JP2848857B2 - 光診断装置 - Google Patents
光診断装置Info
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- JP2848857B2 JP2848857B2 JP1209746A JP20974689A JP2848857B2 JP 2848857 B2 JP2848857 B2 JP 2848857B2 JP 1209746 A JP1209746 A JP 1209746A JP 20974689 A JP20974689 A JP 20974689A JP 2848857 B2 JP2848857 B2 JP 2848857B2
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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歯周病の診断など
の歯科分野に好適なもので、そのほかメデイカル分野に
おいて生体組織の病変の検査診断に利用される光診断装
置に関する。
の歯科分野に好適なもので、そのほかメデイカル分野に
おいて生体組織の病変の検査診断に利用される光診断装
置に関する。
（従来の技術） 現在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象の検出による方
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を及ぼ
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。
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象の検出による方
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を及ぼ
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
爆障害等、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つても、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。
爆障害等、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つても、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つて、近年、波長の異な
る光を生体に向かつ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つている。
る光を生体に向かつ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つている。
この光診断装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
前段に透過光を減光するフイルタを設け、このフイルタ
のフイルタ値を、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62−21
1042号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。
63−275327号公報に開示されているように、光検出器の
前段に透過光を減光するフイルタを設け、このフイルタ
のフイルタ値を、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62−21
1042号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、患者に与える電撃痛がないとともに、心理
的な影響が診断情報に悪影響を及ぼすこともなく、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影響もないた
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。
診断により、患者に与える電撃痛がないとともに、心理
的な影響が診断情報に悪影響を及ぼすこともなく、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影響もないた
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、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。
装置による場合は、生体内の酸素量の測定や、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つた臨
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。
はもちろん、細胞レベルでの病態との関連性をもつた臨
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本発明の請求項１の光診断装置
は、歯髄及び／または歯周の診断のための光診断装置で
あって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長を発光可
能で、選択した１波長の光を一定の周期のパルス光とし
てを生体に照射する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
ら直流成分を抽出する手段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の直流成分の差分値を診断用信号として出力する手段と
を備えた、 歯髄及び／または歯周の静的組織の異常診断用光診断装
置である。
は、歯髄及び／または歯周の診断のための光診断装置で
あって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長を発光可
能で、選択した１波長の光を一定の周期のパルス光とし
てを生体に照射する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
ら直流成分を抽出する手段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の直流成分の差分値を診断用信号として出力する手段と
を備えた、 歯髄及び／または歯周の静的組織の異常診断用光診断装
置である。
請求項２記載の発明は、歯髄及び／または歯周の診断
のための光診断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な２波長以上の光
を発光可能で、選択した２波長以上の光を一定の周期の
パルス光としてを生体に照射する１または２以上の光源
と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
らパルス光の選択した波長ごとに直流成分を抽出する手
段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の直流成分の差分値をパルス光の選択した波長ごとに出
力する手段と、 （Ｅ）前記差分値を前記選択した２以上の波長について
の比較することにより診断用信号を出力する手段とを備
えた、 歯髄及び／または歯周の静的組織の吸光度差による病態
診断用光診断装置である。
のための光診断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な２波長以上の光
を発光可能で、選択した２波長以上の光を一定の周期の
パルス光としてを生体に照射する１または２以上の光源
と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
らパルス光の選択した波長ごとに直流成分を抽出する手
段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の直流成分の差分値をパルス光の選択した波長ごとに出
力する手段と、 （Ｅ）前記差分値を前記選択した２以上の波長について
の比較することにより診断用信号を出力する手段とを備
えた、 歯髄及び／または歯周の静的組織の吸光度差による病態
診断用光診断装置である。
請求項３記載の発明は、歯髄及び／または歯周の診断
のための光診断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長を発光可
能で、選択した１波長の光を一定の周期のパルス光とし
てを生体に照射する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
ら交流成分を抽出する手段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の交流成分の差分値を診断用信号として出力する手段と
を備えた、 歯髄及び／または歯周の動脈血の拍動診断用光診断装置
である。
のための光診断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長を発光可
能で、選択した１波長の光を一定の周期のパルス光とし
てを生体に照射する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
ら交流成分を抽出する手段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の交流成分の差分値を診断用信号として出力する手段と
を備えた、 歯髄及び／または歯周の動脈血の拍動診断用光診断装置
である。
請求項４記載の発明は、歯髄及び／または歯周の診断
のための光診断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長または２
波長以上の光を発光可能で、選択した１波長または２波
長以上の光を一定の周期のパルス光としてを生体に照射
する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
らパルス光の選択した波長ごとに交流成分を抽出する手
段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の交流成分の差分値をパルス光の選択した波長ごとに出
力する手段と、 （Ｅ）前記差分値を前記選択した２以上の波長について
比較することにより診断用信号を出力する手段とを備え
た、 歯髄及び／または歯周の動脈血の拍動診断及び動脈血の
血液ガス状態診断用光診断装置である。
のための光診断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長または２
波長以上の光を発光可能で、選択した１波長または２波
長以上の光を一定の周期のパルス光としてを生体に照射
する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
らパルス光の選択した波長ごとに交流成分を抽出する手
段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の交流成分の差分値をパルス光の選択した波長ごとに出
力する手段と、 （Ｅ）前記差分値を前記選択した２以上の波長について
比較することにより診断用信号を出力する手段とを備え
た、 歯髄及び／または歯周の動脈血の拍動診断及び動脈血の
血液ガス状態診断用光診断装置である。
請求項５記載の発明は、歯髄及び／または歯周の診断
のための光診断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長または２
波長以上の光を発光可能で、選択した１波長または２波
長以上の光を一定の周期のパルス光としてを生体に照射
する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
らパルス光の選択した波長ごとに直流成分及び／または
交流成分を抽出する手段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の直流成分同士及び／または交流成分同士の差分値をパ
ルス光の選択した波長ごとに出力する手段と、 （Ｅ）前記差分値を前記選択した２以上の波長について
比較することにより診断用信号を出力する手段とを備え
た、 歯髄及び／または歯周の静的組織異常診断若しくは病態
診断又は動脈血の拍動診断若しくは血液ガス状態診断用
光診断装置である。
のための光診断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長または２
波長以上の光を発光可能で、選択した１波長または２波
長以上の光を一定の周期のパルス光としてを生体に照射
する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
らパルス光の選択した波長ごとに直流成分及び／または
交流成分を抽出する手段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の直流成分同士及び／または交流成分同士の差分値をパ
ルス光の選択した波長ごとに出力する手段と、 （Ｅ）前記差分値を前記選択した２以上の波長について
比較することにより診断用信号を出力する手段とを備え
た、 歯髄及び／または歯周の静的組織異常診断若しくは病態
診断又は動脈血の拍動診断若しくは血液ガス状態診断用
光診断装置である。
請求項６記載の発明は、前記光源の１つと前記光検出
器の１つとが対をなし１組の組織検知器を形成している
ことを特徴とする請求項１〜５のいずれか１つに記載の
光診断装置である。
器の１つとが対をなし１組の組織検知器を形成している
ことを特徴とする請求項１〜５のいずれか１つに記載の
光診断装置である。
請求項７記載の発明は、前記診断による診断結果を表
示する手段を備えていることを特徴とする請求項１〜６
のいずれか１つに記載の光診断装置である。
示する手段を備えていることを特徴とする請求項１〜６
のいずれか１つに記載の光診断装置である。
（作用） 上記構成の光診断装置は、連続波の光に較べて数倍の
ピークパワーを発生させることが可能であるパルス光を
生体に照射し、その透過光又は反射光を光検出器により
検出し、その出力信号から、歯髄または歯周の病理に関
する信号を取り出して診断を行うものである。
ピークパワーを発生させることが可能であるパルス光を
生体に照射し、その透過光又は反射光を光検出器により
検出し、その出力信号から、歯髄または歯周の病理に関
する信号を取り出して診断を行うものである。
この場合に、本発明において正常部及び異常部の信号
を検出し、その差分を取ることにより、年齢差、性差、
人種差などの個人差による変動を消去もしくは減少す
る。これにより、あらかじめ装置に記憶させた病態との
関連性をもたせた基準値との比較による病態の診断を正
確にかつ容易に行うことができる。
を検出し、その差分を取ることにより、年齢差、性差、
人種差などの個人差による変動を消去もしくは減少す
る。これにより、あらかじめ装置に記憶させた病態との
関連性をもたせた基準値との比較による病態の診断を正
確にかつ容易に行うことができる。
また、歯髄内の動脈血に係る計測等の検出が難しい計
測についても計測がより容易な組織の正常な組織により
得られる信号成分との差分値をとることにより計測を容
易にしかつ正確な病態情報を得ることができる。
測についても計測がより容易な組織の正常な組織により
得られる信号成分との差分値をとることにより計測を容
易にしかつ正確な病態情報を得ることができる。
請求項１に記載の発明は、歯髄等の透過または反射光
信号の直流成分を抽出することにより、歯髄等の静的な
組織成分の信号のみを取り出し、この信号を正常部位と
異常部位とで比較することにより歯髄の異常を診断する
ものである。
信号の直流成分を抽出することにより、歯髄等の静的な
組織成分の信号のみを取り出し、この信号を正常部位と
異常部位とで比較することにより歯髄の異常を診断する
ものである。
請求項２に記載の発明は、２波長以上の光を照射でき
る光源を備えており、歯髄等の光信号の直流成分を抽出
して静的な組織成分の信号のみを取り出し、この信号の
正常部位と異常部位との差分値を、診断する組織に応じ
て選択した２波長以上の光について比較することによ
り、歯髄の異常のみならず、その病態をも診断すること
を可能とする。例えば歯髄内に化膿性病変などができた
場合、膿に吸光される波長とされない波長（ただしエナ
メル質や象牙質の硬組織における吸光特性における吸光
特性には殆ど差異がない）との２つの波長を選び、吸光
度差により病態を診断することができる。
る光源を備えており、歯髄等の光信号の直流成分を抽出
して静的な組織成分の信号のみを取り出し、この信号の
正常部位と異常部位との差分値を、診断する組織に応じ
て選択した２波長以上の光について比較することによ
り、歯髄の異常のみならず、その病態をも診断すること
を可能とする。例えば歯髄内に化膿性病変などができた
場合、膿に吸光される波長とされない波長（ただしエナ
メル質や象牙質の硬組織における吸光特性における吸光
特性には殆ど差異がない）との２つの波長を選び、吸光
度差により病態を診断することができる。
請求項３に記載の発明は、歯髄等の光信号の交流信号
を抽出し、動脈血の拍動により時間的に変化する交流成
分を取り出し、正常部位および異常部位の信号の差分値
をとることにより、差分値に基づき動脈血の拍動の有無
もしくは程度を調べ、歯髄の生死、病変に関する診断を
行うことができる。
を抽出し、動脈血の拍動により時間的に変化する交流成
分を取り出し、正常部位および異常部位の信号の差分値
をとることにより、差分値に基づき動脈血の拍動の有無
もしくは程度を調べ、歯髄の生死、病変に関する診断を
行うことができる。
請求項４に記載の発明は、さらに２波長以上の光を照
射できる光源を備えており、拍動の異常の診断に加え
て、動脈血中の酸素飽和度などの血液ガス濃度の測定も
可能としたものである。
射できる光源を備えており、拍動の異常の診断に加え
て、動脈血中の酸素飽和度などの血液ガス濃度の測定も
可能としたものである。
次に請求項５に記載の発明は、請求項１から４の装置
構成を包括し、総合的な診断を可能とするものである。
例えば、歯髄組織の炎症、歯髄の壊疽、壊死、充血、う
っ血および化膿病変の成立の可否等を判定し歯髄の病態
を総合的に診断することが可能である。
構成を包括し、総合的な診断を可能とするものである。
例えば、歯髄組織の炎症、歯髄の壊疽、壊死、充血、う
っ血および化膿病変の成立の可否等を判定し歯髄の病態
を総合的に診断することが可能である。
（実施例） 以下、この発明の実施例を図面に基づいて説明する。
第１図は歯科分野の歯髄診断装置に適用した場合の透
過式光診断装置の構成を示すブロツク図であり、同図に
おいて、1A,1Bは組織検知器で、それぞれ歯牙の異常と
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
常部位とに装着されるもので、これら各組織検知器1A,1
Bは第２図に明示したように構成されている。
過式光診断装置の構成を示すブロツク図であり、同図に
おいて、1A,1Bは組織検知器で、それぞれ歯牙の異常と
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
常部位とに装着されるもので、これら各組織検知器1A,1
Bは第２図に明示したように構成されている。
第２図において、２は光源で、異なる波長λｌ〜λｎ
の光を出力する複数個の光源体Ll〜Lnの集合からなり、
発光ダイオードのチツプまたはレーザーダイオードのチ
ツ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。
の光を出力する複数個の光源体Ll〜Lnの集合からなり、
発光ダイオードのチツプまたはレーザーダイオードのチ
ツ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は上記複数個の光源体Ll〜Ln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p1として
歯牙Ａの歯頚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p2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p2を集光する。
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p1として
歯牙Ａの歯頚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p2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p2を集光する。
５は光検出器で、フオ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p2を受光して電圧に変換する。
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p2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1A,1Bが構成さ
れている。
び光検出器５により、上記各組織検知器1A,1B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S1,S2（a1〜an）に応じて第１のマルチプレクサー
（以下、第１のMPXと記す）19A,19Bを経て上記各組織検
知器1A,1B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。連続光に較
べ数倍以上のピークパワー値を持つ光パルスを発生させ
ることができる。
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S1,S2（a1〜an）に応じて第１のマルチプレクサー
（以下、第１のMPXと記す）19A,19Bを経て上記各組織検
知器1A,1B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。連続光に較
べ数倍以上のピークパワー値を持つ光パルスを発生させ
ることができる。
6A,6Bは上記各組織検知器1A,1Bに対応する信号変換器
で、上記各組織検知器1A,1B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（時間的に変化する交流成
分）および静的な組織成分（時間的に変化しない直流成
分）に対応する信号を取出して、次段の第１回路10A,10
Bおよび第２回路11A,11Bにそれぞれ分配入力するもので
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。
で、上記各組織検知器1A,1B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（時間的に変化する交流成
分）および静的な組織成分（時間的に変化しない直流成
分）に対応する信号を取出して、次段の第１回路10A,10
Bおよび第２回路11A,11Bにそれぞれ分配入力するもので
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L1〜Lnから出力される光の波長λｌ〜
λｎ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S1,S2（a1〜an）に応じて補正する。
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L1〜Lnから出力される光の波長λｌ〜
λｎ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S1,S2（a1〜an）に応じて補正する。
７は検出増幅回路（以下、LOCK IN AMP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LOCK IN AMP7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、これによつ
て、LOCK IN 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イ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。
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LOCK IN AMP7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、これによつ
て、LOCK IN 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イ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光信号S1,S2
（a1〜an）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回路29
a〜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イル
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
はランベルト−ベールの法則が成り立ち、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
路差の値の和として表わすことができ、適当な電気的フ
イルター処理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可能となるためである。
記す）で、上記波長切換タイミングパルス光信号S1,S2
（a1〜an）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回路29
a〜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イル
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
はランベルト−ベールの法則が成り立ち、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
路差の値の和として表わすことができ、適当な電気的フ
イルター処理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可能となるためである。
例えば、第４図のように、生体組織を動脈血層、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I0と透過光Ｉとの間には次式が成立する。
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I0と透過光Ｉとの間には次式が成立する。
Ｉ＝Io×10−ε１・c1・d1（ｔ）×10−ε２・c2・d2×10−ε３・c3・d3…
… ここで、I0:入射光量、I:透過光量、ε1:動脈血層の
吸光度係数、c1:動脈血層の濃度、d1（ｔ）：動脈血層
の光路差、ε2:静脈血層の吸光度係数、c2:静脈血層の
濃度、d2:静脈血層の光路差、ε3:血液以外の組織の吸
光度係数、c3:血液以外の組織の濃度、d3:血液以外の組
織の光路差である。
… ここで、I0:入射光量、I:透過光量、ε1:動脈血層の
吸光度係数、c1:動脈血層の濃度、d1（ｔ）：動脈血層
の光路差、ε2:静脈血層の吸光度係数、c2:静脈血層の
濃度、d2:静脈血層の光路差、ε3:血液以外の組織の吸
光度係数、c3:血液以外の組織の濃度、d3:血液以外の組
織の光路差である。
となり、両辺をLOG演算すると、 LOGI＝LOGI0 −｛ε1 c1 d1（ｔ）＋ε2 c2 d2＋ε3 c3 d3｝
…… となる。
…… となる。
いま、入射光量I0を一定とすると、上記式は次のよ
うに変形できる。
うに変形できる。
LOGI＝−ε1 c1 d1（ｔ） ＋｛LOGI0−ε2 c2 d2−ε3 c3 d3｝ …… 上記式により、組織を透過した透過光は心臓の拍動
に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による
情報の和として表わすことができる。
に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による
情報の和として表わすことができる。
31a〜31nは増幅器で、上記各LOG演算回路8a〜8nから
の出力信号を増幅する。32はマルチプレクサー（以下、
MPXと記す）で、上記増幅器31a〜31nからの出力信号を
上記のタイミングパルス信号S1,S2に応じて順次出力す
る。
の出力信号を増幅する。32はマルチプレクサー（以下、
MPXと記す）で、上記増幅器31a〜31nからの出力信号を
上記のタイミングパルス信号S1,S2に応じて順次出力す
る。
第１図に戻つて、9A,9Bは第２のマルチプレクサー
（以下、第２のMPXと記す）で、上記第１回路10A,10Bお
よび第２回路11A,11Bからの各出力信号をCPU15からのモ
ード切換信号Ｍ（０、１）に応じて、次段の差動アンプ
34にそれぞれ供給する。
（以下、第２のMPXと記す）で、上記第１回路10A,10Bお
よび第２回路11A,11Bからの各出力信号をCPU15からのモ
ード切換信号Ｍ（０、１）に応じて、次段の差動アンプ
34にそれぞれ供給する。
上記の各第１回路10A,10Bでは、上記信号変換器6A,6B
からの出力信号を、第５図で示すように、例えば２次の
ハイパスフイルターとして、コンデンサC1、C2と抵抗R
1、R2とオペアンプOP.AMPらなるハイパスフイルター
（以下、HPF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存
在するAC成分のみを取り出すことが可能となる。
からの出力信号を、第５図で示すように、例えば２次の
ハイパスフイルターとして、コンデンサC1、C2と抵抗R
1、R2とオペアンプOP.AMPらなるハイパスフイルター
（以下、HPF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存
在するAC成分のみを取り出すことが可能となる。
これにより、例えば２波長λ１＝660nm、λ２＝805nm
を使用して、歯髄内の動脈血の酸素飽和度（SaO2）を求
めることが可能となる。例えば、異常と思われる部位の
データとそれの近傍の正常部位のデータ（リフアレンス
データ）との差分値を求め、メモリ内に記憶されている
基準値と比較して判断することで、歯髄の病変に関する
情報をとらえることが可能となる。そして、このような
情報は歯髄の病態を決定するための有力な情報の１つと
して有効に利用することができる。
を使用して、歯髄内の動脈血の酸素飽和度（SaO2）を求
めることが可能となる。例えば、異常と思われる部位の
データとそれの近傍の正常部位のデータ（リフアレンス
データ）との差分値を求め、メモリ内に記憶されている
基準値と比較して判断することで、歯髄の病変に関する
情報をとらえることが可能となる。そして、このような
情報は歯髄の病態を決定するための有力な情報の１つと
して有効に利用することができる。
また、上記動脈血の拍動の有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との判定を行
なえ、さらに拍動の程度を求めることにより歯髄の病変
に関する情報をとらえ、この情報を歯髄の病態を決定す
る上での重要な情報とすることができる。
り、拍動が無の場合、歯髄が死んでいることの判定を行
なえ、さらに拍動の程度を求めることにより歯髄の病変
に関する情報をとらえ、この情報を歯髄の病態を決定す
る上での重要な情報とすることができる。
また、上記の各第２の回路11A,11Bでは、上記信号変
換器6A,6Bからの出力信号を、第６図で示すように、例
えば２次のローパスフイルターとしてコンデンサC1、C2
と抵抗R1、R2、Rg、RfとオペアンプOP.AMPからなるロー
パスフイルター（以下、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遮断
し、静的な組織成分の信号のみを取り出す。この静的な
組織成分の異なる波長での正常時の吸光特性と異常時の
吸光特性との差異を検出することにより、病態の診断を
おこなうことができる。
換器6A,6Bからの出力信号を、第６図で示すように、例
えば２次のローパスフイルターとしてコンデンサC1、C2
と抵抗R1、R2、Rg、RfとオペアンプOP.AMPからなるロー
パスフイルター（以下、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遮断
し、静的な組織成分の信号のみを取り出す。この静的な
組織成分の異なる波長での正常時の吸光特性と異常時の
吸光特性との差異を検出することにより、病態の診断を
おこなうことができる。
例えば、歯髄内に化膿性病変ができた場合、膿に吸光
する特定の波長と吸光しない波長で、かつエナメル質と
象牙質とからなる硬組織における吸光特性に殆んど差異
のない２つの波長を選んで使用することにより、歯髄内
に膿ができているか否かを判定可能である。
する特定の波長と吸光しない波長で、かつエナメル質と
象牙質とからなる硬組織における吸光特性に殆んど差異
のない２つの波長を選んで使用することにより、歯髄内
に膿ができているか否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
ら出力されるアナログ信号をデイ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から入力されるデイジタル信号にもとづいて、CP
U15内でRAM13を介して演算処理を実行し、その演算結果
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。
は、上記第２のMPX9A,9Bの差分値として差動アンプ34か
ら出力されるアナログ信号をデイ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から入力されるデイジタル信号にもとづいて、CP
U15内でRAM13を介して演算処理を実行し、その演算結果
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はインターフエイス（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CPU15で診断さ
れた病態の結果が表示される。
上記CPU15に結合された表示装置で、上記CPU15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6
A,6B以降の動作フローを、第７図のフローチヤートおよ
び第８図のタイミングチヤートを参照して説明する。
A,6B以降の動作フローを、第７図のフローチヤートおよ
び第８図のタイミングチヤートを参照して説明する。
CPU15から第２のMPX9A,9Bへのモード切換信号Ｍを０
にして、第１回路10A,10Bを選択する（ステツプ100）と
ともに、波長切換タイミングパルス信号S1,S2を第１のM
PX19A,19Bに入力して、各組織検知器1A,1Bそれぞれにお
いて、光源２における複数の光源体Ll〜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（ステツ
プ101）。これにより、選択された１つの光源体が作動
して波長λｓで、所定の周波数に変調されたパルス光が
第１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。
にして、第１回路10A,10Bを選択する（ステツプ100）と
ともに、波長切換タイミングパルス信号S1,S2を第１のM
PX19A,19Bに入力して、各組織検知器1A,1Bそれぞれにお
いて、光源２における複数の光源体Ll〜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（ステツ
プ101）。これにより、選択された１つの光源体が作動
して波長λｓで、所定の周波数に変調されたパルス光が
第１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、LOCK IN AMP7での
ノイズ成分の除去によるS/N比の改善、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〜8
nでのLOG演算が行なわれた信号がそれぞれ第１回路10A,
10B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,10Bからの出力アナログ信
号が差動アンプ34に入力されて、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でデイジタル信号に変換され
たのち、CPU15内に入力されて、まず動脈血の拍動の有
無が検出される（ステツプ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。（ステツ
プ104）。
ノイズ成分の除去によるS/N比の改善、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〜8
nでのLOG演算が行なわれた信号がそれぞれ第１回路10A,
10B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,10Bからの出力アナログ信
号が差動アンプ34に入力されて、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でデイジタル信号に変換され
たのち、CPU15内に入力されて、まず動脈血の拍動の有
無が検出される（ステツプ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。（ステツ
プ104）。
ついで、CPU15からの波長切換タイミングパルス信号S
1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λｌ〜λｎに応じてゲイン調整される
（ステツプ105）。
1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λｌ〜λｎに応じてゲイン調整される
（ステツプ105）。
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λｌ〜λｎ毎の一定時間ｔ内の平均アナロ
グ出力をA/D変換器12でデイジタル信号に変換してCPU15
に順次取り込み、各波長λｌ〜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
図のタイミングチヤート中のMl〜Mkで示すようにｋ回行
ない、そのｋ回の平均値を演算して所定の計測値を得る
（ステツプ106）。なお、このステツプ106の動作は第８
図のタイミングチヤートで示す通りであり、同図におい
て、Al〜Akは各回の演算期である。
られる各波長λｌ〜λｎ毎の一定時間ｔ内の平均アナロ
グ出力をA/D変換器12でデイジタル信号に変換してCPU15
に順次取り込み、各波長λｌ〜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
図のタイミングチヤート中のMl〜Mkで示すようにｋ回行
ない、そのｋ回の平均値を演算して所定の計測値を得る
（ステツプ106）。なお、このステツプ106の動作は第８
図のタイミングチヤートで示す通りであり、同図におい
て、Al〜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）と上記ステツプ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（ステツプ10
7）、その診断結果をIF16を介し表示装置17により表示
する（ステツプ108）。
値（基準値）と上記ステツプ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（ステツプ10
7）、その診断結果をIF16を介し表示装置17により表示
する（ステツプ108）。
以上によつて、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,12Bを選択する（ステツプ10
9）とともに、波長切換タイミングパルス信号S1,S2を第
１のMPX19A,19Bに入力して、各組織検知器1A,1B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、必要な光源体、例えばλ１、λ２の２波長の光源体
L1、L2を選択し、その選択された波長に対応してAGC回
路33のゲイン調整を行なう（ステツプ110）。
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,12Bを選択する（ステツプ10
9）とともに、波長切換タイミングパルス信号S1,S2を第
１のMPX19A,19Bに入力して、各組織検知器1A,1B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、必要な光源体、例えばλ１、λ２の２波長の光源体
L1、L2を選択し、その選択された波長に対応してAGC回
路33のゲイン調整を行なう（ステツプ110）。
このような条件下で、第２回路11A,11Bより得られる
各波長毎の一定時間ｔ内の平均アナログ出力を差動アン
プ34に入力して、その差分値を得るとともに、その差分
値をCPU15に取り込み、ステツプ106と同様な動作により
所定の計測値を得る（ステツプ111）。
各波長毎の一定時間ｔ内の平均アナログ出力を差動アン
プ34に入力して、その差分値を得るとともに、その差分
値をCPU15に取り込み、ステツプ106と同様な動作により
所定の計測値を得る（ステツプ111）。
ついで、ステツプ107、ステツプ108と同様に、病態の
診断（ステツプ112）、その診断結果の表示（ステツプ1
13）をおこなつて、動脈血以外の静的組織成分の検出モ
ードを終了する。
診断（ステツプ112）、その診断結果の表示（ステツプ1
13）をおこなつて、動脈血以外の静的組織成分の検出モ
ードを終了する。
その後は、再計測するか否かを判断し（ステツプ11
4）、歯髄診断を終了するか、もしくは、再診断を行な
う。
4）、歯髄診断を終了するか、もしくは、再診断を行な
う。
以上、透過式の歯髄診断装置について説明してきた
が、第９図に示すように、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1A,1B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、その組織検知器1A,1Bのみを図示
し、その他は省略する。
が、第９図に示すように、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1A,1B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、その組織検知器1A,1Bのみを図示
し、その他は省略する。
上記反射式の歯髄診断装置による歯髄カリエス診断の
場合は、組織検知器1A,1Bを第10図（ａ）のように、パ
ルス光が歯牙A,A1の歯髄Aaに照射される位置に配置して
使用し、また歯周組織、特に歯肉の診断の場合は、組織
検知器1A,1Bを第10図（ｂ）のように、パルス光が歯肉
部Abに照射される位置に配置して使用される。
場合は、組織検知器1A,1Bを第10図（ａ）のように、パ
ルス光が歯牙A,A1の歯髄Aaに照射される位置に配置して
使用し、また歯周組織、特に歯肉の診断の場合は、組織
検知器1A,1Bを第10図（ｂ）のように、パルス光が歯肉
部Abに照射される位置に配置して使用される。
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1,1A,1Bの具体的な構造としては、第1
2図および第13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、歯牙A,A1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の一端から水平方向に延びる水平部20bとから成
り、その水平部20bには操作ねじ軸21を介して可動片22
が水平面に沿つて出退移動自在に取付けられている。
おける組織検知器1,1A,1Bの具体的な構造としては、第1
2図および第13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、歯牙A,A1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の一端から水平方向に延びる水平部20bとから成
り、その水平部20bには操作ねじ軸21を介して可動片22
が水平面に沿つて出退移動自在に取付けられている。
23a,23bは歯牙A,A1を左右両側から挟持するように、
上記可動片22の先端とこれに対向する湾曲部20aの他端
部とに設けられた当り、２は光源を構成するLEDで、上
記可動片22に固定の基板25bに取付けられている。５は
検知器を構成するフオトダイオードで、上記湾曲部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23a,23bおよびLED2とフオトダイオード５
との相対歯髄距離ｌを、上記操作ねじ軸21を介しての可
動片22の出退移動により調整可能とし、歯牙A,A1の大小
にかかわらず、組織検知器1,1A,1Bを歯牙A,A1に装着で
きるように構成している。なお、第12図および第13図中
の24は電線である。
上記可動片22の先端とこれに対向する湾曲部20aの他端
部とに設けられた当り、２は光源を構成するLEDで、上
記可動片22に固定の基板25bに取付けられている。５は
検知器を構成するフオトダイオードで、上記湾曲部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23a,23bおよびLED2とフオトダイオード５
との相対歯髄距離ｌを、上記操作ねじ軸21を介しての可
動片22の出退移動により調整可能とし、歯牙A,A1の大小
にかかわらず、組織検知器1,1A,1Bを歯牙A,A1に装着で
きるように構成している。なお、第12図および第13図中
の24は電線である。
上記のような具体的構造を有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合は、組織検知器
1,1A,1Bを第14図に示すように、パルス光が歯髄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,A1をその両側から挟持するように装着して使用さ
れる。
置による歯髄およびカリエス診断の場合は、組織検知器
1,1A,1Bを第14図に示すように、パルス光が歯髄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,A1をその両側から挟持するように装着して使用さ
れる。
また、第15図は透過式の歯髄診断装置における組織検
知器1,1A,1Bの別の構造例を示すもので、光源２および
光検出器５を歯牙A,A1に装着される組織検知器1,1A,1B
に対して離間させ、その光源２と第１の光学系３との間
および光検出器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がガラスファイバー等の光ファ
イバー26A,26Bを張設したものである。
知器1,1A,1Bの別の構造例を示すもので、光源２および
光検出器５を歯牙A,A1に装着される組織検知器1,1A,1B
に対して離間させ、その光源２と第１の光学系３との間
および光検出器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がガラスファイバー等の光ファ
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、組織検知器1,1A,1Bの小型化が可能であ
るとともに、口腔内で電気を使用する必要が全くなく、
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比をより一層改善することができ
るといった利点を有する。
による場合は、組織検知器1,1A,1Bの小型化が可能であ
るとともに、口腔内で電気を使用する必要が全くなく、
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比をより一層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、光ファイバ
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,26bで照射し受光する形態に構成したも
のであり、組織検知器1,1A,1Bをより一層使いやすくす
ることができる。
形を示す要部の側面図とその平面図であり、光ファイバ
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,26bで照射し受光する形態に構成したも
のであり、組織検知器1,1A,1Bをより一層使いやすくす
ることができる。
さらに、第15図や第16図の構造例では、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λ
１、λ２のレーザー光を出力する２つのレーザーダイオ
ードLD1,LD2を使用した場合の光源部の構成を示し、両
レーザーダイオードLD1,LD2から出力されるレーザー光
を導く２本の光ファイバー26A,26Bをダイクロイックミ
ラー27を介して結合させるとともに、このダイクロイッ
クミラー27から組織検知器1,1A,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λ１、λ２のレ
ーザー光を導くように構成したものである。
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λ
１、λ２のレーザー光を出力する２つのレーザーダイオ
ードLD1,LD2を使用した場合の光源部の構成を示し、両
レーザーダイオードLD1,LD2から出力されるレーザー光
を導く２本の光ファイバー26A,26Bをダイクロイックミ
ラー27を介して結合させるとともに、このダイクロイッ
クミラー27から組織検知器1,1A,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λ１、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λ１、λ２のレ
ーザー光を導く光ファイバー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λ１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
26B1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1,1A,1Bに２波長λ１、
λ２のレーザー光を導くように構成したものであり、こ
の場合は、第17図の構造のものに比べて、ダイクロイッ
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26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λ１、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。
17図の場合の変形を示し、異なる２波長λ１、λ２のレ
ーザー光を導く光ファイバー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λ１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
26B1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1,1A,1Bに２波長λ１、
λ２のレーザー光を導くように構成したものであり、こ
の場合は、第17図の構造のものに比べて、ダイクロイッ
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26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λ１、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λ１〜λｎのレーザー光を
出力する複数個のレーザーダイオードLD1〜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LD
1〜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。
出力する複数個のレーザーダイオードLD1〜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LD
1〜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。
上記第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、例えば第21図で示すように、同芯円
状およびその同芯円の中心に配置する構成とすることに
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。
ードLD1〜＋Dnを、例えば第21図で示すように、同芯円
状およびその同芯円の中心に配置する構成とすることに
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、反
射式の歯髄診断装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。
診断装置における構造の変形例について説明したが、反
射式の歯髄診断装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、歯科以外のメデイ
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。
に適用した場合について説明したが、歯科以外のメデイ
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。
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、患者の心理的な影
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。
診断が可能で、患者に与える電撃痛、患者の心理的な影
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。
本発明の光診断装置においては、２個の組織検知器を
備え、異常部と正常部とを同時に検査し、それぞれの生
体透過光もしくは生体反射光を光検出器で検出した出力
信号の時間的に変化する交流成分（動的組織成分に係る
信号）、時間的に変化しない直流成分（静的組織成分に
係る信号）をそれぞれ抽出し、交流成分同士もしくは直
流成分同士の差分値を用いて基準値と比較し、病態を診
断するので、年令差、性差、人種差等の個人差による変
動を消去しもしくは減少でき、病態の診断をより正確に
かつより容易に行うことができる。
備え、異常部と正常部とを同時に検査し、それぞれの生
体透過光もしくは生体反射光を光検出器で検出した出力
信号の時間的に変化する交流成分（動的組織成分に係る
信号）、時間的に変化しない直流成分（静的組織成分に
係る信号）をそれぞれ抽出し、交流成分同士もしくは直
流成分同士の差分値を用いて基準値と比較し、病態を診
断するので、年令差、性差、人種差等の個人差による変
動を消去しもしくは減少でき、病態の診断をより正確に
かつより容易に行うことができる。
また、例えば歯髄診断におけるSaO2値のように検出が
難しい測定も絶対値を計測する必要がなく、計測がより
容易な組織の正常な組織との差分値をとることにより計
測を容易にし、正確な病態情報を得ることができる。
難しい測定も絶対値を計測する必要がなく、計測がより
容易な組織の正常な組織との差分値をとることにより計
測を容易にし、正確な病態情報を得ることができる。
本発明の光診断装置において、光源として異なる波長
の光の同一周波数のパルス光を生体に照射する複数の光
源を備える場合は、吸光度差を利用した病態診断を行う
ことができる。
の光の同一周波数のパルス光を生体に照射する複数の光
源を備える場合は、吸光度差を利用した病態診断を行う
ことができる。
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
の構成を示すブロツク図、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図は信号変換器の構成例
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の構成例図、第６図はLPFの構成例図、第７図は
動作を示すフローチヤート、第８図はタイミングチヤー
ト、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ツク図、第
10図（ａ），（ｂ）は上記反射式歯髄診断装置による診
断状況を示す要部の概略正面図、第11図及び第12図は透
過式歯髄診断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面図、第13図は透過式歯髄診断装置
による診断状況を示す概略正面図、第14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15図（ａ），（ｂ）は第14図の構造例の変形を
示す要部の側面図とその平面図、第16図、第17図および
第19図はそれぞれ第14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18図は第17図のＸ−Ｘ線
に沿った断面図、第20図は第19図のＰ方向からの矢視図
である。 1,1A,1B……組織検知器、２……光源、3,4……光学系、
５……光検出器、6A,6B……信号変換器、７……LOCK IN
AMP、8a〜8n……LOG演算回路、10A,10B……第１回路、
11A,11B……第２回路、13……RAM、14……ROM、15……C
PU、17……表示装置、29a〜29n……S/H回路、33……AGC
回路、A,A1……歯牙、Aa……歯髄、Ab……歯肉部。
の構成を示すブロツク図、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図は信号変換器の構成例
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の構成例図、第６図はLPFの構成例図、第７図は
動作を示すフローチヤート、第８図はタイミングチヤー
ト、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ツク図、第
10図（ａ），（ｂ）は上記反射式歯髄診断装置による診
断状況を示す要部の概略正面図、第11図及び第12図は透
過式歯髄診断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面図、第13図は透過式歯髄診断装置
による診断状況を示す概略正面図、第14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15図（ａ），（ｂ）は第14図の構造例の変形を
示す要部の側面図とその平面図、第16図、第17図および
第19図はそれぞれ第14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18図は第17図のＸ−Ｘ線
に沿った断面図、第20図は第19図のＰ方向からの矢視図
である。 1,1A,1B……組織検知器、２……光源、3,4……光学系、
５……光検出器、6A,6B……信号変換器、７……LOCK IN
AMP、8a〜8n……LOG演算回路、10A,10B……第１回路、
11A,11B……第２回路、13……RAM、14……ROM、15……C
PU、17……表示装置、29a〜29n……S/H回路、33……AGC
回路、A,A1……歯牙、Aa……歯髄、Ab……歯肉部。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 5/00
Claims (7)
- 【請求項１】歯髄及び／または歯周の診断のための光診
断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長を発光可
能で、選択した１波長の光を一定の周期のパルス光とし
てを生体に照射する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
ら直流成分を抽出する手段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の直流成分の差分値を診断用信号として出力する手段と
を備えた、 歯髄及び／または歯周の静的組織の異常診断用光診断装
置。 - 【請求項２】歯髄及び／または歯周の診断のための光診
断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な２波長以上の光
を発光可能で、選択した２波長以上の光を一定の周期の
パルス光としてを生体に照射する１または２以上の光源
と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
らパルス光の選択した波長ごとに直流成分を抽出する手
段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の直流成分の差分値をパルス光の選択した波長ごとに出
力する手段と、 （Ｅ）前記差分値を前記選択した２以上の波長について
の比較することにより診断用信号を出力する手段とを備
えた、 歯髄及び／または歯周の静的組織の吸光度差による病態
診断用光診断装置。 - 【請求項３】歯髄及び／または歯周の診断のための光診
断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長を発光可
能で、選択した１波長の光を一定の周期のパルス光とし
てを生体に照射する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
ら交流成分を抽出する手段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の交流成分の差分値を診断用信号として出力する手段と
を備えた、 歯髄及び／または歯周の動脈血の拍動診断用光診断装
置。 - 【請求項４】歯髄及び／または歯周の診断のための光診
断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長または２
波長以上の光を発光可能で、選択した１波長または２波
長以上の光を一定の周期のパルス光としてを生体に照射
する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
らパルス光の選択した波長ごとに交流成分を抽出する手
段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の交流成分の差分値をパルス光の選択した波長ごとに出
力する手段と、 （Ｅ）前記差分値を前記選択した２以上の波長について
比較することにより診断用信号を出力する手段とを備え
た、 歯髄及び／または歯周の動脈血の拍動診断及び動脈血の
血液ガス状態診断用光診断装置。 - 【請求項５】歯髄及び／または歯周の診断のための光診
断装置であって （Ａ）ａ）測定対象によって選択可能な１波長または２
波長以上の光を発光可能で、選択した１波長または２波
長以上の光を一定の周期のパルス光としてを生体に照射
する１または２以上の光源と ｂ）前記パルス光の生体透過光または生体反射光を検出
する１または２以上の光検出器とからなり、 （Ｂ）歯髄または歯周の正常部位及び異常部位に前記パ
ルス光を照射し前記光検出器にて検出する手段と、 （Ｃ）前記光検出器の正常部位及び異常部位出力信号か
らパルス光の選択した波長ごとに直流成分及び／または
交流成分を抽出する手段と、 （Ｄ）前記抽出された正常部位及び異常部位の出力信号
の直流成分同士及び／または交流成分同士の差分値をパ
ルス光の選択した波長ごとに出力する手段と、 （Ｅ）前記差分値を前記選択した２以上の波長について
比較することにより診断用信号を出力する手段とを備え
た、 歯髄及び／または歯周の静的組織異常診断若しくは病態
診断又は動脈血の拍動診断若しくは血液ガス状態診断用
光診断装置。 - 【請求項６】前記光源の１つと前記光検出器の１つとが
対をなし１組の組織検知器を形成していることを特徴と
する請求項１〜５のいずれか１つに記載の光診断装置。 - 【請求項７】前記診断による診断結果を表示する手段を
備えていることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１
つに記載の光診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1209746A JP2848857B2 (ja) | 1989-08-14 | 1989-08-14 | 光診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1209746A JP2848857B2 (ja) | 1989-08-14 | 1989-08-14 | 光診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0373129A JPH0373129A (ja) | 1991-03-28 |
| JP2848857B2 true JP2848857B2 (ja) | 1999-01-20 |
Family
ID=16577953
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1209746A Expired - Fee Related JP2848857B2 (ja) | 1989-08-14 | 1989-08-14 | 光診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2848857B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5276006B2 (ja) * | 2008-05-13 | 2013-08-28 | パナソニック株式会社 | 口腔内測定装置及び口腔内測定システム |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005204869A (ja) * | 2004-01-22 | 2005-08-04 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 歯茎観察装置 |
| JP4623466B2 (ja) * | 2005-10-20 | 2011-02-02 | 株式会社吉田製作所 | 歯牙診断検査装置 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| ZA861179B (en) * | 1985-02-28 | 1986-12-30 | Boc Group Inc | Oximeter |
| JPS6458240A (en) * | 1987-08-31 | 1989-03-06 | Canon Kk | Blood flowmeter |
-
1989
- 1989-08-14 JP JP1209746A patent/JP2848857B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5276006B2 (ja) * | 2008-05-13 | 2013-08-28 | パナソニック株式会社 | 口腔内測定装置及び口腔内測定システム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0373129A (ja) | 1991-03-28 |
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