EP2209415A1 - Vorrichtung zum erkennen von bakteriellem befall an zähnen - Google Patents

Vorrichtung zum erkennen von bakteriellem befall an zähnen

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Publication number
EP2209415A1
EP2209415A1 EP08838281A EP08838281A EP2209415A1 EP 2209415 A1 EP2209415 A1 EP 2209415A1 EP 08838281 A EP08838281 A EP 08838281A EP 08838281 A EP08838281 A EP 08838281A EP 2209415 A1 EP2209415 A1 EP 2209415A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
emission
light
fiber
face
light guide
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP08838281A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Thomas Hennig
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Ferton Holding SA
Original Assignee
Ferton Holding SA
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Ferton Holding SA filed Critical Ferton Holding SA
Publication of EP2209415A1 publication Critical patent/EP2209415A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
    • G01N21/645—Specially adapted constructive features of fluorimeters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
    • A61B5/0088—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for oral or dental tissue
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
    • G01N2021/6417—Spectrofluorimetric devices
    • G01N2021/6421—Measuring at two or more wavelengths
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
    • G01N21/645—Specially adapted constructive features of fluorimeters
    • G01N2021/6484—Optical fibres

Definitions

  • the invention relates to a device for detecting bacterial infestation of teeth according to the preamble of claim 1.
  • Such a device is known for example from DE-A-42 00 741.
  • the document discloses an apparatus for detecting caries on teeth, comprising a lighting unit which emits radiation in the wavelength range from 360 to 580 nm to a tooth.
  • a filter transmits the fluorescence radiation returned by the tooth in a wavelength range greater than 620 nm. The transmitted radiation is evaluated for caries detection.
  • a further device for detecting bacterial infestation in which a light source emits excitation radiation in a wavelength range between 600 and 670 nm to a tooth to be examined.
  • the fluorescence radiation produced on the tooth is recorded and evaluated in a wavelength range between 670 and 800 nm.
  • the substantially axial exit of the radiation from the respective optical fiber cable proved to be disadvantageous, since due to the substantially axial radiation exit sufficient irradiation straight sections narrow cavities, such as periodontal pockets, is not possible. For this reason, in the previously known devices additional optical elements provided at the radiation exit end of the optical fiber cable, which can represent a significant manufacturing effort and can significantly increase the overall diameter of the optical fiber cable.
  • the invention is therefore an object of the invention to provide a device of the type described above, are better detectable in the bacterially affected areas of narrow cavities, such as periodontal pockets without additional optical elements.
  • the invention advantageously provides that in a device of the type described in the introduction with a light source, a receiving unit, an evaluation unit, which is coupled to the receiving unit, at least one emission fiber, which is coupled to the light source, and at least one detection fiber , which is coupled to the receiving unit, both the emission and the detection fibers have an acceptance angle greater than 35 °.
  • the acceptance angle of the emission and detection fibers may be greater than 40 °, preferably greater than 45 °.
  • the emission and detection fibers can be guided within a fiber optic cable.
  • the acceptance angle greater than 35 ° corresponds to an opening angle of at least 70 °.
  • the advantage of an acceptance angle of greater than 35 ° is that a bundle of emission and detection fibers of the present invention is suitable for irradiating also straight sections of narrow cavities without having to use additional optical elements.
  • the maximum intensity achieved laterally relative to the light exit surface is substantially higher in the case of emission and detection fibers according to the invention which have an acceptance angle greater than 35 ° than in conventional quartz glass optical fibers which are not wide-angle light guides.
  • the present device according to the invention has easy handling.
  • the emission and detection fibers can be coated one or more times.
  • the numerical aperture of the light source may be greater than or equal to the numerical aperture of the at least one emission fiber.
  • the light source used may be an LED chip.
  • LEDs in contrast to lasers, emit light in a wide opening angle.
  • LED chips Conventional, mounted on a substrate, LED chips radiate in this way circular in all directions.
  • the transmission of light in an optical waveguide essentially takes place without changing the aperture angle, that is to say that the light has the same aperture angle on exiting the optical waveguide as it did on entry.
  • coupling is dispensed with optical lenses and a distance of less than 0.3 mm, preferably nearly 0 mm, between the LED chip and the proximal end face of the emission fiber, intended.
  • a medium may be arranged which has a refractive index which lies between that of the emission fiber and that of the surface of the LED chip. In this way, the reflection losses at the transitions are minimized.
  • the introduced into the space medium is optically transparent.
  • the proximal end face of the emission fibers adjoining the light-emitting surface of the LED chip is smaller than the light emission. surface of the LED chip and completely covered by the light-emitting surface of the LED chip.
  • the LED chip emits light in the UV range and / or in the adjacent visible range, preferably violet light in the wavelength range from 390 to 420 nm.
  • the radiation in this wavelength range can be particularly efficient the optical differences between healthy and bacterially affected teeth discover.
  • the distal end face of the bundle of emission and detection fibers may be coupled to the proximal end face of at least one light guide element, wherein the light guide element made of sapphire or a mineral material or plastic and may have an acceptance angle greater than 35 °.
  • the acceptance angle can also be greater than 40 °, preferably greater than 45 °.
  • the light guide can be uncoated, single or multiple coated.
  • the at least one light-guiding element can be guided within an inspection probe, which has a shaft and a coupling part.
  • the inspection probe can be connected to a handpiece.
  • the shaft can be rigid or flexible.
  • the shaft can also be bent or made flexible.
  • the light guide can be rigid or flexible.
  • the at least one light-guiding element can guide the excitation radiation emitted by the light source via the emission fibers to the tooth and also the fluorescence radiation emanating from the tooth.
  • the light-guiding element may consist of a single optical fiber or of a plurality of optical fibers, i. consist of a bundle of optical fibers.
  • the overall diameter of the light guide element may be greater than or equal to the total diameter of emission and detection fibers.
  • the distal end face of the bundle of emission and detection fibers and the proximal end face of the light guide element can be pressed against each other with the aid of a spring force.
  • the proximal end face of the light-guiding element and the distal end face of the bundle of emission and detection fibers can each have a crowned surface.
  • the emission and detection fibers may be directly, i. be performed without interposition of an additional light guide to the tooth.
  • the emission and detection fibers can also be guided at the distal end within an inspection probe with shaft and coupling part.
  • the two aforementioned embodiments with inspection probe facilitate handling, since the bundle of emission and detection fibers or the light guide due to the curved shaft easily in z. B. periodontal pockets can be introduced.
  • the emission and detection fibers may terminate with the distal end of the shaft or protrude a maximum of about 5 cm from the shaft.
  • the proximal end of the inspection probe can be connected to a handpiece, wherein the emission and detection fibers are guided within the handpiece.
  • the juncture between the bundle of emission and detection fibers and the light guide may be within the handpiece.
  • the light source may be disposed within the handpiece.
  • the length of the at least one emission fiber or the total length of the emission fiber and the light element is less than 60 cm, preferably less than 10 cm.
  • the receiving unit has a semiconductor sensor arrangement in which three sensors are arranged within a surface.
  • the three sensors detect the fluorescence radiation excited at the tooth via the at least one emission fiber and returned via the detection fiber in three separate wavelength ranges.
  • the at least one detection fiber may be arranged centrally above the semiconductor sensor arrangement at a defined distance from the surface of the semiconductor sensor arrangement.
  • the light cone emerging from the proximal end of the detection fiber illuminates the sensor area of the semiconductor sensor arrangement without interposing optical lenses.
  • the invention has the advantage that the sensors used detect the fluorescence radiation excited on the tooth in three separate wavelength ranges and an evaluation unit evaluates them. Because of the multitude of tissues present in the mouth and different restorative materials, a diagnosis based on the analysis of three spectral regions is much more accurate and reliable.
  • Another advantage over the prior art is that the returned radiation does not need to be routed via separate optical fiber cables to different optical receivers, or has to be split among the optical receivers via mirrors or other optical elements. Also, no optical elements, in particular lenses are needed to illuminate the sensor surface.
  • the detection fiber is fixed by means of a light guide holder centrally above the semiconductor sensor arrangement and at a defined distance from the surface of the semiconductor sensor arrangement, wherein the light guide holder is attached to the housing of the semiconductor sensor arrangement.
  • the three sensors can be sensors for radiation, each of which lies in the wavelength range of the primary colors red, green and blue.
  • the three sensors can also be sensors for radiation in other wavelength ranges, eg. B. radiations in the wavelength range of mixed colors.
  • the sensors can be arranged within a circular area and the respective base color or mixed color can be assigned a circular area segment of 120 °.
  • This embodiment has the advantage that the returned radiation is uniformly distributed to the sensors, since the detection fiber is positioned centric to the semiconductor sensor array.
  • the three sensors are not limited to being arranged inside a circle but may be arranged arbitrarily with each other.
  • the sensor for radiations in the wavelength range of the primary color red has the highest sensitivity and is sensitive to at least 750 nm.
  • An optical pre-filter for suppressing the excitation radiation can be arranged between the at least one detection fiber and the semiconductor sensor arrangement and fixed on the semiconductor sensor arrangement with the aid of an optically transparent potting compound.
  • the thickness of the optical pre-filter may be less than 2 mm.
  • the pre-filter may be a dielectric filter.
  • the semiconductor sensor assembly may be disposed on a circuit board which is shielded with a copper layer against electromagnetic radiation.
  • any layer that shields against electromagnetic radiation may be used.
  • It can be arranged between the receiving unit and the evaluation three separate amplifier for amplifying the respective signals of the sensors.
  • Data sets in the form of three-dimensional measured values can be stored in the evaluation unit, wherein the evaluation unit compares the measured values measured with the stored data sets and outputs a result with regard to the bacterial infestation of examined tooth sections.
  • the fluorescence signals of the light-guiding element can be detected by the three sensors of the semiconductor sensor arrangement.
  • the material of the light-guiding element can additionally be recognized, wherein the evaluation unit outputs the material of which the light-guiding element consists.
  • the information of which material the light-guiding element consists can be passed on to a software.
  • this software determines the sensitivity with which the measured values are evaluated.
  • the passing on of the information to the software has the advantage that the sensitivity of the measurement can be adapted to the material of the light-guiding element. That means that the Sensitivity, with which the measured values are evaluated, can be adapted to the application.
  • 2b is a quartz glass optical fiber, which is not a wide-angle light guide, and whose axis is aligned parallel to a tooth surface,
  • FIG. 3 is a representation with light distribution on the flat surface of Fig. 2a and Fig. 2b,
  • FIG. 6 is a schematic block diagram in which the light source is arranged in the handpiece
  • FIG. 8 shows a block diagram of the device with receiving unit, amplifier, subtractor, evaluation unit and display,
  • Fig. 1 shows a schematic block diagram of the device according to the invention.
  • Excitation radiation from the light source 18 is coupled into a bundle of emission fibers 14 and transported by them to a tooth 1.
  • the emission fibers 14 are guided together with a bundle of detection fibers 16 in an optical fiber cable 12.
  • the fiber optic cable 12 is coupled to a handpiece 10 at the distal end.
  • the emission fibers 14 and the detection fibers 16 are guided in the handpiece 10 and in an inspection probe 2.
  • the inspection probe 2 consists of a coupling part 6 and a shaft 4.
  • the proximal end of the coupling part 6 can be connected to the distal end of the handpiece 10.
  • the shaft 4 may preferably be made of metal or plastic.
  • the fluorescence radiation excited at the tooth 1 by the excitation radiation is transported via the detection fibers 16 to a receiving unit 20.
  • the emission and detection fibers 14, 16 preferably terminate at the distal end 8 with the distal end of the shaft 4. At most, the emission and detection fibers 14, 16 protrude by about 5 cm from the shaft 4.
  • the fluorescence radiation is detected in three separate wavelength ranges and converted into three electrical signals. These are fed via separate preamplifier 22 to a lock-in amplifier 24.
  • background signals can be subtracted. Background signals are produced by reflection of the excitation radiation at the distal end 8 of the emission and detection fibers 14, 16 and by a slight intrinsic fluorescence of the optical fibers and the adhesives used. The size of this signal is directly proportional to the excitation radiation. If the excitation radiation is kept constant, the result is a constant offset signal. This background signal is measured during the switch-on routine of the measuring device and eliminated in the subtracter 26 before the evaluation.
  • a memory 27 in which three-dimensional measured values of healthy tooth material, diseased tooth material and artificial filling material are stored. Three-dimensional means that for each measured value, the radiation intensities in three spectral ranges z. B. in the spectral regions of the primary colors red, green, blue are measured. The currently measured three-dimensional measured value is compared with the stored comparison measured values and a ratio is calculated. This relationship is in the form of values a display unit 29 is displayed. The user knows that if this value is smaller than a certain value, the examined tooth area is free from bacterial residues.
  • FIGS. 2a and 2b show a first optical fiber bundle 14, 16 and a second optical fiber bundle 19, each having emission and detection fibers. Both the first optical fiber bundle 14, 16 and the second optical fiber bundle 19 are guided within a shaft 4. The respective shaft 4 is located, as shown in FIGS. 2a and 2b can be seen, between gum 31 and tooth 1.
  • FIG. 2a shows a light cone of the optical fiber bundle 14, 16, which represents a bundle of wide-angle light guides.
  • Fig. 2b shows in comparison to the light cone of a bundle of conventional quartz glass optical fibers, which are not wide-angle light guides.
  • the central axes 34, 36 of the first and second optical fiber bundles 14, 16, 19 are at a distance of, for example, 300 ⁇ m parallel to the tooth surface 1 a, which is essentially flat in this section.
  • the diameters of the first and second Lichtleitbündels 14, 16, 19 amount to 210 microns in the embodiments shown.
  • the wide-angle light guides radiate the light with an opening angle of 120 °, which corresponds to an acceptance angle of 60 °.
  • the conventional quartz glass optical fibers, which are not wide-angle optical fibers, have an aperture angle of e.g. 25 °. In Figure 2a, the gum is close to the tooth. Nevertheless, since wide-angle optical fibers have been used, it is still possible to examine the surface of the tooth.
  • Quartz glass light guides which are not wide-angle light guides, can be used (see FIG. 2 b) only if the space between tooth and gum, ie the periodontal pocket, is substantially larger than in FIG. 2 a.
  • Glass waveguides having an acceptance angle greater than 35 °, preferably greater than 40 °, are preferably used as the wide-angle optical fiber.
  • wide-angle plastic optical fibers preferably polystyrene.
  • Fig. 3 shows the light intensity distributions in an experimental setup on a flat surface (instead of the tooth surface Ia with gums) under geometrical conditions similar to those of Figs. 2a and 2b correspond.
  • the optical fibers and the planar surface are arranged at the same distances and in the same orientations to each other as the optical fiber bundles 14, 16 and the tooth surface Ia in Fig. 2a and Fig.
  • the difference is that the optical fibers of the experimental arrangement not in one Gingival pocket light up and therefore the light rays are not limited by the gums.
  • the light rays can hit the flat surface unhindered.
  • the light exit surface, ie the free end of the light guide lies on the abscissa at the value 0.
  • the white dots represent the light intensity distribution for conventional quartz glass light guides with an opening angle of 25 °
  • the black squares represent the light intensity distribution for wide-angle light guides with an opening angle of 120 °.
  • Significant differences between the two curves can be seen.
  • An opening angle of only 25 ° leads to a flat curve.
  • the highest light intensity on the flat surface is approximately in the range between 1.5 mm and 2 mm in front of the light exit surface of the light guide.
  • the highest light intensity achieved on the flat surface is only about 0.3 mm in front of the light guide.
  • the maximum intensity achieved on the flat surface is more than five times higher in the case of the wide-angle optical fiber used in a device according to the invention compared to the maximum intensity of a conventional quartz glass optical fiber, which is not a wide-angle optical fiber. This means that much more accurate measured values can be determined, since the signal-to-noise ratio is significantly better.
  • the examined surface section is considerably shorter and better illuminated than with conventional quartz glass optical waveguides which are not wide-angle optical waveguides.
  • the ratio of bacterially contaminated area to area under investigation has a direct influence on the measured values, ie, if the bacterially contaminated area is small compared to the surface area under investigation, the contamination is difficult because of the small percentage of contaminated area to the total area surveyed read from the measured values. Small impurities can therefore easily be overlooked when using conventional quartz glass optical fibers having a large surface area under inspection and low illumination, as shown in FIG.
  • the ratio of contaminated area to area section under investigation is more favorable in terms of the percentage, so that contaminated areas are more clearly and accurately detectable. For this reason, the tooth sections to be examined, in particular in narrow cavities, can be examined more precisely with a wide-angle light guide according to the invention.
  • Fig. 4 shows the illuminance at the end of various optical fibers relative to the illuminance at the input of the optical fibers as a function of their length.
  • the relative illuminance was calculated according to the following formula:
  • NA numerical aperture a: attenuation of the optical fiber in dB / m
  • the open circles refer to a wide-angle optical fiber with an opening angle of 120 °. This wide-angle optical fiber has an attenuation of about 17 dB / m in the range of 400 nm.
  • the black dots refer to a quartz glass fiber with an opening angle of 25 °. This quartz glass optical fiber has an attenuation of about 0.1 dB / m in the range of 400 nm.
  • optical fibers especially in the case of wide-angle light guides, lead to a weakening of the light available at the exit surface in the short-wave spectral range around 390-420 nm, which is interesting for fluorescence excitation.
  • the optical fiber should, in order to avoid this attenuation, have a length of less than 60 cm, preferably less than 10 cm, when using a wide-angle optical fiber.
  • FIG. 4 shows that with wide-angle light guides which are shorter than 10 cm, an approximately 10-fold higher illuminance can be achieved at the light exit side than with conventional quartz glass optical waveguides which are not wide-angle light guides. Looking at Fig. 3 and Fig.
  • an approximately 50 times higher light intensity can be achieved on a surface of a substance to be examined, which runs parallel to the axis of the wide-angle optical fiber. It can be seen from FIG. 3 that in the case of wide-angle light guides, an approximately 5 times higher light intensity can be achieved on a surface of a substance to be examined which runs parallel to the axis of the wide-angle light guide than with non-wide-angle light guides. From FIG. 4 it can be seen that an approximately 10 times higher illuminance, or in other words light intensity, can be achieved at the light exit surface. It follows that when using a wide-angle optical fiber shorter than 10 cm, a 50 times higher light intensity can be obtained on a surface of a substance to be examined which is parallel to the axis of the wide-angle optical fiber.
  • FIG. 5 shows an LED chip 40, which is coupled opposite to the emission fibers 14. That is, less than 0.3 mm, preferably 0 mm, spacing remains between the LED chip surface and the proximal end face of the emission fibers 14.
  • a non-illustrated, preferably transparent medium for.
  • the calculation index between which the E- missionsfasern 14 and the LED chip surface is located.
  • the transparent medium z. B. a curable plastic
  • the emission fibers are mechanically fixed to the LED chip 40 and optically coupled.
  • the LED chip 40 is mounted by means of an electrically conductive adhesive 46 on a monitor diode chip 50 and electrically contacted.
  • the monitor 50 supplies a measured variable proportional to the optical output line of the LED chip 40. From an electrical contact point 48, a bonding wire 44 is connected to an electrical connecting pin 54 which is guided insulated in the socket 52.
  • the monitor diode 50 has a second electrical contact, which is guided as GeHousepin 56 to the outside.
  • the LED chip also has a second electrical connection, this takes place via a bonding wire 42, which is connected to an isolated in the base 52 outboard electrical connection pin 58.
  • the structure of FIG. 5 can also be executed without a monitor diode 50. In this case, the electrical contact point 48 and the bonding wire 44 with the isolated in the socket pin 54 would be omitted.
  • the light source is arranged within the handpiece 10.
  • the emission and detection fibers 14, 16 are brought together at the distal end of the handpiece 10.
  • an inspection probe with shaft and coupling part connects, in which the emission and detection fibers 14, 16 are guided.
  • the emission and detection fibers terminate with the distal end of the shaft.
  • the fluorescence radiation excited at the tooth 1 is transmitted from the tooth 1 via the detection fibers 16 to a receiving unit 20 which is located in the device 17.
  • the detection fibers 16 are guided from the proximal end of the handpiece 10 to the receiving unit in the optical fiber cable 13.
  • the light source of Fig. 5 is used.
  • FIG. 7 shows a bundle of detection fibers 16, which are positioned centrally via a semiconductor sensor arrangement 62 according to the invention and at a defined distance from the surface of the semiconductor sensor arrangement 62 with the aid of a light guide holder 68.
  • the optical fiber holder 68 which is not shown here, attached to the housing of the semiconductor sensor assembly 62.
  • the semiconductor sensor arrangement 62 has three sensors, which are arranged within a circle, which detect the fluorescence radiation excited in the tooth via the emission fibers 14 in three separate wavelength ranges and convert them into three electrical signals.
  • the three sensors are sensors z. B. for the primary colors red, green and blue.
  • the respective primary color is assigned a circle segment of 120 °.
  • the distance between the end face of the detection fibers 16 and the surface of the semiconductor sensor array 62 ensures complete illumination of the three sensors.
  • the distance between the end face of the detection fibers 16 and the surface of the semiconductor sensor array 62 can be less than 2 mm when using wide-angle light guides.
  • a pre-filter 64 for suppressing the excitation radiation can be applied. orders be.
  • the pre-filter 64 is fixed on the semiconductor sensor assembly 62 by means of an optically transparent potting compound.
  • Fig. 8 shows a block diagram of the device according to the invention.
  • the detection fibers 16 which guide the radiation returned by the tooth are positioned centrally via a semiconductor sensor arrangement 62 at a defined distance from the surface of the semiconductor sensor arrangement 62.
  • the semiconductor sensor arrangement 62 has three sensors arranged within a circle, which detect the fluorescence radiation excited on the tooth or in the periodontal pocket via the emission fibers 14 in three separate wavelength ranges and convert them into three electrical signals. These are, as also shown in FIG. 1, fed via separate preamplifiers 22, a lock-in amplifier 24 and a subtracter 26 to an evaluation unit 28. There, the measured values are compared with comparison measured values stored in a memory 27 and a value is output which can be displayed on a display 29. If the value is above a certain value, it means that the tooth has bacterial infestation.
  • FIG. 9 shows a block diagram which is very similar to that of FIG. 6, with the difference that the end face of the bundle of emission and detection fibers 14, 16 is coupled to the end face of a light element 9.
  • the light guide 9 is guided within a centering device 15 and projects at the proximal end of the centering device 15 out of this.
  • the centering device 15 and thus the light-guiding element 9 are pressed against the bundle of emission and detection fibers 14, 16 within a plug-in and coupling element 11 by a spring.
  • a plug and coupling element 11 may be a commercially available ST plug having a bayonet mount.
  • the plug-in and coupling element 11 is located within a handpiece 10.
  • the light-guiding element 9 is pushed back into the coupling part 6 by the length projecting beyond the proximal end of the centering device 11.
  • the light-guiding element 9 Since the light-guiding element 9 is fixed or glued within the shaft 4 and / or the distal end of the coupling part 6, the light-guiding element 9, which in this case is a flexible plastic optical fiber, bends inside the coupling part 6.
  • the light-guiding element 9 stands by the bend under a bias in the longitudinal direction, which causes the light-guiding element 9 is pressed permanently against the bundle of emission and detection fibers 14, 16. This ensures a good coupling of the radiation from the bundle of emission and detection fibers 14, 16 into the light-guiding element 9 and vice versa.
  • the excitation radiation from the emission fiber 14 is coupled into the light guide element 9.
  • the light-guiding element 9 is guided within an inspection probe 2 with shaft 4 and a coupling part 6.
  • the light-guiding element 9 can terminate at the distal end with the distal end of the shaft 4 or protrude distally therefrom, protruding a maximum of 30 mm out of the shaft 4.
  • the shaft 4 may be closed distally either open or for reasons of hygiene with an optically transparent element.
  • the optical element may consist of either glass, plastic or the like. Also, the optical element may be a lens.
  • the light exiting distally from the light-guiding element 9 illuminates the tooth section to be examined.
  • the light returned by the illuminated tooth section is picked up by the distal end of the light-guiding element 9 and guided via the detection fibers 16 to a receiving unit 20.
  • the light guide 9 may also consist of sapphire or other mineral materials.
  • the connection between the light-guiding element 9 and the bundle of emission and detection fibers 14, 16 can also take place without bending the light-conducting element 9, in particular if the light-guiding element 9 is rigid.
  • the light-guiding element 9 and the bundle of emission and detection fibers 14, 16 may have a crowned end face in order to allow a better coupling of the light.
  • the Lichtleiteiement 9 consist of several optical fibers, ie the light guide consists of a bundle of optical fibers. These light guides may each have a diameter of about 30 microns. Also, these optical fibers may consist of sapphire or other mineral materials or plastics.
  • the fluorescence signals of the light-guiding element 9 can be detected by the receiving unit 20 for the fluorescence signals of the illuminated tooth sections. These latter fluorescence signals are then also converted into electrical signals. These are fed to the evaluation unit 28 via separate preamplifiers 22, a lock-in amplifier 24 and a subtractor 26. In the memory 27, which is located within the evaluation unit 28, can additionally three-dimensional measured values of the materials of various possible üchtleitmaschine 9 are located. The measured fluorescence signals of the light-guiding element 9 can be compared with the stored measured values. In this way it can be determined from which material the light-guiding element 9 is made. The sensitivity of the measurement can be adapted to the material of the light-guiding element.

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Abstract

Bei einer Vorrichtung zum Erkennen von bakteriellem Befall an Zähnen, mit einer Lichtquelle (18), einer Empfangseinheit (20), einer Auswerteeinheit (28), die mit der Empfangseinheit (20) gekoppelt ist, mindestens einer Emissionsfaser (14), die mit der Lichtquelle (18) gekoppelt ist, und mindestens einer Detektionsfaser (16), die mit der Empfangseinheit (20) gekoppelt ist, ist vorgesehen, dass sowohl die Emissions- (14) als auch die Detektionsfaser (16) einen Akzeptanzwinkel größer als 35° aufweisen.

Description

Vorrichtung zum Erkennen von bakteriellem Befall an Zähnen
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Erkennen von bakteriellem Befall an Zähnen nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1.
Eine derartige Vorrichtung ist beispielsweise aus der DE-A-42 00 741 bekannt. Das Dokument offenbart eine Vorrichtung zum Erkennen von Karies an Zähnen, mit einer Beleuchtungseinheit, die Strahlung im Wellenlängenbereich von 360 bis 580 nm auf einen Zahn aussendet. Ein Filter lässt die vom Zahn zurückgesandte Fluoreszenzstrahlung in einem Wellenlängenbereich größer als 620 nm durch. Die durchgelassene Strahlung wird zur Karieserkennung ausgewertet.
Aus der DE-A-195 41 686 ist eine weitere Vorrichtung zum Erkennen von bakteriellem Befall bekannt, bei der eine Lichtquelle Anregungsstrahlung in einem Wellenlängenbereich zwischen 600 und 670 nm auf einen zu untersuchenden Zahn aussendet. Die am Zahn hervorgerufene Fluoreszenzstrahlung wird in einem Wellenlängenbereich zwischen 670 und 800 nm erfasst und ausgewertet.
Bei den bisher bekannten Vorrichtungen erwies sich der im wesentlichen axiale Austritt der Strahlung aus dem jeweiligen Lichtleiterkabel als nachteilig, da aufgrund des im wesentlichen axialen Strahlungsaustritts eine ausreichende Bestrahlung gerader Abschnitte enger Hohlräume, z.B. Zahnfleischtaschen, nicht möglich ist. Aus diesem Grund werden bei den bisher bekannten Vorrichtungen zusätzliche optische Elemente am Strahlungsaustrittsende der Lichtleiterkabel vorgesehen, die einen nicht unerheblichen Fertigungsaufwand darstellen können und die Gesamtdurchmesser der Lichtleiterkabel erheblich vergrößern können.
Der Erfindung liegt demzufolge die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung der eingangs beschriebenen Art zu schaffen, bei der bakteriell befallene Stellen von engen Hohlräumen, wie Zahnfleischtaschen, ohne zusätzliche optische Elemente besser detektierbar sind.
Zur Lösung dieser Aufgabe dienen die Merkmale des Anspruchs 1.
Die Erfindung sieht in vorteilhafter Weise vor, dass bei einer Vorrichtung der einleitend beschriebenen Art mit einer Lichtquelle, einer Empfangseinheit, einer Auswerteeinheit, die mit der Empfangseinheit gekoppelt ist, mindestens einer Emissionsfaser, die mit der Lichtquelle gekoppelt ist, und mindestens einer De- tektionsfaser, die mit der Empfangseinheit gekoppelt ist, sowohl die Emissionsais auch die Detektionsfasern einen Akzeptanzwinkel größer als 35° aufweisen.
Alternativ kann der Akzeptanzwinkel der Emissions- und Detektionsfaser größer als 40°, vorzugsweise größer als 45°, sein.
Die Emissions- und Detektionsfasern können innerhalb eines Lichtleiterkabels geführt werden.
Der Akzeptanzwinkel größer als 35° entspricht einem Öffnungswinkel von mindestens 70°. Der Vorteil eines Akzeptanzwinkels von größer als 35° besteht darin, dass das ein Bündel aus Emissions- und Detektionsfasern der vorliegenden Erfindung geeignet ist, um auch geradlinige Abschnitte enger Hohlräume zu bestrahlen, ohne dass zusätzliche optische Elemente verwendet werden müssen. Die seitlich zur Lichtaustrittsfläche erzielte maximale Intensität ist bei erfindungsgemäßen Emissions- und Detektionsfasern, die einen Akzeptanzwinkel größer als 35° aufweisen, wesentlich höher als bei üblichen Quarzglaslichtleitern, die keine Weitwinkellichtleiter sind. Zusätzlich weist die vorliegende erfϊndungsgemäße Vorrichtung eine einfache Handhabbarkeit auf. Die Emissions- und Detektionsfasern können einfach oder mehrfach beschichtet sein.
Die numerische Apertur der Lichtquelle kann größer oder gleich der numerischen Apertur der mindestens einen Emissionsfaser sein.
Die verwendete Lichtquelle kann ein LED-Chip sein.
LEDs strahlen, im Gegensatz zu Lasern, Licht in einem weiten Öffnungswinkel aus. Übliche, auf einem Substrat montierte, LED-Chips strahlen auf diese Weise kreisförmig in alle Richtungen.
Die Übertragung von Licht in einem Lichtleiter erfolgt im Wesentlichen ohne Änderung des Öffnungswinkels, d.h., dass das Licht beim Austreten aus dem Lichtleiter den gleichen Öffnungswinkel besitzt wie beim Eintritt.
Um somit Licht mit weitem Öffnungswinkel an der Lichtleiteraustrittsseite zu realisieren, wird bei einem weiteren Ausführungsbeispiel beim Einkoppeln auf optische Linsen verzichtet und zwischen dem LED-Chip und der proximalen Stirnfläche der Emissionsfaser ein Abstand von weniger als 0,3 mm, vorzugsweise nahezu 0 mm, vorgesehen.
Durch den Verzicht auf optische Linsen können wesentlich weitere Öffnungswinkel realisiert werden.
Zwischen dem LED-Chip und der proximalen Stirnfläche der mindestens einen Emissionsfaser kann ein Medium angeordnet sein, das einen Brechungsindex besitzt, der zwischen dem der Emissionsfaser und dem der Oberfläche des LED- Chips liegt. Auf diese Weise werden die Reflektionsverluste an den Übergängen minimiert. Vorteilhafterweise ist das in den Zwischenraum eingebrachte Medium optisch transparent.
Bei einer Weiterbildung ist die an die lichtemittierende Fläche des LED-Chips angrenzende proximale Stirnfläche der Emissionsfasern kleiner als die lichtemittie- rende Fläche des LED-Chips und vollständig von der lichtemittierenden Fläche des LED-Chips bedeckt.
Bei einer weiteren Ausgestaltung emittiert der LED-Chip Licht im UV-Bereich und/oder im angrenzenden sichtbaren Bereich, vorzugsweise violettes Licht im Wellenlängenbereich von 390 bis 420 nm. Die Strahlung in diesem Wellenlängenbereich kann besonders effizient die optischen Unterschiede zwischen gesunden und bakteriell befallenen Zähnen aufdecken.
Die distale Stirnfläche des Bündels aus Emissions- und Detektionsfasern kann mit der proximalen Stirnfläche mindestens eines Lichtleitelementes gekoppelt sein, wobei das Lichtleitelement aus Saphir bzw. einem mineralischen Werkstoff oder aus Kunststoff bestehen und einen Akzeptanzwinkel größer als 35° aufweisen kann. Der Akzeptanzwinkel kann auch größer als 40°, vorzugsweise größer als 45°, sein. Das Lichtleitelement kann unbeschichtet, einfach oder mehrfach beschichtet sein.
Das mindestens eine Lichtleitelement kann innerhalb einer Inspektionssonde geführt sein, die einen Schaft und ein Ankopplungsteil aufweist. Die Inspektionssonde kann an einem Handstück angeschlossen sein. Der Schaft kann starr oder flexibel sein. Der Schaft kann auch gebogen bzw. biegsam ausgeführt sein.
Auch kann das Lichtleitelement starr oder flexibel sein.
Das mindestens eine Lichtleitelement kann die von der Lichtquelle über die Emissionsfasern zum Zahn emittierte Anregungsstrahlung und auch die vom Zahn ausgehende Fluoreszenzstrahlung leiten.
Das Lichtleitelement kann aus einem einzelnen Lichtleiter oder aus mehreren Lichtleitern, d.h. einem Bündel von Lichtleitern bestehen.
Der Gesamtdurchmesser des Lichtleitelements kann größer oder gleich dem Gesamtdurchmesser von Emissions- und Detektionsfasern sein. Die distale Stirnfläche des Bündels aus Emissions- und Detektionsfasern und die proximale Stirnfläche des Lichtleitelements können mit Hilfe einer Federkraft an- einandergepresst sein.
Die proximale Stirnfläche des Lichtleitelements und die distale Stirnfläche des Bündels aus Emissions- und Detektionsfasern können jeweils eine ballige Oberfläche aufweisen.
Alternativ zu dem Lichtleitelement können die Emissions- und Detektionsfasern direkt, d.h. ohne Zwischenschalten eines zusätzlichen Lichtleitelements bis zum Zahn geführt werden. Die Emissions- und Detektionsfasern können ebenfalls am distalen Ende innerhalb einer Inspektionssonde mit Schaft und Ankopplungsteil geführt sein.
Die zwei zuvor genannten Ausführungsformen mit Inspektionssonde erleichtern die Handhabbarkeit, da das Bündel aus Emissions- und Detektionsfasern bzw. das Lichtleitelement aufgrund des gebogenen Schafts leicht in z. B. Zahnfleischtaschen eingeführt werden kann.
Die Emissions- und Detektionsfasern können mit dem distalen Ende des Schafts abschließen oder maximal ca. 5 cm gegenüber dem Schaft hervorstehen.
Bei einer weiteren Ausgestaltung ist vorgesehen, dass das proximale Ende der Inspektionssonde an ein Handstück anschließbar ist, wobei die Emissions- und Detektionsfasern innerhalb des Handstücks geführt sind. Bei der Ausführungsform, bei der ein zusätzliches Lichtleitelement an das Bündel aus Emissions- und Detektionsfasern angekoppelt ist, kann sich die Verbindungsstelle zwischen dem Bündel aus Emissions- und Detektionsfasern und dem Lichtleitelement innerhalb des Handstücks befinden.
Dies hat den Vorteil, dass die Vorrichtung besser handhabbar ist, da das Bündel aus Emissions- und Detektionsfasern, bzw. das Lichtleitelement aufgrund des Handstücks besser geführt werden kann.
Die Lichtquelle kann innerhalb des Handstücks angeordnet sein. Bei einer Weiterbildung ist vorgesehen, dass die Länge der zumindest einen Emissionsfaser oder die Gesamtlänge der Emissionsfaser und des Lichtelements weniger als 60 cm, vorzugsweise weniger als 10 cm, beträgt.
Diese Ausführungsformen haben den Vorteil, dass das ausgesendete Licht keine langen Wege von der Lichtquelle bis zum Zahn zurücklegen muss, da bei Weitwinkellichtleitern die Intensität der Strahlung mit zunehmender Länge der Transmissionsstrecke erheblich abnimmt.
Bei einer Weiterbildung ist vorgesehen, dass die Empfangseinheit eine Halbleitersensorenanordnung aufweist, in der drei Sensoren innerhalb einer Fläche angeordnet sind. Die drei Sensoren erfassen die am Zahn über die mindestens eine Emissionsfaser angeregte und über die Detektionsfaser zurückgesandte Fluoreszenzstrahlung in drei voneinander getrennten Wellenlängenbereichen. Die mindestens eine Detektionsfaser kann zentrisch über der Halbleitersensorenanordnung in einem definierten Abstand zur Oberfläche der Halbleitersensorenanordnung angeordnet sein.
Der aus dem proximalen Ende der Detektionsfaser austretende Lichtkegel leuchtet ohne Zwischenschalten optischer Linsen die Sensorfläche der Halbleitersensorenanordnung aus.
Bei dem bisherigen Stand der Technik besteht der Nachteil, dass es bei einer Untersuchung im Bereich verschiedener, zahnärztlicher Füllungsmaterialien zu falschen Ergebnissen kommen kann. Gerade jedoch im Übergangsbereich von Zahnrnaterial zu Füllungsmaterial ist eine Information, ob ein Zahn bakteriell befallen ist oder nicht, von besonderem Interesse.
Die Erfindung hat den Vorteil, dass die verwendeten Sensoren die am Zahn angeregte Fluoreszenzstrahlung in drei voneinander getrennten Wellenlängenbereichen erfassen und eine Auswerteeinheit diese auswertet. Aufgrund der Vielzahl der im Mund vorkommenden Gewebe und unterschiedlichen Füllungsmaterialien ist eine Diagnose, die sich auf die Analyse von drei Spektralbereichen stützt, wesentlich genauer und zuverlässiger. Ein weiterer Vorteil gegenüber dem bisherigen Stand der Technik besteht darin, dass die zurückgesandte Strahlung nicht über getrennte Lichtleiterkabel zu verschiedenen optischen Empfängern geführt werden muss, oder über Spiegel oder andere optische Elemente auf die optischen Empfänger aufgeteilt werden muss. Auch werden keine optischen Elemente insbesondere Linsen benötigt, um die Sensorfläche auszuleuchten.
Die Detektionsfaser ist mit Hilfe einer Lichtleiterhalterung zentrisch über der Halbleitersensorenanordnung und in einem definierten Abstand zur Oberfläche der Halbleitersensorenanordnung fixiert, wobei die Lichtleiterhalterung an dem Gehäuse der Halbleitersensorenanordnung befestigt ist.
Die drei Sensoren können Sensoren für Strahlungen sein, die jeweils im Wellenlängenbereich der Grundfarben Rot, Grün und Blau liegen. Die drei Sensoren können auch Sensoren für Strahlungen in anderen Wellenlängenbereichen sein, z. B. Strahlungen im Wellenlängenbereich von Mischfarben.
Die Sensoren können innerhalb einer Kreisfläche angeordnet sein und der jeweiligen Grundfarbe bzw. Mischfarbe kann ein Kreisflächensegment von 120° zugeordnet sein.
Dieses Ausführungsbeispiel hat den Vorteil, dass die zurückgesandte Strahlung gleichmäßig auf die Sensoren verteilt wird, da die Detektionsfaser zentrisch zu der Halbleitersensorenanordnung positioniert ist.
Die drei Sensoren sind jedoch nicht darauf beschränkt, innerhalb eines Kreises angeordnet zu sein, sondern können auch beliebig zueinander angeordnet sein.
Der Sensor für Strahlungen im Wellenlängenbereich der Grundfarbe Rot besitzt die höchste Sensitivität und ist bis mindestens 750 nm empfindlich.
Dies hat den Vorteil, dass die im Vergleich zur grünen Fluoreszenz schwache Rot- Fluoreszenz verstärkt wird und dadurch ein elektrisches Übersprechen verringert wird. Ein optischer Vorfilter zur Unterdrückung der Anregungsstrahlung kann zwischen der mindestens einen Detektionsfaser und der Halbleitersensorenanordnung angeordnet sein und auf der Halbleitersensorenanordnung mit Hilfe einer optisch transparenten Vergussmasse fixiert sein.
Die Dicke des optischen Vorfilters kann weniger als 2 mm betragen. Der Vorfilter kann ein dielektrischer Filter sein.
Auch kann die Halbleitersensorenanordnung auf einer Platine angeordnet sein, die mit einer Kupferschicht gegen elektromagnetische Strahlung abgeschirmt ist.
Alternativ kann jede beliebige Schicht verwendet werden, die gegen elektromagnetische Strahlung abschirmt.
Es können zwischen der Empfangseinheit und der Auswerteeinheit drei separate Verstärker zur Verstärkung der jeweiligen Signale der Sensoren angeordnet sein.
In der Auswerteeinheit können Datensätze in Form von dreidimensionalen Messwerten gespeichert sein, wobei die Auswerteeinheit die gemessenen Messwerte mit den gespeicherten Datensätzen vergleicht und ein Ergebnis hinsichtlich des bakteriellen Befalls untersuchter Zahnabschnitte ausgibt.
Auch können die Fluoreszenzsignale des Lichtleitelementes von den drei Sensoren der Halbleitersensorenanordnung erfassbar sein. Durch Vergleich der von den drei Sensoren erzeugten Messsignale mit in der Auswerteeinheit gespeicherten Referenzdatensätzen unterschiedlicher Materialien ist zusätzlich auch das Material des Lichtleitelements erkennbar, wobei die Auswerteeinheit ausgibt, aus welchem Material das Lichtleitelement besteht.
Die Information, aus welchem Material das Lichtleitelement besteht, kann an eine Software weitergegeben werden. Diese Software legt unter anderem die Empfindlichkeit fest, mit der die Messwerte ausgewertet werden. Die Weitergabe der Information an die Software hat den Vorteil, dass die Sensitivität der Messung dem Material des Lichtleitelementes angepasst werden kann. Das heißt, dass die Empfindlichkeit, mit der die Messwerte ausgewertet werden, dem Anwendungszweck angepasst werden kann.
Im folgenden werden unter Bezugnahme auf die Zeichnungen Ausführungsbeispiele der Erfindung näher erläutert:
Es zeigen schematisch:
Fig. 1 eine prinzipielles Blockschaltbild der erfindungsgemäßen Vorrichtung,
Fig. 2a ein Weitwinkellichtleiter, dessen Achse parallel zu einer Zahnoberfläche ist,
Fig. 2b ein Quarzglaslichtleiter, der kein Weitwinkellichtleiter ist, und dessen Achse parallel zu einer Zahnoberfläche ausgerichtet ist,
Fig. 3 eine Darstellung mit Lichtverteilung auf der ebenen Fläche aus Fig. 2a und Fig. 2b,
Fig. 4 eine Darstellung, die den Zusammenhang zwischen Dämpfung der Beleuchtungsstärke und Länge des Lichtleiters darstellt,
Fig. 5 eine Darstellung, bei der die Lichtquelle ein LED-Chip ist,
Fig. 6 ein schematisches Blockschaltbild, bei dem die Lichtquelle im Handstück angeordnet ist,
Fig. 7 eine Vorrichtung mit Halbleitersensorenanordnung,
Fig. 8 ein Blockschaltbild der Vorrichtung mit Empfangseinheit, Verstärker, Subtrahierer, Auswerteeinheit und Anzeige,
Fig. 9 eine Vorrichtung mit einem Lichtleitelement. Fig. 1 zeigt ein prinzipielles Blockschaltbild der erfindungsgemäßen Vorrichtung. Anregungsstrahlung aus der Lichtquelle 18 wird in ein Bündel von Emissionsfasern 14 eingekoppelt und von diesen zu einem Zahn 1 transportiert. Die Emissionsfasern 14 werden zusammen mit einem Bündel von Detektionsfasern 16 in einem Lichtleiterkabel 12 geführt. Das Lichtleiterkabel 12 ist am distalen Ende an ein Handstück 10 gekoppelt. Die Emissionsfasern 14 und die Detektionsfasern 16 werden in dem Handstück 10 und in einer Inspektionssonde 2 geführt. Die Inspektionssonde 2 besteht aus einem Ankopplungsteil 6 und einem Schaft 4. Das proximale Ende des Ankopplungsteils 6 ist an das distale Ende des Handstücks 10 anschließbar. Der Schaft 4 kann vorzugsweise aus Metall oder Kunststoff bestehen. Die am Zahn 1 von der Anregungsstrahlung angeregte Fluoreszenzstrahlung wird über die Detektionsfasern 16 zu einer Empfangseinheit 20 transportiert. Die Emissions- und Detektionsfasern 14, 16 schließen am distalen Ende 8 vorzugsweise mit dem distalen Ende des Schafts 4 ab. Maximal stehen die Emissions- und Detektionsfasern 14, 16 um ca. 5 cm gegenüber dem Schaft 4 hervor.
In der Empfangseinheit 20 wird die Fluoreszenzstrahlung in drei voneinander getrennten Wellenlängenbereichen erfasst und in drei elektrische Signale umgewandelt. Diese werden über separate Vorverstärker 22 einem Lock-in-Verstärker 24 zugeführt. Mittels eines dem Lock-in-Verstärker 24 nachgeschalteten Subtrahierer 26 können Hintergrundsignale abgezogen werden. Hintergrundsignale entstehen durch Reflektion der Anregungsstrahlung am distalen Ende 8 der Emissions- und Detektionsfasern 14, 16 sowie durch eine leichte Eigenfluoreszenz der Lichtleitfasern und der verwendeten Klebstoffe. Die Größe dieses Signals ist direkt proportional zur Anregungsstrahlung. Wird die Anregungsstrahlung konstant gehalten, ergibt sich ein konstantes Offset-Signal. Dieses Hintergrundsignal wird während der Einschaltroutine des Messgerätes gemessen und vor der Auswertung im Subtrahierer 26 eliminiert. Innerhalb der Auswerteeinheit 28 befindet sich ein Speicher 27, in dem dreidimensionale Messwerte von gesundem Zahnmaterial, krankem Zahnmaterial und künstlichem Füllungsmaterial hinterlegt sind. Dreidimensional bedeutet, dass bei jedem Messwert die Strahlungsintensitäten in drei Spektralbereichen z. B. in den Spektralbereichen der Grundfarben Rot, Grün, Blau gemessen werden. Der aktuell gemessene dreidimensionale Messwert wird mit den gespeicherten Vergleichsmesswerten verglichen und es wird ein Verhältnis berechnet. Dieses Verhältnis wird in Form von Werten auf einer Anzeigeeinheit 29 angezeigt. Der Anwender weiß, wenn dieser Wert kleiner als ein bestimmter Wert ist, ist der untersuchte Zahnbereich frei von bakteriellen Rückständen.
Fign. 2a und 2b zeigen ein erstes Lichtleiterbündel 14, 16 und ein zweites Lichtleiterbündel 19, die jeweils Emissions- und Detektionsfasem aufweisen. Sowohl das erste Lichtleiterbündel 14, 16 als auch das zweite Lichtleiterbündel 19 sind innerhalb eines Schafts 4 geführt. Der jeweilige Schaft 4 befindet sich, wie in den Fign. 2a und 2b zu sehen ist, zwischen Zahnfleisch 31 und Zahn 1. In den beiden Figuren sind die beiden Lichtkegel, die das erste und das zweite Lichtleiterbündel 14, 16, 19 werfen, mit gestrichelten Linien eingezeichnet. Fig. 2a zeigt einen Lichtkegel des Lichtleiterbündels 14, 16, das ein Bündel aus Weitwinkellichtleitern repräsentiert. Fig. 2b zeigt im Vergleich hierzu den Lichtkegel eines Bündels aus üblichen Quarzglaslichtleitern, die keine Weitwinkellichtleiter sind. Die Mittelachsen 34, 36 des ersten und zweiten Lichtleiterbündels 14, 16, 19 liegen im Abstand von beispielsweise 300 μm parallel zu der in diesem Abschnitt im Wesentlichen ebenen Zahnoberfläche Ia. Die Durchmesser des ersten und zweiten Lichtleitbündels 14, 16, 19 betragen in den gezeigten Ausführungsbeispielen jeweils 210 μm. Die Weitwinkellichtleiter strahlen das Licht mit einem Öffnungswinkel von 120° ab, was einem Akzeptanzwinkel von 60° entspricht. Die herkömmlichen Quarzglaslichtleiter, die keine Weitwinkellichtleiter sind, besitzt einen Öffnungswinkel von z.B. 25°. In Fig 2a liegt das Zahnfleisch nahe am Zahn an. Trotzdem ist es hier, da Weitwinkellichtleiter verwendet worden sind, noch möglich die Oberfläche des Zahns zu untersuchen. Mit herkömmlichen Quarzglaslichtleitern mit einem typischen Öffnungswinkel von 25° wäre eine Ausleuchtung in einer engen Zahnfleischtasche nicht möglich. Quarzglaslichtleiter, die keine Weitwinkedichtleiter sind, können erst (siehe Fig. 2b) verwendet werden, wenn der Raum zwischen Zahn und Zahnfleisch, also die Zahnfleischtasche, wesentlich größer ist als in Fig. 2a.
Vorzugsweise werden als Weitwinkellichtleiter Glaslichtleiter mit einem Akzeptanzwinkel größer als 35°, vorzugsweise größer als 40°, verwendet. Es können aber auch Weitwinkel-Kunststofflichtleitfasern, vorzugsweise aus Polystyrol, verwendet werden. Fig. 3 zeigt die Lichtintensitätsverteilungen in einer Versuchsanordnung auf einer ebenen Fläche (anstelle der Zahnoberfläche Ia mit Zahnfleisch) unter geometrischen Verhältnissen, die denen aus Fign. 2a und 2b entsprechen. Die Lichtleiter und die ebene Fläche sind in den gleichen Abständen und in den gleichen Ausrichtungen zueinander angeordnet wie die Lichtleiterbündel 14, 16 und die Zahnoberfläche Ia in Fig. 2a und Fig. 2b, wobei der Unterschied besteht, dass die Lichtleiter der Versuchsanordnung nicht in eine Zahnfleischtasche leuchten und daher die Lichtstrahlen auch nicht vom Zahnfleisch begrenzt werden. Die Lichtstrahlen können ungehindert auf die ebene Fläche treffen. Die Lichtaustrittsfläche, d.h. das freie Ende der Lichtleiter liegt auf der Abszisse beim Wert 0. Die weißen Punkte repräsentieren die Lichtintensitätsverteilung für übliche Quarzglaslichtleiter mit einem Öffnungswinkel von 25°, die schwarzen Quadrate repräsentieren die Lichtintensitätsverteilung für Weitwinkellichtleiter mit einem Öffnungswinkel von 120°. Deutliche Unterschiede zwischen beiden Kurven sind zu erkennen. Ein Öffnungswinkel von nur 25° führt zu einem flachen Kurvenverlauf. Die höchste Lichtintensität auf der ebenen Fläche liegt etwa im Bereich zwischen 1,5 mm und 2 mm vor der Lichtaustrittsfläche des Lichtleiters. Im Falle eines Öffnungswinkels von 120° liegt die höchste auf der ebenen Fläche erzielte Lichtintensität nur etwa 0,3 mm vor dem Lichtleiter. Die auf der ebenen Fläche erzielte maximale Intensität ist im Falle des bei einer erfindungsgemäßen Vorrichtung verwendeten Weitwinkellichtleiters mehr als fünf mal höher im Vergleich zu der maximalen Intensität eines üblichen Quarzglaslichtleiters, der kein Weitwinkellichtleiter ist. Das heißt, es können wesentlich genauere Messwerte ermittelt werden, da das Signal-zu-Rausch-Verhältnis wesentlich besser ist. Der untersuchte Flächenabschnitt ist bei einem Weitwinkellichtleiter, wie aus Fig. 2a und Fig. 2b ersichtlich ist, wesentlich kürzer und besser ausgeleuchtet als bei üblichen Quarzglaslichtleitern, die keine Weitwinkeilichtleiter sind. Das Verhältnis von bakteriell verunreinigter Fläche zu untersuchtem Flächenabschnitt hat einen direkten Einfluss auf die Messwerte, d.h., wenn die bakteriell verunreinigte Fläche klein ist gegenüber dem untersuchten Flächenabschnitt, so ist die Verunreinigung wegen des geringen prozentualen Anteils der verunreinigten Fläche zu dem insgesamt untersuchten Flächenabschnitt nur schwer aus den Messwerten abzulesen. Kleine Verunreinigungen können bei der Verwendung von üblichen Quarzglaslichtleitern mit großem untersuchten Flächenabschnitt und schwacher Ausleuchtung, wie aus Fig. 3 hervorgeht, daher leicht übersehen werden. Bei Weitwinkellichtleitern mit verhältnismäßig kurzem Flächenabschnitt und intensiver Ausleuchtung ist das Verhältnis von verunreinigter Fläche zu untersuchtem Flächenabschnitt hinsichtlich des prozentualen Anteils günstiger, so dass verunreinigte Flächen eindeutiger und genauer detektierbar sind. Aus diesem Grund können die zu untersuchenden Zahnabschnitte, insbesondere in engen Hohlräumen, mit einem erfindungsgemäßen Weitwinkellichtleiter genauer untersucht werden.
Fig. 4 zeigt die Beleuchtungsstärke am Ende verschiedener Lichtleiterfasern relativ zur Beleuchtungsstärke am Eingang der Lichtleiterfasern in Abhängigkeit von deren Länge. Die relative Beleuchtungsstärke wurde nach der folgenden Formel berechnet:
B = NA2 *l(T((a*i)/I0)
B: Beleuchtungsstärke
NA: Numerische Apertur a: Dämpfung des Lichtleiters in dB/m
L: Länge des Lichtleiters in m
Die offenen Kreise beziehen sich auf einen Weitwinkellichtleiter mit einem Öffnungswinkel von 120°. Dieser Weitwinkellichtleiter weist im Bereich von 400 nm eine Dämpfung von etwa 17 dB/m auf. Die schwarzen Punkte beziehen sich auf einen Quarzglaslichtleiter mit einem Öffnungswinkel von 25°. Dieser Quarzglaslichtleiter weist im Bereich von 400 nm eine Dämpfung von etwa 0,1 dB/m auf.
Aus Fig. 4 ist ersichtlich, dass lange Lichtleitfasern, gerade bei Weitwinkellichtleitern, in dem für die Fluoreszenzanregung interessanten, kurzwelligen Spektralbereich um 390 - 420 nm zu einer Abschwächung des an der Austrittsfläche zur Verfügung stehenden Lichts führen. Die Lichtleiterfasern sollten, um diese Dämpfung zu vermeiden, bei Verwendung eines Weitwinkellichtleiters eine Länge von weniger als 60 cm, vorzugsweise weniger als 10 cm, aufweisen. Aus Fig. 4 ist abzulesen, dass bei Weitwinkellichtleitern, die kürzer sind als 10 cm, an der Lichtaustrittsseite eine etwa 10-fach höhere Beleuchtungsstärke erzielt werden kann als bei üblichen Quarzglaslichtleitern, die keine Weitwinkellichtleiter sind. Bei Betrachtung von Fig. 3 und Fig. 4 kann zusammenfassend gesagt werden, dass eine ca. 50 mal höhere Lichtintensität auf einer zu untersuchenden Oberfläche einer Substanz, die parallel zu der Achse des Weitwinkellichtleiters verläuft, erzielt werden kann. Aus Fig. 3 ist ersichtlich, dass bei Weitwinkellichtleitern eine ca. 5 mal höhere Lichtintensität auf einer zu untersuchenden Oberfläche einer Substanz, die parallel zu der Achse des Weitwinkellichtleiters verläuft, erzielt werden kann als bei Nicht-Weitwinkellichtleitern. Aus Fig. 4 kann abgelesen werden, dass an der Lichtaustrittsfläche eine ca. 10 mal höhere Beleuchtungsstärke, oder anders ausgedrückt Lichtintensität, erzielt werden kann. Daraus folgt, dass bei Verwendung eines Weitwinkellichtleiters, der kürzer als 10 cm ist, eine 50 mal höhere Lichtintensität auf einer zu untersuchenden Oberfläche einer Substanz, die parallel zu der Achse des Weitwinkellichtleiters verläuft, erzielt werden kann.
Fig. 5 zeigt einen LED-Chip 40, der mit den Emissionsfasern 14 gegenüberliegend gekoppelt ist. Das heißt, dass zwischen der LED-Chipoberfläche und der proximalen Stirnfläche der Emissionsfasern 14 weniger als 0,3 mm, vorzugsweise 0 mm, Abstand verbleibt. Zwischen der LED-Chipoberfläche und den Emissionsfasern 14 kann ein nicht dargestelltes, vorzugsweise transparentes Medium, z. B. ein Kunstharz, angeordnet sein, dessen Berechnungsindex zwischen dem der E- missionsfasern 14 und dem der LED-Chipoberfläche liegt. Mit Hilfe des transparenten Mediums, z. B. einem aushärtbaren Kunststoff, werden die Emissionsfasern mechanisch fest mit dem LED-Chip 40 verbunden und optisch gekoppelt. Der LED-Chip 40 ist mittels eines elektrisch leitfähigen Klebers 46 auf einen Monitordiodenchip 50 montiert und elektrisch kontaktiert. Die Monitord/ode 50 liefert eine Messgröße proportional zur optischen Ausgangsleitung des LED-Chips 40. Von einer elektrischen Kontaktstelle 48 ist ein Bonddraht 44 mit einem im Sockel 52 isoliert geführten elektrischen Anschlussstift 54 verbunden. Die Monitordiode 50 besitzt einen zweiten elektrischen Kontakt, der als Gehäusepin 56 nach außen geführt ist. Der LED-Chip besitzt ebenso einen zweiten elektrischen Anschluss, dieser erfolgt über einen Bonddraht 42, der mit einem im Sockel 52 isoliert geführten elektrischen Anschlussstift 58 verbunden ist. Alternativ ist der Aufbau aus Fig. 5 auch ohne Monitordiode 50 ausführbar. In diesem Fall würden auch die elektrische Kontaktstelle 48 und der Bonddraht 44 mit dem im Sockel isoliert geführten Stift 54 wegfallen.
Damit die Strahlungsverluste der Anregungsstrahlung gering gehalten werden können, wird in einem Ausführungsbeispiel, in Fig. 6, das dem Ausführungsbeispiel aus Fig. 1 ähnlich ist, die Lichtquelle innerhalb des Handstücks 10 angeordnet. Dies hat den Vorteil, dass die Länge der Emissionsfasern 14 sehr kurz ausführbar ist. Die Emissions- und Detektionsfasern 14, 16 werden am distalen Ende des Handstücks 10 zusammengeführt. Am distalen Ende schließt eine Inspektionssonde mit Schaft und Ankopplungsteil an, in der die Emissions- und Detektionsfasern 14, 16 geführt werden. Distal schließen die Emissions- und Detektionsfasern mit dem distalen Ende des Schafts ab. Die am Zahn 1 angeregte Fluoreszenzstrahlung wird vom Zahn 1 über die Detektionsfasern 16 zu einer Empfangseinheit 20, die sich im Gerät 17 befindet, gesendet. Die Detektionsfasern 16 werden vom proximalen Ende des Handstücks 10 bis zur Empfangseinheit in dem Lichtleiterkabel 13 geführt. In Fig. 6 wird die Lichtquelle aus Fig. 5 verwendet.
Fig. 7 zeigt ein Bündel aus Detektionsfasern 16, die zentrisch über eine erfindungsgemäße Halbleitersensorenanordnung 62 und in einem definierten Abstand zur Oberfläche der Halbleitersensorenanordnung 62 mit Hilfe einer Lichtleiterhal- terung 68 positioniert sind. Die Lichtleiterhalterung 68 ist, was hier nicht dargestellt ist, an dem Gehäuse der Halbleitersensorenanordnung 62 befestigt. Die Halbleitersensorenanordnung 62 weist drei Sensoren auf, die innerhalb eines Kreises angeordnet sind, die die im Zahn über die Emissionsfasern 14 angeregte Fluoreszenzstrahlung in drei voneinander getrennten Wellenlängenbereichen erfassen und in drei elektrische Signale umwandeln. Die drei Sensoren sind Sensoren z. B. für die Grundfarben Rot, Grün und Blau. Der jeweiligen Grundfarbe ist ein Kreissegment von 120° zugeordnet. Der Abstand zwischen der Endfläche der Detektionsfasern 16 und der Oberfläche der Halbleitersensorenanordnung 62 gewährleistet eine vollständige Ausleuchtung der drei Sensoren. Der Abstand zwischen Endfläche der Detektionsfasern 16 und der Oberfläche der Halbleitersenso- renaπordnung 62 kann bei Verwendung von Weitwinkellichtleitern weniger als 2 mm betragen. Zwischen den Detektionsfasern 16 und Halbleitersensorenanordnung 62 kann ein Vorfilter 64 zur Unterdrückung der Anregungsstrahlung ange- ordnet sein. Der Vorfilter 64 ist auf der Halbleitersensorenanordnung 62 mit Hilfe einer optisch transparenten Vergussmasse fixiert.
Fig. 8 zeigt ein Blockschaltbild der erfindungsgemäßen Vorrichtung. Die Detekti- onsfasern 16, die die vom Zahn zurückgesandte Strahlung leiten, sind zentral über eine Halbleitersensorenanordnung 62 in einem definierten Abstand zur Oberfläche der Halbleitersensorenanordnung 62 positioniert. Die Halbleitersensorenanordnung 62 weist drei innerhalb eines Kreises angeordnete Sensoren auf, die die am Zahn oder in der Zahnfleischtasche über die Emissionsfasern 14 angeregte Fluoreszenzstrahlung in drei voneinander getrennten Wellenlängenbereichen erfassen und in drei elektrische Signale umwandeln. Diese werden, wie auch in Fig. 1 dargestellt, über separate Vorverstärker 22, einem Lock-in- Verstarker 24 und einem Subtrahierer 26 einer Auswerteeinheit 28 zugeführt. Dort werden die Messwerte mit in einem Speicher 27 gespeicherten Vergleichsmesswerten verglichen und ein Wert ausgegeben, der auf einer Anzeige 29 darstellbar ist. Wenn der Wert oberhalb eines bestimmten Werts ist, bedeutet das, dass der Zahn bakteriellen Befall aufweist.
Fig. 9 zeigt ein Blockschaltbild, dass dem aus Fig. 6 sehr ähnlich ist, mit dem Unterschied, dass die Stirnfläche des Bündels aus Emissions- und Detektionsfasern 14, 16 mit der Stirnfläche eines Lichtelementes 9 gekoppelt ist.
Das Lichtleitelement 9 ist innerhalb einer Zentriervorrichtung 15 geführt und ragt am proximalen Ende der Zentriervorrichtung 15 aus dieser heraus. Die Zentriervorrichtung 15 und somit das Lichtleitelement 9 werden gegen das Bündel aus Emissions- und Detektionsfasern 14, 16 innerhalb eines Steck- und Kupplungselements 11 durch eine Feder gepresst. Ein solches Steck- und Kupplungselement 11 kann ein handelsüblicher ST-Stecker sein, der eine Bajonetthalterung aufweist. Das Steck- und Kupplungselement 11 befindet sich innerhalb eines Handstücks 10. Das Lichtleitelement 9 wird um die gegenüber dem proximalen Ende der Zentriervorrichtung 11 überstehende Länge in das Ankopplungsteil 6 zurückgedrückt. Da das Lichtleitelement 9 innerhalb des Schafts 4 und/oder des distalen Endes des Ankopplungsteils 6 fixiert bzw. festgeklebt ist, verbiegt sich das Lichtleitelement 9, das in diesem Fall eine flexible Kunststofflichtleitfaser ist, innerhalb des Ankopplungsteils 6. Durch die Biegung steht das Lichtleitelement 9 unter einer Vorspannung in Längsrichtung, die bewirkt, dass das Lichtleitelement 9 permanent gegen das Bündel aus Emissions- und Detektionsfasern 14, 16 gedrückt wird. Dies gewährleistet eine gute Einkopplung der Strahlung aus dem Bündel aus Emissions- und Detektionsfasern 14, 16 in das Lichtleitelement 9 und umgekehrt.
An der Verbindungsstelle wird die Anregungsstrahlung aus der Emissionsfaser 14 in das Lichtleitelement 9 eingekoppelt. Das Lichtleitelement 9 ist innerhalb einer Inspektionssonde 2 mit Schaft 4 und einem Ankopplungsteil 6 geführt. Das Lichtleitelement 9 kann am distalen Ende mit dem distalen Ende des Schafts 4 abschließen oder distal aus diesem hervorragen, wobei er maximal 30 mm aus dem Schaft 4 hervorragt. Der Schaft 4 kann distal entweder offen oder aus Gründen der Hygiene mit einem optisch transparenten Element verschlossen sein. Das optische Element kann entweder aus Glas, Kunststoff oder Ähnlichem bestehen. Auch kann das optische Element eine Linse sein. Das aus dem Lichtleitelement 9 distal austretende Licht beleuchtet den zu untersuchenden Zahnabschnitt. Das von dem beleuchteten Zahnabschnitt zurückgesandte Licht wird vom distalen Ende des Lichtleitelements 9 aufgenommen und über die Detektionsfasern 16 zu einer Empfangseinheit 20 geführt.
Alternativ kann das Lichtleitelement 9 auch aus Saphir oder anderen mineralischen Materialen bestehen. Die Verbindung zwischen Lichtleitelement 9 und dem Bündel aus Emissions- und Detektionsfasern 14, 16 kann auch, insbesondere wenn das Lichtleitelement 9 starr ist, ohne Verbiegung des Lichtleitelements 9 stattfinden. Das Lichtleitelement 9 und das Bündel aus Emissions- und Detektionsfasern 14, 16 können eine ballige Stirnfläche aufweisen, um eine bessere Einkopplung des Lichts zu ermöglichen.
Auch kann das Lichtleiteiement 9 aus mehreren Lichtleitern bestehen, d. h. das Lichtleitelement besteht aus einem Bündel von Lichtleitern. Diese Lichtleiter können jeweils einen Durchmesser von etwa 30 μm aufweisen. Auch können diese Lichtleiter aus Saphir oder anderen mineralischen Materialien oder Kunststoffen bestehen. Zusätzlich können zu den Fluoreszenzsignalen der beleuchteten Zahnabschnitte die Fluoreszenzsignale des Lichtleitelements 9 von der Empfangseinheit 20 er- fasst werden. Diese letztgenannten Fluoreszenzsignale werden dann ebenfalls in elektrische Signale umgewandelt. Diese werden über separate Vorverstärker 22, einem Lock-in-Verstärker 24 und einem Subtrahierer 26 der Auswerteeinheit 28 zugeführt. In dem Speicher 27, der sich innerhalb der Auswerteeinheit 28 befindet, können zusätzlich dreidimensionale Messwerte der Materialien verschiedener möglicher üchtleitelemente 9 befinden. Die gemessenen Fluoreszenzsignale des Lichtleitelementes 9 können mit den gespeicherten Messwerten verglichen werden. Auf diese Weise kann ermittelt werden, aus welchem Material das Lichtleitelement 9 besteht. Die Sensitivität der Messung kann dem Material des Lichtleitelementes angepasst werden.

Claims

Ansprüche
1. Vorrichtung zum Erkennen von bakteriellem Befall an Zähnen, mit
- einer Lichtquelle (18),
- einer Empfangseinheit (20),
- einer Auswerteeinheit (28), die mit der Empfangseinheit (20) gekoppelt ist,
- mindestens einer Emissionsfaser (14), die mit der Lichtquelle (18) gekoppelt ist, und mindestens einer Detektionsfaser (16), die mit der Empfangseinheit (20) gekoppelt ist,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t ,
dass sowohl die Emissions- (14) als auch die Detektionsfaser (16) einen Akzeptanzwinkel größer als 35° aufweisen.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Akzeptanzwinkel der Emissions- und Detektionsfasem (14, 16) größer als 40°, vorzugsweise größer als 45° ist.
3. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die numerische Apertur der Lichtquelle (18) größer oder gleich der numerische Apertur der mindestens einen Emissionsfaser (14) ist.
4. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtquelle (18) ein LED-Chip ist.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen dem LED-Chip und der proximalen Stirnfläche der mindestens einen Emissionsfaser (14) ein Abstand von weniger als 0,3 mm, vorzugsweise 0 mm ist.
6. Vorrichtung nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass zwi- sehen dem LED-Chip und der proximalen Stirnfläche der mindestens einen Emissionsfaser (14) ein Medium angeordnet ist, das einen Brechungsindex besitzt, der zwischen dem der Emissionsfaser (14) und dem der Oberfläche des LED-Chips liegt.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 4 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die an die lichtemittierende Fläche des LED-Chips angrenzende proximale Stirnfläche der Emissionsfaser (14) vollständig von der lichtemittierenden Fläche des LED-Chips bedeckt ist.
8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 4 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der LED-Chip Licht im UV-Bereich und/oder sichtbaren Bereich, vorzugsweise violettes Licht im Wellenlängenbereich von 390 nm bis 420 nm, emittiert.
9. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die gesamte distale Stirnfläche eines Bündels aus Emissions- und Detektfonsfasern (14, 16) mit der proximalen Stirnfläche mindestens eines Lichtleitelementes (9) gekoppelt ist, wobei das Lichtleitelement (9) die von der Lichtquelle (18) über die Emissionsfasern (14) zum Zahn (1) emittierte Anregungsstrahlung und auch die vom Zahn (1) ausgehende Fluoreszenzstrahlung leitet
10. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Lichtleitelement (9), das aus einem einzelnen Lichtleiter oder aus einem Bündel von Lichtleitern besteht, einen Akzeptanzwinkel größer als 35°, vorzugsweise größer als 40°, aufweist.
11. Vorrichtung nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Lichtleitelement (9) innerhalb einer Inspektionssonde (2) geführt ist, die einen Schaft (4) und ein Ankopplungsteil (6) aufweist.
12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die distale Stirnfläche des Bündels aus Emissions- und Detektionsfa- sem (14, 16) und die proximal Stirnfläche Lichtleitelementes (9) mit Hilfe einer Federkraft aneinandergepresst sind.
13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die proximale Stirnfläche des Lichtleitelementes (9) und die distale Stirnfläche des Bündels aus Emissions- und Detektionsfasern (14, 16) jeweils eine ballige Oberfläche aufweisen.
14. Vorrichtung nach einem der Anspruch 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Emissions- (14) und Detektionsfasern (16) am distalen Ende innerhalb einer Inspektionssonde (2) mit Schaft (4) und Ankopplungsteil (6) geführt sind.
15. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Länge der mindestens einen Emissionsfaser (14) oder die Gesamtlänge der mindestens einen Emissionsfaser (14) und des mindestens einen Lichtleitelementes (9) weniger als 60 cm, vorzugsweise weniger als 10 cm, beträgt.
16. Vorrichtung nach einem der Anspruch 11 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass das proximale Ende der Inspektionssonde (2) an ein Handstück (10) anschließbar ist, wobei die Emissions- (14) und Detektionsfasern (16) innerhalb des Handstücks (10) geführt sind und/oder dass sich die Verbindungsstelle zwischen dem Bündel aus Emissions- (14) und Detektionsfasern (16) und dem Lichtleitelement (9) innerhalb des Handstücks (10) befindet.
17. Vorrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtquelle (18) innerhalb des Handstücks (10) angeordnet ist.
18. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Empfangseinheit (20) eine Halbleitersensorenanordnung (62) aufweist, in der drei Sensoren innerhalb einer Fläche angeordnet sind, die die am Zahn über die mindestens eine Emissionsfaser (14) angeregte und über die Detektionsfaser (16) zurückgesandte Fluoreszenzstrahlung in drei voneinander getrennten Wellenlängenbereichen erfas- sen, wobei der aus dem proximalen Ende der Detektionsfaser (16) austretende Lichtkegel ohne Zwischenschalten optischer Linsen die Sensorfläche der Halbleitersensorenanordnung (62) ausleuchtet.
19. Vorrichtung nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass ein vorzugsweise dielektrischer, optischer Vorfilter zur Unterdrückung der Anregungsstrahlung zwischen der mindestens einen Detektionsfaser (16) und der Halbleitersensorenanordnung (62) angeordnet ist und auf der Halbleitersensorenanordnung (62) mit Hilfe einer optisch transparenten Vergussmasse fixiert ist.
20. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 15 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass in der Auswerteeinheit (28) Datensätze in Form von dreidimensionalen Messwerten gespeichert sind, wobei die Auswerteeinheit die gemessenen Messwerte mit den gespeicherten Datensätzen vergleicht und ein Ergebnis hinsichtlich des bakteriellen Befalls eines untersuchten Zahnabschnitts ausgibt.
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