JP2013172975A - 赤外光熱放射測定（ｐｔｒ）および被変調レーザルミネセンス（ｌｕｍ）を使用して歯の欠陥を診断する装置 - Google Patents

赤外光熱放射測定（ｐｔｒ）および被変調レーザルミネセンス（ｌｕｍ）を使用して歯の欠陥を診断する装置 Download PDF

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Abstract

【課題】歯の欠陥、脱灰、再石灰化および齲食からのレーザ誘導周波数領域赤外光熱放射測定信号と交流電流(ac)被変調ルミネセンス信号とを口内で同時に測定することができる高空間分解能動的診断機器を提供する。
【解決手段】本発明は、咬合面小窩および裂溝、平滑面、ならびに歯の間の隣接歯間領域上の、X線写真または目視検査によって通常は検出されない齲食病変および/または欠陥の検出、診断および進行中監視などの重要な問題に取り組むこの機器の能力に重点をおいている。この機器はさらに、脱灰された歯の初期領域、および/または再石灰化された歯の領域、ならびに修復物の縁に沿った欠陥を検出することができる。局所点を検査するこの能力を、マルチアレイ赤外カメラを使用した標的歯の表面下の被変調画像化に拡張することができる。この機器の2つの構成が提示される。
【選択図】図６

Description

本発明は、歯の欠陥(dental defect)、硬組織の脱灰(demineralization)および/または再石灰化(remineralization)、修復物の周囲の欠陥ならびに齲食を口内で検出する、レーザ周波数領域赤外光熱放射測定(laser-frequency-domain infrared photothermal radiometry)(以後FD-PTRまたは単にPTRと呼ぶ)および周波数領域ルミネセンス(frequency-domain luminescence)(以後FD-LUMまたは単にLUMと呼ぶ)に基づく装置に関する。
今日では、フッ化物の広範な使用によって、齲食、特に平滑面齲食の有病率は相当に低下したが、エナメル質、象牙質または歯根面(root surface)あるいは歯科修復物の表面または下の初期の脱灰を検出し、監視することができる非侵襲非接触技法の開発は、この問題の臨床マネージメントのために必須である。放射の吸収および非放射性のエネルギー変換、ならびにそれに続く小さな温度上昇に起因する不透明な(turbid)媒質の被変調熱赤外(黒体またはプランク放射)応答に基づく新規のバイオサーモフォトニクス(biothermophotonic)技法が導入された。
したがって、PTRは、光学的画像化の範囲を大幅に超えた不透明(opaque)媒質中に浸入し、その不透明媒質についての情報をもたらす能力を有する。具体的には、熱波の侵入深さの周波数依存性によって、材料の深さプロファイリング(profiling)を実行することが可能である。歯の硬組織などの不透明媒質に対するPTRの使用では、2つの異なるモード、すなわちエナメル質の熱拡散率によって制御される表面に近い距離(50〜500μm)からの伝導モード、および拡散散乱レーザ誘導光学場(diffusely scattered laser-induced optical field)の光学的侵入に相応する相当に深い領域(数mm)からの黒体放射による放射モードでの、入射レーザパワーの光-熱エネルギー変換および輸送に続いて、深さ情報が得られる。
診断能力の向上における趨勢は、組織に対するかなり高い光損傷閾値と結びついて、散乱媒質中の光子伝搬の物理的現象への十分な注意を要するパルスレーザ光熱または光音響(photoacoustic)検出を補いまたはこれらに取って代わる次世代技術としての周波数領域技法の使用に向かって進んでいる。歯科診断、検出および進行中監視に対するレーザバイオサーモフォトニクスの使用は、エナメル質のレーザ誘導蛍光発光の現象、または齲食組織中に存在するポルフィリンによって引き起こされる蛍光発光に相補的な有望な技法と考えられる[R. Hibst, K. Konig, "Device for Detecting Dental Caries",特許文献１(1994)]。周波数領域レーザ赤外光熱放射測定(PTR)の深さ形状測定(profilometric)能力を歯の欠陥の検査に応用する最初の試みが、非特許文献１、および非特許文献２によって報告された。より最近には、この技術が、咬合面の小窩および裂溝（非特許文献３）、ならびに平滑面および隣接歯間の病変検出に対して使用された。
米国特許第５，３０６，１４４号 米国特許第６，５８４，３４１号
A. Mandelis, L. Nicolaides, C. Feng, and S.H. Abrams, "Novel Dental Depth Profilometric Imaging Using Simultaneous Frequency-Domain Infrared Photothermal Radiometry and Laser Luminescence", Biomedical Optoacoustics. Proc SPIE, A. Oraevsky (ed), 3916, 130-137 (2000) L. Nicolaides, A. Mandelis, and S.H. Abrams, "Novel Dental Dynamic Depth Profilometric Imaging Using Simultaneous Frequency-Domain Infrared Photothermal Radiometry and Laser Luminescence", J Biomed Opt, 5, 31-39 (2000) R.J. Jeon C. Han A. Mandelis V. Sanchez S.H. Abrams "Diagnosis of Pit and Fissure Caries using Frequency Domain Infrared Photothermal Radiometry and Modulated Laser Luminescence" Caries Research 38,497-513 (2004)
本発明は、周波数領域赤外光熱放射測定(FD-PTR)および周波数領域被変調レーザルミネセンス(FD-LUM)を、側面(平滑面)、上面(咀嚼または咬合面)、及び隣接する歯の間の隣接歯間接触領域上の健全点および欠陥(裂、齲食、脱灰)点を口内で調べ、歯根面のそれらの点を調べる相補的な動的歯科検出および診断ツールとして使用する装置を提供する。この装置は、歯面のさまざまな領域の進行中の脱灰および/または再石灰化を、インビボ(in vivo)でもまたはインビトロ(in vitro)でも監視することができる。この方法を、マルチアレイ赤外カメラを使用した標的歯の表面下の被変調画像化に拡張することができる。さらに、参照のための歯面の画像を捕捉し記憶するために、この方法は、従来の可視スペクトル域カメラを含む。患者の進行中監視の間に検索するため、この情報は全て、コンピュータのハードディスク、または紙印刷出力を含む他のタイプの記憶装置上に記憶することができる。さらに、表面化および近表面検出の範囲および分解能を拡張させるため、本技術は、QLF、OCTなどの従来の歯科検査用スペクトル技法とともに使用することができる。
本発明の一態様では、患者の歯組織を検査する光熱放射測定/被変調ルミネセンス装置であって、
有効波長の変調レーザ光を歯組織の表面の一部分に照射する少なくとも1つのレーザ光源であって、それに応答して、歯面の前記部分から、変調された(被変調)光熱放射測定信号および変調された(被変調)ルミネセンス信号が放射されるレーザ光源と、
放射された前記被変調ルミネセンス信号を検出する第１の検出手段と、放射された前記被変調光熱放射測定信号を検出する第２の検出手段と、
ハンドヘルドプローブヘッドと、前記ハンドヘルドプローブヘッドに接続された遠位端を有する柔軟な光ファイバ束と
を含み、
前記光ファイバ束が、前記光源と光学的に連通した近位端と、前記ハンドヘルドプローブヘッドを臨床医が操作することによって前記光源からの光を患者の歯組織まで伝送する、前記ハンドヘルドプローブヘッドで終わる遠位端とを有する第１の光ファイバと、前記ハンドヘルドプローブヘッドで終わる遠位端と、前記検出手段に光学的に結合された近位端とを有する複数のマルチモード光ファイバとを有し、前記マルチモード光ファイバのうちの予め選択された第１の数の光ファイバが、前記被変調ルミネセンス信号を、前記マルチモード光ファイバのうちの前記予め選択された第1の数の光ファイバに光学的に結合された前記第１の検出手段までに伝送する近赤外伝送光ファイバであり、前記マルチモード光ファイバのうちの予め選択された第２の数の光ファイバが、前記被変調光熱放射測定信号を、前記マルチモード光ファイバのうちの前記予め選択された第２の数の光ファイバに光学的に結合された前記第２の検出手段までに伝送する中間赤外伝送光ファイバであり、
さらに、
放射された前記被変調光熱放射測定信号を光熱位相成分および振幅成分に復調し、前記被変調ルミネセンス信号をルミネセンス位相信号および振幅信号に復調する復調手段と、
前記光熱位相信号および振幅信号を参照試料の光熱位相信号および振幅信号と比較し、前記ルミネセンス位相信号および振幅信号を参照試料のルミネセンス位相信号および振幅信号と比較して、前記歯組織の前記部分と前記参照試料との間に差がある場合に、それらの差を得、前記差を前記歯組織の欠陥と相関させる処理手段と
を含む装置が提供される。
本発明はさらに、歯組織の侵食性病変、小窩および裂溝の病変、隣接歯間の病変、平滑面の病変ならびに歯根齲食病変を含む、歯組織の欠陥を検出する方法であって、
a)柔軟な光ファイバ束の遠位端に取り付けられたハンドヘルドプローブヘッドを使用して、歯組織の表面の一部分に少なくとも1つの波長の光を照射するステップ
を含み、
前記光ファイバ束が、前記少なくとも1つの波長の光を発射する光源と光学的に連通した近位端と、前記ハンドヘルドプローブヘッドを臨床医が操作することによって前記光源からの光を患者の歯組織まで伝送する、前記ハンドヘルドプローブヘッドで終わる遠位端とを有する第1の光ファイバと、前記ハンドヘルドプローブヘッドで終わる遠位端と、前記検出手段に光学的に結合された近位端とを有する複数のマルチモード光ファイバとを有し、前記マルチモード光ファイバのうちの予め選択された第1の数の光ファイバが、前記患者の歯組織から放射された被変調ルミネセンス信号を前記検出手段まで伝送する近赤外伝送光ファイバであり、前記マルチモード光ファイバのうちの予め選択された第2の数の光ファイバが、前記患者の歯組織から放射された被変調光熱放射測定信号を伝送する中間赤外伝送光ファイバであり、歯組織の表面の前記部分を少なくとも1つの波長の光で照射すると、それに応答して、歯面の前記表面の前記部分から、被変調光熱放射測定信号および被変調ルミネセンス信号が放射され、
さらに、
b)放射された前記被変調ルミネセンス信号を第１の検出手段で検出し、放射された前記被変調光熱放射測定信号を第２の検出手段で検出するステップと、
c)放射された前記被変調光熱放射測定信号を光熱位相成分および振幅成分に復調し、前記被変調ルミネセンス信号をルミネセンス位相信号および振幅信号に復調するステップと、
d)前記光熱位相信号および振幅信号を参照試料の光熱位相信号および振幅信号と比較し、前記ルミネセンス位相信号および振幅信号を参照試料のルミネセンス位相信号および振幅信号と比較して、前記歯組織の前記部分と前記参照試料との間に差がある場合に、それらの差を得、前記差を前記歯組織の欠陥と相関させるステップと
を含む方法を提供する。
本発明はさらに、患者の歯組織を検査するために、被変調光熱放射測定およびルミネセンスを使用して歯組織を画像化する変調画像システムであって、
有効波長の光ビームを歯組織の表面の一部分に照射する少なくとも1つの被変調レーザ光源であって、それに応答して、歯面の前記部分から、被変調光熱放射測定信号および被変調ルミネセンス信号が放射される被変調レーザ光源と、
前記歯組織に対して位置付けられた、放射された前記被変調光熱放射測定信号および前記被変調ルミネセンス信号の画像を検出する画像化検出手段であって、前記少なくとも１つの変調レーザ光源と同期し、放射された被変調ルミネセンス信号の画像を検出する組み合わせ近赤外カメラと放射された前記被変調光熱放射測定信号の画像を検出する中間赤外カメラとを含む画像化検出手段と、
放射された被変調光熱放射測定信号の前記画像を光熱位相成分および振幅成分の画像に復調し、放射された被変調ルミネセンス信号の前記画像をルミネセンス位相信号および振幅信号の画像に復調する復調手段と、
光熱位相信号および振幅信号の前記画像を参照試料の光熱位相信号および振幅信号の画像と比較し、ルミネセンス位相信号および振幅信号の前記画像を参照試料のルミネセンス位相信号および振幅信号の画像と比較して、前記歯組織の前記部分と前記参照試料との間に差がある場合に、それらの差を得、前記差を前記歯組織の欠陥と相関させる処理手段と、
前記画像を表示する画像ディスプレイと
を含む装置を提供する。
本発明はさらに、患者の歯組織の欠陥を検出するために歯組織を画像化する方法であって、
a)有効波長のレーザ光の変調ビームを歯組織の表面の一部分に照射するステップであって、それに応答して、歯面の前記部分から、被変調光熱放射測定信号および被変調ルミネセンス信号が放射されるステップと、
b)レーザ光の変調ビームと同期した、放射された前記被変調ルミネセンス信号の画像を検出する組み合わせ近赤外カメラと前記放射された被変調光熱放射測定信号の画像を検出する中間赤外カメラとを使用して、放射された前記被変調光熱放射測定信号および前記被変調ルミネセンス信号の前記画像を検出するステップと、
c)放射された被変調光熱放射測定信号の前記画像を光熱位相成分および振幅成分の画像に復調し、被変調ルミネセンス信号の前記画像をルミネセンス位相信号および振幅信号の画像に復調するステップと、
d)光熱位相信号および振幅信号の前記画像を参照試料の光熱位相信号および振幅信号の画像と比較し、ルミネセンス位相信号および振幅信号の前記画像を参照試料のルミネセンス位相信号および振幅信号の画像と比較して、前記歯組織の前記部分と前記参照試料との間に差がある場合に、それらの差を得、前記差を前記歯組織の欠陥と相関させるステップと
e)歯組織の欠陥がある場合に、それらの欠陥を表す画像をコンピュータディスプレー上に表示するステップと
を含む方法を提供する。
一実施例では、本発明の方法が、
近紫外〜可視〜近赤外スペクトル範囲の適切な放射波長の励起源(レーザ)で前記歯面を照射すること、
さまざまな角度で歯面を検査するために前記励起源に回転自由度を与えること、
直流から100kHzまでを含む(ただしこれらに限定されない)範囲のレーザビームの周期的な周波数パルスを発生させること、
前記放射を送達し、光ファイバまたは軸外し鏡構成によって前記放射を集めること、
既知の放射測定特性および周波数応答ならびに動的(ac)ルミネセンス特性および周波数応答を有する参照試料から周波数-スキャンデータを得ることによってベースライン信号伝達関数H(f)を生成すること、
最適なコントラストおよび機器の周波数応答の打ち消しのために、振幅比および位相差によって、健康な歯組織、欠陥歯組織、侵食歯組織、脱灰された歯組織または齲食歯組織を、さまざまな周波数(例えば10Hzおよび1kHz)で比較すること、
周波数-スキャンデータを取得することによって、齲食、脱灰および侵食の深さ形状測定(profilometric)診断および検出を実行すること、
将来における変化の比較を可能にするために検査された領域に関する前記データを記憶すること、
検査された領域の状態の印刷出力またはハードコピーを作成すること、
データおよび臨床的専門知識が病変の存在を指示している場合に、
崩壊または齲食した歯材料を除去し、
材料を配置するために歯構造を除去し、
歯の下処理設計の知られている原理を使用し、従来のバー、超音波エネルギー、レーザまたは歯の下処理用の他のデバイスを使用して、歯の下処理を行ない、
この歯の下処理において、光学的放射送達および熱エネルギー生成の正確で最適化された制御のためにパルス波形工学による適切なレーザ-フルエンス送達プロトコルを使用して、形成し機能するように歯を修復する充填材料を硬化させまたは固める
ためにレーザを使用することによって、歯を治療する能力を提供すること、
データおよび臨床的専門知識が脱灰の存在を指示している場合に、
レーザを使用して表面または表面下を改変し、
さまざまな媒質の取込みが再石灰化を増進するように表面または表面下を改変し、
表面を密閉するかまたは表面の再石灰化を促進する媒質を塗布し、
光学的放射送達および熱エネルギー生成の正確で最適化された制御のためにパルス波形工学による適切なレーザ-フルエンス送達プロトコルを使用して、形成し機能するように歯を修復する歯面上の材料を硬化させまたは固め、
組合せPTR/LUMによって、歯の状態の前記介入的改変を監視し、
介入的改変前の歯面の進行中の変化を監視し、
さまざまな治療および解決策の適用後のインビトロでの脱灰および再石灰化を示すために歯面を監視する
ためにレーザを使用することによって、歯を治療する能力を提供すること
を含む。
本発明の機能上の有利な態様の追加の理解は、以下の詳細な説明および図面を参照することによって得ることができる。
歯の欠陥を検出する本発明に基づく同時周波数領域赤外光熱放射測定/周波数領域ルミネセンス機器の第1の実施形態の概略図であり、この機器は、歯面をさまざまな角度で検査するために励起源の追加の回転自由度を有する。 図2aは、ヒトの歯試料の小窩および裂溝内の典型的な齲食病変のそれぞれの測定点F1、F2、F3およびF4の上面(咀嚼または咬合面)および断面写真である。 図2bは、659nm、50mW半導体レーザ励起を使用した、図2aに示されたヒトの歯の健康な点および齲食点の周波数領域における典型的なPTR応答およびLUM応答を示す図である。 図3aは、2本の歯の隣接歯間接触点を横切る空間スキャン線を示す図である。 図3bは、隣接歯間の機械的な穴を横切る固定周波数5Hzでの空間スキャンのPTR応答およびLUM応答を示すグラフである。励起源は670nm、450mW半導体レーザである。 脱灰-再石灰化溶液(リン酸二水素カリウム(KH2PO4)2.2mM、酢酸(NaOAc)50mM、1M塩化カルシウム(CaCl2)2.2mM、フッ化物(F-)0.5ppm、およびpHを4.5に保つ水酸化カリウム(KOH))によって生み出された隣接歯間の人工齲食病変を横切る固定周波数30Hzでの空間スキャンのPTR応答およびLUM応答を示すグラフである。励起源は670nm、450mW半導体レーザである。 図5aは、6時間から30日の複数の試料についての処理時間に対する5HzでのPTR/LUM信号を示す図である。 図5bは、6時間から30日の複数の試料についての処理時間に対する500HzでのPTR/LUM信号を示す図である。 歯の欠陥を検出する同時周波数領域赤外光熱放射測定/周波数領域ルミネセンス機器のハンドヘルド装置の概略図であり、この装置は、軸外し放物面鏡の立体角が限定された柔軟性のない収集構成の代わりに、光ファイバ光送達およびIR放射収集を使用することによって、改善されたコンパクト性、あるいは咬合面ないし隣接歯間、頬面ないし舌面(平滑面)、または歯根面の幾何形状への改善されたアクセス、ならびに実質的に高められた赤外放射の収集効率を可能にする。 被変調赤外カメラによる2次元ロックイン画像化システムの概略図である。
次に、添付図面を参照して、歯の欠陥を検出する本発明に基づく装置を、単に例示的に説明する。
本発明は、熱変性させずに加熱した試料の領域からの赤外放射の放出を検出する低フルエンス(fluence)光熱放射測定検出および被変調ルミネセンス顕微鏡法(microscopy)に基づく。被変調加熱による温度変動は、熱放出の変動を引き起こし、これが赤外検出器を使用して監視される。この温度変調は、熱波長(thermal wavelength)にほぼ等しい深さ
（数１） λth (f)=2π√(α/πf)
から熱エネルギーが拡散的に(または伝導的に)表面に達することを可能にする。αは材料の熱拡散率[cm2/s]、fはレーザビーム変調周波数である。さらに、レーザ励起波長における光学減衰係数(optical attenuation coent)の逆数までの全ての深さから黒体(プランク)放射が放射され、この放射の再吸収されなかった部分は、光励起された歯の表面から適切な赤外検出器の中へ逆伝搬され、それらの深さからの情報を伝達する。
本装置の概略図が、全体を10として図1に示されている。波長659nmの半導体レーザ12(例えば三菱電機 ML120G21、最大出力50mW)または波長830nmの半導体レーザ12(例えば三洋電機 DL-7032-001、最大出力100mW)が、PTR信号とLUM信号の両方の信号の信号源として使用される。レーザ12に対してダイオードレーザドライバ14(例えばコヒレント社 6060)が使用され、ロックイン増幅器(lock-in amplifier)18(例えばStanford Research Systems社 SR830)の内蔵関数発生器16によってトリガされ、レーザ電流を調和的に変調する。レーザビーム20は歯試料22上に集束される。歯からの変調赤外PTR信号は、2つの軸外し(off-axis)放物面鏡26(例えばメレスグリオ社 02POA019、ロジウムコーティング)によって集められ、テルル化カドミウム水銀(HgCdTeまたはMCT)検出器(例えばEG&G Judson社 J15D12-M204-S050U)などの赤外検出器30上に集束される。PTR信号は、ロックイン増幅器に送られる前に、前置増幅器32(EG&G Judson社 PA-300)によって増幅される。PTR信号とLUM信号の同時測定のために、1.85μm(Geのバンドギャップ)までの波長が反射、吸収され、それよりも長い波長を有する赤外放射が透過されるように、放物面鏡26間にゲルマニウム窓36が置かれる。
反射されたルミネセンスは、スペクトル帯域幅300nm〜1.1μmの光検出器38(例えばNewport社 818-BB-20)に集束される。ルミネセンス用の光検出器38の前には、歯あるいは歯22の歯根面または隣接歯間の接触面によって反射されまたは散乱したレーザ光を遮断するため、カットオン(cut-on)色ガラスフィルタ40(例えばOriel社 51345、カットオン波長:715nm)が置かれる。光ルミネセンス発光は、約636、673および700nmのルミネセンスのピークよりも高い光子による照射を必要とするため[R. Hibst, K. Konig, "Device for Detecting Dental Caries",特許文献１]、830nm励起下におけるルミネセンスデータは不可能であった。本発明の発明者らは、695nmおよび725nmフィルタならびに715nmフィルタを試験し、レーザ源(659nm)をカットオフし、ルミネセンスをカットオンするのには715nmフィルタが最適であり、漏れ信号もわずかである(本発明の発明者らが得た歯の最小LUM信号の約190分の1)ことを見出した。
したがって、659nmレーザに対してのみ、ルミネセンスを測定するために715nmカットオンフィルタ40が使用される。被変調ルミネセンスを監視するために、別のロックイン増幅器42(例えばEG&G model 5210)が使用される。ロックイン増幅器18および42はともに、RS-232または他の同等のポートによってコンピュータ50に接続され、制御される。一対の歯22がLEGOブリック(brick)52上に取り付けられる。この機構によって、歯22を分離し、人工病変を形成した後に、歯22を再び元の位置に正確に取り付けることができる。
次いで、ロックイン増幅器によって、被変調PTR放射および被変調LUM放射は光熱位相成分および振幅成分に復調され、前記被変調ルミネセンス信号はルミネセンス位相および振幅信号に復調され、次いで、光熱位相信号および振幅信号を、参照試料の光熱位相信号および振幅信号と比較し、ルミネセンス位相信号および振幅信号を参照試料のルミネセンス位相信号および振幅信号と比較して、歯組織のその部分と参照試料との間に差がある場合に、それらの差を得、それらの差を歯組織の欠陥と相関させるように処理される。追加の詳細は、2003年6月24日にMandelis他に発行された、特許文献２に開示されている。
図1の装置は、3つの回転自由度(歯と鏡の角度、レーザと歯の角度、歯への入射レーザの角度)によって隣接歯のスキャンを可能にするオプトメカニカル設計を提供する。
図2aは、PTRおよびLUMの典型的な診断および検出能力を示す下顎の第2小臼歯を示す。この歯は、臨床医が裂溝を観察または監視する必要があることを示す、最大10のDIAGNOdentの読み、および目視検査の平均ランキング2.2を有する。X線写真に齲食の存在を示すものはなかった。それにもかかわらず、周波数スキャン全体(1Hz〜1kHz)にわたる振幅応答および位相応答の全ての情報を含むPTR信号およびLUM信号は、測定点F2およびF3が、象牙質に達する齲食を有することを示した。組織学的観察の結果によれば、実際にはこのことは、これらの2点だけでなく、点F1についても言えた。
裂溝F1からの信号は、裂溝の幾何形状、裂溝の口の角度または裂溝のベースの方向が、PTR信号およびLUM信号の生成に影響を及ぼす可能性があることを示す。図2bのF1のPTR振幅は、健康な帯域よりも大きく、PTR位相も、高周波領域においては、健康な帯域から明白に外れている。このケースは、PTRの深さ形状測定能力を示す。このケースでは、齲食領域が、はるかに厚い健康な表面下のエナメル質層の上に薄い表面層を形成した傾斜し湾曲した齲食裂溝F1が、入射レーザビームによって照射された。
これに応答して、健康なエナメル質表面下層を主に調べ、齲食表面層は信号に対する摂動としてとらえられる長い熱拡散長から予想されるとおり、図2bのF1のPTR信号の位相は、低周波において、健康な帯域に含まれる。しかし、高周波においては、(短い)熱拡散長が主に齲食表面層の中にあり、その結果、PTR位相は、約50Hzよりも高い周波数で、健康な帯域よりも下に現れ、齲食点F2およびF3の位相と一緒になる。原則として、健康な帯域から外れる際の周波数を使用して、齲食表面層の厚さを推定することができる。健康な裂溝F4のPTRおよびLUM曲線は、健康な帯域内に位置し、これは組織学的観察を裏付ける。
齲食検出および診断技法としてのPTRおよびLUMを評価し、それらを(組み合わせて、または別々に)従来の他のプローブと比較するため、表1に定義された2つの異なる閾値(D2)および(D3)における感度および特異性を、全ての診断法について計算した。PTR信号およびLUM信号は、280の全ての咬合面測定点からとったが、他の検査法では、それぞれの歯について1点または2点だけを評価した。
したがって、それぞれの計算は、一致した測定点だけを使用した。PTRおよびLUMによって齲食の状態を評価する適切な基準を策定するため、表2に記載されたそれぞれの信号の一般的な特性およびそれらの変換式を使用した。それらの特性は、齲歯試料および健康な歯試料を用いた周波数スキャンの実験結果から確立した。PTR振幅の場合、健康な点の対数-対数プロット上の周波数スキャン曲線の形状は、低周波(1Hz)から高周波数(1000Hz)までほぼ直線的であり、不健康な点(脱灰された表面、エナメル質齲食または象牙質齲食)は、周波数範囲全体にわたって健康な点よりも大きな振幅を示し、対数プロット上のある周波数範囲で「折れ曲り(knee)」を有する明白な屈曲を示す。
線形(位相)-対数(周波数)プロット上の石灰化した健康な点に対するPTR位相の形状は、全ての周波数(1Hz〜1kHz)にわたってほぼ直線的であり、齲食した点は、低周波数では相対的に大きな位相を示し、中間周波数では、健康な位相の範囲と交差する大きな傾きを示す。健康な点と齲食/脱灰点との間でLUM振幅の形状に違いはない。振幅曲線の形状は全体的に一致しており、低周波数から高周波数へ向かって低下する。
脱灰点のLUM振幅曲線は、周波数範囲全体にわたって健康な帯域よりも上に位置する。LUM位相は、健康な点と齲食の点との間でわずかな差を示す。一般に、齲食または脱灰領域は、測定周波数範囲全体にわたって、健康な平均値よりもわずかに上にシフトしたLUM位相ラグを示す。健康な点はわずかな変動を示すことがあるが、それは高周波端(>100Hz)だけである。
歯試料上の全ての健康なエナメル質平滑面点からPTR振幅およびPTR位相ならびにLUM振幅およびLUM位相の平均値を確立することによって、裂溝の幾何形状の影響または裂溝内のエナメル質の厚さの変動の影響なしに、健康な歯構造の性質を調べることが可能になった。一連の、周波数に対する平均値および標準偏差の曲線を、それぞれの信号に対して作成し、それぞれの歯についてプロットした。これによって、調査されたそれぞれの点の性質と健康な平滑面領域のそれとを比較することが可能になった。
これらの特徴を使用して、それらのプロットから、表2に記載されたように、歯の状態を定義する数値を得るための特性(変換)式を作成した。さらに、周波数スキャン全体から、それぞれの信号(PTRおよびLUMの振幅および位相)の3つまたは4つの周波数点について、その信号が健康な標準帯域から外れているかどうかを調べ、この帯域から外れた点の数を計数した。全てのこれらの値を計算した後に、それぞれの数値群を、それぞれの群の割り当てられた数値が、無傷の歯に対応する0と齲食の最悪のケースに対応する1との間の値をとるように正規化した。次いで、これらの正規化された数値を加え、それらを使用して、調査された点を評価した。最後に、周波数応答の全ての使用可能な情報を含んだそれぞれの測定点につき1つの値を記録した。組織学的観察にできるだけ従うように、D2およびD3の閾値を試行錯誤によって決定した。
この統計解析の結果は表3に示されている。PTRとLUMの組み合わせた基準を使用すると、全ての検査法の中で、D2閾値において、それぞれ0.81および0.87の最も高い感度および特異性が計算された。PTRのみの基準またはLUMのみの基準の場合には、感度は0.52から0.69であり、特異性は相対的に高く0.72から0.86であった。他の知見と同様に、目視検査は、低い感度(D2の0.51およびD3の0.36)および特に高い特異性(両方の閾値で1.00)の結果を与えた。X線写真も、低い感度(D2の0.29およびD3の0.36)および高い特異性(D2の1.00、D3の0.85)を示した。連続(dc)ルミネセンス法(DIAGNOdent)は、D2で0.60、D3で0.76の感度を示し、特異性はD2で0.78、D3で0.85であった。しかし、表3から、視覚検査およびX線写真の統計値を得るために、他の方法、特にPTRおよびLUMに対して使用されたはるかに包括的なサンプルサイズに比べて、全測定点のうちの比較的に小さなサブセットが使用されていることに留意すべきである。さらに、DIAGNOdent測定は、その機器の光ファイバウェーブガイド(fiber-optic waveguide)を用いて実行され、LUMおよびPTR測定は、歯面上の光の直接入射を使用し、それらは変わりやすい入射立体角の制限を受けた。これは、図6に記載されているような光ファイバを導入することによって改良される。
図3bは、機械的な穴を検出する隣接歯間空間スキャンの結果の一例を示す。試料は、食塩水中に保管し、実験の直前に容器から取り出し、水道水で20秒以上徹底的にすすぎ、次いで空気中に20分間放置して、適当に乾燥させた。実験後、これらの試料はすぐに容器に戻した。それぞれの歯の対をLEGOブリックに取り付け、図3aの矢印で示されているように隣接歯間接触点を横切って左から右へ30Hzでスキャンした。これらの試料は、機械加工ステップまたは人工齲食剤を用いた処理ステップのたびにスキャンし、X線写真を撮影した。
人工の小さな穴をPTRおよび/またはLUMによって検出することができるかどうかを見るために、1/4mmの円形炭化物バー(bur)を使用して、両方の歯の側面の接触位置に深さ約1/4mmの穴をあけた。図3bに示されているように、左側の穴は右側の穴よりも深く、それはX線像上で見ることができた。PTR信号およびLUM信号が図3bに示されている。穴の順次穿孔後のPTR振幅は、接触点の左右の1.2〜2.3mmのところで明らかに高い。PTR位相も、穴の付近の1.5〜2.5mmのところで大きな変化を示した。PTR位相では、穿孔した穴から離れた0〜1.5mmおよび2.5〜4mmの領域でも、ある信号変化が生じた。穿孔によって微小な亀裂が生じ、前記信号変化を引き起こした可能性があるという仮説が立てられる。
PTR振幅も同様のふるまいを示した。LUMは本質的に表面現象であり、PTRは、深い表面下の情報を送達するため、LUM振幅およびLUM位相は、穴の付近で明白な差を示さなかった。LUM振幅およびLUM位相は、全てのスキャンで、わずかな低下を示した。これはおそらく、LUMが湿度変化に非常に敏感であるためである。
脱灰-再石灰化溶液(リン酸二水素カリウム(KH2PO4)2.2mM、酢酸(NaOAc)50mM、1M塩化カルシウム(CaCl2)2.2mM、フッ化物(F-)0.5ppm、およびpHを4〜4.5に保つ水酸化カリウム(KOH))によって、別の試料セットを処理した。図4は、それぞれの処理後にPTR振幅とPTR位相の両方が明らかに単調な増大を示したことを示す。一方でLUMは、湿度変化によるものと考えられる、スキャン領域全体にわたる曲線の剛直な(rigid)わずかなシフト(低下)以外は、ほぼ無感応であった。別の7つの対を、この飽和緩衝液用いて、処理時間以外は同様の方法で処理し、調べた。これらの対はそれぞれ、異なる時間にわたって処理された。例えば、最初の対は6時間だけ処理し、最後の対は30日間処理した。生じた病変は、初期の齲食性病変で見られるように、石灰化された表面と脱灰された表面下の両方を有していた。
図4の傾向と一致して、図5aおよび図5bに示されたそれぞれ5Hzおよび500HzにおけるPTR信号は、処理時間とともに増大し、LUM信号はわずかに低下した。脱灰の程度の増大に伴って観察されたLUM振幅の低下も、dcルミネセンスの一形態である定量的光誘導蛍光法(quantitative light-induced fluorescence:QLF)を使用した以前の知見と一致している。
図6は、隣接歯間のスキャン用に構成された装置80の代替実施形態を示し、この装置は、3つの異なるモジュール、すなわち1)手で制御可能な柔軟なハンドヘルド光ファイバレーザビーム送達/信号収集「光ヘッド」ユニット82、2) 新しい最新技術の室温テルル化亜鉛カドミウム水銀(MCZT)検出器84を使用した信号発生/検出モジュール91に電気的に接続されたダイオードレーザドライバ104と、検出器84の温度制御器93とを含む室温IR放射検出モジュール88を備えたコンパクトな電力および光パワー送達/信号処理ユニット、ならびに3)システム制御/信号解析ユニット86を含む。この検出器84は赤外技術の最新技術を表す。テルル化亜鉛カドミウム水銀(MCZT)検出器の他に、使用することができる他の検出器には、テルル化亜鉛カドミウム水銀(MCZT)検出器、セレン化鉛(PbSe)検出器、ヒ化インジウム(InAs)検出器、アンチモン化インジウム(InSb)検出器およびヒ化ガリウムインジウム(InGaAs)検出器などがある。
検出モジュール88の詳細図を参照すると、波長670nmの光を発射する半導体レーザ90(例えば最大出力500mW、Photonics Products)および波長830nmの光を発射する半導体レーザ92(例えば最大出力100mW、Optima Precision)のうちの一方が、光カプラ94によって結合されたPTR/LUM源として使用され、光ファイバ96は、その一端が、カプラ94に光学的に結合され、光ファイバ束100と合流し、他端が、ハンドヘルド光ヘッド82に光学的に結合される。光ファイバ束100は、ファイバ96の他に、マルチチャネル光ファイバカプラ設計(例えばOZ Optics)によるいくつかの大径コアマルチモードハロゲン化銀光ファイバ(例えばCeramoptec)98を含む。
光ファイバ束100は、マイクロポジショナ140に取り付けられたハンドヘルドピースである光エンドセクション144で終わり、マイクロポジショナ140は、試料の位置を5μm未満の分解能で正確に制御することができるように光ファイバエンドセクション144を保持する3軸並進ステージおよび回転ステージからなる。この精密位置決め装置は、研究のための実験に対してだけ使用され、臨床応用に関しては、ハンドヘルドピース144だけが臨床医によって使用され、臨床医は、患者の口内の疑わしい歯の付近でこのハンドピース144を移動させる。
レーザ技術に進歩に応じて、現在当業者に明白であるかまたは将来明白になるレーザ線とレーザ出力の将来のより有効な他の組合せも可能であり、それらは本開示内で請求される。
2つの異なる波長の2つのレーザ光源の使用は、データの解釈を容易にするために有利である。これらの2波長レーザ光源は、エナメル質(または他の歯組織)の光吸収(optical absorption)および等価散乱係数(reduced scattering coefficient)の関数であるそれぞれの波長に関連した全吸光係数(total extinction coefficient)によって制御された異なる光侵入深さを表す。450mW-670nmレーザによって照射された歯の歯髄腔内での熱電対を使用した本発明の発明者らによる研究によれば、温度は約1℃上昇した。このような温度上昇レベルは、臨床用途に対して安全とみなされ、歯髄組織を傷つけず、許容されるPTR信号対雑音比(約5〜80)を与える。
これらのタイプのレーザダイオードを有するごく最近の深在性齲食のスキャニング測定によれば、830nm源によるPTRは、より低い信号レベルと引き換えに、659nm源よりも高い表面下齲食の空間分解能を示す[Jeon RJ, Mandelis A, Sanchez V, and Abrams SH., "Non-intrusive, Non-contacting Frequency-Domain Photothermal Radiometry and Luminescence Depth Profilometry of Carious and Artificial Sub-surface Lesions in Human Teeth", J Biomed Opt. 9: 804-819 (2004)、Jeon RJ, Han C, Mandelis A, Sanchez V, and Abrams SH., "Diagnosis of Pit and Fissure Caries Using Frequency-Domain Infrared Photothermal Radiometry and Modulated Laser Luminescence", Caries Res. 38: 497-513 (2004)]。他方、エナメル質エッチング剤への短時間の暴露後に生じるエナメル質表面の酸エッチングされた病変または侵食に関しては、短い消光深さ(optical extinction depth)(数μm)のため、短波長源は、より高いPTR信号コントラストを提供する。これらの侵食型病変の検出および監視はこの技術の他の用途である。半導体レーザ電流(したがってパワー出力)を1Hzから1000Hzの範囲で調和的に変調させるために、PCボード[例えばNI PCI-5122(信号解析器106)および例えばNI PCI-5401(関数発生器108)]および適切なソフトウェア110(例えばLabVIEW)からなるソフトウェアロックイン増幅器の関数発生器によってトリガされるダイオードレーザドライバ104(例えばCoherent 6060、図1)が使用される。これらの信号を処理するために十分に高速なコンピュータ112が必要である。レーザドライバ104は一度に1つのレーザだけを駆動し、図6から分かるように、一方または他方のレーザにレーザドライバ104を別々に結合するためのスイッチがある。
ハンドヘルドヘッドプローブ82内に位置する光ファイバ96の遠位端から発射されたレーザ光の2つの波長のうちの一方によって歯試料が照射されるように、光ファイバ束100の端部を歯試料または歯120のごく近くに配置することによって、レーザ光は、歯試料または歯120に送達される(例えば歯科医がハンドヘルドユニット144を使用して患者の歯に照射する)。歯120からの被変調近赤外LUM信号は、同じ送達光ファイバ96によって、逆スプライサ(reverse splicer)130を通してSiフォトダイオード132の活性領域に集められる。しかし、ファイバ96以外の他の光ファイバを使用して、歯120からの被変調近赤外LUM信号を集めることもできることが理解されるであろう。例えば、ファイバ96と全く同じ1本または数本のファイバをファイバ束100に含め、レーザ光を歯に送達することだけにファイバ96を専念させ、ファイバ96と全く同じこれらの他のファイバを使用して被変調LUM信号を集めることができ、これらの他のファイバは、逆スプライサ130を必要とすることなく検出器132に光学的に結合された近位端を有することができる。
同様に、ルミネセンス光子エネルギーよりも幅の狭いバンドギャップを有する任意の半導体ベースの光電池、および光電子増倍管やルミネセンス光子検出器などの他の光電子工学エネルギー変換デバイスを含む、Siフォトダイオード132以外の他の検出器を使用することもでき、これには例えば、ゲルマニウム(Ge)フォトダイオード、ヒ化ガリウムインジウム(InGaAs)フォトダイオードまたは硫化鉛(PbS)フォトダイオードが含まれる。
歯120によって反射されまたは散乱したレーザ光を遮断するため、670nmレーザによって生成されたLUM測定用の光検出器132の前のU型ブラケット136の中に、カットオン色ガラスフィルタ134(例えばOriel 51345、カットオン波長:715nm)が置かれる。
装置80は、画像化される歯組織の領域のサイズを調整するためにファイバの端部に取り付けられた、光ファイバを出るビームのサイズを調整するビーム拡大/集束光学部品を含むことができる。
光ルミネセンス発光は、約636、673および700nmのルミネセンスのピークよりも高いエネルギー(より短い波長)の光子による照射を必要とするため、830nm励起下においてルミネセンスデータは不可能である。したがって、PTR信号は、6本のハロゲン化銀光ファイバまたは他の適当に透明な赤外光ファイバ98の同軸アレイによって集められ、最大IRパワー伝送のために楕円光学部品142を使用して、IRレンズ部品の介入なしでMCZT検出器84に導かれる。鏡以外の、当業者に知られた赤外集束光学部品も可能である。
被変調レーザパワーを時折測定して、反射率による系統的なドリフトを試験するため、コア光送達ファイバ96の焦点が合わせられる同じSi光検出器132からフィルタ134を除去することによって、反射されたレーザ源パワーが集められる。被変調反射率またはルミネセンスを監視するために、ソフトウェアロックイン増幅器106の第2のチャネルが使用される。
測定ごとに、PTR/LUM周波数および/または空間座標スキャンを、この機器を用いて実行することができる。周波数は、0.1Hzから1kHz以上まで変化させることができ、これは、12μm〜1mmの範囲の熱拡散長を保証する[Jeon RJ, Mandelis A, Sanchez V, and Abrams SH., "Non-intrusive, Non-contacting Frequency-Domain Photothermal Radiometry and Luminescence Depth Profilometry of Carious and Artificial Sub-surface Lesions in Human Teeth", J Biomed Opt. 9: 804-819 (2004)]。光熱的にアクセス可能なこの表面下深さの範囲は、エナメル質の再石灰化された薄い表面層の下の深在性の齲食病変または脱灰を監視することができることを保証する。光ファイバ束100を保持する3軸並進ステージおよび回転ステージからなるマイクロポジショナ140を使用することによって、試料の位置を5μm未満の分解能で正確に制御することができる。
図１の装置に関して先に論じたとおり、次いで、ロックイン増幅器によって、被変調PTR放射および被変調LUM放射は光熱位相成分および振幅成分に復調され、前記被変調ルミネセンス信号はルミネセンス位相および振幅信号に復調され、次いで、光熱位相信号および振幅信号を、参照試料の光熱位相信号および振幅信号と比較し、ルミネセンス位相信号および振幅信号を参照試料のルミネセンス位相信号および振幅信号と比較して、歯組織のその部分と参照試料との間に差がある場合に、それらの差を得、それらの差を歯組織の欠陥と相関させるように処理される。より一層の詳細は、2003年6月24日にMandelis他に発行された、特許文献２に開示されている。
この比較ステップは、光源強度の変動および機器の周波数依存性の影響を打ち消すために、少なくとも2つの異なる周波数における光熱振幅信号の比をとり、これらの2つの異なる周波数におけるルミネセンス振幅信号の比をとり、これらの2つの周波数における光熱位相信号の差をとり、これらの2つの異なる周波数におけるルミネセンス位相信号の差をとることによって、光熱振幅信号およびルミネセンス振幅信号を正規化することを含む。
この比較ステップはさらに、既知の放射測定特性および周波数応答ならびに動的(ac)ルミネセンス特性および周波数応答を有する参照試料から周波数-スキャンデータを得ることによってベースライン信号伝達関数H(f)を生成することと、ならびに機器の周波数応答を打ち消すために、異なる周波数における光熱振幅の比、ルミネセンス振幅の比、および光熱位相とルミネセンス位相との間の位相差によって、歯の表面の前記部分と前記既知の健康な部分とを比較することを含む。
放射された光熱信号を光熱位相成分および振幅成分に復調し、ルミネセンス信号をルミネセンス位相信号および振幅信号に復調するステップは、ロックイン増幅器を使用して実行され、この機器の周波数依存性はロックイン増幅器応答である。参照試料は、歯または検査中の組織に応じた他の歯組織の既知の健康な部分とすることができる。
図6の装置は例えば歯の部分を検査するのに非常に有用であり、点のサイズは、ファイバのコア、ファイバの端部の集束光学部品(例えばセルフォックレンズ)の有無、および歯面からの出射光ビームの距離によって決定される。この機器の通常の操作では、光ファイバ束が検査中の歯面と接触する。ビームの直径を増大させまたは低減させることによって、臨床医は、咬合面の裂溝を調べ、裂溝の幾何形状または角状の影響をなくすことができる。より幅の広いビームを使用することによって、裂溝のより幅の広い領域からの信号を検出することができる。
図7は、全体が160で示された被変調赤外ロックイン画像化システムを示す。歯組織の試料168の表面の所望の領域を励起するように適当に拡大された光源であるレーザ166に被変調電流を供給するため、関数発生器162は、レーザドライバ164に被変調正弦波波形を提供する。
PTR信号およびLUM信号は、レーザドライバ164と同期するように関数発生器162によってトリガされる組み合わせ赤外カメラ170(acルミネセンス用のInGaAsなどの近赤外カメラおよび光熱検出用のHgCdTeなどの中間赤外カメラ)によって集められる。カメラ170は、任意のカメラ(フィルムまたはディジタル)と同様に、検出器アレイ上に画像を投影するためのレンズまたはレンズの組合せを含む。画像は複数の画素からなる。被変調IRカメラ内の検出器アレイは、ディジタルカメラ内の画像セルと同様である。それぞれの検出素子(画素)は、光子による励起によって信号を生成する。この応用ではこの信号は変調されており、そのためこの信号はAC信号である。これらのAC信号は、ロックイン増幅器を備えたコンピュータ172へ送られ、それにより、このコンピュータが、カメラ170から送られた信号を、画素ごとに2つの成分、振幅および位相に復調する。次いで、これらの信号、すなわち振幅および位相を使用して、臨床医が観察するための可視画像がモニタ上に生成される。
カメラからの画像全体は、標本化定理が要求するレートの少なくとも2倍のレート(変調周期あたり4画像)で集められ、コンピュータに記憶され、それぞれの画像は、適切な周期数で平均される。それらの画像に適用されたロックインソフトウェアは、オペレータによってコンピュータスクリーン上に表示される振幅および位相画像を生成する。コンピュータ172に送られたカメラからのこれらの信号は、レーザの変調周波数での2次元ロックイン画像を示す。
具体的には、カメラ170からの、放射された被変調光熱信号の画像が、光熱位相成分および振幅成分に復調され、被変調ルミネセンス信号の画像が、ルミネセンス位相信号および振幅信号に復調される。これらの被復調信号は画像に変換され、次いで、光熱位相信号および振幅信号の画像を参照試料の光熱位相信号および振幅信号の画像と比較し、ルミネセンス位相信号および振幅信号の画像を参照試料のルミネセンス位相信号および振幅信号の画像と比較して、歯組織の部分と前記参照試料との間に差がある場合にはそれらを得、それらの差を歯組織の欠陥と相関させる。
画像化装置の他の実施形態では、赤外カメラ170の使用に加えて、可視波長での歯の画像を記録することを可能にする被変調可視光カメラ174(好ましくはCCDカメラ)を、IRカメラ170の他に使用することもできる。この組合せの利点は、歯上のレーザビームの位置、および臨床医が撮影したい検査中の歯または歯根面のIRカメラ写真の制御が良好になることである。被変調可視カメラを使用して、ロックインPTR画像化の他に、位相ロックLUM画像化を実行することができる。CCD可視領域カメラ174を使用する利点は、このカメラが、検査中の歯または歯根面の画像を臨床医に提供し、臨床医が、検査する必要がある領域を画像上にマークすることができる点である。これによって、臨床医は、長期にわたって監視する必要がある領域の恒久的記録を手にする。色変化、特に白点または褐色点の出現は、脱灰または再石灰化されたエナメル質の病変の存在を示すことができる。位置を突き止め、記憶した後、臨床医は次いで、これらの領域のPTRおよびLUMの変化を監視することができ、また、問題の領域の印刷出力を患者に提供することもできる。
従来のCCDカメラ174をdcモードで使用して、光熱的に調べようとする領域の場所および正確な位置を監視することができる。さらに、LUMスペクトル範囲(700から850nm)外の寄与を排除するのに適切な光フィルタを有する同じカメラを被変調モードで使用し、制御コンピュータソフトウェアを切り替えて、先のマージンにおいて説明されたある適切な周波数でLUM画像を生成することができる。
したがって、本明細書で開示される装置は、X線写真および目視検査によって通常は検出されない、平滑面の病変、咬合面の小窩と裂溝の病変および歯の間の隣接歯間の病変の検出および/または診断などの、重要な歯の問題に対処する非常に有用な方法を提供する。この機器はさらに、脱灰された歯または歯根の初期の領域および/あるいは再石灰化された歯または歯根の領域、ならびにクラウン、インレー、充填物などを含む修復物の縁に沿った欠陥を検出することができる。本明細書に開示された図6に示された機器は、歯の表面の局所点を検査する能力を有し、図7の機器は、マルチアレイ赤外カメラ(図7)を使用することによって、標的歯の表面下を被変調画像化する能力を有する。脱灰または再石灰化された歯面の白点および他の徴候などの歯の表面の変化を監視するために、可視光カメラが使用される。
したがって、図6および/または図7の装置を使用した患者の歯のスキャン結果に基づいて、臨床医が例えば、脱灰および再石灰化を含むエナメル質または歯根の齲食病変、歯面上の脱灰および再石灰化を含む侵食病変を検出した場合、臨床医は次いで、問題の領域を監視し、あるいは、i)崩壊または齲食した歯材料を除去し、ii)歯の下処理設計の知られている原理を使用して歯の下処理を行ない、iii)レーザを使用して表面を改変し、iv)さまざまな媒質の取込みが再石灰化を増進するように表面を改変し、v)表面を密閉するかまたは表面の再石灰化を促進する媒質を塗布し、vi)光学的放射送達および熱エネルギー生成の正確で最適化された制御のためにパルス波形工学による適切なレーザ-フルエンス(fluence)送達プロトコルを使用して、形成し機能するように歯を修復する歯面上の材料を硬化させまたは固めるために、レーザを使用することによって歯を治療する矯正策を講じることができる。
歯を修復するこれらのさまざまな矯正ステップを実行するこのプロセスの間、臨床医は、歯の状態のこれらの介入的改変の間に、図6または7の装置を使用してPTRおよびLUMを組み合わせることによって歯組織を監視することができる。
組合せPTR/LUMを使用する本明細書に開示された装置は、ディジタル光ファイバ透過法(Digital Fibre Optic Transillumination:DIFOTI)、定量的レーザ蛍光法(Quantitative Laser Fluorescence:QLF)、光コヒーレンス断層撮影法(Optical Coherence Tomography:OCT)および/または齲食電気抵抗監視法(Electrical Caries Resistance Monitoring:ECM)などの、検査中の病変または欠陥の状態に関する追加情報を提供する他の検出システムと組み合わせることができる。上記の技法についてはそれぞれ、病変を検出する方法およびさまざまな短所についての記載が文献にある。QLFは、エナメル質の表面から次の層すなわち象牙質との接合部までの深さ全体にわたって、ルミネセンスを検出することができる。ルミネセンスの色変化を使用して、脱灰および再石灰化を検出し、監視する。QLFは、任意の深さ形状測定検査はできないが、歯面基準点の方向が変化しない限り、病変のサイズの変化を監視できる。
齲食電気抵抗監視法は、乾いた歯面上での電位の変化を監視する。この技法は文献に記載されており、監視のためには歯面が乾いていることが必要である。この技法は現在、齲食病変または脱灰領域についての深さ情報を提供することができない。
さらに、現在の実験室装置を使用して、人工的に作られた病変および/または自然病変をインビトロで検出し、監視することができる。次いでこれを使用して、歯根面を含む歯面上の侵食性病変、脱灰された病変または人工齲食病変を生み出すことに対するさまざまな技法、材料または物質の効果をインビトロで試験することができる。さらに、次いでPTRおよびLUMを使用して、さまざまな物質の使用によって引き起こされたこれらの病変の変化を検出することができる。PTRおよびLUMを使用して、歯または歯根面へのさまざまな物質の使用後の脱灰および/または再石灰化の量および程度を検出することができる。次いでPTRを、MicroCT、TMRなどの感度は高いが破壊的な他の技法と組み合わせて、病変の変化を測定し、それらの病変の視覚表現を提供することができる。
本明細書で使用されるとき、用語「含む(comprises)」、「含む(comprising)」、「含む(including)」および「含む(includes)」は、包括的(inclusive)で、非限定的(open-ended)であり、排他的(exclusive)でないものと解釈される。具体的には、請求項を含む本明細書中で使用されたとき、用語「含む(comprises)」、「含む(comprising)」、「含む(including)」および「含む(includes)」、ならびにそれらの変形形態は、指定された特徴、ステップまたは構成要素が含まれることを意味する。これらの用語を、他の特徴、ステップまたは構成要素の存在を排除するものと解釈してはならない。
本発明の好ましい実施形態の以上の説明は、本発明の原理を例示するために示したものであり、本発明を、示された特定の実施形態に限定するために示しめしたものではない。本発明の範囲は、前記請求項に包含される全ての実施形態およびそれらの等価物よって定義されることが意図される。
Figure 2013172975
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Claims (7)

  1. 患者の歯組織を検査するために、被変調光熱放射測定およびルミネセンスを使用して歯組織を画像化する変調画像システムであって、
    有効波長の光ビームを歯組織の表面の一部分に照射する少なくとも1つの被変調レーザ光源であって、それに応答して、前記歯面の前記部分から、被変調光熱放射測定信号および被変調ルミネセンス信号が放射される被変調レーザ光源と、
    前記歯組織に対して位置付けられた、放射された前記被変調光熱放射測定信号および前記被変調ルミネセンス信号の画像を検出する画像化検出手段であって、前記少なくとも１つの変調レーザ光源と同期し、放射された被変調ルミネセンス信号の画像を検出する組み合わせ近赤外カメラと放射された前記被変調光熱放射測定信号の画像を検出する中間赤外カメラとを含む画像化検出手段と、
    放射された被変調光熱放射測定信号の前記画像を光熱位相成分および振幅成分の画像に復調し、放射された被変調ルミネセンス信号の前記画像をルミネセンス位相信号および振幅信号の画像に復調する復調手段と、
    光熱位相信号および振幅信号の前記画像を参照試料の光熱位相信号および振幅信号の画像と比較し、ルミネセンス位相信号および振幅信号の前記画像を参照試料のルミネセンス位相信号および振幅信号の画像と比較して、前記歯組織の前記部分と前記参照試料との間に差がある場合に、それらの差を得、前記差を前記歯組織の欠陥と相関させる処理手段と、
    前記画像を表示する画像ディスプレイと
    を含む変調画像システム。
  2. 前記少なくとも1つの被変調レーザ光源がレーザドライバを含み、前記レーザドライバと同期した関数発生器を含み、前記画像化検出手段が、前記関数発生器に接続されており、前記関数発生器によってトリガされ、2次元振幅画像および2次元位相画像が前記画像ディスプレイ上に、前記レーザの変調周波数で表示される、請求項１に記載の変調画像システム。
  3. 前記近赤外カメラがInGaAsカメラであり、前記中間赤外カメラがHgCdTeカメラである、請求項１に記載の変調画像システム。
  4. 画像化される歯組織の領域のサイズを調整するために前記歯組織に入射する前記光ビームのサイズを調整するビーム拡大/集束光学部品を含む、請求項１ないし３のいずれか一項に記載の変調画像システム。
  5. スペクトルの可視部分の波長で前記歯組織の画像を記録するカメラを含む、請求項１ないし４のいずれか一項に記載の変調画像システム。
  6. 前記カメラが、スペクトルの前記可視部分において感度を有するCCD(電荷結合デバイス)カメラである、請求項５に記載の変調画像システム。
  7. 前記復調手段がソフトウエアベースのロックイン増幅器である、請求項１ないし６のいずれか一項に記載の変調画像システム。
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