JP2005110828A - 歯科用診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】歯牙の硬組織における様々な状態を的確に検出し、有用なデータとして出力することができる新規な光学的歯科用診断装置を提供する。
【解決手段】先端部２ａを歯牙の表面に向け操作される光学プローブ２と、該光学プローブ２に内蔵され照射端５ａが上記先端部２ａに及ぶ照射用導光体５と、該光学プローブ２に内蔵され受光端６ａが上記先端部２ａに及ぶ受光用導光体６と、上記照射用導光体５を介して光学プローブ先端部２ａの照射端５ａへ波長の異なる２種以上の光を選択的に導光させる為の光源手段７と、上記受光端６ａにより受光し且つ上記受光用導光体６により導光された上記照射端５ａからの照射に基づく歯牙による散乱反射光の強度を検出する光強度検出手段９とを備えたことを特徴とする。
【選択図】図１

Description

本発明は、歯牙の硬組織の状態、即ち、エナメル質、象牙質或いはセメント質のう蝕（虫歯）、変色、歯垢、歯石、組成の差異或いはバイオフィルム等を光学的に診断する歯科用診断装置に関する。

従来、う蝕の診断方法としては、探針とデンタルミラーを用いて行う視覚的診断が主に採用されている。この方法の場合、欠損を伴ったう蝕の検出は比較的容易になされ、客観的評価も可能であるが、初期う蝕においては脱灰の程度を客観的に評価することはできなかった。また、Ｘ線により機械的に検出する方法も採用されているが、この方法の場合も初期う蝕の検出が難しい上に、Ｘ線被爆の問題があって、その使用上の制約があった。更に、歯牙の電気抵抗値を測定する方法も知られているが、測定の仕方によってばらつきが大きく、実用上の問題点が残されていた。その為、最近では光学的に診断する装置も開発され、一部実用化されるようにもなった。

う蝕を含む歯牙若しくは周辺組織の状態を光学的に検出する装置としては、特許文献１〜４に開示されたものが挙げられる。特許文献１の歯科用診断装置（虫歯検出装置）は、準単色（準単波長）光を歯牙に照射し、虫歯と非虫歯の領域から放射される光（蛍光等のルミネッセンスと解される）の強度の差や比を測定することにより、虫歯を検出せんとするものであり、その基本原理は、虫歯と非虫歯の領域から放射される光（同上）の可視スペクトルが実質的に異なることを応用したものである。

特許文献２に開示された歯科用診断装置（歯の光学特性を測定するための装置）は、歯牙にハロゲン光源からの光を照射し、歯牙表面からの散乱反射光の強度を比較することにより歯牙の色を測定するものであり、この測定データに基づき好適な義歯を作成することを主に意図している。特許文献３に開示された歯科用診断装置（光診断装置）は、歯髄及び／若しくは歯周の診断のための装置であって、異なる波長のレーザー光を歯牙に照射し、正常部位と異常部位における透過光若しくは散乱反射光による出力信号の直流成分の差分値を診断用信号として出力するものである。また、特許文献４に開示された歯科用診断装置（虫歯検出装置）は、歯牙にレーザー光を照射し、照射面からの散乱反射光の検出データ若しくは照射面の表面温度検出データと、照射部以外の歯面からの透過光の検出データとの組合わせにより虫歯を検出せんとするものである。
特開昭５６−４０１３７号公報 特表２０００−５０３１１７号公報 特許第２８４８８５７号公報 特公平３−７０９６８号公報

上記特許文献に開示された装置は、いずれもＸ線装置による場合のように、被爆が問題となることがなく、しかも、光学的な検出データに基づくものであるからばらつきが少なく、更に、患者に恐怖感を与えるものでもないから、その実用価値が高く評価されるに至っているが、個々には以下のような問題点もなお残存していた。

即ち、特許文献１の装置は、１種類の波長の光を照射し、歯牙から放射されるルミネッセンスの強度を検出して虫歯と非虫歯領域を定量的に検出するものであるが、照射光の種類が１種類だけであるから、虫歯領域の波長特性に応じた多様な検出ができないために虫歯の状態や虫歯の程度（深さ等）に応じた的確な客観的評価もできなかった。また、特許文献２の装置は、歯牙表面で反射する光を検出することにより歯の色を測定するものであり、虫歯検出を意図したものではなく、ましてや虫歯の深さに応じた定量的データを得ることを意図したものでもない。

また、特許文献３の装置は、歯髄及び／若しくは歯周、即ち血液が関係する軟組織を診断する為のものであって、歯牙のエナメル質、象牙質或いはセメント質のような硬組織の状態を診断するものではなく、しかも上記同様虫歯の深さに応じた定量的データを得ることを意図したものでもない。更に、特許文献４の装置は、照射面からの反射光の検出データ若しくは照射面の表面温度検出データと、照射部以外の歯面からの透過光の検出データとの組合わせにより虫歯を検出するものであるが、照射される光の波長は１種類であるから、上記同様虫歯の状態や虫歯の程度（深さ等）に応じた的確な客観的評価もできなかった。このように、特許文献１〜４に開示された技術は、いずれも虫歯の状態に応じた的確なデータの提供と言う観点からは未だ十分ではなく、従って、精度の高い歯科診療を行う上では、よりきめ細かなデータの得られる歯科用診断装置が待望されるところであった。

本発明は、虫歯に限らず、歯牙の硬組織における様々な状態を的確に検出し、有用なデータとして出力することができる新規な光学的歯科用診断装置を提供するものである。ここでの硬組織とは、上記の通り、エナメル質、象牙質或いはセメント質部分を指すが、う蝕等によってこれらが軟化しても、本発明装置の診断対象としての硬組織に含まれるものとする。

請求項１の発明に係る歯科用診断装置は、歯牙の硬組織を診断する為の歯科用診断装置であって、先端部を歯牙の表面に向け操作される光学プローブと、該光学プローブに内蔵され照射端が上記先端部に及ぶ照射用導光体と、該光学プローブに内蔵され受光端が上記先端部に及ぶ受光用導光体と、上記照射用導光体を介して光学プローブ先端部の照射端へ波長の異なる２種以上の光を選択的に導光させる為の光源手段と、上記受光端により受光し且つ上記受光用導光体により導光された上記照射端からの照射に基づく歯牙による散乱反射光（照射光と同じ波長の光）の強度を検出する光強度検出手段とを備えたことを特徴とする。

請求項２の発明は、上記光強度検出手段による検出光強度を比較する比較手段を更に備えたことを特徴とし、この比較手段は、波長の異なる２種以上の光の照射に伴う散乱反射光毎の強度を相互に比較するものとすること（請求項３）が望ましく、更に、この散乱反射光毎の強度の比較は、強度の比若しくは差を算出することにより行われるもの（請求項４）とすることができる。

更に、請求項５の発明は、上記比較手段による比較結果を報知させるための報知手段を更に備えたことを特徴とし、請求項６の発明は、歯牙切削等の歯科治療手段を付設し、上記比較手段による比較結果に基づきこの歯科治療手段を駆動制御させるようにしたことを特徴とする。ここでの報知手段としては、ディスプレイのような表示手段に、検出データを数値やグラフで表示し、或いは、小スピーカーからブザー音を発する（例えば、しきい値より大きい時と小さい時とで音質を変える）等の手段が採用される。また、付設される歯科治療手段としては、レーザー切削手段が有効であり、上記プローブ内に切削用レーザー光の導光体を設け、これに切削用レーザー光の照射手段を設けることにより可能とされる。もちろん歯科治療手段として、レーザー切削手段に限定するものでなく、モーターハンドピースやスケーラーなどの切削装置の駆動制御が可能であることはいうまでも無い。

請求項７の発明は、上記照射端と受光端との間隔が、歯牙内部の診断対象部位の深さに応じて設定されることを特徴とする。この間隔としては、０．３〜０．５ｍｍが適当とされ、この間隔が異なる複数種のプローブを用意しておき、診断目的に応じて適宜使い分けるようにすることができる。因みに、反射部位の位置が深い程、散乱反射光の広がりが大きくなるから、診断対象部位が深いと判断される場合は、この間隔の大きなものを用いる。また照射端と受光端との間隔を調整可能な構造とすることも望ましく採用される。

請求項８の発明は、上記光源手段から出力される光は、単波長乃至は準単波長のビーム光であることを特徴とし、これら２種以上の光は、少なくとも歯牙に対して直進性の強い波長の光と、歯牙に対して散乱性の強い波長の光との組合せからなる（請求項９）ものとすることが望ましく、更に上記光源手段としては、赤色から赤外領域の光を発する半導体レーザー等のレーザー発生装置又はＬＥＤ（請求項１０）が望ましく採用される。そして、波長の異なる２種以上の光は、照射端から時分割で照射される（請求項１１）よう制御されることが望ましい。

請求項１の発明によれば、照射端から波長の異なる２種以上の光が歯牙に対して選択的に照射され、この照射に基づく歯牙による散乱反射光の強度が光強度検出手段により検出されるようになされているから、歯牙の状態に応じた照射光の波長特性（直進性や散乱性）が光強度検出手段の検出値により同定され、これにより歯牙の状態を判定するのに極めて有効なデータが得られる。そして、請求項２の発明のように、検出光強度を比較する比較手段を設ければ、既知のデータに基づくしきい値と比較したり、健全歯或いは健全部のデータと比較したり、或いは請求項３の発明のように波長の異なる照射光毎の散乱反射光の強度と相互に比較するようにすれば、よりきめ細かな状態判定の為のデータ情報を提供することができる。この場合の比較を、請求項４の発明のように、強度の比若しくは差を算出することにより行うようにすれば、例えば健全歯或いは健全部との相関関係がより的確に把握されると共に光強度のばらつき等の誤差原因がキャンセルされ、診断情報としての信頼性が高められる。また予め健全部或いは健全歯のデータを測定しておき、測定されたデータとの比較を行うことも可能である。この場合、散乱反射光強度の段階で比較してもよいし、健全部あるいは健全歯のデータを加味して強度を比較してもよい。

更に、請求項５の発明のように、上記比較結果を報知する報知手段を設ければ、術者は、この報知手段の報知情報に基づき歯牙の状態を円滑に把握することができると共に、採るべき治療の的確な判断をすることができる。そして、請求項６の発明のように、上記比較結果に基づき、付設された歯科治療手段を駆動制御するようにすれば、診断結果に応じた適正な治療を実施できると共に、診断から治療への円滑な流れが確立し、診断・治療の効率化が図られる。

請求項７の発明においては、照射端と受光端との間隔が、歯牙内部の診断対象部位の深さに応じて設定されるから、目的とする診断対象（例えば、う蝕の深さや進行度合い）に応じて、この間隔が適正なものを選択使用することにより、より確度の高い診断を実施することができる。

請求項８の発明のように、光源手段から出力される光を、単波長乃至は準単波長のビーム光とすれば、歯牙の状態による波長特性が顕著となり、散乱反射光の強度の差が歯牙の状態によって明確になるから、その差や比を比較することによって、健全部（歯）やう蝕部（歯）の特定やう蝕の程度の定量的な同定が的確になされる。特に、請求項９の発明のように、光源手段から出力される２種以上の光を、少なくとも歯牙に対して直進性の強い波長の光と、歯牙に対して散乱性の強い波長の光との組合せからなるものとすれば、例えば、健全部位とう蝕部位とにおいて、このような波長特性の異なる照射光に基づく散乱反射光の強度差が顕著となり、上記う蝕歯の診断がより的確になされる。また、請求項１０の発明のように、光源手段が赤色から赤外領域の光を発する半導体レーザー等のレーザー発生装置又はＬＥＤとすれば、この種の光は汎用性が高いものであるから、市販の音楽ＣＤ再生用の赤色ＬＥＤやレーザポインターに使用されている安価な半導体赤色レーザー装置の光源手段をそのまま充当することができ、コストの高騰を来たすことなく、実現することができる。

更に、請求項１１の発明のように、上記のような波長の異なる２種以上の光を、照射端から時分割で照射するよう制御すれば、各時間における散乱反射光強度の平均値或いは積分値を求めることにより、より信頼性の高い診断データを得ることができる。

以下に本発明の最良の実施の形態について図面を参照して説明する。図１は本発明の歯科用診断装置の一例を示す部分切欠き斜視図、図２は図１におけるＸ−Ｘ線矢視拡大端面図、図３は同装置におけるブロック回路図、図４は本発明の原理を説明する図、図５は他の実施例の図３と同様図である。

図１において、１は術者によって手持ち操作されるハンドピースであり、その先側には光学プローブ２が装着されている。光学プローブ２は、その先端部２ａが歯牙の表面に接触或いは１〜２ｍｍ離れた位置で操作されるものであり、診断対象部位の状態に応じて適正なものに交換し得るよう、或いは個々に消毒し得るよう、ハンドピース１の胴部に対して着脱自在とされている。２ｂは、光学プローブ２を着脱操作する為のリングナットである。３は診断装置本体であり、そのケーシング内には、後記するレーザー光の光源手段７やその制御回路が内蔵され、またその盤面には操作スイッチ３ａ、各種調整摘み３ｂ、外部入力用コネクタ３ｃ、更には後記する表示部１３等が設けられている。光学プローブ２は、歯牙に光を照射し易く、また散乱反射光を受光し易いよう、その先側が図１に示すように屈曲されている形状が望ましいが、これに限られるものではない。また、その材質は、照射光及び散乱反射光を後記する両導光体５、６をして的確に導光し得るものであれば、剛体でも良く或いは指先で任意に曲げられるような可撓性のあるものでもよい。

上記診断装置本体３の側部からは、上記光源手段７に連接されたケーブル４が導出され、ハンドピース１に接続されている。該ケーブル４には光ファイバーからなる照射用導光体５及び受光用導光体６が内装され、この照射用導光体５及び受光用導光体６は、ハンドピース１内を経て、光学プローブ２の先端部２ａに及ぶ。光学プローブ２は、上記のようにハンドピース１の胴部に対して着脱自在とされているから、照射用導光体５及び受光用導光体６も、この着脱機構部において、夫々のコネクタ手段（不図示）によって、導光機能を損なうことなく連接し得るよう構成されるべきことは言うまでもない。光学プローブ２の先端部２ａには、図２に示すように、照射用導光体５の照射端５ａ及び受光用導光体６の受光端６ａが、所定の間隔（中心間距離）Ｄを隔て露見するよう配設されている。

図３において、波長が６３５ｎｍ（±３０ｎｍ）、７８０ｎｍ（±３０ｎｍ）及び８３０ｎｍ（±３０ｎｍ）の３種類の赤色レーザー光を発するレーザーダイオード７ａ、７ｂ、７ｃが併設され、これらレーザーダイオード７ａ、７ｂ、７ｃは、レーザー駆動回路７ｄによって選択的に発振駆動される。このレーザー駆動回路７ｄ及びレーザーダイオード７ａ、７ｂ、７ｃによって光源手段７が構成される。各レーザーダイオード７ａ、７ｂ、７ｃから発せられたレーザー光は、光カプラ５ｂ、光コネクター５ｃを経て照射用導光体５を導光され、光学プローブ２の先端部２ａに臨む照射端５ａより歯牙に照射される。レーザー駆動回路７ｄは、レーザーダイオード７ａ、７ｂ、７ｃを選択的に発振駆動させるが、レーザー駆動回路７ｄには更に照射タイミング回路８が接続され、この照射タイミング回路８は、各レーザーダイオード７ａ、７ｂ、７ｃを、時分割に（例えば，１００ミリ秒毎に）、順次繰返し発振駆動させるべく機能する。尚、３種類のレーザーダイオード７ａ、７ｂ、７ｃの内、例えば、波長が６３５ｎｍのレーザーダイオード７ａ及び７８０ｎｍのレーザーダイオード７ｂのみを発振駆動させるよう、或いは６３５ｎｍのレーザーダイオード７ａ及び８３０ｎｍのレーザーダイオード７ｃのみを発振駆動させるよう、設定することも可能である。

光学プローブ２は、その先端部２ａが歯牙表面に近接（接触も含む）するよう操作され、同時に照射端５ａから上記所望のレーザー光が所定のタイミングで照射され、その散乱反射光は逐次受光端６ａに受光される。受光された散乱反射光は受光用導光体６を経て導光され、フォトダイオード９ａにおいて電流値として検出され、更に、電流／電圧変換器９ｂで電圧値に変換される。このフォトダイオード９ａ及び電流／電圧変換器９ｂによって、光強度検出手段９が構成される。電圧変換された散乱反射光強度値は、増幅器１０で増幅され、Ａ／Ｄコンバータ１１によってデジタル化された後主制御部（ＣＰＵ）１２に入力される。

ＣＰＵ１２は、上記タイミング回路８及びレーザー駆動回路７ｄをして、レーザーダイオード７ａ、７ｂ、７ｃを発振駆動制御すると共に、上記Ａ／Ｄコンバータ１１によって入力された散乱反射光の強度データを、後記する種々の態様で比較し、その比較結果を表示部（報知手段）１３に表示させる。この表示部１３は、上記比較結果を数値や棒グラフで表示して、術者にそれを知らしめるものである。１３ａは、表示部１３で棒グラフのようなアナログデータで表示させる為のＤ／Ａコンバータである。１４はスイッチコントローラであり、ＣＰＵ１２は、これらに加えて装置として必要とされる全ての制御を司る。尚、報知手段としては、表示部１３に限らず、上記比較結果に応じて音質を変えることができるブザー等の音発声手段であっても良い。

ここで、歯牙に光照射した場合の光学特性について、図４の原理図を参照して説明する。図４（ａ）は、エナメル質ｔ１と象牙質ｔ２との境界が明瞭な健全歯であることを示し、図４（ｂ）は、う蝕部ｔ３が象牙質ｔ２に深く及んだ状態のう蝕歯であることを示す。一般に、波長の長い光は直進性が強く、波長の短い光は散乱性が強い。図４（ａ）のように、健全歯にレーザー光Ｌを照射すると、エナメル質ｔ１と象牙質ｔ２との屈折率の相違で、照射された光はエナメル質ｔ１内を散乱して広がるが、この広がり方は波長によって異なる。例えば、波長が６３５ｎｍと７８０ｎｍの２種類のレーザー光Ｌを照射すると、波長の短い６３５ｎｍの光は図４（ａ）の１点鎖線で示すようにエナメル質ｔ１内を強く散乱して広がるが、波長の長い７８０ｎｍの光は同実線で示すように余り広がらず、直進する。

一方、図４（ｂ）に示すようなう蝕歯では、う蝕部ｔ３においてエナメル質ｔ１と象牙質ｔ２との境界がない為、また象牙質ｔ２の光学特性から、照射された光Ｌは、その波長の長短に拘わらず、図４（ｂ）のように直進する。従って、照射点（上記照射端５ａに相当）からわずかに離れた点（上記受光端６ａに相当）で散乱光（散乱反射光）を受光し、波長が６３５ｎｍの光と７８０ｎｍの光による散乱反射光の受光強度を比較すれば、健全歯とう蝕歯の診断が的確になされる。即ち、（７８０ｎｍのレーザー光の照射に基づく散乱反射光強度）／（６３５ｎｍのレーザー光の照射に基づく散乱反射光強度）が小さい場合は健全歯であり、（７８０ｎｍのレーザー光の照射に基づく散乱反射光強度）／（６３５ｎｍのレーザー光の照射に基づく強度散乱反射光）が大きい場合はう蝕歯であると言った診断が可能である。

また、両測定値の差の大小によってこのような診断を行うようになすことも可能である。更に、６３５ｎｍ及び７８０ｎｍのレーザー光に対する健全部（歯）における上記散乱反射光強度データを事前に取得しておき、（６３５ｎｍのレーザー光の照射に基づく検出散乱反射光強度−６３５ｎｍにおける健全部（歯）データ）／（７８０ｎｍのレーザー光の照射に基づく検出散乱反射光強度−７８０ｎｍにおける健全部（歯）データ）を算出するようにすれば、歯牙の状態を多面的に診断判定し得る情報として提供することができる。このような比或いは差の算出はＣＰＵ１２によってなされる。従って、ＣＰＵ１２は散乱反射光毎の強度を相互に比較する比較手段を構成する。

上記表示部１３では、上記比較結果を、単に数値で表したり、棒グラフで表したり、更には、予めしきい値を設定しておき、しきい値より大きい場合は「う蝕（歯）」、小さい場合は「健全（歯）」と言った文字表示や点滅表示或いは色表示によって報知させるようになすことも可能である。また、上記のように表示部１３に代え、音によってこれをなすこともでき、これらは使用者のニーズに応じて適宜選択採用されるものである。

上記散乱反射光の強度は、う蝕部ｔ３の大きさや深さによって異なるから、散乱反射光強度の測定結果及び上記比較結果により、う蝕の程度も定量的に診断することができる。また、う蝕部ｔ３の大きさや深さによって、散乱反射光の広がり度合いが異なるから、上記照射端５ａ及び受光端６ａの間隔Ｄ（図２参照）が異なる複数の光学プローブ２を準備しておき、予め想定されるう蝕部ｔ３の程度に応じて、適正な間隔Ｄの光学プローブ２を選択使用するようにすれば、より精度の高い診断が可能とされる。ここで、照射端５ａの径（照射用導光体５の径）及び受光端６ａの径（受光用導光体６の径）を０．１ｍｍとすれば、上記Ｄは０．３〜０．５ｍｍが適切とされる。因みに、Ｄが０．３ｍｍ未満の場合、散乱光の多くが受光できなくなる傾向となる為、散乱反射光の強度検出による診断の信頼性が乏しくなる。また、０．５ｍｍを超える場合は、歯牙の一般的な大きさからして不必要な領域に検出範囲が広がってしまうことになる。但し、Ｄの大きさは上記に限定されるものではなく、診断対象の性状（光学特性）に応じてその適性範囲が変わり得ることは言うまでもない。

上記のように、波長の異なる２種のレーザー光による散乱反射光の強度比を算出するようにすれば、照射光の強度のばらつき、吸収度合い差異、汚れ等の誤差原因がキャンセルされ、信頼性の高い診断情報が得られる。また、タイミング回路８によって、２種のレーザー光を短い時間間隔の時分割で順次繰返し照射するようにすれば、各時間における散乱反射光強度の検出値からその平均値を得ることができ、一層信頼性の高い診断情報が得られる。

尚、上記では照射光として、波長が６３５ｎｍのレーザー光と７８０ｎｍのレーザー光とを組合わせた例を示しているが、６３５ｎｍのレーザー光と８３０ｎｍのレーザー光とを組合わせて同様に散乱反射光の強度を検出することも可能である。また、う蝕歯の診断だけではなく、歯垢、歯石、歯の色、バイオフィルム、歯の組成、粗さ、或いは境界の有無等、光の波長に対する特性の違いに基づき、照射光の波長を適宜選択使用することにより、これらの歯牙の状態を総合的に診断・判定することができる。更に、赤色レーザー光を用いた例を示しているが、ＬＥＤを光源とすることも可能であり、また上記複数種の光の混合光をフィルタで分離して、時分割で所定の波長を順次照射するようになすことも可能である。

図５は他の実施例の図３と同様図であり、診断用の光源手段７が２種のレーザーダイオード７ａ、７ｂと、そのレーザー駆動回路７ｄとよりなり、レーザーダイオード７ａからは波長が６３５ｎｍ（±３０ｎｍ）レーザー光が、レーザーダイオード７ｂからは波長が７８０ｎｍ（±３０ｎｍ）のレーザー光が、夫々発振されるようになされている。従って、この２種のレーザーダイオード７ａ、７ｂから発振されるレーザー光の照射に基づく散乱反射光の受光及び光強度検出により、歯牙の状態診断・判定を行い得る点は上記実施例１と同様である。本実施例では、歯牙の切削等の歯科治療手段１５が付設されており、この歯科治療手段１５が上記散乱反射光強度の検出比較結果に基づき駆動制御されるようになされている点で、実施例１と相違する。

即ち、歯科治療手段１５は、歯牙の切削等に適した波長のレーザー光を発振するレーザーダイオード１５ａと、該レーザーダイオード１５ａを発振駆動させる為のレーザー駆動回路１５ｂとからなる。レーザーダイオード１５ａから発振されるレーザー光は、上記同様光カプラ５ｂ、光コネクタ５ｃを経て照射用導光体５を導光され、照射端５ａより歯牙の目的部位（う蝕部等）に照射される。この照射に伴うレーザー光のエネルギーによりう蝕部等が切削される。レーザー駆動回路１５ｂは、ＣＰＵ１２によって制御されるが、例えば、上記散乱反射光強度の比較値が予め定められたしきい値を超えた場合に、自動的にこの歯科治療手段１５を駆動させるよう制御プログラムを組んでおけば、術者は歯牙の状態診断作業に引続き、特定された要治療部位の治療作業を的確に実施することができ、診断から治療への一連の診療作業が極めて効率的になされる。

尚、上記の場合、歯科治療手段１５が駆動されている間は、光源手段７や光強度検出手段９等は、駆動が停止されるよう制御されるが、駆動を停止せずに治療中もう蝕部であるか、健全部であるかをモニターしながら制御することも望ましい。う蝕部を切削すると、健全部になるとはいいがたいが、う蝕部がなくなるため、健全部と同様のデータになるから、常にモニターしながら切削して、しきい値以下になれば切削をストップするという制御は有効である。また、歯科治療手段１５としてレーザー光によるものを例示したが、その他公知の歯科用治療手段をこれに充当させることも可能である。その他の構成は実施例１と同様であるので共通部分に同一の符号を付し、ここではその説明を割愛する。

上記の通り、照射端５ａと受光端６ａとの間隔Ｄを可変とすることが望ましいが、この可変機構の例について図６〜８を参照して述べる。図６の例では、光学プローブ２の先端側部分を着脱交換自在な３種類のアタッチメント２ｃ、２ｄ、２ｅとし、これらアタッチメント２ｃ、２ｄ、２ｅには、照射用導光体５及び受光用導光体６に夫々対合される照射用導光体の先端側部分５ｂ、５ｃ、５ｄ及び受光用導光体の先端側部分６ｂ、６ｃ、６ｄが保持されている。これら照射用導光体の先端側部分５ｂ、５ｃ、５ｄ及び受光用導光体の先端側部分６ｂ、６ｃ、６ｄにおける上記間隔Ｄは、図のように大中小の関係になるよう設定されている。従って、診断対象の状態に応じてこれらアタッチメント２ｃ、２ｄ、２ｅを着脱交換することにより、より的確な診断・判定を行うことができる。

図７に示す例は、光学プローブの先端側部分が分離可能な半割部材２ｆ、２ｇとされ、この半割部材２ｆ、２ｇの対合面には、導光体保持用の半円弧溝１６ａ、１６ｂ、１７ａ、１７ｂ、１８ａ、１８ｂが凹設されている。半割部材２ｆ、２ｇを対合させた時には、これら半円弧溝は、１６ａと６ｂ、１７ａと１７ｂ、１８ａと１８ｂが夫々対応して円孔を形成するよう構成されており、形成された円孔のいずれか２箇所で、照射用導光体５及び受光用導光体６が保持される。従って、半円弧溝を図のように形成することにより、上記間隔Ｄが大中小となるような位置関係で照射用導光体５及び受光用導光体６を保持することができる。

図８に示す例では、中空の光学プローブ２内に照射用導光体５及び受光用導光体６を保持する為の１対のアーム１９、２０が組み込まれ、このアーム１９、２０はピン２１を支点として開閉可能とされている。また、光学プローブ２には、手指によって操作可能な回動操作ノブ２２が一部露出するよう内装され、ピン２２ａによって回動可能に支持されている。該回動操作ノブ２２には、同心的にギヤ２２ｂが一体化され、このギヤ２２ｂには、ピニオンギヤ２３が噛合するよう設けられている。また、このピニオンギヤ２３の盤面には、径方向の対向位置に一対のピン２３ａ、２３ｂが立設され、該ピン２３ａ、２３ｂは、上記アーム１９、２０にその長手方向に沿って形成された長孔１９ａ、２０ａ内に摺動可能に嵌挿されている。

而して、手指によって操作ノブ２２の露出部分を操作して操作ノブ２２を回動させると、その回動がギヤ２２ｂを介しピニオンギヤ２３に伝達され、ピニオンギヤ２３の回動に伴うピン２３ａ、２３ｂ及び長孔１９ａ、２０ａの相互の規制作用により、アーム１９、２０がピン２１を支点として開閉する。従って、このアーム１９、２０に保持された照射用導光体５及び受光用導光体６の先側が相互に離反接近することになり、照射端５ａと受光端６ａとの間隔Ｄが任意に変更可能とされる。間隔Ｄの可変手段はこれらの例に限定されるものではなく、他の機構も採用可能であることは言うまでもない。

本発明の歯科用診断装置の一例を示す部分切欠き斜視図である。 図１におけるＸ−Ｘ線矢視拡大端面図である。 同装置におけるブロック回路図である。 本発明の原理を説明する図である。 他の実施例の図３と同様図である。 照射端と受光端との間隔可変手段の一例を示す図であり、着脱自在なアタッチメントによる例を示す断面図である。 同複数の保持溝による図２と同様図である。 同操作ノブによる部分断面図である。

符号の説明

２ 光学プローブ
２ａ 先端部
５ 照射用導光体
５ａ 照射端
６ 受光用導光体
６ａ 受光端
７ 光源手段
９ 光強度検出手段
１２ ＣＰＵ（比較手段）
１３ 表示部（報知手段）
１５ 歯科治療手段
Ｄ 照射端と受光端との間隔

Claims (11)

1. 歯牙の硬組織を診断する為の歯科用診断装置であって、
   先端部を歯牙の表面に向け操作される光学プローブと、該光学プローブに内蔵され照射端が上記先端部に及ぶ照射用導光体と、該光学プローブに内蔵され受光端が上記先端部に及ぶ受光用導光体と、上記照射用導光体を介して光学プローブ先端部の照射端へ波長の異なる２種以上の光を選択的に導光させる為の光源手段と、上記受光端により受光し且つ上記受光用導光体により導光された上記照射端からの照射に基づく歯牙による散乱反射光の強度を検出する光強度検出手段とを備えたことを特徴とする歯科用診断装置。
2. 請求項１の歯科用診断装置において、
   上記光強度検出手段による検出光強度を比較する比較手段を更に備えたことを特徴とする歯科用診断装置。
3. 請求項２の歯科用診断装置において、
   上記比較手段が、波長の異なる２種以上の光の照射に伴う散乱反射光毎の強度を相互に比較するものであることを特徴とする歯科用診断装置。
4. 請求項３の歯科用診断装置において、
   上記散乱反射光毎の強度の比較は、強度の比若しくは差を算出することにより行われるものであることを特徴とする歯科用診断装置。
5. 請求項２乃至４のいずれかの歯科用診断装置において、
   上記比較手段による比較結果を報知させるための報知手段を更に備えたことを特徴とする歯科用診断装置。
6. 請求項２乃至５のいずれかの歯科用診断装置において、
   歯牙切削等の歯科治療手段を付設し、上記比較手段による比較結果に基づきこの歯科治療手段を駆動制御させるようにしたことを特徴とする歯科用診断装置。
7. 請求項１乃至６のいずれかの歯科用診断装置において、
   上記照射端と受光端との間隔が、歯牙内部の診断対象部位の深さに応じて設定されることを特徴とする歯科用診断装置。
8. 請求項１乃至７のいずれかの歯科用診断装置において、
   上記光源手段から出力される光は、単波長乃至は準単波長のビーム光であることを特徴とする歯科用診断装置。
9. 請求項１乃至８のいずれかの歯科用診断装置において、
   上記光源手段から出力される２種以上の光は、少なくとも歯牙に対して直進性の強い波長の光と、歯牙に対して散乱性の強い波長の光との組合せからなることを特徴とする歯科用診断装置。
10. 請求項１、８及び９のいずれかの歯科用診断装置において、
    上記光源手段は、赤色から赤外領域の光を発する半導体レーザー等のレーザー発生装置又はＬＥＤであることを特徴とする歯科用診断装置。
11. 請求項１乃至１０のいずれかの歯科用診断装置において、
    上記光源手段から出力される波長の異なる２種以上の光は、照射端から時分割で照射されることを特徴とする歯科用診断装置。

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