WO2014013950A1

WO2014013950A1 - 歯垢、歯肉及び歯槽骨の計測表示方法及び計測表示装置

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Publication number: WO2014013950A1
Application number: PCT/JP2013/069156
Authority: WO
Inventors: 保徳角; 総喜小澤; 洋平権田
Original assignee: 独立行政法人国立長寿医療研究センター
Priority date: 2012-07-19
Filing date: 2013-07-12
Publication date: 2014-01-23
Also published as: CN104780822A; US20150182120A1; JPWO2014013950A1; EP2875771A4; US10251558B2; EP2875771A1; JP6177777B2; US20160360969A1; US9445724B2; CN104780822B

Abstract

　光源から出力された近赤外光を測定光と参照光に分割する工程と、前記測定光を口腔内の歯牙に向けて照射しつつ掃引する工程と、前記歯牙から得られた反射光および後方散乱光と、前記参照光とから干渉光を得る工程と、前記干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程と、前記光干渉断層画像から、特定の散乱強度値を有する歯垢部領域を抽出する工程と、歯垢を定量化する工程とを含む、歯垢計測表示方法および歯垢計測表示装置、ならびに歯肉及び／または歯槽骨の計測表示方法および歯肉及び／または歯槽骨の計測表示装置を提供することにより、非接触かつ非侵襲的に、歯垢を定量し、数値化、画像化する方法及び装置を提供する。

Description

歯垢、歯肉及び歯槽骨の計測表示方法及び計測表示装置

　本発明は、歯垢、歯肉及び／または歯槽骨の計測表示装置及び計測表示方法に関する。特には、本発明は、歯牙隣接面及び歯牙咬合面を含む歯面および歯間部、歯肉溝部、歯周ポケット内に存在する歯垢を、２次元および３次元画像として表示するとともに、歯垢の厚さ、長さ、断面積、体積及び／または表面積といった定量化した数値の算出を、即時に行うことができる歯垢の計測表示装置及び歯垢の計測表示方法、ならびに歯肉及び／または歯槽骨の定量化を行い、歯肉の腫脹及び／または歯槽骨の変化量を得ることができる歯肉及び／または歯槽骨の計測表示方法及び計測表示装置に関するものである。

　歯科臨床現場において、歯の表面に付着した歯垢の有無や状態を評価する方法としては、主として歯科医師が視診を行う方法が従来から現在に至るまで、行われている。

　歯垢は、歯面と同系の白色、乳白色であるため、その歯面付着を認識することは困難である。歯科臨床において従来、歯垢染色法が用いられてきた。歯垢染色法は、歯垢染出液を用いる方法であり、我が国の歯科保険医療においては、Ｏ’ｌｅａｒｙのＰｌａｑｕｅ
　Ｃｏｎｔｒｏｌ　Ｒｅｃｏｒｄ（ＰＣＲ法）が導入されている。ＰＣＲ法は、歯面を４面に分割し、その付着面数の総歯面数に対する割合を求め、口腔内清掃状態を評価する手法である。しかし、この方法は、有り、無しの二段階評価法であり、歯垢付着の状態把握に対する詳細性に欠ける。また、歯垢の染色操作自体が患者に強い不快感を与え、染色後の染色液の除去が煩雑である。さらに、歯垢以外の部分も染色されるため、検査法の特異度が低いなどの不都合も多い。よって、口腔内清掃の重要性の認識を普及させるために十分な方法とはいえない。

　各種ブラッシング法や電動歯ブラシの歯垢除去効果の評価法としては、Ｌｏｅ－Ｓｉｌｎｅｓｓの歯垢指数が知られている。この方法は、染色を行わないので、歯垢と歯牙および歯周組織との境界が不明確となる。評価基準は、付着なし、触知する、視認できる、多量に付着と４段階と設定されている。しかし、段階の差が大きく、定量的な評価法とはいえない。

　口腔衛生評価法の中の歯垢評価法は、スコア化する事により、一見数値化して客観性を持たせている。しかし、再現性に劣り客観性に欠けている事が問題とされ、検査者間でその数値に整合性が取れておらず、歯科臨床において十分に普及しているといえない。

　歯垢染色を前提とした評価方法として、特許文献１に記載されるものが知られている。この方法は、０．０１～２．０重量％の蛍光染料を添加した歯磨剤を用い、歯磨き時に蛍光染料を歯垢に付着させ、白熱光や蛍光灯の光を適宜なフィルタを介して照射することにより発光させて、発光の具合から歯垢の程度を検出するものである。

　特許文献２もまた、歯垢染色法を開示している。しかし、染色剤の苦味や保存安定性に問題がある。特許文献３は、色素と光を併用する方法を開示している。色素が光によって励起され蛍光を発することを原理としているが、色素そのものが歯垢に強く付着する必要がある。また、クロロフィルやフルオレセインといった蛍光色素群は、歯垢の染色性が十分ではない。さらに、特許文献４は、特定の光のみで歯垢を検出する方法を開示している。しかし、この方法では、形成初期の歯垢が検出できないことが問題となっている。

　近年は、歯垢を定量的に評価することを試みる方法の研究が進んできた。例えば、非特許文献１は、歯垢染色後に口腔内写真をデジタル画像として取り込み、歯面に対するデンタルプラーク面積を電算的に算出する方法を開示する。しかし、この方法は、歯垢と歯肉の識別が困難である。光学写真では対象を平面的に捉えているのみであるため、前方部と後方部で評価が異なる可能性も高い。特定波長光（３７０±４０ｎｍ）を用いる定量的蛍光法（ＱＬＦ法：Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ　ｌｉｇｈｔ－ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ法）による歯垢検出法は、歯垢が周囲組織に比較して特徴立って視覚される。そのため歯垢の染色は不必要であるものの、通常の光学写真と同様に平面的に捉えているのみである。実際、これらの通常光学写真や特定波長光学写真の画像処理ソフトも実用化に至るものは認められず、開発も進んでいるとは言い難い。

　非特許文献２は、歯垢の除去前後に印象を採取し、前後の石膏模型についてデジタル３次元スキャンを行い、歯垢の付着を立体的に評価する方法を開示する。しかし、前後２回の印象は煩雑で臨床現場での実用性は極めて低い。さらに、石膏模型からの歯垢計測と評価は現実的ではない。

　近年、歯科用のＯＣＴ装置が開発され、う蝕の診断に用いられている（特許文献５）。しかし、う蝕の計測方法について言及しているにすぎない。

　いっぽう、歯肉や歯槽骨については、非侵襲による定量化はなされていない。

特公昭63-2528号公報特開2005-179188号公報米国特許第5957687号明細書特開2004-65994号公報特開2008-058138号公報

Carter K, Landini G, Walmsley AD.Automated quantification of dental plaque accumulation using digital imaging.J Dent. 2004 Nov; 32(8):623-8. Yeganeh S, Lynch E, Jovanovski V, ZouL. Quantification of root surface plaque using a new 3-D laser scanning method. J Clin Periodontol. 1999 Oct;26(10):692-7.

　歯科の二大疾患であるう蝕、歯周病の主原因は、歯垢によることがこれまでの研究で明らかになってきている。しかし、一般歯科臨床で用いられるＸ線検査（レントゲン法）では、歯垢の画像化は不可能で、有効な歯垢付着に対する検査法が存在しない事が疾患の克服を大きく妨げてきた。これまで用いられてきた、歯垢染色法、各種歯垢のスコア評価法などに代わる、客観的かつ非侵襲に歯垢の厚み、断面積、体積を定量的に評価しうる方法が求められる。また、歯周病の進行と関連が深い歯肉及び／または歯槽骨の定量化が可能になることは、歯科臨床上、大きな意義がある。

　本発明は、上記問題点に鑑みてなされたものである。すなわち、従来方法の欠点を克服し、非接触かつ非侵襲に歯垢の定量的測定を行い、２次元および３次元画像として表示し、歯垢の厚さ、長さ、歯垢断面積及び表面積、歯垢体積を算出し、検査者間においても差がなく、再現性の高い歯垢付着の客観的評価法が可能な歯垢の計測表示方法及び装置を提供することを目的とする。また、歯垢のみならず、歯周組織である歯肉及び歯槽骨についても、非接触かつ非侵襲に定量的測定を行い、２次元および３次元画像として表示し、歯肉及び歯槽骨の変化量を得ることができる、歯肉及び／または歯槽骨の計測表示方法及び装置を提供することを目的とする。

　本発明は、一実施形態によれば歯垢の計測表示方法であって、光源から出力された近赤外光を測定光と参照光に分割する工程と、前記測定光を口腔内の歯牙に向けて照射しつつ掃引する工程と、前記歯牙から得られた反射光および後方散乱光と、前記参照光とから干渉光を得る工程と、前記干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程と、前記光干渉断層画像から、特定の散乱強度値を有する歯垢部領域を抽出する工程と、歯垢を定量化する工程と、歯垢を画像化する工程とを含む。本明細書において、「歯垢」とは、計測対象の歯牙表面に実際に付着している物体である口腔内細菌とムタン、不溶性グルカン、糖類などによるバイオフィルムのことを指称する。いっぽう、「歯垢部領域」とは、本発明による歯垢の計測表示方法において、表示された光干渉断層画像上の、歯垢を示す部分として抽出され、歯垢として表示された領域をいうものとする。同様の観点で、以下の「歯肉」と「歯肉部領域」、「歯槽骨」と「歯槽骨部領域」、「エナメル質」と「エナメル質部領域」とも区別されるものとする。

　前記光干渉断層画像が、歯垢部領域と、歯垢が沈着するエナメル質部領域と、歯肉部領域とを区別して、２次元的に表示する２次元光干渉断層画像であることが好ましい。

　あるいは、前記光干渉断層画像が、歯垢部領域と、歯垢が沈着するエナメル質部領域と、歯肉部領域とを区別して、３次元的に立体画像化して表示する３次元光干渉断層画像であることが好ましい。

　あるいはまた、前記光干渉断層画像が、歯垢部領域と、歯垢が沈着するエナメル質部領域と、歯肉部領域とを区別して、２次元的に表示する２次元光干渉断層画像と、歯垢部領域と、歯垢が沈着するエナメル質部領域と、歯肉部領域とを区別して、３次元的に立体画像化して表示する３次元光干渉断層画像との両方であることが好ましい。

　前記歯垢を定量化する工程が、前記２次元光干渉断層画像から抽出した歯垢部領域から、歯垢の厚さ及び／または長さを数値化する工程を含む方法であることが好ましい。

　前記歯垢を定量化する工程が、前記３次元光干渉断層画像から抽出した歯垢部領域から、歯垢の体積を数値化する工程を含む方法であることが好ましい。

　前記歯垢を定量化する工程が、前記２次元光干渉断層画像または３次元光干渉断層画像から抽出した歯垢部領域から、歯垢の断面積を数値化する工程を含む方法であることが好ましい。

　前記歯垢を定量化する工程が、前記３次元光干渉断層画像から抽出した歯垢部領域から、歯垢の表面積を数値化する工程を含む方法であることが好ましい。

　前記の方法において、前記歯垢を定量化する工程において得られる、歯垢の厚さ、歯垢の長さ、歯垢の体積、歯垢の断面積、歯垢の表面積から選択される一以上の定量した値をデータベース化する工程と、前記定量した値を、画像、表、グラフから選択される一以上として、経時的に表示する工程とをさらに含むことが好ましい。

　前記歯垢の厚さ、歯垢の長さ、歯垢の体積、歯垢の断面積、歯垢の表面積から選択される一以上の定量した値の変化量を経時的に算出し、数値、２次元画像、または３次元画像のいずれかとして、経時的に表示する工程をさらに含むことが好ましい。

　本発明は、別の局面によれば歯垢の計測表示装置であって、近赤外光を出力する光源と、前記近赤外光を測定光と参照光に分割する分岐部と、前記測定光を口腔内の歯牙に向けて照射しつつ掃引する歯垢測定プローブと、前記歯牙から得られた反射光および後方散乱光と、前記参照光とから得られた干渉光を受信する受光素子と、前記干渉光の散乱強度値を諧調値に変換し、光干渉断層画像を与える電算部と、歯垢部領域を抽出し、歯垢の定量化を行う抽出および計測部と、光干渉断層画像及び定量結果を表示する表示部とを備える。

　本発明は、また別の局面によれば、コンピュータに歯垢の計測表示方法を実行させるためのソフトウェアであって、前述の方法で得られた干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程と、前記干渉光の散乱強度値に基づき、歯垢部領域の抽出を行う工程と、前記歯垢部領域を画像化する工程と、前記抽出した歯垢部領域に基づき、歯垢の厚さ、歯垢の長さ、歯垢の体積、歯垢の断面積、歯垢の表面積から選択される一以上の定量化した値を得る工程とを含む方法をコンピュータに実行させるためのソフトウェアである。

　前記ソフトウェアにおいて、前記歯垢部領域の抽出を行う工程の前に、前記光干渉断層画像上の歯垢、歯肉、エナメル質を、解剖学的事実に基づいて形態学的に識別化する工程をさらに含む方法をコンピュータに実行させることが好ましい。

　前記定量化した値を得る工程において得られた値をデータベース化する工程と、前記定量化した値を、画像、表、グラフから選択される一以上として、経時的に表示する工程とをさらに含む方法をコンピュータに実行させることが好ましい。

　本発明は、さらにまた別の形態によれば、歯肉及び／または歯槽骨の計測表示方法であって、光源から出力された近赤外光を測定光と参照光に分割する工程と、前記測定光を口腔内の歯牙及び歯周組織に向けて照射しつつ掃引する工程と、前記歯牙及び歯周組織から得られた反射光および後方散乱光と、前記参照光とから干渉光を得る工程と、前記干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程と、特定の散乱強度値を有する歯肉及び／または歯槽骨部領域を抽出する工程と、歯肉及び／または歯槽骨を定量化する工程と、歯肉及び／または歯槽骨を画像化する工程とを含み、前記歯肉及び／または歯槽骨を定量化する工程を経時的に行うことにより、歯肉の腫脹及び／または歯槽骨の変化量を得る工程をさらに含む。

　本発明は、さらにまた別の形態によれば、歯肉及び／または歯槽骨の計測表示装置近赤外光を出力する光源と、前記近赤外光を測定光と参照光に分割する分岐部と、前記測定光を口腔内の歯牙及び歯周組織に向けて照射しつつ掃引する測定プローブと、前記歯牙及び歯周組織から得られた反射光および後方散乱光と、前記参照光とから得られた干渉光を受信する受光素子と、前記干渉光の散乱強度値を諧調値に変換し、光干渉断層画像を与える電算部と、歯肉及び／または歯槽骨部領域を抽出し、歯肉及び／または歯槽骨の定量化を行う抽出および計測部と、光干渉断層画像及び定量結果を表示する表示部とを備える。

　本発明は、さらにまた別の形態によれば、コンピュータに歯肉及び／または歯槽骨の計測表示方法を実行させるためのソフトウェアであって、前述の方法で得られた干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程と、前記干渉光の散乱強度値に基づき、歯肉及び／または歯槽骨部領域の抽出を行う工程と、前記歯肉部領域及び／または歯槽骨部領域を画像化する工程と、前記抽出した歯肉部領域及び／または歯槽骨部領域に基づき、歯肉及び／または歯槽骨を定量化する工程と、前記歯肉及び／または歯槽骨を定量化する工程を経時的に行うことにより、歯肉の腫脹及び／または歯槽骨の変化量を測定する工程とを含む方法をコンピュータに実行させるためのソフトウェアである。

　本発明に係る方法及び装置は、以下の特徴を有し、より信頼性のある歯科医療をけん引できる効果がある。
［客観性・普遍性］
　従来、歯科臨床および歯科検診では、視診・触診などの主観的検査法が主体で値にばらつきがあった。しかし本発明により、歯垢、歯肉及び歯槽骨を客観的に定量化する評価法を提供することができる。本発明に係る方法及び装置では、画像上での歯垢部領域の抽出を、人の判断が介入することなく、コンピュータを用いて自動的に行うため、いずれの国、いずれの検査者が行っても同様のデータ取得ができ、再現性がよく、普遍的に使用可能である。
［画像化・数値化］
　本発明に係る方法及び装置によれば、Ｘ線など従来の歯科画像診断機器では検出不可能であった歯垢の全層を２次元画像として評価することが可能である。特には、断層画像の評価が可能であるため、深さ方向の評価が可能となり、視診で確認不可能であった歯肉縁下の歯垢まで検出可能である。さらに、３次元画像化して歯垢の付着を評価可能であり、歯垢の厚さ、長さ、断面積、表面積、及び体積を画像化・数値化することが可能である。同様にこれまでに定量化の試みさえも行われていなかった歯肉及び歯槽骨についてまで、定量化が可能になった。
［定量化・データベース化］
　本発明に係る方法及び装置は、定量的な測定が可能であるため、再現性・信頼性が高い。また、経時的な測定及び評価が可能である。画像化・数値化するため歯科検診に応用が可能であり、数値的なデータベースとして提供できる。
［安全性］
　本発明に係る方法及び装置は、近赤外光を観察光として用いるため、従来の歯科レントゲン法では不可避であった、医療被曝をすることなく検査が可能である。さらに、非接触、非侵襲で行う検査法であるので、歯周組織の付着構造を破壊することなく、かつ細菌を周囲の歯周ポケットに播種することなく検査が可能である。
［信頼性、高感度・特異度］
　本発明に係る方法及び装置において用いる近赤外光は、歯垢を形成するムタンやグルカンなどを透過し、歯質まで到達・描出可能である。歯垢の全層を画像化することができ、かつ、歯垢と歯質とを明確に区別しうるため、感度・特異度が高い信頼性の高い検査法である。
［インフォームドコンセントに有効］
　歯垢は、歯面と類似した色調を有しており、う蝕、歯周病といった疾患は、初期に自覚症状が乏しいため、早期対応が十分ではないことが問題とされてきた。本発明に係る方法及び装置によれば、明確に歯垢沈着の有無を定量して評価でき、モチベーションの向上と疾患克服に期待できる。

本発明の一実施の形態による歯垢計測表示装置の全体構成を示すブロック図である。歯垢計測用プローブ部の構成を示す概略図である。図３（Ａ）は、歯垢計測用プローブ先端部及び歯牙を上から見たときの概略図であり、（Ｂ）は、歯垢計測用プローブ先端部及び歯牙を歯垢計測用プローブ先端部の正面から見たときの概略図であり、本明細書におけるＸ、Ｙ、Ｚ軸方向を図示している。図４（Ａ）は、歯垢計測用プローブを側面から見たときの、被写体である歯牙の歯軸と観察光の入射角が不適正な場合の概略図であり、（Ｂ）は、歯牙の歯軸と観察光の入射角が適正な場合の概略図である。図５（Ａ）は、歯垢計測用プローブを上面から見たときの、被写体である歯牙の撮影歯面と観察光の入射角が不適正、かつ被写体間距離が不適正な場合の概略図であり、（Ｂ）は、歯牙の撮影歯面と観察光の入射角が適正かつ被写体間距離が適正な場合の概略図である。受光素子にて電気信号化され、得られた時間と周波数軸との関係を示すグラフである。高速フーリエ変換後の深さ距離と散乱強度との関係を示すグラフである。図８（Ａ）は、高速フーリエ変換後の深さ距離と散乱強度との関係を示すグラフであり、（Ｂ）は、深さ距離と散乱強度の数値を１列に配置した行列マトリクスであり、（Ｃ）は、（Ｂ）の行列マトリクスをプロファイルした行列マトリクスである。図９（Ａ）は、散乱強度をプロファイルした行列マトリクスであり、（Ｂ）は、可視化するためスケールに従いコントラストの差を画像化した２次元光干渉断層画像である。撮影領域に歯垢部領域、エナメル質部領域、歯肉部領域が認められる２次元光干渉断層画像である。歯牙の２次元光干渉断層画像を複数枚順次隣に重ね合わせて得られる、歯牙の３次元光干渉断層画像である。領域抽出を行い３次元描写した歯垢部領域を示す。図１３（Ａ）は、歯肉炎に罹患した患者の歯肉の２次元光干渉断層画像であり、（Ｂ）は、正常な患者の歯肉の２次元光干渉断層画像であって、断面積の測定を模式的に示す図である。図１４は、歯槽骨の２次元光干渉断層画像であり、断面積の測定を模式的に示す図である。図１５（Ａ）は、従来の染色法により染めだした歯垢沈着口腔内写真であり、（Ｂ）は、本実施形態で得られた、定量的に測定し表示した歯垢部領域のイメージング画像である。図１６（Ａ）は、歯肉縁下歯垢の沈着を捉えた光干渉断層画像であり、（Ｂ）は、歯垢沈着の模式図である。図１７は、歯牙隣接面及び歯牙咬合面の歯垢測定に好ましく用いられるファイバー型プローブを説明する説明図である。図１８は、歯垢計測用ファイバー型プローブの回転とレーザ光の照射範囲を示す模式図である。図１９は、頬側面からの歯牙隣接面の撮影方法を説明する説明図である。図２０は、図１９のａ－ａ断面であって、歯牙隣接面の撮影方法を説明する説明図である。図２１は、咬合面からの歯牙隣接面の撮影方法を説明する説明図である。図２２は、歯牙咬合面の歯垢の撮影方法であって、図２２（Ａ）はプローブの水平移動を説明するであり、図２２（Ｂ）はプローブの垂直移動を説明する説明図である。

　以下に、本発明を、図面を参照して詳細に説明する。以下の説明は、本発明を限定するものではない。

［第１実施形態：歯垢計測表示方法及び装置］
　本発明は、一実施形態によれば、歯垢計測表示装置である。本実施形態による歯垢計測表示装置は、ＯＣＴ（Optical Coherent Tomography：ＯＣＴ）装置を用いて、特に歯垢を選択的に計測するものである。ここで、ＯＣＴ装置は、生体内組織をマイクロオーダーで極めて高解像度に測定可能な装置である。また、ＯＣＴ装置では、体表面下にまで到達しうる近赤外線の光源を使用することで、被写体の表面部だけではなく深部までの測定が可能である。近赤外線は、レントゲン線（Ｘ線）のような生体に為害性がある電磁放射線ではないため、厳密に非侵襲な被写体の検査を行うことができる。本発明におけるＯＣＴ装置は、特にはフーリエドメインＯＣＴである波長走査型ＯＣＴ（Ｓｗｅｐｔ　ｓｏｕｃｅ－ＯＣＴ）であることが好ましい。

　本実施形態による歯垢計測表示装置の概略を、図１にブロック図で示す。図１に係る歯垢計測表示装置１００は、主として、近赤外光源１と、分岐部３とコリメートレンズＬ１と参照ミラー９と複数の光ファイバーＦ_１、Ｆ_２、Ｆ_３、Ｆ_４及び整流器４から構成される光学干渉計部と、歯垢計測用プローブ８と、受光素子１０と、プリアンプ（増幅装置）１１と、電算部１２と、計測部１３と、表示部１４とから実質的に構成される。

　図１において、光源１は、一定の範囲、例えば１３１０～１３６０ｎｍの光信号を発振する波長走査型の光源である。光源１は、光ファイバーＦ_１に接続され、光ファイバーＦ_１は分岐部３に接続される。分岐部３で分岐した一方の光ファイバーＦ_２ａの後段には、光学整流器４、光修飾部５、偏光板、減衰板６が順に設けられる。そして、減衰板６後段には、送光受光同梱型光ファイバーＦ_２ｂを介して、歯垢測定用プローブ８が接続される。いっぽう、分岐部３で分岐した別の光ファイバーＦ_３の後段にはコリメートレンズＬ１および参照ミラー９が設けられる。加えて、装置１００の構成内に光路長調整部が、光ファイバーＦ_２ａの後段であって光ファイバーＦ_３の前段に設置される場合もある。分岐部３の分岐したさらに別の光ファイバーＦ_４後段には、コリメートレンズＬ２を介して、受光素子１０であるフォトダイオードが設けられる。プリアンプ１１で信号増幅後、電気信号導線部を介して、電算部１２に接続される。電算部１２はさらに、計測部１３、表示部１４に接続されている。電算部１２はさらにまた、プローブ８の図示しないレーザ位置センサと接続されている。

　近赤外光源１は、生体に非侵襲な波長帯の近赤外光を発生させる光源である。具体的には、単一スペクトルの光信号を発振するレーザ光源であって、例えば特開２００６－８０３８４号公報の波長走査型ファイバー光源を用いることができる。ここで発振波長としては、例えば、水の吸収が小さく散乱も少ない１．３μｍ帯を用いることが好ましい。波長走査範囲は、例えば１００ｎｍ～２００ｎｍの範囲とし、掃引速度は例えば２０ｋＨｚとすることができるが、かかる値には限定されない。

　分岐部３は光ファイバーに接続可能であって、光を、所望の比率で分割し、あるいは合成することができるものであればよい。

　受光素子１０は、光ファイバーＦ_４から送られてくる干渉光を電気信号に変換する装置であって、フォトダイオード以外に、balanced photo detectorなどを用いることもできる。プリアンプ１１は、フォトダイオードから得られた電気信号をさらに増幅する。

　電算部１２、及び計測部１３は、コンピュータに積載されたソフトウェアであってよく、これらが区別されずに一体として構成されていてもよい。電算部１２は、プリアンプ１１からの電気信号を高速フーリエ変換して散乱強度値のデータを算出し、データを格納する。また、電算部１２はプローブ８の位置センサからの位置信号に基づいて３次元画像を生成するためのデータをも格納する。また、散乱強度値のデータを、諧調値のデータとしても変換し、格納する。計測部１３は、散乱強度値および諧調値のデータから、歯垢部領域の抽出を行う。あるいは、画像表示されたデータ上の特定の長さや距離を計測したり、ピクセル数やボクセル数を抽出したりする操作を行う。

　表示部１４は、コンピュータのディスプレイ装置であってもよい。表示部１４は、計測部１３で得られた各種画像や算出された数値を表示する。

　歯垢測定用プローブ８は、被写体に直接、観察光を照射し、反射光及び後方散乱光を受光する部分である。図２に、歯垢測定用プローブ８の構成を示す概略図を示す。歯垢測定用プローブ８は、主として、非稼働式光路制御鏡８１と、２つの稼働式光路制御鏡８２と、対物レンズ８３と、歯垢計測用プローブ先端部８４と、撮影位置調整用ステージ８６とから構成される。撮影位置調整用ステージ８６には、撮影位置調整用Ｘ軸制御部８７ａ、撮影位置調整用Ｙ軸制御部８７ｂ、撮影位置調整用Ｚ軸制御部８７ｃが設けられ、被写体である歯牙に対する歯垢測定用プローブの位置を制御することができるように構成される。同様に、撮影位置調整用α軸制御部、撮影位置調整用β軸制御部８８ｂ、撮影位置調整用γ軸制御部８８ｃが設けられ、被写体である歯牙に対する歯垢測定用プローブの位置を制御することができるように構成される。これらの制御部は、図示しない駆動部により電気的に制御することができる。駆動部と電気的に接続された図示しないコントロール装置を、操作者が操作するように構成することもできる。プローブ８にはまた、図示しないレーザ位置センサが設けられ、レーザ位置センサはプローブ８の相対的な位置信号を出力する位置センサで、その出力は電算部１２に与えられる。

　図示した歯垢測定用プローブ８は、前歯測定用プローブの一例であって、ほかに臼歯測定用プローブや、う蝕測定用プローブなどを着脱可能に設けることもでき、それらを目的に応じて付け替えることができる。臼歯測定用プローブは、プローブ先端部に、観察光を、９０度に屈折させることができる反射鏡が設置されている。また、臼歯測定用プローブは、プローブ先端が伸縮する機構を備え、歯列から逸脱している歯牙も撮影が可能な構成とすることもできる。プローブ先端の伸縮範囲は、１０±１０ｍｍの範囲であることが好ましい。また、プローブ先端自体長径は、９０±１０ｍｍ程度、短径は、１０±２ｍｍ程度が好ましい。解剖学的に有効だからである。このような着脱可能な複数種類のプローブについては、特開２０１１－１８９０７７号公報に詳述されている。

　図１７は、歯牙隣接面及び／または歯牙咬合面の歯垢測定に好ましく用いられるファイバー型プローブ８００を説明する説明図である。図１７に示すように、歯垢測定用ファイバー型プローブ８００は、シース８０６及びそのシース８０６内に配置されるプローブ本体８０１を有する。プローブ本体８０１は、光ファイバーＦの先端側端面に軸合わせをした状態で接続されている。プローブ本体８０１は、先端側から順に、プリズム８０４と、ＧＲＩＮレンズ（屈折率傾斜レンズ）８０３と、ＧＲＩＮレンズ８０３と光ファイバーＦとを接続する接続導光部８０２とを有する。なお、光ファイバーＦは、図１中の光ファイバーＦ_２ｂに相当する。プリズム８０４は、例えば直角プリズムであってよく、光ファイバーＦにより導かれた光の射出角度が直角となるように配置されている。あるいは、プリズム８０４は、光ファイバーＦにより導かれた光の射出角度が鋭角、例えば６０度に照射されるように構成されているものであってもよい。さらに、プリズム８０４は、光ファイバーＦにより導かれた光の射出角度が鈍角、例えば１３０度に照射されるように構成されているものであってもよい。これらのプリズム８０４は、着脱可能に構成されているものであってもよい。プリズム８０４によって偏向された光は、シース８０６を透過して外部に存在する測定対象２００に照射される。

　なお、ある実施形態においては、シース８０６内に、シース８０６とプローブ本体８０１との間の空間を充填する屈折率調整用のマッチングオイルを有するものであってもよい。マッチングオイルの屈折率はプリズム８０４の屈折率に同一又は近いものを使用しても良いし、また、シース８０６の屈折率に同一又は近いものを使用しても良い。また、プリズム８０４の屈折率とシース８０６の屈折率とが同一又は近い場合は、その屈折率のものを使用することが可能である。シース８０６内に充填されるマッチングオイルは、プローブ８００の回転及び前後移動を円滑に担保する程度の粘性を有するものが好ましい。シース８０６とプローブ本体８０１との間の空間を充填する屈折率調整用のマッチングオイルを使用することにより、光の接続損失を防止することができ、クリアな歯牙隣接面、及び／または歯牙咬合面の撮影が可能となる。

　歯垢計測用ファイバー型プローブ８００には、プローブ本体８０１の基端側の端部に、回転手段８０５が設けられる。回転手段８０５は好ましくはモータを備えたアクチュエータを有し、プローブ本体８０１はそのモータの回転軸に接続される。あるいは、プローブ本体８０１の回転は、人の手の操作によることも可能である。なお、回転手段８０５は、プローブ本体８０１の基端側の端部に設ける構成に限定されず、種々の変更が可能である。また、図中、回転の向きを矢印にて模式的に示したが、回転の向きは図示する向きには限定されない。また、歯垢測定用ファイバー型プローブ８００には、シース８０６の内部にその長手方向に沿って設けられる図示しない移動手段を設けてもよく、この移動手段により、プローブ本体８０１をシース８０６内にて前後に移動させることもできる。かかる前後移動により、歯垢の撮影範囲をさらに広げることが可能になる。

　図１８は歯垢計測用ファイバー型プローブ８００の回転と光の射出範囲を示す模式図である。図１８（Ａ）は、歯垢計測用ファイバー型プローブのある回転位置における、光の射出の向きを示す模式図である。なお、説明のために、シースは記載を省略して、プローブ本体８０１のみを示している。図１８（Ｂ）は、歯垢計測用ファイバー型プローブ８００を３６０度回転した場合の光の射出の向きを示す模式図である。ファイバー型プローブ８００を３６０度回転させて用いることで、プローブ本体８０１からの光の射出の向きは、プローブ本体８０１の周囲３６０度の任意の向きとすることができる。かかる歯垢計測用ファイバー型プローブ８００の構成により、歯垢を含む任意の生体組織を、リアルタイムで、３６０度断層撮影することが可能になる。

　歯と歯が隣り合って接している面である歯牙隣接面は非常に狭いため、他の歯面と比較して清掃性及び自浄性が低い。そのため、歯垢が沈着しやすく不潔域となりやすく、う蝕の３大好発部位の１つとされている。歯垢沈着の評価法のゴールドスタンダードである歯垢染め出し法では、歯牙隣接面を視診で確認できないことから、適応外である。う蝕学や歯科保存学の成書には、歯牙隣接面のう蝕評価法の古典的な方法として、隣接面を直視するため、歯間に器具を挿入し、歯間を離開する方法が記載されている。しかしながら、歯間の離開にかかる時間と痛みや不快感から、ほとんど普及していない。そのため、う蝕の３大好発部位である歯牙隣接面の歯垢沈着に対する評価方法が求められており、また、本実施形態による歯垢の定量的な計測が有効な部位であるといえる。また、臼歯の歯牙咬合面における歯垢の付着も顕著であり、この歯牙咬合面における歯垢の付着が歯牙咬合面う触の主原因となる。図１７、１８に示す歯垢計測用ファイバー型プローブ８００を用いることで、歯牙隣接面の歯垢、及び／または歯牙咬合面の歯垢といった、従来の技術では定量的評価が不可能であった歯垢を計測することが可能になる。

　なお、本発明者らによる、隣接面のう蝕測定に用いられるファイバー型プローブが、特開2011-189078号公報に、咬合面のう蝕測定に用いられるファイバー型プローブが、特開2011-217973号公報に開示されている。う蝕測定用のＯＣＴプローブは、それぞれ、隣接面の歯垢測定及び咬合面の歯垢測定にも、適用することができる。

　次に、本実施形態を、図１を参照して、測定方法の観点から説明する。図１において、光源１は、生体に非侵襲な波長帯、例えば１３００ナノメートル前後の近赤外光を発生する。光ファイバーＦ_１により伝達される光は分岐部３において、参照光と観察光とに分割される。分割された観察光は、光学整流器４を経て、光ファイバーＦ_２ａにて伝達され、光修飾部５にて偏光板、減衰板６等により偏光、減衰される。偏光、減衰の結果、波軸が整った光は、送光受光同梱型光ファイバーＦ_２ｂにて歯垢測定用プローブ８に伝達される。

　歯垢測定用プローブ８に伝達された光は、図２に示すプローブ内の非稼働式光路制御鏡８１とガルバノミラーないしＭＥＭＳミラーのような稼働式光路制御鏡８２２にて、光路制御を受け、ラスター状の軌道を成す。ラスター状の軌道を伴った光は対物レンズ８３でビームの集光化を受け、歯垢計測用プローブ先端部８４を経て、観察光として、被写体２００である歯牙の、歯垢、エナメル質、象牙質、及び撮像範囲によっては、歯周組織の、歯肉、歯槽骨に到達する。

　図３（Ａ）は、歯垢測定用プローブ８及び被写体２００を、図２のプローブ上方から見た概念図である。説明のために、被写体２００の歯面から内側に向かう観察光３０２の向きを深さ方向のＺ軸として設定する。図３（Ｂ）は、プローブの正面からプローブを見た概念図である。仮想線で示す視野３０１内に被写体２００の歯牙が入るように撮影を行う。説明のために、視野３０１において、紙面裏側から表側へ向かう観察光３０２の向きに垂直なＸ軸及びＹ軸を設定する。

　図４（Ａ）は、測定において、被写体２００の歯軸３０３と観察光３０２との角度が不適正な場合を示す図であり、（Ｂ）は、適正な場合を示す図である。観察光３０２と平行な軸３０４と歯軸３０３との角度αが、Ｒ（９０度）に近い場合には、被写体２００と観察光３０２との角度が適正である。角度αを、８５～９５度の範囲とすることが好ましい。図５（Ａ）は、測定において、被写体２００の歯面に平行な軸３０５と観察光３０２との角度、及び被写体２００とプローブ８間の距離が不適正な場合を示す図である。図５（Ｂ）は、被写体２００の歯面に平行な軸３０５と観察光３０２と平行な軸３０６との角度、及び被写体２００とプローブ８間の距離３０７が適正な場合を示す図である。観察光３０２と平行な軸３０４と歯面に平行な軸３０５との角度βが、Ｒ（９０度）に近い場合には、被写体２００と観察光３０２と平行な軸３０６との角度が適正である。角度βもまた、８５～９５度の範囲とすることが好ましい。被写体２００とプローブ８間の距離３０７は、１～５ｍｍとすることが好ましい。

　次に、歯垢測定用ファイバー型プローブ８００を用いた場合の、被写体２００の測定について説明する。歯垢測定用ファイバー型プローブ８００は、特に、歯牙隣接面、及び歯牙咬合面における歯垢の測定において有利に用いることができる。

　図１９は、本実施形態に係る歯牙隣接面の頬側面からの撮影方法を説明する説明図であり、図２０は、図１９中のａ－ａ断面図である。図１９に示されるように、歯間鼓形空隙の上部又は下部に歯垢測定用ファイバー型プローブ８００を挿入し、該プローブ８００を挿入した歯間鼓形空隙内にてシース８０６を固定させる。このとき、図２０に示すように、歯垢測定用ファイバー型プローブ８００は、歯牙２００ａと別の歯牙２００ｂとの間にあって、歯牙隣接面を直接撮影することが可能である。シース８０６は可撓性を有しているため、歯間鼓形空隙に歯垢測定用ファイバー型プローブ８００を挿入しやすく、かつ歯間鼓形空隙近傍の歯周組織を傷つけにくい。そして、回転手段８０５によりプローブ本体１３１を回転させながら、歯牙隣接面の画像を歯垢測定用ファイバー型プローブ８００で撮影する。又は、固定させたシース８０６内にて図示しない移動手段によりプローブ本体８０１を前方又は後方に移動させて歯牙隣接面の画像を歯垢測定用ファイバー型プローブ８００で撮影することができる。又は、回転手段８０５によりプローブ本体８０１を回転させながら、固定させたシース８０６内にて図示しない移動手段によりプローブ本体８０１を前方又は後方に移動させて歯牙隣接面の画像を歯垢測定用ファイバー型プローブ８００で撮影することができる。

　プローブ本体８０１の回転は３６０度の回転であるが、これに限定されることはなく、
例えば歯間鼓形空隙の上部に歯垢測定用ファイバー型プローブ８００を挿入する場合には、下方１８０度の回転とすることも可能であり、また例えば歯間鼓形空隙の下部に歯垢測定用ファイバー型プローブ８００を挿入する場合には、上方１８０度の回転とすることも可能である。なお、シース８０６を歯間鼓形空隙内に固定させずに、プローブ本体８０１をシース８０６と共に前方又は後方に移動させて歯牙隣接面の画像を歯垢測定用ファイバー型プローブ８００で撮影することも可能である。このような場合は、プローブ本体８０１をシース８０６内にて前後に移動させる移動手段を設けずに、シース８０６を移動させるシース移動手段を設けることができる。また、シース８０６を外側シースと内側シースとから形成される二重構成にして、歯間鼓形空隙内にて該外側シースを固定させ、プローブ本体８０１を内側シースと共に前方又は後方に移動させて歯牙隣接面の画像を撮影することも可能である。

　図２１は、歯垢測定用ファイバー型プローブ８００のさらなる使用態様を説明する図である。図２１（Ａ）は、光の射出角度が直角となるように構成されているプリズムを備える第１プローブ本体８０１ａを有する歯垢測定用ファイバー型プローブ８００の使用態様であり、図２１（Ｂ）は光の射出角度が鋭角となるように構成されているプリズムを備える第２プローブ本体８０１ｂを有する歯垢測定用ファイバー型プローブ８００の使用態様であり、図２１（Ｃ）は光の射出角度が鈍角となるように構成されているプリズムを備える第３プローブ本体８０１ｃを有する歯垢測定用ファイバー型プローブ８００の使用態様である。ある実施形態においては、異なる射出角度を実現するプリズムを備える異なるプローブ本体は、上記の３タイプから構成されてもよく、これらのプローブ本体を互換使用することができる。即ち、通常の使用態様では、図２１（Ａ）に示されるように、第１プローブ本体８０１ａを使用する。そして、歯間鼓形空隙の奥側に歯垢測定用ファイバー型プローブ８００を挿入し、その奥側から歯牙隣接面を撮影する場合は、図２１（Ｂ）に示されるように、第２プローブ本体８０１ｂを使用する。また、歯間鼓形空隙の下部が狭いため、歯垢測定用ファイバー型プローブ８００を挿入しにくい場合は、図２１（Ｃ）に示されるように、第３プローブ本体８０１ｃを使用する。このように、歯間鼓形空隙の下部が狭く、歯垢測定用ファイバー型プローブ８００が挿入しにくい場合でも、複数のプローブ本体を目的に合わせて使い分けることで、的確に歯牙隣接面を撮影することが可能になる。

　次に、図２２は、歯垢測定用ファイバー型プローブ８００を用いた、歯牙咬合面の撮影方法を説明する、説明図である。図２２（Ａ）は歯垢計測用ファイバー型プローブ８００の、咬合面に水平な方向への移動を説明する図であり、（Ｂ）は歯垢計測用ファイバー型プローブ８００の、咬合面に垂直な方向への移動を説明する図である。図の複雑さ回避のために図２２において、シース８０６、回転手段８０５の記載は省略している。歯牙咬合面の近傍に歯垢計測用ファイバー型プローブ８００を配置させる。シース８０６は可撓性を有しているため歯周組織を傷つけにくい。そして、回転手段８０５によりプローブ本体８０１を回転させながら、シース８０６内にて移動手段８０５によりプローブ本体８０１を前方又は後方に移動させる。プローブ本体８０１の回転範囲角度は、プローブ本体８０１の回転により歯牙咬合面の形態をカバーできる回転範囲角度であることが必要であり、特に限定されるものではないが、例えば３０度～９０度である。なお、前後に移動させずにプローブ本体８０１を回転させて歯垢計測用ファイバー型プローブ８００で歯垢を撮影する、又は、回転させずにプローブ本体８０１を前後に移動させて、歯垢計測用ファイバー型プローブ８００で歯垢を撮影することも可能である。そして、図２２（Ａ）に示されるように、場合により、図示しない水平移動手段にて歯垢測定用ファイバー型プローブ８００を水平（前後・左右）に移動させて、水平位置についての歯牙咬合面の形態に応じたＯＣＴ撮影を行うことができる。また、図２２（Ｂ）に示されるように、場合により、図示しない垂直移動手段にて歯垢計測用ファイバー型プローブ８００を垂直（上下）に移動させ、観察対象２００との距離を一定に保ち、感度及び解像度良く歯牙咬合面の形態に応じたＯＣＴ撮影を行うことができる。

　このようにして、歯垢測定用プローブ８より、あるいは特定の実施形態による歯垢計測用ファイバー型プローブ８００により、射出され被写体に到達した観察光は、光の反射、散乱、吸収といった光学的な物理現象を引き起こす。同軸に戻る反射光及び後方散乱光は光ファイバーＦ_２ｂの受光部を伝達し光学整流器４を経て、分岐部３に戻る。

　いっぽう、分岐部３において分割された参照光は、光ファイバーＦ_３にて伝達され、参照ミラー９で反射され、光ファイバーＦ_３にて分岐部３に戻る。

　分岐部３にて、観察光と参照光とは、光学的物理現象である干渉現象を生じ、干渉光となる。干渉光は、コリメートレンズＬ２にて集められ、受光素子１０にて、時間軸に沿って、光電効果にて電気信号化される。図８は、受光素子１０にて電気信号化され得られた時間と周波数との関係の概略を示すグラフである。横軸が時間、縦軸が周波数を示す。

　この電気信号は、電気信号導線部を経て、電算部１２に伝達される。電算部１２において、電気信号化されたプリアンプ１１からの干渉信号はタイミング信号と同期され高速フーリエ変換処理にて深さ方向の信号がプロファイルされ、散乱強度値へ変換される。図７は、フーリエ変換されて得られた、深さ距離と散乱強度軸との関係の概略を示すグラフである。深さ距離は、図３（Ａ）のＺ軸に沿って、被写体の表面をゼロとした、観察光の直進方向への距離である。散乱強度値は、例えば、４バイトの単精度浮動小数点実数（有効桁数７桁）であるｆｌｏａｔデータとして、電算部１２に格納される。

　次に、得られたｆｌｏａｔデータは、２５６階調の８ｂｉｔグレースケールに変換する。散乱強度値を可視化するためである。グレースケールは、０～２５５の２５６段階の諧調値とすることができる。なお、本発明は、２５６階調に限定されず、ほかの諧調でも実施することができる。ｆｌｏａｔデータの諧調値への変換は、例えば、市販のソフトウェアＬａｂｖｉｅｗ（National Instruments製）を用いて実施することができるが、使用するソフトウェアは限定されない。なお、ｆｌｏａｔデータを、諧調値に変換するスケールは、当業者が任意選択的に設定することができる。設定したスケールによって、色調やコントラストが変化し、得られる画像が変化することがある。当業者は、目的に応じて、スケールを設定することができる。このような諧調値のデータも、電算部１２に格納することができる。

　カラー表示の２次元光干渉断層画像を得るためには、散乱強度値から、諧調値への変換時にカラースケールを用いることで、同様の方法でカラー画像を得ることができる。

　図８に、波形データをプロファイルし、電算的な行列の状態に変換する概略を示す。フーリエ変換により得られた数量関係（Ａ）は、一列に１６のピクセルを含む列４０１（Ｂ）の状態で格納される。なお、ここでは説明のために一列に１６ピクセルを含む列の例を挙げて説明するが、実際は５００～８００ピクセル程度とすることが好ましい。そして、各ピクセルには、０～２５５の諧調値が、割り当てられる。（Ｂ）の各ピクセルには、Ｚ軸に沿った深さ距離の散乱強度値に対応する諧調値、すなわち、（Ａ）のグラフのそれぞれの深さ（Ｄｅｐｔｈ）おける諧調値が割り当てられる。このような工程を次波形以降にも適応し、順に並べることで、断層画像の基となる（Ｃ）行列（マトリクス）４０２を完成させることができる。

　図９に、（Ａ）行列（マトリクス）から、（Ｂ）２次元光干渉断層画像への変換を示す。２次元光干渉断層画像は、行列（マトリクス）４０２の散乱強度値から変換された諧調値をそのまま白黒濃淡として表したものである。なお、今般の説明は、簡略のために、１６行×２８列の行列（マトリクス）４０２を一例として説明したが、実際には、図９（Ｂ）に示す２次元光干渉断層画像は、１，０２４ピクセル（行）×５１２ピクセル（列）の行列（マトリクス）から得られたものである。これらの操作は、いずれも、電算部１２にて行い、表示部１４にて、図９（Ｂ）に示す画像を表示することができる。なお、図９（Ｂ）に示す２次元光干渉断層画像は、図３（Ａ）における、ａ－ａで切断した断層を表す。

　次に、図１０は、上記のようにして得られた２次元光干渉断層画像であり、歯垢部領域の抽出及び定量化に使用するための２次元光干渉断層画像である。図１０において、空気部２０１、歯垢部領域２０２、エナメル質部領域２０３、象牙質部領域２０４、歯肉部領域２０５が認められる。それぞれの部分における諧調値は、例えば、歯垢部領域２０２が、平均１６９．４（１４０～２０７）、エナメル質部領域２０３が、平均９５．９（６３～１１９）とすることができる。この値を用いて、歯垢部領域を、コンピュータにより自動的に抽出することができる。例えば、１４０～２０７の諧調値を有する部分を、歯垢部領域として抽出することができる。このような操作は、計測部１３を構成するソフトウェアで行うことができる。なお、各部位の諧調値は、厳密に上記範囲に限定されるものではなく、歯垢部領域として、例えば、１４１～２０８の諧調値を有するものを抽出するように設定することもできる。

　このように、歯垢部領域の諧調値は、予め指定することができ、測定１回ごとに歯科医師あるいは操作者の判断が介入するものではない。指定する際の手法は、例えば、歯科医師の診断により、明らかに歯垢が認められる被験者の歯牙について、歯垢の除去前及び除去後で、ＯＣＴ装置を用いて散乱強度値もしくは諧調値を得て、これらを比較し、歯垢の除去後に散乱強度値もしくは諧調値が変化した部分の、歯垢の除去前の散乱強度値もしくは諧調値を、歯垢部領域を指定するための散乱強度値もしくは諧調値とすることができる。

　次に、３次元画像の取得、表示方法について説明する。３次元画像は、複数の２次元光干渉断層画像データから、ボリュームレンダリングの手法により、ソフトウェアを使用して得ることができる。図１１に、図１０を含む複数の２次元光干渉断層画像から得られる、３次元画像を示す。なお、図１１は、本実施形態において好ましくはカラー表示することができる。このとき、前歯の３次元画像を得るためには、図３（Ｂ）における、Ｘ軸方向へのスキャンを行い、例えば、約２００～３００スライス面の２次元光干渉断層画像データを得ることが好ましい。ボリュームレンダリングに使用可能なソフトウェアとしては、例えば、ＡＶＩＺＯ（Visual Sciences Group社製）が挙げられるが、これには限定されない。

　ソフトウェアを用いてボリューム化された３次元画像データは、全領域内に歯垢部領域、エナメル質部領域、象牙質部領域、歯肉部領域を認めることができる。２次元光干渉断層画像と同様に、３次元光干渉断層画像においても、歯垢が沈着する歯牙組織のエナメル質、歯垢の散乱強度の平均値は異なる。ゆえに、その光学的物理現象を利用して、歯垢部領域の３次元的領域抽出を、人の判断が介入することなく、コンピュータを用いて自動的に行う。すなわち、測定から抽出までの間に、人（医師や装置の操作者）が抽出のための値を設定したりすることなく、特定の散乱強度値を有する３次元光干渉断層画像上のボクセルを、歯垢部領域として抽出することができる。なお一実施形態において、３次元における歯垢部領域の抽出幅を散乱強度値の幅で表すと、領域幅の最小値：平均２２．８（最小値の範囲：２１．００～２４．３１）、領域幅の最大値：平均３９．１０（最大値の範囲：３７．２９～４０．８９）とすることができる。なお、このような領域幅の設定は、従来から知られている染色法による結果と対比しながら、当業者が適宜、行うことができ、この範囲には限定されない。

　抽出された歯垢部領域は、表示部１４において、例えば、図１２に示すように、画像として表示することが可能である。なお、図１２も、本実施形態において好ましくはカラー表示することができる。

　次に、歯垢の定量化について説明する。歯垢の定量化は、歯垢の厚さ、歯垢の長さ、歯垢の断面積、歯垢の体積、及び歯垢の表面積、の全てあるいはこれらの一以上からなる組み合わせについて実施することができる。

［歯垢の厚さの定量化］
　歯垢の厚さの定量化方法の一例について説明する。歯垢の厚さの定量化には、まず、図１０で２次元光干渉断層画像上における、歯垢部領域を抽出し、抽出した領域のピクセル数をカウントする。かかるピクセル数と、予め求めておいた、２次元光干渉断層画像上における１ピクセルあたりの長さ（μｍ）とにより、２次元光干渉断層画像上における歯垢の厚さが得られる。これを係数ｋで割ることにより、実空間の歯垢の厚さが得られる。実空間の歯垢の厚さは、以下の式（１）で表すことができる。
　実空間の歯垢の厚さ＝
　ＯＣＴ装置にて対象の厚さを求める際の基準値（μm/pixel）×抽出された歯垢部領域の厚さ(pixel)×1/ｋ　（１）

　上記式において、ＯＣＴ装置にて対象の厚さを求める際の基準値（μm/pixel）は、２次元光干渉断層画像上の１ピクセルあたりの長さである。２次元光干渉断層画像においては、図３に示すようにＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を設定したとき、Ｘ軸方向の長さ、Ｙ軸方向の長さは原寸通りに表示されるが、Ｚ軸方向の長さ（深さ距離）は、被写体の屈折率ｋに依存して、実寸より膨張して表示されることが知られている。具体的には、ある被写体の屈折率がｋのとき、２次元光干渉断層画像上で表示さされるその被写体のＺ軸方向の長さ（深さ距離）は、実寸のｋ倍となる。したがって、式（１）における厚さ基準値は、実寸のｋ倍となって２次元光干渉断層画像上に表されたときの１ピクセルあたりの長さである。したがって、深さ距離実寸を得るためには、抽出したピクセル数をかけ、かつ、２次元光干渉断層画像上の表示値をｋで割る必要がある。

　上記係数ｋは、被写体の屈折率と空気屈折率との相違に起因するため、被写体の屈折率をｋとすることができる。標準的な歯垢の主成分は不溶性グルカンおよびムタンであり、さらに、口腔内細菌や糖類を含む。歯垢の屈折率ｋは、歯垢を構成する成分や歯垢の水分含有量などによって異なることがあり、例えば、係数ｋは、１．３０～１．４０程度とすることができ、簡易的に１．３５とすることができるが、これらの範囲には限定されない。場合により、係数ｋは、１．１～２．０以上となることもあり得る。測定対象となる患者ごとに、歯垢の屈折率を測定した値からｋを決定することもできるし、複数の患者における歯垢の屈折率を測定した値から平均値を得て、ｋを決定することもできる。歯垢の屈折率は、屈折計により測定することができる。

　ＯＣＴ装置にて対象の厚さを求める際の基準値（μm/pixel）は、実空間上の厚さ（Ｚ軸方向の長さ）及び屈折率ｋが既知の物体により、予め求めることができる。実空間上の厚さが１ｍｍで屈折率がｋ_ａの物体Ａの厚さが、２次元光干渉断層画像上では１×ｋ_ａ（ｍｍ）で表されるため、この１０００×ｋ_ａ（μm）を、２次元光干渉断層画像上で実際に抽出した物体Ａの厚さのピクセル数カウントＰ_ａ１（pixel）で割ることにより、算出することができる。
　ＯＣＴ装置にて対象の厚さを求める際の基準値（μm/pixel）＝１０００ｋ_ａ×１／Ｐ_ａ１

　このような基準値は、ＯＣＴ装置により、あるいはソフトウェアにより、一度算出しておけば、それ以降は、同じ値を使用することができる。

　次に、歯垢の厚さの定量化方法の別の例について説明する。図１０で示す２次元光干渉断層画像から、被写体２００における、実際の歯垢の厚さを、以下の式（２）により算出することができる。

　歯垢の厚さＰ＝Ｐｉ／ｋ　（２）

　式（２）中、Ｐｉは、２次元光干渉断層画像上の歯垢部領域の深さ距離を表し、Ｐは歯垢の厚さ（実寸）を表す。歯垢の厚さの実寸を導くための係数ｋは、被写体の屈折率と空気屈折率との相違に起因する、２次元光干渉断層画像上での深さ距離を校正する係数であり、上記の方法と同じ値を用いることができる。

　本実施形態においては、図１０に示す２次元光干渉断層画像から、Ｐｉの値を得て、Ｐ値を計算することができる。このＰｉの値の算出（抽出）、Ｐ値の計算は、計測部１３を構成するソフトウェアで行うことができる。歯垢の厚さは、測定箇所によって異なる場合があり、複数の測定箇所で測定して平均値を得て歯垢の厚さとしてもよいし、一か所における１回の測定値を歯垢の厚さとしてもよい。また、歯垢の厚さはほかの方法で測定することも可能であり、当該方法には限定されない。

［歯垢の長さの定量化］
　歯垢の長さとは、図３に示すようにＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を設定したとき、Ｘ軸とＹ軸で作られる表面上の長さをいう。Ｘ軸方向の長さ、Ｙ軸方向の長さは原寸通りに表示され、実空間の歯垢長さは、以下の式（３）で表すことができる。
　実空間の歯垢長さ＝
　ＯＣＴ装置にて対象の長さを求める際の基準値（μm/pixel）×抽出された歯垢部領域の長さ(pixel)　　　　　　　　　　（３）

　ＯＣＴ装置にて対象の長さを求める際の基準値（μm/pixel）は次のように求める。す
なわち、例えば、実空間上の長さが１ｍｍの物体Ａの長さは、屈折率によらず、２次元光干渉断層画像上でも１（ｍｍ）で表されるため、この１０００（μm）を、２次元光干渉断層画像上で実際に抽出した物体Ａの長さのピクセル数カウントＰ_ａ２（pixel）で割ることにより、算出することができる。
　ＯＣＴ装置にて対象の長さを求める際の基準値（μm/pixel）＝１０００×１／Ｐ_ａ２

［歯垢の断面積の定量化］
　歯垢の断面積の測定においては、二次元光干渉断層画像上の歯垢部領域を抽出する。その後、抽出された歯垢部領域の断面積（pixel）をカウントする。断面積を測定する際に
は、歯垢の厚さの測定時と同様、Ｚ軸方向の厚さ情報が必要になる。よって、上記歯垢の厚さを求める際に使用した係数ｋを用いて、校正を行うことにより、実空間での断面積を得ることができる。
　実空間の歯垢の断面積は、以下の式（４）で表すことができる。
　実空間の歯垢断面積＝
　ＯＣＴ装置にて対象の断面積を求める際の基準値（μm²/pixel）×抽出された歯垢部領域の断面積(pixel)×1/ｋ（４）

　ＯＣＴ装置にて対象の断面積を求める際の基準値（μm²/pixel）は次のように求める。実空間上の断面積が１ｍｍ²で屈折率がｋ_ａの物体Ａの断面積が、２次元光干渉断層画像上では１×ｋ_ａｍｍ²で表されるため、ｋ_ａ×１０^６（μm²）を、２次元光干渉断層画像上で実際に抽出した物体Ａの厚さのピクセル数カウントＰ_ａ３（pixel）で割ることにより、算出することができる。
　ＯＣＴ装置にて対象の断面積を求める際の基準値（μm²/pixel）＝
　ｋ_ａ×１０^６×１／Ｐ_ａ３

［歯垢の体積の定量化］
　歯垢の体積の定量化においては、まず、３次元断層画像上の歯垢部領域を抽出する。その後、抽出された歯垢部領域の体積（voxel）をカウントする。体積を測定する際にも、歯垢の厚さの測定時と同様、Ｚ軸方向の厚さ情報が必要になる。よって、上記歯垢の厚さを求める際に使用した係数ｋを用いて、校正を行うことにより、実空間での体積を得ることができる。実空間における歯垢体積は、以下の式（５）で求めることができる。
　実空間の歯垢体積＝
　ＯＣＴ装置にて対象の体積を求める際の基準値（μm³/voxel）×抽出された歯垢部領域の体積(voxel)×1/ｋ　　（５）

　ＯＣＴ装置にて対象の体積を求める際の基準値（μm³/voxel）は次のように求める。実空間上の体積が１ｍｍ³で屈折率がｋ_ａの物体Ａの体積が、３次元光干渉断層画像上では１×ｋ_ａｍｍ³で表されるため、ｋ_ａ×１０^９（μm^３）を、３次元光干渉断層画像上で実際に抽出した物体Ａのボクセル数カウントＶ_ａ（voxel）で割ることにより、算出することができる。
　ＯＣＴ装置にて対象の体積を求める際の基準値（μm^３/voxel）＝
　ｋ_ａ×１０^９×１／Ｖ_ａ

［歯垢の表面積の定量化］
　歯垢の表面積とは、立体的に空気と接する歯垢表面と歯面に付着する歯垢表面を合わせた表面積であり、曲線的なカーブを持った歯垢部領域の表面積である。表面積の定量化においても、体積の場合と同様に、３次元断層画像上の歯垢部領域を抽出する。そして、抽出された歯垢部領域の表面積（polygon area）をカウントする。実空間における歯垢表面積は、以下の式（６）で求めることができる。
　実空間の歯垢断表面積＝
　ＯＣＴ装置にて対象の表面積を求める際の基準値（μm²/polygon area）×抽出された歯垢部領域の表面積(polygon area)　　（６）

　ＯＣＴ装置にて対象の表面積を求める際の基準値（μm²/polygon area）は次のように求める。実空間上の表面積が１ｍｍ^２の物体Ａの表面積は、３次元光干渉断層画像上でも、１ｍｍ^２で表される。３次元光干渉断層画像上の抽出された歯垢部領域は実空間の歯垢に対し、深さ方向距離が拡大しているが、表面積においては、厚さ、断面積、体積に比較し、実空間と光干渉断層画像上で大きな差とならない。そのため、１×１０^６（μm^２）を、３次元光干渉断層画像上で実際に抽出した物体Ａのポリゴン数カウントＰｏ_ａ（polygon area）で割ることにより、算出することができる。
　ＯＣＴ装置にて対象の表面積を求める際の基準値（μm²/polygon area）＝
１×１０^６×１／Ｐｏ_ａ

　上記方法は、主として、基準となる一つのピクセルの面積、一つのボクセルの体積を求めておき、コンピュータ上で抽出範囲のピクセル数、ボクセル数をカウントし、抽出範囲の断面積、体積を求める方法である。しかし、本実施形態・実施例以外にも、抽出した領域のスキャン範囲全体に対する割合を求め、実空間における抽出領域の面積ないし体積等を求める方法などが可能であり、本発明は上記具体的に示した方法には限定されない。

　本実施形態による歯垢の計測表示方法においては、歯垢の厚さ、歯垢の長さ、歯垢の断面積、歯垢の表面積、歯垢の体積から選択される一以上の定量した値をデータベース化する工程と、前記定量した値を、画像、表、グラフから選択される一以上として、経時的に表示する工程とをさらに含むことができる。特には、前記歯垢についての一以上の定量した値の変化量を経時的に算出し、数値、２次元画像、または３次元画像のいずれかとして、経時的に表示する工程をさらに含むことが好ましい。このような操作は、コンピュータ上で適切なデータ格納及びデータ表示システムを用いることで実施することができる。経時的なデータを含むデータベースは、特に、プラークコントロール、歯周病治療、う蝕リスク軽減治療、といった口腔衛生管理の側面において有用でありうる。

　本実施形態による歯垢の計測表示方法によれば、非侵襲かつ安全な方法で、歯垢の画像表示化、および定量化が可能となる。本実施形態は、ＯＣＴ装置の深さ方向の情報を得ることができる利点を歯垢の測定に初めて応用したものである。歯垢のように物体の表面に概ね０．５ｍｍ以下程度の厚さで付着するものの測定において、ＯＣＴ装置は非常に有用であり、これまでには不可能であって歯垢の客観的な定量化を実現した。上記の説明に係る画像表示及び数値算出は、赤外光を照射してから、約３０～１８０秒もあれば結果を得ることができる。また、得られたデータは保存し、データベース化することが可能であるために、個人の経時的な治療情報の収集のほか、歯科の患者集団の統計データ収集にも有用であり、後の臨床に役立てることもできる。このような歯垢の定量化は、これまで実現しなかったことであり、今後の歯科臨床現場において、非常に有用となることが期待できる。

　本発明は、別の局面によると、上記歯垢の計測表示方法において用いるためのソフトウェアに関する。
　上記歯垢の計測表示方法において用いるためのソフトウェアは、ハードウェア資源であるコンピュータとともに、電算部１２及び計測部１３を構成してもよいものあり、上記において説明した、電算部１２及び計測部１３において実施する工程である、歯垢部領域の抽出、歯垢部領域の画像化、及び歯垢部領域の、厚さ、長さ、断面積、表面積、及び／または体積の算出を行うものである。すなわち、本実施形態におけるソフトウェアは、コンピュータに歯垢の計測表示方法を実行させるためのソフトウェアであって、前述の方法で得られた干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程と、前記光干渉断層画像に基づいて歯垢部領域の抽出を行う工程と、歯垢部領域を画像化する工程と、歯垢部領域の定量化する工程とを含む方法を実行させるためのものである。これらの工程については、歯垢の計測表示方法に関する上記実施形態において実質的に説明しており、説明した工程をハードウェア資源であるコンピュータとともに実施するものである。以下にさらに詳細に説明する。

　歯垢部領域の抽出を行う工程は、干渉光に基づき、プリアンプ１１から伝えられる散乱強度値の電気信号をデータとして格納する工程と、散乱強度値を諧調値に変換する工程、諧調値から歯垢部領域を抽出する工程とを含んでよい。いずれの諧調値を持つものを歯垢部領域とするかは、予め指定しておくことができ、一回の測定操作ごとに歯科医師がマニュアルで範囲指定する必要はない。諧調値から歯垢部領域を抽出する工程の前に、２次元光干渉断層画像および３次元光干渉断層画像の一部ないし全部に対して、複数のフィルタリング処理を行うことで、２次元光干渉断層画像および３次元光干渉断層画像上の歯垢部領域の表面、歯垢部領域とエナメル質部領域や歯肉部領域などの生体組織の境界面の輪郭のスムージングを行う工程を含むことが好ましい。また、画像上で、エナメル質部領域や歯肉部領域などの生体組織の部位を、解剖学的見地に基づいて形態学的に識別する工程をさらに組み合わせることが好ましい。かかる形態学的に識別する工程は、散乱強度値や諧調値と合わせて、ＯＣＴ画像上に表示される各部位を識別するために用いられる。すなわち、歯科医師がＯＣＴ画像を見たときに、各部位の相対的な位置関係やその形態を視認し、歯科医師の解剖学的な知識に基づいて、画像上の各部位を同定するが、本発明ではこのような工程をソフトウェアによる形態認識で実施することができる。例えば、画像上の、歯垢部領域、歯肉部領域、エナメル質部領域について、解剖学的事実に基づいて形態学的特徴を認識し、識別することができる。そして、任意選択的に、色分けして表示させることもできる。このような識別工程は、歯垢部領域を抽出する工程の前に実施することができる。そして、好ましくは、形態学的に識別した各部分について、２次元光干渉断層画像および／または３次元光干渉断層画像上で、各部分を異なる色に表示する工程をさらに含むことが好ましい。かかる形態的な識別工程後に歯垢部領域を抽出する工程を実施することにより、歯垢部領域の誤認識を少なくする、ないしなくすことができる。これらの付加的なスムージング工程、形態学的に識別する工程をさらに含むことで、歯科医師がマニュアルで範囲指定したのと同程度に、正確な歯垢部領域の抽出が可能になる。

　さらに、本実施形態におけるソフトウェアにおいては、歯垢計測用プローブ８を用いて撮影する際の撮影条件と関連付けて、上記歯垢部領域の抽出を行う工程を実施することが好ましく、前記抽出した歯垢部領域に基づいて、歯垢の厚さ、歯垢の長さ、歯垢の体積、歯垢の断面積、歯垢の表面積から選択される一以上の定量化した値を得る工程をさらに行うことが好ましい。

　歯垢部領域を画像化する工程は、歯垢部領域を２次元光干渉断層画像化する工程、歯垢部領域を３次元光干渉断層画像化する工程、あるいはそれらの両方の工程が含まれても良い。特に、歯垢部領域を３次元光干渉断層画像化する工程は、既存のオープンソースに認められるボリュームレンダリング処方を用いることにより実施が可能である。

　歯垢部領域の定量化する工程は、歯垢の厚さ、長さ、断面積、体積、及び／または表面積の各数値を算出する。算出方法は、前述の実施形態において示したものでもよいが、これらには限定されない。歯垢部領域が抽出されれば、各種の技術においてこれらの定量値の計算が可能であり、計算に必要な数値は、画像表示されたデータ上の特定の長さや距離を計測する工程、画像表示されたピクセル数やボクセル数を抽出する工程によって得ることができる。

　本実施形態によるソフトウェアは、前記歯垢部領域を定量化する工程において得られた値をデータベース化する工程と、前記定量化した値を、画像、表、グラフから選択される一以上として、経時的に表示する工程とをさらに含む方法をコンピュータに実行させるものである。定量値のデータベース化や、画像、表またはグラフの表示、及び／または経時的な表示は、既知の手法を用いて実施が可能である。

　本実施形態によるソフトウェアによれば、任意のコンピュータにおいてハードウェア資源とともに用いることで、歯垢の抽出、画像化、定量化が可能となり、さらに、データベースの作成なども実施することが可能となる。

［第２実施形態：歯肉及び／または歯槽骨計測表示方法及び装置］
　本発明は、また別の実施形態によれば、歯肉及び／または歯槽骨の計測表示方法に関する。歯肉及び／または歯槽骨の計測表示方法においても、第１実施形態において説明したのと同じ、ＯＣＴ装置を使用することができる。ＯＣＴ装置を使用して、歯牙及び歯周組織に赤外線を照射し、歯肉及び歯槽骨からの干渉光の散乱強度値を得て、２次元光干渉断層画像及び／または３次元光干渉断層画像を得ることができる。

　本実施形態では、特に、歯周病につながる歯肉の腫脹及び歯槽骨の破壊を定量的に評価するために、２次元光干渉断層画像及び／または３次元光干渉断層画像で、歯肉部領域及び歯槽骨部領域を評価することを特徴とする。これらを定量的に測定することは、歯周病の予防、治療において非常に有用であるが、これまでには実現不可能であった。歯肉及び／または歯槽骨部領域は、歯垢部領域と異なり、比較的広範囲に分布している。そのため、ＯＣＴ画像でその全体像を捉えることは難しい。しかし、同一の撮像範囲内で、経時的に歯肉の腫脹、歯槽骨の吸収、すなわち歯肉及び／または歯槽骨部領域の拡張や、腫脹の治癒、すなわち歯肉部領域の縮小、歯槽骨の経過を捉えることが可能である。

　本実施形態による歯肉及び／または歯槽骨の計測表示方法は、光源から出力された近赤外光を測定光と参照光に分割する工程と、前記測定光を口腔内の歯牙及び歯周組織に向けて照射しつつ掃引する工程と、前記歯牙及び歯周組織から得られた反射光および後方散乱光と、前記参照光とから干渉光を得る工程と、前記干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程と、特定の散乱強度値を有する歯肉及び／または歯槽骨部領域を抽出する工程と、歯肉及び／または歯槽骨を定量化する工程と、歯肉及び／または歯槽骨を画像化する工程とを含み、前記歯肉及び／または歯槽骨を定量化する工程を経時的に行うことにより、歯肉の腫脹及び／または歯槽骨の変化量を得る工程をさらに含む。

　干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程までは、第１実施形態と同様であり、同様に実施することができ、２次元光干渉断層画像または３次元光干渉断層画像を得ることができる。

［歯肉の定量化］
　歯肉部領域を抽出する工程は、第１実施形態において説明したほかの領域と同様に、歯肉部領域を示す諧調値を指定して、特定の諧調値をもつものを抽出することによって実施することができる。歯肉部領域を示す諧調値は、例えば、１１９～１４２とすることができる。このような諧調値は、ＯＣＴ測定により得られた散乱強度値を変換する際に、最もＯＣＴ画像全体のコントラストが臨床的に一致するようにして決定することができる。なお、歯肉部領域を抽出する工程の前に、前記光干渉断層画像上の歯肉部領域を、解剖学的事実に基づいて形態学的に識別化する工程をさらに含むことが好ましい。この工程により、解剖学的事実に基づいて形態学的に識別化することにより、歯肉部領域の抽出をより容易かつ正確に実施することができる。

　歯肉の定量化においては、主として、撮像範囲内の歯肉の体積及び／または断面積を定量化することが好ましい。
　歯肉の体積を数値化する工程は、歯垢との体積の定量化と同様に、３次元光干渉断層画像上の１ボクセルあたりの体積を予め算出しておき、前記３次元光干渉断層画像から抽出した歯肉部領域のボクセル数を計数することにより３次元光干渉断層画像上の体積を得る。さらにこの値を、ＯＣＴ深さ方向距離の校正率ｋで除することにより、歯肉の体積を数値化することができる。端的に式で表すと以下のようになる。
　実空間の歯肉の体積＝
　ＯＣＴ装置にて対象の体積を求める際の基準値（mm³/voxel）×抽出された歯肉部領域の体積(voxel)×1/ｋ

　同様にして、歯肉の断面積を数値化する工程は、２次元光干渉断層画像上の１ピクセルあたりの面積を予め算出しておき、２次元光干渉断層画像から抽出した歯肉部領域のピクセル数を計数することにより、２次元光干渉断層画像上の断面積を得る。さらにこの値を、ＯＣＴ深さ方向距離の校正率ｋで除することにより、歯肉の断面積を数値化する。式は以下で表される。この場合の校正率ｋは、歯垢の定量化に用いた校正率ｋと同様に、歯肉の屈折率に基づいて決定することができる。また、生体の屈折率である１．３８を近似的に用いることもでき、例えば、１．３～１．４のあいだとすることもできるが、これらには限定されない。
　実空間の歯肉の断面積＝
　ＯＣＴ装置にて対象の断面積を求める際の基準値（mm^２/pixel）×抽出された歯肉部領域の断面積(pixel)/×1/ｋ

　歯肉の腫脹の変化量を得る工程では、歯肉の体積及び／または断面積を同一の患者について、経時的に計測し、その変化量を得る。歯肉に腫脹が存在するときは、特には腫脹の変化量を得ることができるが、歯肉に腫脹が存在しない場合であっても測定対象とする場合がある。定量化した値と変化量とのを得ることで、歯肉に腫脹が存在するのか否か、あるいは、治療の経過による歯肉の状態などを定量的に評価することができる。

［歯槽骨の定量化］
　次に、歯槽骨の数値化について説明する。歯槽骨部領域を抽出する工程は、第１実施形態において説明したほかの領域や歯肉部領域と同様に、歯槽骨部領域を示す諧調値を指定して、特定の諧調値をもつものを抽出することによって実施することができる。諧調値は、例えば、45～70とすることができる。歯槽骨部領域を抽出する工程の前に、前記光干渉断層画像上の歯槽骨部領域を、解剖学的事実に基づいて形態学的に識別化する工程をさらに含むことが好ましい。

　歯槽骨の体積及び断面積の数値化は、歯肉と同様に実施することができ、それぞれ、以下の式で表される。この場合の係数ｋも、歯槽骨の屈折率に基づいて決定することができる。係数ｋは、生体の屈折率である１．３８を近似的に用いることもでき、例えば、１．３～１．４のあいだとすることもできるが、これらには限定されない。場合により、係数ｋは、１．１～２．０以上となることもあり得る

　実空間の歯槽骨の体積＝
　ＯＣＴ装置にて対象の体積を求める際の基準値（mm³/voxel）×抽出された歯槽骨部領域の体積(voxel)×1/ｋ
　実空間の歯槽骨の断面積＝
　ＯＣＴ装置にて対象の断面積を求める際の基準値（mm^２/pixel）×抽出された歯槽骨部領域の断面積(pixel)/×1/ｋ

　歯槽骨の変化量を得る工程では、上記のようにして求めた、実空間の歯槽骨の体積や断面積を経時的に測定し、その変化を記録する。歯肉炎は、歯槽骨の破壊を伴う場合があるため、歯槽骨の定量値の減少は、歯肉炎の進行を示唆する。このような値を定量的かつ経時的に得ることで、病状の監視がより容易になる。

　歯肉及び／または歯槽骨を画像化する工程は、２次元光干渉断層画像または３次元光干渉断層画像において、歯垢部領域や、エナメル質部領域と区別して、歯肉部領域及び／または歯槽骨領域を必要に応じてカラー着色して示すことができる。

　歯肉及び／または歯槽骨計測表示方法及び装置によれば、歯肉炎の病状に直結している生体状態を定量的に把握することができ、歯科治療に大きく貢献することができる。

　本発明を、実施例を用いてさらに詳細に説明する。なお、本発明は、以下の実施例により限定されるものではない。

［歯垢部領域とエナメル質部領域の階調値の測定（２次元断層像：５０スライス）］
　光源として、生体に無害な近赤外光光源を用い、図２に示す歯垢計測用プローブを用い、患者の前歯を被写体として撮影した。画像ソフトウェアｐｈｏｔｏｓｈｏｐ（Ａｄｏｂｅ社製）にて、被写体の散乱強度値を諧調値に変換して作成された２次元断層像の歯垢部領域とエナメル質部領域のそれぞれ１５０部位の階調値を測定した。その結果、エナメル質部領域の階調値と歯垢部領域の階調値が異なることを確認した。
＜階調値＞
歯垢部領域：　　　平均１６９．４（最大値２０７～最小値１４０）
エナメル質部領域：　平均９５．９（最大値１１９～最小値６３）
（Ｗｅｌｃｈのｔ検定にて有意差を認めた。　＊＊Ｐ＜０．０１）
＜散乱強度値＞
歯垢：　　　　平均３０（最大値３９～最小値２４）
エナメル質：　平均１３（最大値１６～最小値－４）
　歯垢部領域とエナメル質部領域の階調値測定結果を表１及び表２に示す。

　歯肉部領域の階調値測定結果を表３に示す。

＜階調値＞
歯肉部領域：　　　平均133.1（最大値１４２～最小値１１９）

　歯槽骨部領域の階調値測定結果を、表４に示す。

　＜階調値＞
歯槽骨部領域：　　　平均56.8（最大値45～最小値70）

［歯垢の厚さ、長さ、断面積の算出（２次元断層像：１０スライス）］
＜実施の方法１＞
　本実施例では、ＯＣＴ装置にて対象（歯垢）の厚さ、長さ及び断面積を求める際の基準を予め作成した。実空間にて、寸法が、5×5×1ｍｍの直方体形態を有する重合後の高分子材料をＯＣＴ撮影し、２次元光干渉断層画像上における厚さ（pixel）、長さ（pixel）、断面積（pixel）を得た。２次元光干渉断層画像の解析にはPhotoshop cs5　(adobe（登録商標）)を用いた。

＜実施の方法１の結果＞

　以上の結果より、ＯＣＴ装置にて対象の厚さを求める際の基準は、以下の通りに得られた。
1.65mm/86pixel= 0.0192…mm/pixel (19.2μm/pixel)
　ＯＣＴ装置にて対象の長さを求める際の基準は、以下の通りに得られた。
5mm/381pixel= 0.0131…mm/pixel (13.1μm/pixel)
　ＯＣＴ装置にて対象の断面積を求める際の基準は、以下の通りに得られた。
8.25mm²/32766pixel =0.000251785… mm²/pixel (約250μm²/pixel)
　本実施例において、歯垢の屈折率に基づくＯＣＴ深さ方向距離の校正率は、1.35とした。

　＜実施の方法２＞
　実施例１に示すよう、歯垢部領域の諧調値がエナメル質部領域と異なる事実から、２次元断層画像上の歯垢部領域を抽出した。その後、抽出された歯垢部領域の厚さ、長さ、断面積(pixel)をカウントした。２次元光干渉断層画像の解析にはPhotoshop cs5　(adobe（登録商標）社製)を用いた。

　厚さの計測には以下の式を用いた。ｋは、いずれも、1.35とした。
　実空間の歯垢厚さ＝
　（ＯＣＴ装置にて対象の厚さを求める際の基準19.2μm/pixel）×厚さ(pixel)×１/ｋ
　長さの計測には以下の式を用いた。
　実空間の歯垢長さ＝
　（ＯＣＴ装置にて対象の長さを求める際の基準13.1μm/pixel）×長さ(pixel)
　断面積の計測には以下の式を用いた。
　実空間の歯垢断面積＝
　（ＯＣＴ装置にて対象の断面積を求める際の基準250μm²/pixel）×断面積(pixel)×１/ｋ

　＜実施の方法２の結果＞
　得られた歯垢の厚さ、長さ、断面積を表６に示す。症例１～１０は、実施例１の症例１～１０に対応する。表上段結果はＯＣＴ空間上の値（pixel）を示し、表下段結果は実空
間における値（メートル）を示す。

［歯垢染出法を基準にした歯垢部領域の抽出］
　まず、２次元データの３次元化を行った。干渉光をコンピュータにより自動計算処理して得られたｆｌｏａｔデータをソフトウェアＡＶＩＺＯ（Visual Sciences Group社製）に取り込み、ボリュームレンダリングにて３次元画像を作製した。次に、ソフトＡＶＩＺＯ上で歯垢部領域の任意の１ボクセルを選択した。歯垢染出し写真と同等の領域が選択されるように領域幅を調整（散乱強度値の最小値と最大値を調節）する方法でＡＶＩＺＯ上において歯垢部領域を抽出した。

　その結果、領域幅の最小値：平均２２．８（最小値の範囲：２１．００～２４．３１）、領域幅の最大値：平均３９．１０（最大値の範囲：３７．２９～４０．８９）となった。歯垢染出法を基準にした歯垢部領域の抽出結果を表３に示す。症例１～１０は、実施例１、２の症例１～１０に対応する。

［抽出した歯垢体積の算出］
＜実施の方法1＞
　本実施例では、ＯＣＴ装置にて対象（歯垢）の体積、表面積を求める際の基準を予め作成した。実空間にて、寸法5×5×1ｍｍの直方体形態を有する重合後の高分子材料をＯＣＴ撮影し、２次元光干渉断層画像上における体積（voxel）、表面積（area）を得た。３次元光干渉断層画像の解析にはAVIZO(Visual Sciences Group社製)を用いた。

＜実施の方法１の結果＞

　以上の結果より、以下の基準を得た。
　ＯＣＴ装置にて対象の体積を求める際の基準値：
41.25mm³/90745512 voxel=0.0000004545…mm³/ voxel(約454.5μm³/ voxel)
　ＯＣＴ装置にて対象の表面積を求める際の基準値：
83mm²/2325298 polygon area=0.00003569… mm²/ polygon area(約35.7μm²/polygon area)
　歯垢の屈折率に基づくＯＣＴ深さ方向距離の校正率：ｋ＝1.35

　＜実施の方法２＞
　実施例1に示すよう、歯垢部領域の諧調値がエナメル質部領域と異なる事実から、３次元断層画像上の歯垢部領域を抽出した。その後、抽出された歯垢部領域の体積（voxel）、表面積（area）をカウントした。３次元光干渉断層画像の解析にはAVIZO(Visual Sciences Group社製)を用いた。

　体積の計測には以下の式を用いた。
　実空間の歯垢体積＝
　（ＯＣＴ装置にて対象の体積を求める際の基準）×体積(voxel)×1/ｋ（ｋ＝1.35）
　表面積の計測には以下の式を用いた。
　実空間の歯垢断表面積＝
　（ＯＣＴ装置にて対象の表面積を求める際の基準）×表面積(polygon area)

　＜実施の方法２の結果＞

[歯肉及び／または歯槽骨の定量]
（1）歯肉の定量化
　２次元光干渉断層画像より、歯肉部領域を抽出し、抽出された歯肉部領域の断面積(pixel)をＯＣＴ画像上で求めた。実空間に比較しＯＣＴ画像における歯肉部領域は、深さ方
向に拡大しているため屈折率に基づき校正して実空間の歯肉の断面積を求めた。係数ｋは、1.38を用いた。正確には炎症や性状の程度により歯肉の屈折率は変化するが、生体屈折率（ne≒1.38）と近似すると考え、本実施例においては校正率ｋを1.38とした。
　実空間の歯肉断面積＝
　（ＯＣＴ装置にて対象の断面積を求める際の基準）×断面積(pixel)/×　1/1.38

　ＯＣＴ装置を用いて求めた歯肉の断面積を以下の表１０に示す。

（２）歯槽骨の定量化
　２次元光干渉断層画像より、歯槽骨部領域を抽出し、抽出された歯槽骨部領域の断面積(pixel)をＯＣＴ画像上で求めた。実空間に比較しＯＣＴ画像における歯槽骨部領域は、
深さ方向に拡大しているため屈折率に基づき、校正して実空間の歯槽骨の断面積を求めた。ｋ＝1.38とした。なお、正確には歯槽骨内の血流量などにより歯槽骨の屈折率は変化するが、生体屈折率（ne≒1.38）と近似すると考え、本実施例においては校正率ｋを1.38とした。
　実空間の歯槽骨断面積＝
　（ＯＣＴ装置にて対象の断面積を求める際の基準）×断面積(pixel)/×　1/1.38

　ＯＣＴ装置を用いて求めた歯槽骨の断面積を以下の表１１に示す。

　［染色法との比較］
　従来の染色法により染めだした歯垢画像と、本発明に係る方法で抽出し、定量的に表示した歯垢イメージング画像とを比較した。Ｏ’ｌｅａｒｙのＰｌａｑｕｅ　Ｃｏｎｔｒｏｌ　Ｒｅｃｏｒｄに従って、染色液として、デント　プラークテスター　リキッド　株式会社ライオン（製品名、製造元）を０．５ｍＬ用いて、被写体である前歯を染色した。染め出した歯垢について、写真を撮った結果が、図１５（Ａ）である。

　いっぽう、本発明の装置及び方法を用いて、３次元画像を得た。スキャン範囲及び歯垢部抽出領域の設定は、実施例３、４の条件と同様とした。歯垢部領域を抽出し、定量的に表示した歯垢イメージング画像を図１５（Ｂ）に示す。日本国の医療上、ゴールドスタンダードである染色法と比較しても、十分に染色法の結果を反映しうる歯垢計測が、本発明により可能であることがわかった。なお、図１５（Ａ）、（Ｂ）はいずれもカラー画像である。

　［歯肉縁下歯垢の沈着］
　別の被写体について、本発明の装置及び方法を用いて、２次元断層画像を得た。歯垢部領域抽出領域の設定は、実施例２と同様とした。スキャン範囲は、歯肉縁より３ｍｍ程度下部まで範囲に含まれるように設定した。図１６（Ａ）に、歯肉縁下歯垢の沈着を捉えた光干渉断層画像を示す。図１６（Ｂ）は、図１６（Ａ）の画像に基づく歯垢沈着の模式図である。図１６（Ａ）には、歯垢２０２が明らかに認められる。図１６（Ｂ）は、エナメル質２０３と歯肉２０５のあいだに、歯肉縁上歯垢２０６、歯肉縁下歯垢２０７を模式的に表示している。本発明によって、これまで不可能であった歯肉縁下の歯垢沈着の客観的かつ定量的に計測する事が可能であるがわかった。

　歯垢は、歯科の二大疾患であるう蝕及び歯周病の主原因であり、さらに高齢社会を迎え、歯科の範囲に留まらず、誤嚥性肺炎や感染性心内膜炎などの全身疾患の原因とされている。本法は、従来、客観的かつ定量的な評価法が存在しない歯垢付着を画像化及び数値化する事が可能であり、より信頼性のある歯科医療をけん引できる効果がある。

　１００　　歯垢計測表示装置
　　　１　　近赤外光源
　　　３　　分岐部
　　　４　　光整流器
　　　５　　光修飾部
　　　６　　偏光および減衰板
　　　８　　歯垢計測用プローブ
　　　９　　参照ミラー
　　　１０　受光素子
　　　１１　プリアンプ
　　　１２　電算部
　　　１３　計測部
　　　１４　表示部
　　　１５　撮影位置固定用咬合ブロック
　　　８１　非稼働式光路制御鏡
　　　８２　稼働式光路制御鏡
　　　８３　対物レンズ
　　　８４　歯垢計測用プローブ先端部
　　　８６　撮影位置調整用ステージ
　　　８７ａ　撮影位置調整用Ｘ軸制御部
　　　８７ｂ　撮影位置調整用Ｙ軸制御部
　　　８７ｃ　撮影位置調整用Ｚ軸制御部
　　　８８ａ　撮影位置調整用α軸制御部
　　　８８ｂ　撮影位置調整用β軸制御部
　　　８８ｃ　撮影位置調整用γ軸制御部
　　　８９　撮影位置調整用ゴニオ軸制御部
　２００　被写体（歯牙）
　２０１　空気部領域
　２０２　歯垢部領域
　２０３　エナメル質部領域
　２０４　象牙質部領域
　２０５　歯肉部領域
　２０６　歯肉縁上歯垢
　２０７　歯肉縁下歯垢
　３０１　計測可能野
　３０２　測定光の軌道模式
　３０３　歯軸
　３０４　測定光の向きに平行な軸
　　　α　測定角（不適正）
　　　Ｒ　適正範囲内の測定角
　３０５　歯面との平行線
　　　β　不適切範囲の測定角
　３０６　測定光の向きに平行な軸
　４０１　散乱強度を１列に配置した１点分の行列状データ（マトリクス）
　４０２　次波形に対しても同行程を順次繰りかえして得た１ライン分の行列状データ（マトリクス）
　Ｆ　　　光ファイバー
　Ｌ　　　コリメートレンズ
　８００　歯垢計測用ファイバー型プローブ
　８０１　歯垢計測用ファイバー型プローブ本体
　８０２　接続導光部
　８０３　ＧＲＩＮレンズ
　８０４　プリズム
　８０５　回転手段
　８０６　シース

Claims

　光源から出力された近赤外光を測定光と参照光に分割する工程と、
　前記測定光を口腔内の歯牙に向けて照射しつつ掃引する工程と、
　前記歯牙から得られた反射光および後方散乱光と、前記参照光とから干渉光を得る工程と、
　前記干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程と、
　前記光干渉断層画像から、特定の散乱強度値を有する歯垢部領域を抽出する工程と、
　歯垢を定量化する工程と、
　歯垢を画像化する工程と
を含む、歯垢の計測表示方法。
　前記光干渉断層画像が、歯垢部領域と、歯垢が沈着するエナメル質部領域と、歯肉部領域とを区別して、２次元的に表示する２次元光干渉断層画像である、請求項１に記載の方法。
　前記光干渉断層画像が、歯垢部領域と、歯垢が沈着するエナメル質部領域と、歯肉部領域とを区別して、３次元的に立体画像化して表示する３次元光干渉断層画像である、請求項１に記載の方法。
　前記光干渉断層画像が、歯垢部領域と、歯垢が沈着するエナメル質部領域と、歯肉部領域とを区別して、２次元的に表示する２次元光干渉断層画像と、歯垢部領域と、歯垢が沈着するエナメル質部領域と、歯肉部領域とを区別して、３次元的に立体画像化して表示する３次元光干渉断層画像との両方である、請求項１に記載の方法。
　前記歯垢を定量化する工程が、前記２次元光干渉断層画像から抽出した歯垢部領域から、歯垢の厚さ及び／または長さを数値化する工程を含む、請求項２または４に記載の方法。
　前記歯垢を定量化する工程が、前記３次元光干渉断層画像から抽出した歯垢部領域から、歯垢の体積を数値化する工程を含む、請求項３または４に記載の方法。
　前記歯垢を定量化する工程が、前記２次元光干渉断層画像または３次元光干渉断層画像から抽出した歯垢部領域から、歯垢の断面積を数値化する工程を含む、請求項２または４に記載の方法。
　前記歯垢を定量化する工程が、前記３次元光干渉断層画像から抽出した歯垢部領域から、歯垢の表面積を数値化する工程を含む、請求項２または４に記載の方法。
　前記歯垢を定量化する工程において得られる、歯垢の厚さ、歯垢の長さ、歯垢の体積、歯垢の断面積、歯垢の表面積から選択される一以上の定量した値をデータベース化する工程と、
　前記定量した値を、画像、表、グラフから選択される一以上として、経時的に表示する工程と
をさらに含む、請求項１に記載の方法。
　前記歯垢の厚さ、歯垢の長さ、歯垢の体積、歯垢の断面積、歯垢の表面積から選択される一以上の定量した値の変化量を経時的に算出し、数値、２次元画像、または３次元画像のいずれかとして、経時的に表示する工程をさらに含む、請求項９に記載の方法。
　近赤外光を出力する光源と、
　前記近赤外光を測定光と参照光に分割する分岐部と、
　前記測定光を口腔内の歯牙に向けて照射しつつ掃引する歯垢測定プローブと、
　前記歯牙から得られた反射光および後方散乱光と、前記参照光とから得られた干渉光を受信する受光素子と、
　前記干渉光の散乱強度値を諧調値に変換し、光干渉断層画像を与える電算部と、
　歯垢部領域を抽出し、歯垢の定量化を行う抽出および計測部と、
　光干渉断層画像及び定量結果を表示する表示部と
を備える、歯垢の計測表示装置。
　コンピュータに歯垢の計測表示方法を実行させるためのソフトウェアであって、請求項１に記載の方法で得られた干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程と、
　前記干渉光の散乱強度値に基づき、歯垢部領域の抽出を行う工程と、
　前記歯垢部領域を画像化する工程と、
　前記抽出した歯垢部領域に基づき、歯垢の厚さ、歯垢の長さ、歯垢の断面積、歯垢の体積、歯垢の表面積から選択される一以上の定量化した値を得る工程と
を含む方法をコンピュータに実行させるためのソフトウェア。
　前記歯垢部領域の抽出を行う工程の前に、前記光干渉断層画像上の歯垢、歯肉、エナメル質を、解剖学的事実に基づいて形態学的に識別化する工程をさらに含む方法をコンピュータに実行させるための、請求項１２に記載のソフトウェア。
　前記定量化した値を得る工程において得られた値をデータベース化する工程と、
　前記定量化した値を、画像、表、グラフから選択される一以上として、経時的に表示する工程と
をさらに含む方法をコンピュータに実行させるための、請求項１２または１３に記載のソフトウェア。
　光源から出力された近赤外光を測定光と参照光に分割する工程と、
　前記測定光を口腔内の歯牙及び歯周組織に向けて照射しつつ掃引する工程と、
　前記歯牙及び歯周組織から得られた反射光および後方散乱光と、前記参照光とから干渉光を得る工程と、
　前記干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程と、
　特定の散乱強度値を有する歯肉及び／または歯槽骨部領域を抽出する工程と、
　歯肉及び／または歯槽骨を定量化する工程と、
　歯肉及び／または歯槽骨を画像化する工程と
を含み、
　前記歯肉及び／または歯槽骨を定量化する工程を経時的に行うことにより、歯肉の腫脹及び／または歯槽骨の変化量を得る工程をさらに含む、歯肉及び／または歯槽骨の計測表示方法。
　近赤外光を出力する光源と、
　前記近赤外光を測定光と参照光に分割する分岐部と、
　前記測定光を口腔内の歯牙及び歯周組織に向けて照射しつつ掃引する測定プローブと、
　前記歯牙及び歯周組織から得られた反射光および後方散乱光と、前記参照光とから得られた干渉光を受信する受光素子と、
　前記干渉光の散乱強度値を諧調値に変換し、光干渉断層画像を与える電算部と、
　歯肉及び／または歯槽骨部領域を抽出し、歯肉及び／または歯槽骨の定量化を行う抽出および計測部と、
　光干渉断層画像及び定量結果を表示する表示部と
を備える、歯肉及び／または歯槽骨の計測表示装置。
　コンピュータに歯肉及び／または歯槽骨の計測表示方法を実行させるためのソフトウェアであって、請求項１５に記載の方法で得られた干渉光の散乱強度値に基づき、光干渉断層画像を得る工程と、
　前記干渉光の散乱強度値に基づき、歯肉及び／または歯槽骨部領域の抽出を行う工程と、
　前記歯肉部領域及び／または歯槽骨部領域を画像化する工程と、
　前記抽出した歯肉部領域及び／または歯槽骨部領域に基づき、歯肉及び／または歯槽骨を定量化する工程と、
　前記歯肉及び／または歯槽骨を定量化する工程を経時的に行うことにより、歯肉の腫脹及び／または歯槽骨の変化量を測定する工程と
を含む方法をコンピュータに実行させるためのソフトウェア。