JPH0373129A

JPH0373129A - 光診断装置

Info

Publication number: JPH0373129A
Application number: JP20974689A
Authority: JP
Inventors: Akira Yumiba; 弓場　彰; Makoto Kikuchi; 眞菊地; Mamoru Kumazaki; 熊崎　護
Original assignee: J Morita Manufaturing Corp
Current assignee: J Morita Manufaturing Corp
Priority date: 1989-08-14
Filing date: 1989-08-14
Publication date: 1991-03-28
Anticipated expiration: 2014-01-20
Also published as: JP2848857B2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】（産業上の利用分野）この発明は、主として歯髄の診断や伽周病の診断などの
歯科分野に好適なもので、そのほかメディカル分野にお
いて生体組織の病変の検査診断に利用される光診断！ｉ
Ｗに関する。

（従来の技術）現花までに知られている歯髄等の診断装置としては、歯
に直接に通電して歯髄の反応を基準として診断を行なう
電気刺激による方法や生体電気現免の検出による方法、
電気抵抗値の測定による方法などの電気診断装置と、Ｘ
線写真像から診断を行なうＸ線撮影装置とに大別される
が、前者の電気診断装置による場合、歯髄の生死の判定
に関しては比較的信頼性の高い判定が行なえる反面、患
者に対して電撃的な疼痛を与えることが多いばかりでな
く、患者の心理面より診断情報に悪影響な及ぼし、また
患者の主観的な判断に依存することが多いために、客観
的で正確な診断情報が得にくく、さらに鑑別診断に至っ
ては全く不可能な状況である。

後者のＸ線撮影装置を用いる診断の場合は、Ｘ線の被爆
障書等、生体へ悪影響を与えるとともに、硬組織の変化
情報を画像として得るのには有効であっても、軟組織の
画像情報には限界がある。特に歯髄に対する診断情報の
把握は不可能であった。

これら従来の診断装置に代わって、近年、波長の異なる
光を生体に向かって照射する複数の光源と、生体を透過
した光を検出する光検出器とを組合せてなる光診断装置
が開発されるに至っている。

この光診断９２置の代表的な例として、例えば、特開昭
６３−２７５３２７号公報に開示されているように、光
検出器の０７手段に透過光を減光するフィルタを設け、
このフィルタのフィルタ値を、透過光量が検出に適した
光量になるように自動制御するように構成したものや、
特開昭６２−２１１０４２Ｊ″ｆ公報に開示されている
ように、２つの波長による画像の画素間で演算を行なう
ことにより、生体内の特定の物質のイメージを観測する
ように構成したものなどが提案されている。

（発明が解決しようとする課題）上記の如き先行の光診断装置によれば、光の無侵襲な診
断により、患者に与えるｆｉ１！痛がないとともに、心
理的な影響が診断情報に悪影響を及ぼすこともなく１客
観的で正確な診断情報を得ることができ、また感電の心
配もなく、さらに、Ｘ線のような生体への悪Ｉ＃響もな
いために、所定の診断を安全に実行できる等々の利点を
有している。

しかしながら、上記の公報に開示された従来の光診断装
置による場合は、生体内の酸素量の測定や１例えばタン
パク質、炭水化物、水分など生体内の特定の成分のイメ
ージを観測するものであるに過ぎず、細胞レベルで病態
との関連性をもつような診断情報は得ることができない
ものであつた。

この発明は上記実情に鑑みてなされたもので、安全性は
もちろん、細胞レベルでの病態との関連性をもった臨床
学的価値の高い診断情報を確実に得ることができる光診
断装置を提供することを目的とする。

（課題を解決するための手段）上記目的を達成するために、この発明に係る光診断装置
は、波長の異なる複数の光を順次所定の周波数のパルス
光に変調して生体に照射する複数の光源と、その透過光
または反射光を検出する光検出器とからなる組織検知器
を少なくとも１つ設け、この組織検知器における光検出
器による出力信号から少なくとも動的な組織成分および
／もしくは静的な組織成分に対応する信号を取り出す信
号変換回路と、この信号変換回路から出力される動的な
組織成分に対応する信号および／もしくは静的な組織成
分に対応する信号のそれぞれについて、記憶装置に予め
記憶された基準値と比較するトＬ乃・、１・をＩＬ備Ｅ
５にごとを特徴とするものである。

よた１、請−に用２に記載された発唖Ｉに係る光。殊断
装むは、波長の％なる複数の光奄顆次所〆０□）周波数
σ）ペルス光に変調して生体に照射する複数の光源と、
ｔの透過光または反射光を検出する光検１１′１器とか
らなる組織検知器な２つ顧え、この２−９の組織検知器
それぞれにおける光検出器による出ノＪｋＮ　’；から
少なくとも動的な組織成分および／もしくは静的ｆｔ、
納ａ成分に対応中る信ｔ）を取り出す２つの信号変換１
ｊｊ］路と、これら２つの信号変換「す１路から出力さ
れる動的な組ｍ成２分に対応する（１（）および、／も
し、〈は静的な組織成分に対応する信号のそれぞれを比
較する一Ｆ段と、この比較丁手段によるＸ−、分値と記
憶装置に予め記憶された基準値とをＩＬ較する手段とを
艮愉したことを特徴とするものであ、る。

また、請求項３に記載された発明に係る光診断装訝は、
動的な組織成分に対応する信Ｖ；に混イＦする動脈血の
拍動による光礒の時間的変化成分を抽出しで動脈１ｍの
酸素飽和度妃演算し、記憶装置に千め記憶された）＆枯
伯と比較す゛・ζ）−１−段および／もシ、りは動脈血
σ）拍動のイｆ無を判定する手段わよび／１１ｉ的な組
織成分に対応する偶弓のｙ４なる波長の吸光度差を得て
、記ｔｅ装置にやめ記憶、された殖酬偵と比較ｊるｆ段
紮含んだ構成だしたもの１↑ある。

さらに、請求項４に記載された幾明に係る尤診断装置は
、比較−手段による詐断結製を表示する表小１’−１２
を（Ｌｉｃたものである。

（作用） −に記構成の光１診断装置によれば、波長の光なる光を
それぞれ所５ｉ！の周波数に変調することにより、ビー
クパワーが連続する光の数倍以上のバワーイメ１のパル
ス光を発ノ１させることが可能である。このようなパル
ス光を生体に照射し、七の透過光または反射光を検出す
るとともに、セの検出信すから生体鮒織のうち、少なく
とも動的な組織成分および／もしくは静的な組織成４分
の（１号を取り出し、それら両組織成分に対応する信号
について、病；ｔｌとの関連性をもたせて記＠装羅に予
め記憶された）Ｋ中値と比較することにより、６組織成
分の病態を総合的に診断するここができる。

また、請求項２に記載された発明に係る光診断装置によ
れば、２つい組織検知器のうち、一方をＩＦ常相織の検
知に使用して、その出力信号をリファレンスとし、かつ
他方を異常と思われる！＃Ｉ織の検知に使用し、これら
両組織、検知泰の出力信号を比較してその差うｌ偵な得
て、この差分偵と病態とのＩ’ＳＩｌ　連慴−をもたせ
て記ｔａｔ！装置に千め記憶されたノ人や値こを比較す
ることにより、歯髄などの病態を決）ｉ！するＬでイｉ
効な情報Ｉ：得ることができる。

殊に、、歯髄内の動脈血の酸素飽和度（Ｓ　ａ０２　）
０絶幻値を計測する必費性がなくて、歯髄の病１ｇ：の
診断を非常に有利に行なうことがｊＱ能となみ。

１きトろに、請求項３に記載された発明のように、動脈
血の拍動による光場の時間的変化成分を抽出するここに
より、動脈血の＃ａ素飽和度、動脈血の拍動のイｆ無や
拍ｖＪ的程度も求めることができるやまた、静的な組織
成分の異なる波長の吸光度差をイリて、動脈血以外の組
織の情報を求めることもできる。これらの情報と記ｔｌ
！装置に予め記憶されている正常組織の基準値とを比較
することにより、例えば歯髄組織の炎症、歯髄の壊ｌＣ
（・壊死、充血、うっ血および化膿病変の成σのｎ］杏
等を判定し歯髄の病態を総会的に診断することが可能で
ある。

（実施例）以下、この発明の一実施例を図面に裁づいて説明する。

第１図は歯科分野の歯髄診断装置に適用した場合の通過
式光診断装置の構成を示すブロック図であ・す、同図に
おいて、ＩＡ、ＩＢは組織検知器で、それぞれ歯りの異
常と思われる部位およびこれと対称またはそれに近傍す
る正常ｆｉｎとに装着されるもので、これら各組織検知
器ｉＡ、１Ｂは第２図にり１示したように構成されでい
る。

第２１１４において、２は光源で、異なる波長入ｉ〜入
ｎの光を出力する複数個の光源体１．．１〜１、ｎの集
合からなり、発光ダイオードのチップまたはレーザーダ
イオードのチップを空間的にできるだけ近接させて配置
したものである。

３　ｔｉ上記複数個の光源体ＬｌｘＬｎより照射される
光をほぼ平行に近い小さな径のビームに絞る第１の光学
系で、この第１の光学系３で絞られたビームが入射光ｐ
ｌとして歯牙Ａの歯頻部のやや上部に照射される。４は
歯牙Ａを透過した透過光ｐｌを集光する第２の光学系で
、散乱光を含み全体的に拡散している透過光ｐｌを集光
する。

５は光検出器で、フォトダイオードとオペアンプとの組
合せからなり、−上記第２の光学系４により集光された
透過光ｐｌを受光して電圧に変換する。

以上の光源２．第１の光学系３、第２の光学系４および
光検出器５により、上記各組織検知器ＩＡ、ＩＢが構成
されている。

第１図において、１８は変調波回路で、一定の周波数の
パルス状電源をＣＰＵ１５からの波長切換タイミングパ
ルス信号Ｓｌ、５２（ａｌ〜ａｎ）に応じて第１のマル
チプレクサ−（以下、第１のＭＰｘと記す）　１９Ａ　
、　１９ＢＩ：Ｄテ上記各組織検知器ＩＡ、ＩＢにおけ
る光源２の各光源体ＬＬ−Ｌｎに順次分配供給して、パ
ルス光に変調して出力させる。

６Ａ　、６Ｂは上記各組織検知器ＩＡ、ＩＢに対応する
信号変換器で、」二記各組織検知器ＩＡ。

ＩＢにおける光検出器５による出力信号から動的な組織
成分および静的な組織成分に対応する信号を取出して、
次段の第１回路１０Ａ、ＩＯＢおよび第２回路１１Ａ、
ＩＩＢにそれぞれ分配人力するものであり、これら信号
変換器６Ａ、６Ｂは、例えば第３図に示すような内部回
路に構成されている。

即ち、第３図において、３３は自動ゲインコントロール
回路（波長感度補正回路の一例であり。

以下、ＡＧＣ回路と記す）で、上記光検出器５による検
出光の波長感度を上記複数の光源体Ｌｌ〜Ｌｎから出力
される光の波長λｌ〜入ｎに対応してＣＰＵ１５から出
力される波長切換タイミングパルス信号ＳＬ、５２（ａ
ｔ〜ａｎ）に応じて補「ニする。

７は検出増幅回路（以下、ＬＯＣＫ　　ＩＮＡＭＰと記
す）で、−上記ＡＧＣ回路３３の出力信号から所定の周
波数のパルス光のみを検出し増幅することにより、混在
するノイズ成分を除去しＳ／Ｎ比の改善を図る。このＬ
ＯＣＫ　　ＩＮＡＭＰ７には、上記変調波回路１８から
実際に入射された同一仕様の波形の変調波参照信号Ｓ３
゜Ｓ４が入力されており、これによって、ＬＯＣＫＩＮ
　　ＡＭＰ７内で同期検波をおこない、直流を中心とす
るスペクトル配列に変換し、この信号を遮断周波数の小
さいローパスフィルターに通すことによりノイズ成分を
平均化し除去するのである。

２９ａ〜２９ｎはサンプルホールド回路（以下、Ｓ／Ｈ
回路と記す）で、上記波長切換タイミングパルス信号Ｓ
Ｌ、３２（ａｔ〜ａｍ）のタイミングで入力信号を取込
み保持して直流に変換する。８ａ　〜８ｎはＬＯＧ演算
回路で、上記Ｓ／Ｈ団路２９ａ〜２９ｎからの出力信号
をＬＯＧ演算する。このＬＯＧ演算回路８ａ〜８ｎには
外来ノイズを除去するためのローパスフィルタ（以下。

ＬＰＦと記す）３０ａ〜３０ｎが付設されている。この
ようなＬＯＧ演算する理由は、組織を透過する透過光に
は　Ｂｅｅｒ　−Ｌａｍｂｅｒｔ則が威り立ち、ＬＯＧ
演算することにより生体組織の異なる媒質毎の吸光度×
濃度×光路差の値の和と表わすことができ、適当な電気
的フィルター処岬により各媒質層の信号を取り出し、そ
の成分での特定の細胞の波長による吸光度差により、特
定の細胞の量を検出することがｉ１丁能となるためであ
る。

例えば、第４図のように、生体組織も動脈血層、静脈血
層、血液以外の組織の３層に分割モデル化した場合の入
射光１ｏと透過光重との間には次式が成立する。

１　＝　ＩｏＸＩＯＸＩＯＸＩＯ・・・・・・・・・・・・■ ここで、■ｏ：入射光量、■＝透過光量、（ｌ　：動脈
血層の吸光度係数、　ｃｌ　：動脈血層の濃度、ｄｉ（
１′）：動脈成層の・光路差、転２　：静脈血屑の現光
度係数、ｃ２：静脈血層の濃度、ｄ２　：静賑血肘の光
路系、Ｃ３：血液以外の組織ノ吸光ｔａ係ｔｋ、　　Ｃ
３：　血液以外７７）　！ｉ　４　＋７）　Ｗ　１ｆｉ
ｅ、ｄ３　二血液以外の組Ａｌａｙ光路差である。

となり、両辺をＬｏａ＠算すると、ＬＯＧＩ　＝　ＬＯＧｉ。

（６１ｃｌ　ｄｌ（ｔ）４ｅ２　Ｃ２ｄ２４ｅ　３　Ｃ
３ｄ３）・・・・・・・・・・・・偉）となる。

いま、入Ｑ＋光量Ｉｏを一定とすると、」、記（２１式
は次の五う本コ変形できる。

ＬＯＧＩ　＝　　−６１ｃｌ　ｄｌ（ｔ）＋　（ＬＯＧ
Ｉｏ　−ｅ　２　Ｃ２ｄ２−ｅ　３　Ｃ３Ｒ３）・・・
・・・・・・・・・Ｑ）上記（３）式により、組織を透過した透過光は心臓の拍
動Ｖ、よる動脈血の容積変化に伴なうＡＣ成分による情
報と、それ以外の静脈血、その他の組織等の静的な成分
Ｖよる情報の和として表わ１ことができる。

３１ａ〜３１ｎは増暢ｓｒ、」−：記憶１．　Ｑ　Ｇ演
算１１＋１路８ａｘ８ｎからの出力病′−；を増暢する
。３２はマルチプレクサ−（以ド、ＭＰＸと記す）で、
上記、増蝙３３　ｉ　ａ〜３　Ｉ　ｎかト）０出力値号
紮１・４記のタイミングパルス（１号３１．Ｓ２に応じ
て顆状出力する。

第１図に戻つで、９Ａ　、９Ｂは第２のマルチプレクサ
−（以ド、第２のＭＰＸと記す）で、１−、記憶１．ｆ
ｉ［％１０Ａ　、　ｌ　ｏＢオｚび第２　【【ｎｌ路ｉ
、　ｉ八。

１１Ｂからの各出力信号をＣＰＵ１５かｌ？−３のモー
ド切換侶蜂Ｍ（０，１）に応じて、次段の差動アンプ３
４にそれぞれ供給する。

上記の各第１囲路ＩＯＡ、ＩＯＢでは、１〜．記信す−
４１換器Ｇ八、６Ｂ、からの出力信Ｉ）を、第５図で；
ｉ＜すよう・に、例えば２次のバイパスフィルターとし
χ、コンダン４ｊＣ１，Ｃ２と抵抗Ｒ１、Ｒ２とオペア
ンプＯＰ、ＡＭＰらなるバイパスフィルター（以Ｆ、Ｈ
ＰＦと記す）に通すことにより。

上記■式に示すところの動脈血の拍動に゛よる光路差の
時間的変化の介在するＡＣＩｌｌｔ分のみを取４１出ｔ
ことがｉｊｆ能となる。

これにより、例えば２波長入１＝６６０ｎｍ、入２＝８
０５ｎｍを使用して、絢髄内の動脈血の酸素飽和度（Ｓ
　ａｏ　２）を求めることが可能となる。＠えば、異常
と思われる部位のデータｔそれのｈａの正常部位のデー
タ（リファレンスデータ）との差分値を求め、メモリ内
に記憶されている基準伯と比較し、ｒ判断することで、
歯髄の病変に１５１Ｉ−４６情報をとらえることが＋ｊ
［能となる。モしで、このような情報は歯髄の病態を決
定するための４１力な情報のｌりとしてイＩ効に利用す
ることがで詐る。

また、Ｌ記動、醸成の拍動の４無を検出することにより
、拍動が無の場合、歯髄が死んでいるこＬの判定も行な
え、さらに拍動の程度妃求めることにより歯髄の病変に
関する情報をとらえ、この情報を歯髄の鈎態を決定する
玉での重要な情報ピすることができる。

また、−１ｍ、記の各第２の回路１１八、１２Ｂでは、
上記信号変換器６八、６Ｂからの出力偵号を、第６図で
示すように、例えば２次のローパスフィルターとしてコ
ンデンサＣＩ、Ｃ２と抵抗Ｒ１，Ｒ２，Ｒｇ、Ｒｆとオ
ペアンプＯＰ。

へＭＰからなるローパスフィルター（以Ｆ、ＬＰＦと記
す）に通すことにより、動脈血の拍動による時間的変化
成分の信号をしゃ断し、静的な組織成分の信号のみを取
り出す、この静的な組織成分の光なる波長での正常部の
吸光特性と異常時の吸光特性との差異を検１ｉｊするこ
こにより、病態の診断をおご、なうことができる。

例えば、歯髄内に化膿性病変ができた議会、Ｓに吸光す
る特定の波長と吸光しない波長で、かつエナメル質こ象
牙質とからなる硬組織における吸光特性に殆んご差異の
ない２つの波長を選んで使用することにより、真髄内に
膿ができでいるか杏かを判定可能である。

第１図において、１２はＡ／Ｄ変換器で、このＡ／Ｄ変
換器１２は、上記第２のＭＰＸ９Ａ。

９Ｂの差分値として差動アンプ３４から出力されるアナ
ミグ信号をディジタル信号に変換してＣＰＵ１５に入力
する。１３はＲＡＭ、１４はＲＯＭであり、上記Ａ／Ｄ
変換器１２から入力されるディジタル信号にもとづいて
、ＣＰＵ１５内でＲＡＭ１３を介して演算処理を実行し
、その演質結果がＲＯＭ１４に予め記憶されている正常
値と比較されて、その差と病態との関連性から診断を行
なう。

１７はインターフェイス（以下、ＩＦと記す）１６を介
して上記ＣＰＵ１５に結合された表示装置で、上記ＣＰ
Ｕ１５で診断された病態の結果が表示される。

つぎに、上記構成の光診断装置における信号変換器６Ａ
　、６Ｂ以降の動作フローを、第７図のフローチャート
および第８図のタイミングチャートを参照して説明する
。

ＣＰＵ１５から第２のＭＰＸ９Ａ　、９Ｂへ（７）モー
ド切換信号Ｍを０にして、第１回路１０Ａ。

１０Ｂを選択する（ステップ１００）とともに。

波長切換タイミングパルス信号５１．Ｓ２を第１のＭＰ
Ｘ１９Ａ、１９Ｂに入力して、各組織検知器ＩＡ　、Ｉ
Ｂそれぞれにおいて、光ｌＩ２における枚数の光源体Ｌ
ｌ−Ｌｎのいずれか１つを選択し、その光源体に対応し
て信号変換器６Ａ　、　６ＢにおけるＡＧＣ回路３３の
ゲインをそれぞれ設定する（ステップ１０１）　、これ
により１選択された１つの光源体が作動して波長入Ｓで
、所定の周波数に変調されたパルス光がＰＩＳｌの光学
系３でビーム状に絞られて異常部位の歯牙Ａおよび正常
部位の歯牙Ａ１に照射される。

つぎに、ＡＧＣ回路６での感度補正、ＬＯＣＫＩＮ　　
ＡＭＰ７でのノイズ成分の除去によるＳ／Ｎ比の改Ｓ、
Ｓ／Ｈ回路２９ａ　〜２９ｎでの信号の保持および直流
への変換、ＬＯＧ演算回路８ａ〜８ｎでのＬＯＧ演算が
行なわれた信号がそれぞれ第１回路１０Ａ、ｌＯＢに入
力され、既述したように、動脈血の拍動による光路差の
時間的変化ｄ　（ｔ）の存在する成分のみを通す、この
ような第１回路１０Ａ、ＩＯＢからの出力アナログ信↓
）が差動アンプ３４に人力されて、その差分値が出力さ
れる（ステップ１０２）、つぎに、その差分値に相当す
るアナログ信号がＡ／Ｄ変換器１２でディジタル信号に
変換されたのち、ＣＰＵＬＳ内に入力されて、まず動脈
血の拍動の有無が検出される（ステップ１０３）、その
検出結果において、拍動が無い場合は、歯髄が壊死して
いると判定し、その判定結果を表示装置１７を介して表
示する。（ステップ１０４）。

ついで、ＣＰＵ１５からの波長切換タイミングパルス信
号Ｓ１により第１のＭＰＸ１９Ａ。

１９Ｂを介して複数の光源体Ｌｌ−Ｌｎが所定の順序で
順次切り替えられ、これに同期してＡＧＣ回路３３も各
波長入ｌ〜入ｎに応じてゲイン調整される（ステップ１
０５）。

このような条件下で、上記第１回路１０Ａ。

１０Ｂにより得られる各波長入ｌ〜λｎ毎の一定時間を
内の平均アナログ出力をＡ／Ｄ変換器１２でディジタル
信号に変換してＣＰＵ１５に順次取り込み、各波長入ｌ
〜λｎ毎のデータをＲＡＭ１３に一時的に記憶するとと
もに、演算を行ない、その演算結果をさらにＲＡＭ１３
に記憶する。このような動作を第８図のタイミングチャ
ート中のＭｌ−Ｍｋで示すようにに回行ない、そのｋ　
Ｉ＝ＴＩの平均値を演算して所定の計測値を得る（ステ
ップ１０６）、なお、このステップ１０６のｉｈ作は第
８図のタイミングチャートで示す通りであり、同図にお
いて、ＡＩ−Ａｋは各回の演算期である。

つぎに、ＲＯＭ１４に予めプログラム設定されている正
常値（基準値）と上記ステップ１０６で得られた計測値
とを比較して、歯髄の炎症性の病態を診断しくステップ
１０７）、その診断結果をＩＦ１６を介し表示装置１７
により表示する（ステップ１０８）。

以上によって、動脈血の拍動成分のみの検出モードが終
了し、引き続き、ＣＰＵ１５からのモード切換信号Ｍを
１に切替えて、第２回路１１Ａ、１２Ｂｔ−選択する（
ステップ１０９）とともに、波長切換タイミングパルス
信号３１゜Ｓ２を第１１７）ＭＰＸ　１９Ａ　、　１９
Ｂニ入力シテ。

各組織検知器ＩＡ、ＩＢそれぞれにおいて、光源体２に
おける複数の光源体Ｌｌ−Ｌｎのうち、必貧な光源体、
例えば入ｔ、入２の２波長の光源体ＬＬ、Ｌ２を選択し
、七の選択された波長に対応してＡＧＣ回路３３のゲｄ
ン調整を行なう（ステップ１１０）。

コ（Ｆ）　ヨ？　を条件ドで、第２ｒｌｊＪ路１１Ａ、
ＩＩＢより得られる４波長毎の一定蒔間を内の平均アナ
ログ出力を差動アンプ３４に人力して、その差分値を得
るとともに、七の差分値をＣＰＵ１５に取り込み、ステ
ップ１０６と同様な動作により所定の計測値を得る（ス
テップ１１１）　。

ついで、ステップ１０７、ステップ１０８と同様に、病
態の診断（ステップ１１２）、　その診断結果の表示（
ステップｔ１３）をおこなって、動脈血以外の静的組織
成分の検出モードを終ｒする。

その後は、再計測するか杏かを判断しくステップ１１４
）、歯髄診断を終了するか、もしくは。

再１珍断を打なう。

以り、透過式の歯髄診断装置について説明してきたが、
ｉ９図で示すように、反射式に構成しても良い、この反
射式の歯髄診断装置の場合は、組織検知器ＩＡ、ＩＢの
構成が異なるのみで、その他の構成は第１図で示すもの
と同一であるため、七の組織検知器ＩＡ、ＩＢのみを図
示し、その他は引呻する。

１、記反射式の歯髄診断装置による歯髄カリエス診断の
場をは、組織検知器ＩＡ、ｉｎを第１０図（ａ）のよう
に、パルス光が南牙Ａ、ＡＸのｌｉＩ髄Ａａに照射され
る位置に配置して使用し、また伽周糾織、特に歯肉の診
断の場合は、組織検知器１、　Ａ　、　ｌ　Ｂを第１０
図（ｂ）のように、パルス光が鋼釣部Ａｂに照射される
位置に配置して使用される。

第１１図はこの発明の別の実施例で、歯髄診断装置に適
用した透過式の光診断装置の構成を示すブロック図であ
り、第１図に示す実施例との基本的な相違点は、検出部
位が１個所で、異常と思われる組織のみを絶対的に検知
してその検知何分の処理により病態の診断を行なう点で
ある。したかって、構成面において１組織検知ｍ１、信
号変換器６．第を回路１０および第２回路１１．第１＋
７）ＭＰＸｌ（Ｊ、第２（７：）ＭＰＸ９をソレソ）ｔ
　１　ツ備えているとともに、差動アンプは備えていな
いものである。その他の構成は第１図と同一であるため
、該′！！３部分に同一の符号を付して、それあの詳し
い説明を省略する。

また、上記各実施例で示した透過式の歯髄診断装置にお
ける組織検知器１　、ＩＡ、ＩＢの具体的な４１！１造
ｔしては、第１２図および第ｔ３図で示すような構造の
ものが使用される。同図において。

２０は保持枠で、Ｍ牙Ａ、ＡＩの外周を取り囲むように
略Ｕ字形に湾曲された湾曲部２０ａと該湾曲部２０ａの
一端から水平力向に延びる水平部２０ｂとから成り、そ
の水平部２０ｂには操作ねじ軸２１を介してＯＴ動片２
２が水平面に沿って出退移動白花に取付けられている。

２３ａ、２３ｈ、は歯牙Ａ、ＡＸを左右内側かも挟持す
るように、Ｅ配回動片２２の先端とこれに対向する湾曲
部２０＆の他端部とに設けられた当り、２は光源を構成
するＬＥＤで、Ｌ配回動片２２に固定の）＆板２５ｂに
取付けられている。５は検知器を構成するフォトダイオ
ードで、上記湾ｔｌｌ＋部２０ａの他端部に固定の基板
２５ａに取付けられており、これら対向する当り２３　
ａ　、　２３．　ｂおよびＬＥＤ２とフォトダイオード
５ｔの相対歯儲距離文を、上記操作ねじ軸２１を介して
の可動片２２の出退移動により謂整叶能とし、歯牙Ａ。

Ａ１の大小にかかわらず、組織検知器１．ｌＡ。

ＩＢを歯牙Ａ、ＡＩに装着できるように構成している。

なお、鴇１２図および第１３図中の２４は’１ｌｉＸ線
である。

上記のような具体的構造を春する透過式の歯髄診断装置
による歯髄およびカリエス診断の場をは１組織検知器１
．ＩＡ、ＩＢを第１４図に示すように、パルス光が歯＠
Ａａに照射されるよう歯髄に配置し、上記当り２３ａ、
２３ｂを介して歯牙Ａ、ＡＩを七の両側から教示するよ
うに装着して使用される。

また、第１５図は透過式の歯＠診断装置における組織検
知１！１．ＩＡ、１Ｂの別の構造例を示すもので、光源
２および光検知器５を歯牙Ａ、Ａｔに？を着される組織
検知Ｉｔ　、ＩＡ、ＩＢに対して離間させ、その光源２
と第１の光学系３との間および光検知器５と第２の光学
系４との間にそれぞれ、プラスチックファイバーやガラ
スファイバー等の光フアイバー２６Ａ、２６Ｂを張設し
たものである。

上記第１５図で示すような構造の透過式の歯髄診断装置
による場合は２組織検知器１．ＩＡ。

１Ｂの小型化が可能であるとともに１口腔内で電気を使
用する必要が全くなく１口腔内では光のみを照射し、受
光すれば良いので、電気的な安全性を一層向上すること
ができ、かつ電気的なノイズの低減によりＳ／Ｎ比をよ
り−ｙｅ改善することができるといった利点を有する。

第１６図（ａ）　　　（ｂ）は上記第１５図で示す構造
例の変形を示す要部の側面図とその平面図であり、光フ
アイバー２６Ａ、２６Ｂの先端部を斜めに切断して、パ
ルス光をその斜め切断面２６ａ、２８ｂで照射し受光す
る形態に構成したものであり、　ｉｔ織検知器１　、Ｉ
Ａ、ＩＢをより一肘使いやすくすることができる。

さらに、ｐｆｉ１５図や第１６Ｉ９Ｊの構造例では、光
源２としてＬＥＤを使用した場合を示したが。

レーザーダイオードを使用してもよい、第１７図はその
一例で、異なる２波長入１、入２のレーザー光を出力す
る２つのレーザーダイオードＬＤＩ、ＬＤ２を使用した
場合の光源部の構成を示し１両し−ザーダイオードＬＤ
Ｉ、ＬＤ２から出力されるレーザー光を導く２本の光フ
アイバー２６Ａ、２６Ｂをグイクロイックミラー２７を
介して結合させるとともに、このグイクロイックミラー
２７から組織検知器１　、ＩＡ、　１Ｂの第１の光学系
３に１本の光・ファイバー２６Ｃを介して２波長入１、
λ２のレーザー光を導くように構成したものである。

第１８図は光源としてレーザーダイオードを使用した第
１７図の場合の変形を示し、異なる２波長入ｌ、λ２の
レーザー光を導く光フアイバー２６として、第１９図の
断面構造で示すように。

中心部に一方の波長入ｌのレーザー光を導く大径のファ
イバー２６Ａ１を配し、その周囲に他方の波長λ２のレ
ーザー光を導く小径の多数本のファイバー２６８１を配
置して単一化したものを使用し、この単一光ファイバー
２６を介して組織検知器１　、ＩＡ、ＩＢに２波長入１
、入２のレーザー光を導くように４１１＊したちのであ
り、この場合（ｆ　、第１７図の構造のものに比べて、
グイクロイックミラー２７などが不要となり、コスト的
にも非常に有利である。なお、この単一光ファイバー２
６の断面構造は第１９図のものに限定されるものでなく
、同一の径の多数本のファイバーを内在するものを使用
し、これを２分割して２波長λｌ、λ２のレーザー光を
導くように構成したものであってもよい。

また、第２０図は複数の波長入ｌ〜入ｎのレーザー光を
出力する複数個のレーザーダイオードＬＤＩ〜ＬＤｎを
使用した場合の光源部の構成を示し、各レーザーダイオ
ードＬＤＩ−ＬＤｎから出射されるレーザー光を凸レン
ズ２８により集光させて、導光ファイバー２６Ａの端部
に入射させるように構成したものである。

−に記第２０図の構成のものにおいて、各レーザーダイ
オードＬＤ１〜＋Ｄｎを１例えば第２１図で示すように
、同君円状およびその間基円の中心に配置する公正とす
ることにより、狭いスペースに多くのレーザーダイオー
ドを配置できる利点がある。

さらにまた、上記第１５図乃至第２１図は、透過式の歯
髄診断装置における構造の変形例について説明したが１
反射式の歯髄診断？を置に光ファイバーやレーザーダイ
オードを使用してもよいこともちろんである。

なお、以上の各実施例では、歯科分野の歯髄診断装置に
適用した場合について説明したが、歯科〜以外のメディ
カル分野の診断装置にも、診断対象部位が透過光の測定
可能な範囲であれば、十分に適用可能である。

また、使用する波長は、生体組織に対して最も優れた透
過性を有する可視光〜近赤外光の領域のものが最適であ
る。

（発明の効果）以上のように、この発明によれば、光による無侵襲な診
断が可能で、患者に与える電撃痛、患者の心理的なＩ＃
響による診断情報への悪影響、Ｘ線のような生体への悪
影響等々を除去して、安全に使用できるとともに、客観
的で、かつ正確な診断情報を得ることができるのみなら
ず、動的な組織成分および静的な組織成分とに区別して
、各組織の細胞レベルで病変との関連性をもった診断を
実現でき、臨床学的に非常に価値の高い診断情報を得る
ことができる。

特に、２つの組織検知器を使用して、異常組織部と正常
組織部とを同時に検知し５その両検知信号を比較して差
分値を得るように構成する場合は、組織の個人差にかか
わらず病態との関連性のある適確な診断情報を得ること
ができる。

特に、画一診断において現在最も問題とされている５ａ
０２偵の絶対値を計測する必要がなくなり、伽髄診断を
容易に実行できるという効果を奏する。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例である透過式歯髄診断装置
の構成を示すブロック図、第２図は組織検知器の具体的
な構成を示すブロック図、第３図は信号変換器の４１１
１＆例を示すブロック図、第４図は生体組織のモデル図
、第５図はＨＰＦの構成柄図、第６図はＬＰＦの構成柄
図、第７図は動作を示すフローチャート、第８図はタイ
ミングチャート１第９図はこの発明の他の実施例である
反射式歯髄診断装置における組織検知器の構成を示すブ
ロック図、第１Ｏ図（ａ）、（ｂ）は上記反射式歯髄診
断装置による＃断状況を示す要部の概略正面図、第１１
図はこの発明のもう１つの実施例である透過式歯髄＃断
装置の構成を示すブロック図、第１２図及び第１３図は
透過式歯髄診１１装置における組織検知器の具体的構造
例を示す平面図および正向図、第１４図は透過式歯髄診
断装置による珍問状況を示す概略正面図、第１５図は透
過式歯髄診断装置における組織検知器の別の構造例を示
す概略側面図、第１６図（＆）　　　（ｂ）は第１５図
の構造例の変形を示す要部の側面図とその平面図、第１
７図、第１８図およびｐ５２０図はそれぞれ第１５図の
変形例で、光源部の側面図および光ファイバーの側面図
、第１９図は第１８図のＸ−Ｘ線に泊った断面図、ｔＩ
ＩＪ２１図は第２０図のＰ方向からの矢視図である。１　、ＬＡ、ＩＢ・・・組織検知器、２・・・光源、３
゜４・・・光学系、５・・・光検知器、６Ａ　、６Ｂ・
・・信号変換器、？・−ＬＯＣＫ　　ＩＮ　　ＡＭＰ、
８　ａ　〜８ｎ−−−ＬＯＧ演算回路、　１０Ａ　、　
１０Ｂ−・・第１回路、ＩＩＡ、１１Ｂ・・・第２回路
、１３・・・ＲＡＭ。１４・−ＲＯＭ、１５・・・ｃｐｕ、１７・・・表示装
置。２９　ａ　〜２９　ｎ　−Ｓ　／　Ｈ回路、３３−ＡＧ
Ｃ回路、Ａ、ＡＩ・・・歯牙、Ａａ・・・歯髄、Ａｂ・
・・歯肉部。以　　上

Claims

【特許請求の範囲】

（１）波長の異なる複数の光を順次所定の周波数のパル
ス光に変調して生体に照射する複数の光源と、その透過
光または反射光を検出する光検出器とからなる組織検知
器を少なくとも１つ設け、この組織検知器における光検
出器による出力信号から少なくとも動的な組織成分およ
び／もしくは静的な組織成分に対応する信号を取り出す
信号変換回路と、この信号変換回路から出力される動的
な組織成分に対応する信号および／もしくは静的な組織
成分に対応する信号のそれぞれについて、記憶装置に予
め記憶された基準値と比較する手段とを具備したことを
特徴とする光診断装置。
（２）波長の異なる複数の光を順次所定の周波数のパル
ス光に変調して生体に照射する複数の光源と、その透過
光または反射光を検出する光検出器とからなる組織検知
器を２つ備え、この２つの組織検知器それぞれにおける
光検出器による出力信号から少なくとも動的な組織成分
および／もしくは静的な組織成分に対応する信号を取り
出す２つの信号変換回路と、これら２つの信号変換回路
から出力される動的な組織成分に対応する信号および／
もしくは静的な組織成分に対応する信号のそれぞれを比
較する手段と、この比較手段による差分値と記憶装置に
予め記憶された基準値とを比較する手段とを具備したこ
とを特徴とする光診断装置。
（３）上記比較手段が、動的な組織成分に対応する信号
に混在する動脈血の拍動による光量の時間的変化成分を
抽出して動脈血の酸素飽和度を演算し、記憶装置に予め
記憶された基準値と比較する手段および／もしくは動脈
血の拍動の有無を判定する手段および静的な組織成分に
対応する信号の異なる波長の吸光度差を得て、記憶装置
に予め記憶された基準値と比較する手段とを含んでいる
ことを特徴とする請求項１または２記載の光診断装置。
（４）上記比較手段による診断結果を表示する表示手段
を備えている請求項１またほ２記載の光診断装置。