WO2016140199A1 - 光測定装置及びこれを備えた歯ブラシ - Google Patents

光測定装置及びこれを備えた歯ブラシ Download PDF

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WO2016140199A1
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wavelength
fluorescence
plaque
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野崎　孝明
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シチズンホールディングス株式会社
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    • A46B2200/10—For human or animal care
    • A46B2200/1066—Toothbrush for cleaning the teeth or dentures

Definitions

  • the present invention relates to a light measurement device that detects inspection light generated from plaque adhering to a tooth.
  • plaque adhering to the tooth is left unattended, bacteria in the plaque grow and cause tooth decay and periodontal disease.
  • the method of moving the toothbrush is devised, or an electric toothbrush is used.
  • the part where the plaque is large and the part where the plaque is small are averaged for a certain period of time.
  • plaque detection methods have been proposed.
  • a typical example is that bacteria contained in dental plaque or caries portion bacteria produce protoporphyrin IX (hereinafter referred to as PPIX) which is a fluorescent substance in the oral cavity environment.
  • PPIX protoporphyrin IX
  • a fluorescence measurement method is known in which the amount of dental plaque or the degree of dental caries is quantified by irradiating teeth with excitation light of a specific wavelength and detecting the fluorescence emitted by the fluorescent material.
  • Patent Document 1 shows a fluorescence spectrum from enamel obtained by irradiating healthy tooth enamel and caries tooth enamel with only excitation light having a wavelength of 406 nm.
  • the peaks at wavelengths of 636 nm and 673 nm are fluorescence emission characteristic of caries enamel, and by measuring these fluorescences, it is possible to determine whether healthy tooth enamel or caries tooth enamel. it can. Since the shape of the fluorescence spectrum clearly changes as the caries progresses, it can be seen that examining the fluorescence spectrum is effective for the diagnosis of caries.
  • Patent Document 1 shows a method of measuring a fluorescence amount S1 in a wavelength band of 636 nm or 673 nm and a fluorescence amount S2 in a band of 550 nm using a filter and using the ratio S1 / S2 for quantitative evaluation of caries. Has been.
  • Patent Document 2 the autofluorescence spectrum of a tooth from the surface of a tooth from which biological deposits have been removed, measured using an excitation light source having a wavelength of 420 nm or less, and the tooth covered with a new plaque layer are disclosed.
  • the fluorescence spectrum from the surface is shown.
  • Patent Document 2 shows an enlarged display of a region showing the intensity of autofluorescence at a wavelength longer than 530 nm, and shows that the biofluorescence layer gradually increases and the autofluorescence intensity decreases. ing. It can be understood that this is because the excitation light is absorbed or scattered by the dental plaque layer, so that the intensity of the excitation light reaching the tooth surface is weakened and the autofluorescence from the teeth is reduced.
  • Patent Document 2 a strong emission maximum is observed at 530 nm and 630 nm in the fluorescence spectrum obtained from the test tooth surface where there is a thick layer of biological deposits considered to be new plaque. It is shown.
  • the optical system of Patent Document 2 does not directly detect fluorescence from dental plaque, but irradiates the teeth with blue light of 480 nm and uses a dichroic mirror to measure the self-fluorescent component of the teeth in the reflected light. ing. And the presence or absence of a biological deposit layer is determined by observing the intensity change of the autofluorescence of the tooth when the toothbrush moves along the tooth during tooth brushing.
  • Patent Document 3 discloses a method for preventing a detected plaque amount from changing even if the distance between a tooth and a toothbrush is changed in a toothbrush type plaque detection device.
  • Patent Document 3 mainly describes a method for quantifying secondary fluorescence from a fluorescent agent bound to a plaque. This method compensates for an apparent change in the amount of plaque with distance by using the amplifier signal, that is, the total amount of the reflection component and the fluorescence component of the excitation light.
  • the compensation plaque value is determined using a compensation formula in which a coefficient is obtained by measurement in advance.
  • Japanese Examined Patent Publication No. 6-73531 Japanese translation of PCT publication No. 2002-515276 (first page, FIG. 1) JP 2011-131057 (first page, FIG. 1)
  • Patent Document 1 when a small amount of plaque adheres to the tooth surface, there is little fluorescence from the plaque, so the influence of ambient light and the distance between the tooth and the detector As a result, the amount of fluorescence detected is changed, so it is difficult to detect a small amount of plaque adhering to the surface of a healthy tooth.
  • the structure of patent document 1 by calculating
  • the structure of the optical filter for selecting the fluorescent component in the two wavelength regions is complicated, and there is a possibility that it becomes an obstacle when incorporated in a toothbrush.
  • An object of the present invention is to provide a light measuring device having a simple configuration that can reliably detect a small amount of plaque and can be easily incorporated into a toothbrush.
  • a fluorescence measuring device that irradiates a sample with light of different wavelengths and measures the intensity of fluorescence generated from the sample, a first light source that emits light of the first wavelength, and light emitted by the first light source Fluorescence generated when the same sample is irradiated with the second light source that emits light of the second wavelength longer than the wavelength of the first light, and the light of the first wavelength and the light of the second wavelength
  • a fluorescence measuring device including a control unit that calculates the amount of a fluorescent substance to be measured based on the detected second fluorescence intensity.
  • a plurality of light sources that irradiate the sample with light of a plurality of different wavelengths
  • a detection unit that detects the intensity of each inspection light generated when the sample is irradiated with light of a plurality of wavelengths
  • a control unit that calculates the amount of the fluorescent substance to be measured based on the intensity of the inspection light respectively detected by the detection unit corresponding to the light.
  • the plurality of light sources emit light having a first wavelength that emits light having a first wavelength, and light having a second wavelength that is longer than the wavelength of light emitted by the first light source. Consists of a second light source that emits, and the detection unit is generated when the sample is irradiated with light of the second wavelength and the first fluorescence intensity generated when the sample is irradiated with light of the first wavelength. Preferably, the second fluorescence intensity is detected, and the control unit calculates the fluorescent substance amount using the difference or ratio between the first fluorescence intensity and the second fluorescence intensity.
  • the light of the first wavelength and the light of the second wavelength are alternately irradiated on the sample.
  • the first wavelength light has a wavelength in the range of 350 nm to 430 nm
  • the second wavelength light has a wavelength in the range of 435 nm to 500 nm.
  • the light of the first and second wavelengths is in the range of 350 nm to 430 nm, and the difference between the light of the first wavelength and the light of the second wavelength is 5 nm or more. It is preferable.
  • the light measuring device further includes a color mixing unit for making the intensity distribution uniform in the irradiation surface of the light emitted from the first light source and the second light source.
  • the detection unit preferably includes a light receiving optical filter that cuts a wavelength region excluding a wavelength range of fluorescence emitted by a fluorescent substance to be measured included in the sample.
  • the light measuring device further includes an optical filter for outgoing light that cuts a wavelength region excluding the wavelengths of light of the first light source and the second light source.
  • the plurality of light sources have an output light optical waveguide that guides the light of the first wavelength and the light of the second wavelength irradiated on the sample, and the detection unit is detected It is preferable to have a light receiving optical waveguide for guiding the inspection light, and the outgoing light optical waveguide and the light receiving optical waveguide are constituted by the same optical waveguide.
  • the plurality of light sources emit light having a first wavelength that emits light having a first wavelength, and light having a second wavelength that is longer than the wavelength of light emitted by the first light source.
  • the detection unit includes a second light source that emits light, and the detection unit has a first reflected light intensity when the sample is irradiated with light of the first wavelength, and a second when the sample is irradiated with light of the second wavelength. It is preferable that the reflected light intensity is detected, and the control unit calculates the amount of the fluorescent material using the difference or ratio between the first reflected light intensity and the second reflected light intensity.
  • the above light measuring device can be mounted on a toothbrush.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of a fluorescence measuring device 1.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of a toothbrush type fluorescence measuring apparatus 400.
  • FIG. It is a block diagram of the toothbrush head of the fluorescence measuring apparatus 400. It is a figure which shows the structural example of the color mixing part using a taper-shaped light pipe.
  • FIG. 5A is a configuration diagram showing the inside of a toothbrush head 41.
  • FIG. 3 is a block diagram illustrating an example of a circuit configuration of a control unit 300.
  • FIG. 4 is a timing chart showing the operation timing of the electronic circuit of the control unit 300. It is a graph which shows the example of the fluorescence spectrum at the time of measuring the tooth
  • FIG. 3 is a timing chart showing the operation timing of a detection circuit 330.
  • It is a block diagram of another fluorescence measuring apparatus 500. It is a graph which shows the spectrum of the reflected light and fluorescence obtained when 405 nm excitation light is irradiated to the tooth
  • excitation light having two different wavelengths is alternately irradiated on the same tooth, and fluorescence generated in the tooth by excitation light of each wavelength is detected in a fluorescence wavelength region derived from plaque.
  • fluorescence derived from dental plaque which is a measurement object superimposed on the autofluorescence of teeth, is separated and detected.
  • FIG. 1 is a graph showing a spectrum of light obtained from each tooth when violet light having a peak wavelength of 405 nm as a first wavelength is irradiated onto a clean tooth and a tooth with plaque attached thereto.
  • the horizontal axis of the graph indicates the wavelength ⁇ (nm), and the vertical axis indicates the fluorescence intensity I that is the first fluorescence intensity.
  • the thin line shows the spectrum S1 obtained from the clean tooth, and the thick line shows the spectrum S1 'obtained from the tooth to which plaque has adhered.
  • a peak E1 in the vicinity of 405 nm is excitation light detected by the reflected or scattered 405 nm purple light on the tooth surface.
  • Broad fluorescence having a peak P0 around 500 nm is tooth autofluorescence. Peaks P1 and P2 near 635 nm and 675 nm are fluorescence spectra obtained from the fluorescent material PPIX contained in dental plaque.
  • the spectrum S1 obtained from a clean tooth plaque-derived peaks P1 and P2 are not observed, but in the spectrum S1 'obtained from a tooth to which plaque is adhered, plaque-derived fluorescence peaks P1 and P2 are observed.
  • the spectrum S1 ' shows a constant attenuation over the entire wavelength range compared to the spectrum S1. This is attenuation caused by absorption of excitation light by the attached plaque, and shows almost constant attenuation regardless of the wavelength, depending on the amount of plaque.
  • FIG. 2 is a graph showing the spectrum of light obtained from each tooth when blue light having a peak wavelength of 465 nm as the second wavelength is irradiated to the tooth having clean teeth and plaque adhered thereto.
  • the horizontal axis of the graph indicates the wavelength ⁇ (nm)
  • the vertical axis indicates the fluorescence intensity I that is the second fluorescence intensity.
  • the thin line shows the spectrum S2 obtained from the clean tooth
  • the thick line shows the spectrum S2 'obtained from the tooth to which plaque has adhered.
  • the intensity of the excitation light of the first wavelength and the second wavelength in advance to align the autofluorescence components t1 ′ and t2 ′.
  • the intensity of the excitation light may be adjusted so that the autofluorescence components t1 and t2 measured with a clean tooth coincide with each other by utilizing the fact that the decay of autofluorescence is proportional.
  • the ratio t1 / t2 of the autofluorescence components t1 and t2 is measured in advance for a clean tooth, it can be corrected as in the following formula (3). ⁇ p ⁇ p1′ ⁇ t2 ′ ⁇ (t1 / t2) (3)
  • the excitation light having two different wavelengths is alternately irradiated on the teeth, and the fluorescence generated in the teeth by the excitation light of each wavelength is detected in the fluorescence wavelength region derived from dental plaque, and the fluorescence intensity thereof.
  • the ratio or difference between the first fluorescence intensity and the second fluorescence intensity it is possible to separate and detect the fluorescence derived from dental plaque superimposed on the autofluorescence of the tooth.
  • FIG. 3 is a configuration diagram of the fluorescence measuring apparatus 1.
  • the fluorescence measurement device 1 is an example of a light measurement device that uses fluorescence as inspection light.
  • the fluorescence measurement apparatus 1 includes a light source unit 100 for exciting a fluorescent substance contained in dental plaque, a detection unit 200 for detecting the intensity of fluorescence generated on the tooth surface, and plaque from the measured fluorescence intensity. It is comprised from three blocks with the control part 300 which calculates
  • the light source unit 100 includes a first light source 2 that emits light at a first wavelength, a second light source 3 that emits light at a second wavelength, a color mixing unit 4, an optical filter 5 for outgoing light, an optical waveguide 6 for outgoing light, and an output light source 6. It has the condensing part 7 for incident light.
  • the color mixing unit 4, the outgoing light optical filter 5, the outgoing light optical waveguide 6, and the outgoing light condensing unit 7 irradiate the measurement target teeth with light from the first light source 2 and the second light source 3.
  • the optical path part of is constructed.
  • the wavelength of the light generated by the first light source 2 or the second light source 3 is selected as follows.
  • the first wavelength includes a wavelength having high excitation efficiency with respect to the fluorescent substance contained in the plaque, and the second wavelength is longer than the first wavelength and the excitation efficiency is lower than the first wavelength.
  • the wavelength is set to almost zero.
  • the first wavelength is preferably in the range of 350 nm to 430 nm, and the second wavelength is preferably in the range of 435 nm to 500 nm.
  • the first light source 2 may be a violet LED having a peak wavelength of 405 nm
  • the second light source 3 may be a blue LED having a peak wavelength of 465 nm.
  • the color mixing unit 4 is a light within the light irradiation surface in order to prevent color unevenness when the light generated by the first light source 2 and the second light source 3 is irradiated to the tooth to be measured. It has a function of making the intensity distribution uniform between the light of the first wavelength and the light of the second wavelength. It is important that the light intensity distribution is the same between the first wavelength light and the second wavelength light, and it is permissible to have the light intensity distribution itself. Relatively high.
  • the optical filter 5 for outgoing light is a filter that allows the light of the first light source 2 and the second light source 3 to pass therethrough and cuts the fluorescence wavelength region derived from plaque.
  • the cutoff wavelength may be selected to be sufficiently longer than the second wavelength and sufficiently shorter than the fluorescence wavelength of the fluorescent substance contained in the plaque. In this embodiment, it is set so as to cut a wavelength of 500 nm or more.
  • the outgoing light optical waveguide 6 is for carrying the light of the first light source 2 or the second light source 3 to the vicinity of the tooth to be measured without attenuating the light, and the material is plastic or glass. be able to. More preferably, the outer periphery of the outgoing light optical waveguide 6 is mirror-coated to prevent light leakage. Further, as the outgoing light optical waveguide 6, a hollow optical waveguide surrounded by a mirror such as a light pipe can be used.
  • the outgoing light condensing unit 7 is composed of a lens for condensing and irradiating light propagating through the outgoing light optical waveguide 6 to the size of a tooth.
  • the detecting unit 200 includes a light receiving condensing unit 21, a light receiving optical waveguide 22, a light receiving optical filter 23, and a photodetector 24.
  • the light receiving condensing unit 21 condenses the inspection light 20 including the fluorescence generated by the teeth.
  • the light receiving optical waveguide 22 and the light receiving condensing unit 21 constitute an optical path portion for propagating the condensed light to the photodetector 24.
  • the brush portion of the toothbrush may be used as the light receiving optical waveguide 22 and the tip of the toothbrush may be used as the light receiving condensing unit 21.
  • the optical filter for light reception 23 is a filter for cutting wavelength components other than the target fluorescence.
  • the light receiving optical filter 23 is preferably set so as to cut a wavelength region excluding a range of 620 nm to 690 nm which is a fluorescence wavelength region emitted by a fluorescent substance contained in dental plaque. Particularly on the short wavelength side, since the reflected light of the light source directly reflected by the teeth appears strongly, it is preferable that the light receiving optical filter 23 has a sharp attenuation characteristic so that these can be cut off.
  • a band pass filter having transmittance characteristics close to the shape of these fluorescence spectra as the light receiving optical filter 23. Can be used to improve the S / N ratio.
  • the control unit 300 includes a control circuit 30 and a notification unit 31.
  • the control circuit 30 controls the brightness and lighting time of the first light source 2 and the second light source 3 to alternately irradiate the teeth with light of two wavelengths. In this way, by dividing the lighting time of the first light source 2 and the lighting time of the second light source 3, it is possible to distinguish and receive the fluorescence of the fluorescent material obtained by irradiating each light with the teeth. It becomes. Assuming that the fluorescence intensity obtained by turning on the first light source 2 is P1, and the fluorescence intensity obtained by turning on the second light source 3 is P2, the control circuit 30 can calculate the fluorescence intensity ratio P1 / P2, or By obtaining the difference (P1 ⁇ P2), as described in the principle section, the amount of fluorescent substance contained in the plaque is obtained.
  • the notification unit 31 notifies the user of the toothbrush of the obtained amount of fluorescent material.
  • a buzzer sound or an electronic sound using a piezoelectric element may be used.
  • feedback can be provided to the user by changing the pitch and pitch of the sound and the pitch of the intermittent sound according to the amount of fluorescent material.
  • a voice message by voice synthesis, music, or the like may be used.
  • the control unit 300 may record the detected fluorescence intensity for each of the two wavelengths of light, and may average them for an arbitrary number of times, thereby reducing noise. Further, the controller 300 may set the lighting time of the first light source 2 and the second light source 3 to a time different from the cycle of the commercial power source in order to avoid the influence of room light such as a fluorescent lamp, Thereby, the influence of illumination light can be reduced.
  • control unit 300 may alternately emit the light emitted from the first light source 2 or the second light source 3 with the lights turned off as necessary. By subtracting the amount of fluorescent material acquired by turning off the first light source 2 or the second light source 3 from the amount of fluorescent material acquired by turning on the first light source 2 or the second light source 3, it is possible to reduce the influence of ambient light.
  • FIG. 4A is a configuration diagram of a toothbrush type fluorescence measuring apparatus 400
  • FIG. 4B is a configuration diagram of a toothbrush head of the fluorescence measuring apparatus 400.
  • the toothbrush type fluorescence measurement device 400 is an example of a light measurement device that uses fluorescence as inspection light, and includes a toothbrush head 41, a handle portion 42, and a grip portion 43.
  • the first light source 2 and the second light source 3 are mounted on a circuit board 44 provided in the grip portion 43 together with the control circuit 30 (see FIG. 3) and the notification portion 31.
  • the light from the first light source 2 and the second light source 3 is emitted from the mixed color portion 4 and the outgoing light optical filter 5 provided in the grip portion 43, and the long tapered light output light provided in the handle portion 42. It is guided to the toothbrush head 41 via the waveguide 6a.
  • the direction of the guided light is changed using means such as a mirror in the toothbrush head 41, and the tooth surface is irradiated as excitation light from the light irradiation unit 50 on the toothbrush head 41.
  • the fluorescence generated in the teeth is guided to the photodetector 24 through a plurality of brushes 40 made of a material that transmits the fluorescence disposed in the light detection unit 51 of the toothbrush head 41.
  • the light irradiation unit 50 is disposed in the center of the toothbrush head, and the light detection unit 51 is provided adjacent to the light irradiation unit 50.
  • the arrangement is not limited to this example, and various variations are possible.
  • a plurality of light irradiation units 50 and a plurality of light detection units 51 may be provided in the toothbrush head, or they may be alternately arranged in a straight line.
  • Fluorescence detected by the photodetector 24 is converted into a photocurrent and transmitted to the circuit board 44 via the wiring 52.
  • the control circuit 30 provided in the circuit board 44 obtains the amount of the fluorescent substance, and the notice unit 31 notifies the user of the amount of the fluorescent substance with a buzzer or an electronic sound.
  • a battery 45 is mounted on the grip 43 as a power source for driving the fluorescence measuring device 400.
  • the grip portion 43 is provided with two switches 46.
  • the fluorescence measurement function can be turned on / off using one switch 46, and the notification sound can be switched or the fluorescence detection sensitivity can be adjusted using the other switch 46.
  • the detailed configuration of the color mixing unit 4 will be described with reference to FIGS. 5A to 5C.
  • the in-plane intensity distribution of the light irradiated on the teeth from the first light source 2 or the second light source 3 does not change, which is an important index for determining the detection limit. Become. For this reason, it is necessary that the in-plane intensity distribution of the irradiated light has no wavelength dependence at the stage where the light reaches the outgoing light condensing unit 7 provided in the toothbrush head 41.
  • the color mixing unit 4 has a function of eliminating the wavelength dependency of the in-plane intensity distribution of the irradiation light.
  • FIG. 5A is a diagram illustrating a configuration example of a color mixing unit using a tapered light pipe.
  • a long optical path can be obtained by arranging a light pipe as the outgoing light optical waveguide 6a from the handle portion 42 of the toothbrush type fluorescence measuring apparatus 400 to the toothbrush head 41. Since the in-plane distribution of the light from the first light source 2 or the second light source 3 is made uniform by repeating the reflection a plurality of times in the light pipe, the effect of color mixing can be easily enhanced. That is, the outgoing light optical waveguide 6a itself functions as a color mixing portion.
  • the light 62 emitted obliquely from the first light source 2 or the second light source 3 repeats reflection a plurality of times, while the light 61 emitted substantially perpendicular to the end face of the outgoing light optical waveguide 6a has a small number of reflections.
  • effective color mixing is possible because of the long optical path.
  • the outgoing light optical waveguide 6a can be provided with the function of the mixed color portion without providing a separate color mixing portion 4, and has a simple configuration.
  • the in-plane intensity distribution of the irradiated light can be made closer to uniform.
  • the light emitted extremely obliquely has a large number of reflections in the light pipe, the reflection loss cannot be ignored.
  • bullet-type LEDs having a narrow emission angle as the first light source 2 and the second light source 3 It is possible to reduce reflection loss and at the same time increase the optical coupling efficiency.
  • the light pipe may be a hollow type using a mirror or made of plastic. In the case of plastic, light leakage can be reduced by coating a metal mirror on the outer periphery.
  • the shape of the light pipe may be a simple linear shape or a tapered shape, but by providing a regular or messy reflective surface inside the pipe, the effect of color mixing can be easily enhanced.
  • the cross-sectional shape of the light pipe may be round, oval, rectangular, polygonal, etc., and among these various shapes, it is easy to properly use a structure suitable for the shape and design of the toothbrush.
  • FIG. 5B is an explanatory diagram of a mode in which the color mixing portion 4 is added to the outgoing light optical waveguide 6a shown in FIG. 5A.
  • the color mixing unit 4 in which the microlens array 64 is disposed on the incident end surface is used.
  • the effect of color mixing is further enhanced.
  • LED chips as the first light source 2 and the second light source 3 are mounted on a substrate 63 with a mirror having a 45-degree reflection mirror.
  • the light emitted from the first light source 2 and the second light source 3 is guided forward, so that the emission angle is narrowed.
  • the interval between the light sources can be reduced by using the LED chip, the in-plane intensity distribution of the irradiated light can be made more uniform.
  • FIG. 5C is an explanatory diagram of a form in which the color mixing portion 4 having another configuration is added to the optical waveguide 6a for outgoing light shown in FIG. 5A.
  • the color mixing unit 4 includes a scatterer that scatters light emitted from the first light source 2 and the second light source 3.
  • the color mixing portion 4 is a transparent resin including light scattering particles 71 and is formed by sealing the first light source 2 and the second light source 3 mounted on the mirror-equipped substrate 63. By multiplying the light from each light source by multiple light scattering particles 71, the in-plane intensity distribution of the irradiated light can be made close to uniform.
  • a microlens array 64 may be added to the emission end face of the color mixing portion 4, thereby further enhancing the color mixing effect.
  • FIG. 6 is a configuration diagram showing the inside of the toothbrush head 41.
  • the light transmitted through the outgoing light optical waveguide 6a is changed in direction by the mirror 6b in the toothbrush head 41 and irradiated as excitation light from the outgoing light condensing unit 7 toward the teeth 10 via the outgoing light optical waveguide 6c. Is done. Plaque adhering to the tooth surface and fluorescence generated from the teeth in the vicinity thereof are detected by the photodetector 24 through the brush 40 and the light receiving optical filter 23.
  • the tip of the brush 40 functions as the light receiving condensing unit 21 by giving a curvature, and the subsequent brush 40 functions as the light receiving optical waveguide 22.
  • a light shielding body 23 a is disposed so as to surround the light receiving optical filter 23, and the light shielding body 23 a prevents ambient light and excitation light from directly entering the light receiving optical filter 23 without passing through the brush 40.
  • Scattering loss can be prevented by bonding the light receiving optical filter 23 and the end face of the brush 40 with an optical adhesive having a refractive index close to that of the brush 40 and the light receiving optical filter 23. Further, the end surface of the brush 40 and the opening 24 a of the photodetector 24 can be bonded using an optical adhesive having the function of the light receiving optical filter 23. Furthermore, a material that functions as an optical filter can be used as the material of the brush 40. In that case, the end surface of the brush 40 is arrange
  • FIG. 7 is a block diagram illustrating an example of a circuit configuration of the control unit 300.
  • the control unit 300 includes switches 80 and 81, light source drive circuits 82 and 83, an amplifier 85, an A / D converter 86, and a data processing circuit 87, which are circuit boards 44 in the grip unit 43 (see FIG. 4). It is provided above.
  • the control circuit 30 controls the light source driving circuits 82 and 83 based on the signals for controlling the lighting timing and lighting intensity of the first light source 2 and the second light source 3.
  • Light incident on the photodetector 24 is converted into an electric signal by the amplifier 85 and converted into a digital signal by the A / D converter 86.
  • the data processing circuit 87 performs a calculation for obtaining the fluorescent substance amount based on the digital signal. Specifically, the data processing circuit 87 calculates the plaque-derived fluorescent substance amount ⁇ p using the mathematical formula (3) shown above.
  • the data processing circuit 87 stores a ratio t1 / t2 of autofluorescence components t1 and t2 measured in advance for clean teeth.
  • the A / D converter 86 is operated in synchronization with the lighting timing of the first light source 2 and the second light source 3, and the amount of the fluorescent substance in the light of the first wavelength and the amount of the fluorescent substance in the light of the second wavelength are digitalized.
  • Signal processing is possible. In the example shown in FIG. 7, digital signal processing is employed, but equivalent processing may be performed by analog signal processing.
  • Switch 80 functions as a power switch.
  • the switch 81 is used for notification sound switching and sensitivity setting.
  • the notification unit 31 provides vibration notification using an eccentric motor, notification using LED blinking or light whose color has been changed, notification using a liquid crystal display language, figure, or graph. You may go. Further, a method may be used in which the notification unit 31 is used in combination with wireless communication, the notification information and the information related to the measurement are transmitted to an external device such as a mobile phone or a personal computer, and the user is notified by the external device.
  • FIG. 8 is a timing chart showing the operation timing of the electronic circuit of the control unit 300.
  • the lighting timing of the first light source 2 is indicated by LED1
  • the lighting timing of the second light source 3 is indicated by LED2.
  • LED1 and LED2 are alternately lit n times, the lighting period of LED1 is denoted by V1 to Vn, and the lighting period of LED2 is denoted by B1 to Bn.
  • Fluorescence is generated from the teeth simultaneously with the turning on of the first light source 2 or the second light source 3, and the light is detected by the photodetector 24 and converted into an electric signal by the amplifier 85.
  • the detected optical signal is indicated by PD.
  • PD As the optical signal PD, a large signal is alternately output when the LED 1 is lit, and a smaller signal is output when the LED 2 is lit than when the LED 1 is lit.
  • the analog optical signal PD is converted into the digital signal AD by the A / D converter 86.
  • n pieces of data V1 to Vn acquired when the LED 1 is turned on are averaged by the digital averaging circuit Va, and noise included in the signal is removed.
  • n data B1 to Bn obtained when the LED 2 is turned on are averaged by the digital averaging circuit Ba, and noise included in the signal is removed.
  • the difference signal of the signal from which the noise has been removed is obtained by the subtraction processing circuit Diff.
  • the plaque-derived fluorescent substance amount ⁇ p obtained by removing the autofluorescence of the teeth from the measured fluorescence can be obtained.
  • the effect of removing the influence of the ambient light can be obtained by the subtraction process.
  • the influence of ambient light includes a component that changes with the movement of the toothbrush and a component that is related to the frequency of the commercial power source such as a fluorescent lamp.
  • the LED may be lit at a frequency sufficiently faster than the frequency of the commercial power supply.
  • the LED should be lit for a plurality of periods.
  • the fluctuations may be averaged.
  • the former component is irregular fluctuation, it is preferable to shorten the lighting period so that the LED is lit at a speed sufficiently faster than the movement of the toothbrush.
  • the digital averaging circuit Va or Ba may correct the light intensity by multiplying by a predetermined coefficient.
  • the digital averaging circuit Ba may multiply the autofluorescence components t1 and t2 by a ratio t1 / t2.
  • the coefficient t2 may be multiplied in the digital averaging circuit Va
  • the coefficient t1 may be multiplied in the digital averaging circuit Ba.
  • the influence of ambient light may be removed by providing a light-off period between the light-on periods of the LEDs and subtracting the digital signal AD of the most recent light-off period from the digital signal AD of the light-up period. . Then, it is possible to perform correction within the digital averaging circuit.
  • the amount of plaque-derived fluorescent substance ⁇ p obtained by the above method is sent to the control circuit 30.
  • the control circuit 30 processes and stores the data, and the notification unit 31 notifies the user.
  • processing using the difference is performed in order to obtain the plaque-derived fluorescent substance amount ⁇ p, but the ratio between the plaque-derived fluorescent substance amount and the tooth-derived fluorescent substance amount is used to determine the amount of dental material.
  • the control circuit may be changed so that a division process is performed instead of the subtraction process Diff.
  • a fluorescence measurement device for confirming the principle of the light measurement method described above is manufactured, and the fluorescence spectrum obtained from the tooth is measured by irradiating the actual tooth with excitation light of the first wavelength and the second wavelength. An experiment was conducted.
  • a 3 mm ⁇ cannonball LED was used as the light source, and the wavelength of the first light source 2 was set to 405 nm (purple) and the wavelength of the second light source 3 was set to 465 nm (blue) in consideration of the availability of the LED.
  • three purple LEDs and three blue LEDs are alternately arranged on the circumference of a radius of 3 mm at six equal intervals to form an LED ring, and further on the front of the LED.
  • a plastic plate having a scattering effect as the color mixing portion 4.
  • the optical filter 5 for outgoing light was not used.
  • the tooth surface can be irradiated with light that is uniformly mixed.
  • a plastic fiber having a core diameter of 1 mm was used for the light receiving optical waveguide 22 and was arranged at the center of the LED ring.
  • the scattering plate that hits the front surface of the light receiving fiber was removed.
  • An optical filter that cuts a wavelength of 540 nm or less was used as the light receiving optical filter 23 and was inserted in the middle of the optical fiber that is the light receiving optical waveguide 22 to cut the wavelength component of the excitation light.
  • a fiber light-receiving spectroscope was used as the photodetector 24, and the integration time was set to 50 mS.
  • a personal computer was used for measurement control and data processing. Stable light intensity was obtained by driving each LED at a constant current using a constant current source. According to a computer program, each LED current was passed in the order of purple LED on ⁇ all LED off ⁇ blue LED on ⁇ all LED off, and this was repeated five times. The lighting time of each LED was 50 mS, and the LED current was 10 mA for both the purple LED and the blue LED. The spectrum obtained with the spectroscope was taken into a computer using a USB interface and subjected to data processing.
  • FIG. 9 is a graph showing an example of a fluorescence spectrum when measuring a tooth with attached plaque
  • FIG. 10 is a graph showing an example of a fluorescence spectrum when measuring a clean tooth.
  • the horizontal axis of the graph indicates the wavelength ⁇ (nm), and the vertical axis indicates the fluorescence intensity I and the fluorescence intensity ratio r.
  • the fluorescence intensity I is plotted as digital data (count value) from a 16-bit A / D converter incorporated in the spectrometer.
  • the solid line in FIGS. 9 and 10 indicates the spectrum when irradiated with light having a wavelength of 405 nm, and the dotted line indicates the spectrum when irradiated with light having a wavelength of 465 nm.
  • the alternate long and short dash line indicates a value obtained by dividing the fluorescence intensity ratio r between them, that is, the fluorescence intensity I when irradiated with light having a wavelength of 405 nm by the fluorescence intensity I when irradiated with light having a wavelength of 465 nm.
  • FIG. 9 and FIG. 10 and the spectrum of FIG. 1 and FIG. 2 used for explaining the principle are different in the combination of data described in one graph.
  • 9 corresponds to a plot of the spectrum S1 'of FIG. 1 and the spectrum S2' of FIG. 2
  • FIG. 10 corresponds to a plot of the spectrum S1 of FIG. 1 and the spectrum S2 of FIG.
  • FIG. 11 is a table showing the results of quantifying the amount of plaque-derived fluorescent substance ⁇ p from the spectra of FIGS. 9 and 10.
  • the fluorescence intensity t1 of clean teeth when irradiated with light of the first wavelength the fluorescence intensity p1 ′ of teeth with plaque attached when irradiated with light of the first wavelength
  • the second The fluorescence intensity t2 of the clean tooth when irradiated with light of the wavelength and the fluorescence intensity t2 ′ of the tooth with plaque attached when irradiated with the light of the second wavelength are described.
  • the substitute value of the autofluorescence intensity t1 ′ of the tooth is calculated by t2 ′ ⁇ t1 / t2, and the autofluorescence intensity t1 of the tooth is obtained from the fluorescence intensity p1 ′ of the tooth to which the plaque adheres when irradiated with light of the first wavelength.
  • the count was 1146.
  • the excitation light with two wavelengths of 405 nm and 465 nm is irradiated on the teeth, and the inspection light detected when the excitation light of 465 nm is irradiated does not include the amount of fluorescent substance from dental plaque.
  • the amount of plaque was obtained from the difference in the amount of fluorescent substance between the two test lights.
  • the fluorescence absorption peak of the fluorescent substance contained in the plaque is located around 400 nm, and the fluorescence absorption is significantly reduced with respect to the wavelength difference of about ⁇ 5 nm.
  • the fluorescence absorption peak of the tooth is the fluorescence contained in the plaque.
  • the excitation light is not limited to those of 405 nm and 465 nm, and the difference in the amount of fluorescent substance due to dental plaque can be measured even if, for example, those of two wavelengths close to each other with a difference of about 5 nm are used. Therefore, hereinafter, a light measurement method in the case of using two excitation lights having wavelengths close to each other will be described.
  • the amount of the fluorescent substance is expressed by the following mathematical formulas (4) and (5).
  • y1 yt + p ⁇ ⁇ 1
  • y2 yt + p ⁇ ⁇ 2 (5)
  • yt is the amount of fluorescent material that the teeth generate
  • p is the amount of plaque.
  • ⁇ 1 and ⁇ 2 are constants representing the fluorescence efficiency of the fluorescent substance contained in the plaque for the excitation light having the wavelengths ⁇ 1 and ⁇ 2, respectively.
  • the fluorescent substance amounts y1 and y2 are obtained by measurement at two wavelengths, ⁇ 1 and ⁇ 2 are constants. Therefore, if the difference ⁇ is defined as the following formula (6), the plaque amount p
  • ⁇ is a constant, and its reciprocal 1 / ⁇ corresponds to plaque detection sensitivity.
  • the value of the detection sensitivity may be determined experimentally and set to an optimum value, or a sensitivity adjustment dial may be provided in the fluorescence measuring device so that the user can adjust the detection sensitivity value (1 / ⁇ ). You may do it.
  • the overall configuration of the fluorescence measurement device when using excitation light having two adjacent wavelengths is the same as that of the fluorescence measurement device 1 or the fluorescence measurement device 400 already described.
  • the circuit configuration of the control unit 300 is different from that of the fluorescence measuring apparatuses 1 and 400, an example of the configuration of the detection circuit of the control unit 300 in the case where excitation light having two adjacent wavelengths is used will be described below.
  • FIG. 12 is a diagram illustrating a configuration example of the detection circuit 310 using a lock-in amplifier.
  • An LED with a wavelength of 400 nm is used for the first light source 2, and an LED with a wavelength of 405 nm is used for the second light source 3.
  • Each LED is alternately driven by the light source driving circuits 82 and 83 based on the timing signal 101 from the oscillation circuit 100A.
  • the first light source 2 is lit in the same phase as the timing signal 101, and the second light source 3 is lit in the opposite phase to the timing signal 101 by being connected via the inverter 102.
  • Fluorescence generated in the teeth is detected by the photodetector 24 and converted into a voltage signal by the current-voltage conversion circuit 85A. Thereafter, phase detection is performed by the lock-in amplifier 103 including the phase detector 104.
  • the in-phase detection output 105 includes fluorescence generated by excitation light having a wavelength of 400 nm and fluorescence generated by excitation light having a wavelength of 405 nm. The difference component is output.
  • In-phase detection output 105 is converted to in-phase detection digital output 107 by A / D converter 106.
  • the digital signal is calculated by the control circuit 90, and the plaque amount p in Expression (7) is calculated from the fluorescence intensity.
  • FIG. 13 is a timing chart showing the operation timing of the detection circuit 310.
  • the timing signal 101 is represented by TIM
  • the first light source 2 and the second light source 3 are represented by LED1 and LED2, respectively.
  • An optical signal obtained by converting the photocurrent obtained by the photodetector 24 into a voltage by the current-voltage conversion circuit 85A is represented by PD
  • the in-phase detection output 105 is represented by IOUT.
  • the signal intensity of the optical signal PD increases in proportion to the plaque fluorescence efficiency during the period in which the LED 1 is lit, but is relatively low during the period in which the LED 2 is lit.
  • an in-phase detection output 105 IOUT that is a difference component of fluorescence is obtained.
  • the rising characteristic of IOUT is determined by the characteristic of a low-pass filter provided in the phase detector 104.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating a configuration example of a detection circuit 320 using a two-phase lock-in amplifier.
  • the detection circuit 310 shown in FIG. 12 measures only the plaque amount p
  • the detection circuit 320 in FIG. 14 uses the lock-in amplifier 103A that operates in two phases to detect the plaque amount p and the tooth amount. The amount of fluorescent substance yt is detected simultaneously.
  • the detection circuit 320 is different from the detection circuit 310 in that a 90 ° phase shifter 108, a phase detector 109, and an A / D converter 111 are added to the lock-in amplifier 103A.
  • the detection circuit 320 performs phase detection using the timing signal 101 and a signal obtained by delaying the timing signal 101 by the 90 ° phase shifter 108.
  • the in-phase detection output 105 from the phase detector 104 is converted into an in-phase detection digital output 107 by the A / D converter 106, and the 90 ° phase detection output 110 from the phase detector 109 is converted to 90 ° by the A / D converter 111. It is converted into a phase detection digital output 112.
  • These digital signals are calculated by the control circuit 90, and the plaque amount p and the tooth fluorescent substance amount yt are calculated from the fluorescence intensity based on the equations (7) and (8).
  • FIG. 15 is a timing chart showing the operation timing of the detection circuit 320.
  • the timing signal 101, the first light source 2, the second light source 3, the output signal (optical signal) of the current-voltage conversion circuit 85A, and the in-phase detection output 105 are respectively converted into TIM, LED1, LED2, It is represented by PD and IOUT.
  • the 90 ° phase detection output 110 is represented by QOUT.
  • the phase is delayed by 90 ° with respect to the lighting timing of the LED1, and the LED2 is lit.
  • the optical signal PD is detected by detecting fluorescence due to excitation light from the LED 1 when the phase is 0 °, and superimposing fluorescence due to excitation light from the LED 2 when the phase is 90 °.
  • the fluorescent substance amount y1 due to excitation light from the LED 1 is obtained as the in-phase detection output 105 (IOUT), and the fluorescent substance amount is obtained as the 90 ° phase detection output 110 (QOUT).
  • Each y2 is obtained directly.
  • the detection circuit 320 uses a drive waveform in which the first light source 2 and the second light source 3 (LED1 and LED2) are not simultaneously turned on and turned off, thereby suppressing a change in the signal intensity of the optical signal PD.
  • the dynamic range of detection of the fluorescent substance amount can be improved. Therefore, the operation timing of the detection circuit 320 in this case will be described next.
  • FIG. 16 is a timing chart showing another operation timing of the detection circuit 320.
  • TIM, LED1, LED2, and PD in the figure are the same as those in FIG.
  • LED1 and LED2 are alternately lit with a timing signal TIM2 having a frequency twice that of the timing signal 101 (TIM).
  • TIM and TIM2 are used as phase signals for phase detection.
  • the drive currents of LED1 and LED2 are modulated by ⁇ times (about 0.5 times in the illustrated example).
  • y1 ′ and y2 ′ are the sum signals of y1 and y2 as shown in the following equations (9) and (10). And obtained as a difference signal.
  • y1 ′ (y1 ⁇ y2) ⁇ (1 + ⁇ ) (9)
  • y2 ′ (y1 + y2) ⁇ (1- ⁇ ) (10) Therefore, y1 and y2 can be easily obtained by calculation using Equations (9) and (10).
  • the amount of plaque-derived fluorescent material is smaller than the amount of fluorescent material generated by teeth, by bringing ⁇ closer to 1, plaque detection sensitivity is enhanced and tooth detection sensitivity is decreased. As a result, the dynamic range can be improved.
  • the first wavelength emitted from the first light source 2 and the second wavelength emitted from the second light source 3 are in the range of 350 nm to 430 nm, for example, and the difference between the two is 5 nm or more.
  • the difference between the first wavelength and the second wavelength is 1 nm or more.
  • the first wavelength and the second wavelength may be in the range of 350 nm to 430 nm, and the difference between the two may be 1 nm or more.
  • the wavelength dependence of the fluorescence of the optical system and teeth or dental plaque is used compared to the case where two wavelengths such as 405 nm and 465 nm are separated from each other.
  • the accuracy of measurement can be improved because the accuracy can be canceled with higher accuracy.
  • the wavelength of the excitation light is not limited to two wavelengths and may be three or more wavelengths. Therefore, in the following, an example in which the amount of plaque is measured by irradiating teeth with three wavelengths of excitation light will be described.
  • yt is the amount of fluorescent substance that generates teeth
  • p is the amount of plaque
  • ⁇ 1, ⁇ 2, and ⁇ 3 are the fluorescence efficiency (constant) of plaque with respect to excitation light of wavelengths ⁇ 1, ⁇ 2, and ⁇ 3, respectively.
  • the plaque amount p can be obtained by averaging the values obtained from two combinations of the three formulas (11) to (13).
  • the fluorescent substance amounts y1, y2, and y3 may be measured a plurality of times, and an estimated value of the plaque amount p may be calculated from the set of measurement data using the least square method as described below. .
  • n sets of data are obtained with the three values y1, y2 and y3 as one set.
  • y1i the i-th measurement data
  • all the obtained data is expressed by the following mathematical formula (14).
  • Expression (14) When Expression (14) is expressed as a vector, it is expressed as Expression (15) below.
  • Y yt + pX
  • Y is a vector having 3n components (y11, y21, y31,...)
  • X is also a vector having 3n components ( ⁇ 1, ⁇ 2, ⁇ 3,). It is possible to calculate the plaque amount p by the least square method using the equation (15) as an observation equation.
  • the overall configuration of the fluorescence measurement apparatus when using three-wavelength excitation light is the same as that of the fluorescence measurement apparatus 1 or the fluorescence measurement apparatus 400 already described.
  • the circuit configuration of the control unit 300 is different from that of the fluorescence measuring apparatuses 1 and 400, an example of the configuration of the detection circuit of the control unit 300 in the case where excitation light having three adjacent wavelengths is used will be described below.
  • FIG. 17 is a diagram illustrating a configuration example of the detection circuit 330 when three-wavelength excitation light is used.
  • FIG. 18 is a timing chart showing the operation timing of the detection circuit 330.
  • the detection circuit 330 is obtained by further generalizing the detection circuit 320 of FIG. 14 and expanding the phase of the lock-in amplifier to three phases.
  • the detection circuit 330 is provided with three light sources 2, 2A, 2B that emit excitation light of wavelengths ⁇ 1, ⁇ 2, and ⁇ 3, respectively, and three light source drive circuits 82, 82A, 82B that drive them.
  • the detection circuit 330 includes three phase detectors 104, 104A, 104B and 60 ° phase shifters 108A, 108B corresponding to the three wavelengths ⁇ 1, ⁇ 2, and ⁇ 3.
  • the timing signal 101 of the oscillation circuit 100A is used as an in-phase signal, and phase signals of 60 ° and 120 ° are generated by the 60 ° phase shifters 108A and 108B.
  • orthogonal phase signals are used.
  • an example using non-orthogonal phase signals will be described.
  • the output signals from the phase detectors 104, 104A, 104B are converted into digital detection signals 107, 107A, 107B by A / D converters 106, 106A, 106B, respectively.
  • the detection signals 107, 107A, and 107B the fluorescence by the excitation light of the three wavelengths ⁇ 1, ⁇ 2, and ⁇ 3 is mixed and detected, so that the fluorescence corresponding to each wavelength is calculated by the control circuit 90 as described below. The amount of material is separated.
  • the fluorescent substance amounts y1, y2, y3 by the excitation light of the three wavelengths ⁇ 1, ⁇ 2, and ⁇ 3 are: They are mixed as in the following formulas (16) to (18).
  • y1 ' (3y1 + y2-y3) / 3
  • y2 ′ (y1 + 3y2 + y3) / 3
  • y3 ′ ( ⁇ y1 + y2 + 3y3) / 3 (18)
  • the amount of fluorescent substance yt generated from the teeth is assumed to be constant, but the amount of plaque can also be obtained as follows in consideration of the difference in fluorescence efficiency depending on the wavelength of the excitation light.
  • FIG. 19 is a configuration diagram of another fluorescence measuring apparatus 500. Constituent elements common to the fluorescence measuring apparatus 1 or the fluorescence measuring apparatus 400 described above are denoted by the same reference numerals as those of the fluorescence measuring apparatus, and redundant description is omitted.
  • the output light waveguide and the light reception optical waveguide are shared by one shared optical waveguide 6A.
  • excitation light from the first light source 2 or the second light source 3 enters the mirror M through the color mixing unit 4, the outgoing light optical filter 5, and the outgoing light optical waveguide 6.
  • the mirror M is composed of a dichroic mirror or a half mirror, and has a characteristic of reflecting light in the wavelength region of excitation light and transmitting light in the wavelength region of fluorescence. Therefore, the excitation light from the first light source 2 or the second light source 3 is reflected by the mirror M, passes through the shared optical waveguide 6A, and is emitted from the output light condensing unit 7 to the first irradiation light 8. Alternatively, the second irradiation light 9 is applied to the tooth 10 having the plaque adhesion part 11.
  • the inspection light 20 (fluorescence) from the teeth 10 enters the condensing unit for outgoing light, passes through the shared optical waveguide 6A again, and reaches the mirror M. However, the mirror M transmits light in the fluorescent wavelength region. The inspection light 20 passes through the mirror M and reaches the photodetector 24 through the light receiving optical waveguide 22 and the light receiving optical filter 23.
  • the optical filter 5 for outgoing light and the optical filter 23 for light reception can be omitted.
  • one brush of a toothbrush can be used as the shared optical waveguide 6A.
  • the emitted light is not blocked by a brush other than the light receiving brush, stable plaque can be detected. Therefore, it is practically beneficial because detection can be performed reliably in gaps such as between teeth and periodontal pockets where plaque is likely to adhere.
  • FIG. 20 is a graph showing the spectrum of reflected light and fluorescence obtained when 405 nm excitation light is irradiated to the teeth with plaque and clean teeth.
  • FIG. 21 is a graph showing the spectrum of reflected light and fluorescence obtained when 400-nm excitation light is irradiated on the teeth to which plaque has adhered and clean teeth.
  • the horizontal axis of each graph indicates the wavelength ⁇ (nm), and the vertical axis indicates the intensity I of fluorescence or reflected light.
  • the thin line of each graph has shown the spectrum S1 obtained from a clean tooth, and the thick line has shown the spectrum S1 'obtained from the tooth which plaque adhered.
  • the intensity E1 ′ of the reflected light when exciting the tooth with plaque attached at a wavelength of 405 nm is a clean tooth at a wavelength of 405 nm for the following two reasons. This is less than the intensity E1 of the reflected light when.
  • the first reason is that since the plaque itself has the property of scattering light, there is a reduction amount ⁇ R1 due to scattering in the plaque.
  • the second reason is that there is a decrease ⁇ R2 due to fluorescence absorption of the fluorescent substance contained in the plaque. Since a part of the light energy absorbed by the fluorescent material contained in the teeth is emitted as fluorescence near the wavelength of 635 nm, the decrease ⁇ R2 is proportional to the fluorescent material amount ⁇ p.
  • the intensity of reflected light at a wavelength of 405 nm corresponds to the sum of the amount of decrease due to scattering by plaque and the amount of decrease due to fluorescence absorption at plaque. This sum is larger than ⁇ R when excited at a wavelength of 405 nm because ⁇ R ′′ when excited at a wavelength of 400 nm increases the fluorescence absorption of dental plaque as indicated by the symbol ⁇ R3 in FIG. Therefore, the amount of plaque can be estimated from the ratio or difference of the reflected light when the teeth are irradiated with excitation light having different wavelengths.
  • the specific calculation method will focus on the fact that the decrease in the reflected light intensity represents the increase in the amount of plaque. This is basically the same as the calculation method used.
  • the overall configuration of the light measurement device (reflected light measurement device) in the case where reflected light is used as the inspection light is the same as that of the fluorescence measurement device 1, 400 or 500 already described.
  • the optical filter 5 for outgoing light is not necessary.

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Abstract

　少量の歯垢を確実に検出でき、しかも歯ブラシに容易に組み込むことができるシンプルな構成の光測定装置を提供する。光測定装置は、互いに異なる複数の波長の光をそれぞれ試料に照射する複数の光源と、複数の波長の光を試料に照射したときに発生するそれぞれの検査光の強度を検出する検出部と、複数の波長の光に対応して検出部でそれぞれ検出された検査光の強度に基づいて測定対象の蛍光物質量を演算する制御部とを有する。

Description

光測定装置及びこれを備えた歯ブラシ
　本発明は、歯に付着した歯垢から生じる検査光を検出する光測定装置に関する。
　歯に付着した歯垢を放置すると、歯垢中の細菌が増殖し、虫歯や歯周病の原因となる。虫歯や歯周病の予防には、毎日のブラッシングで歯垢を確実に除去することが重要である。効果的な歯磨きのために、歯ブラシの動かし方を工夫したり、電動歯ブラシを用いたりするが、歯垢の多い部位も少ない部位も平均して一定の時間しか磨かれないことが多い。歯垢が少ない場所をブラッシングする場合には磨き過ぎの弊害があり、歯垢が多い場所では磨き残しができてしまう。
　歯垢の付着量をモニターしながらその部位を集中して磨くと短い時間で効果的に歯垢を除去できることから、従来、いくつかの光学的な歯垢検出方法が提案されている。代表的なものは、歯垢に含まれる細菌あるいはう蝕部の細菌が口腔内環境で蛍光物質であるプロトポルフィリンＩＸ（以下、ＰＰＩＸという）を産生することを利用するものである。歯に特定の波長の励起光を照射し、蛍光物質が発する蛍光を検出することで歯垢の量あるいはう蝕の程度を定量する蛍光測定法が知られている。
　例えば、特許文献１には、波長４０６ｎｍの励起光のみを健康な歯のエナメル質とう蝕された歯のエナメル質に照射して得られるエナメル質からの蛍光スペクトルが示されている。波長６３６ｎｍと６７３ｎｍのピークはう蝕されたエナメル質に特有の蛍光発光であり、これらの蛍光を計測することで、健康な歯のエナメル質かう蝕された歯のエナメル質かを判断することができる。う蝕が進むと明らかに蛍光スペクトルの形状が変化するため、蛍光スペクトルを調べることはう蝕の診断に有効なことがわかる。さらに、特許文献１には、フィルターを用いて６３６ｎｍ又は６７３ｎｍの波長帯域の蛍光量Ｓ１と５５０ｎｍ帯域の蛍光量Ｓ２を計測し、その比Ｓ１／Ｓ２をう蝕の定量的評価に用いる方法が示されている。
　特許文献２には、波長４２０ｎｍ以下の励起光源を用いて測定された、生物的沈着物が除去された歯の表面からの歯の自己蛍光スペクトルと、新しい歯垢の層で覆われた歯の表面からの蛍光スペクトルが示されている。さらに、特許文献２には、５３０ｎｍよりも長い波長での自己蛍光の強度を示す領域が拡大表示されており、生物的沈着層が漸次増加すると共に自己蛍光強度が減少して行くことが示されている。これは、励起光が歯垢層に吸収され、あるいは散乱することで、歯表面に到達する励起光の強度が弱まり、歯からの自己蛍光が減少しているためであると理解できる。
　また、特許文献２には、新しい歯垢であると考えられる生物的沈着物の厚い層がある試験歯表面から得られた蛍光スペクトルにおいて、強力な発光最大値が５３０ｎｍと６３０ｎｍで観察されることが示されている。特許文献２の光学システムでは、歯垢からの蛍光を直接検出するのではなく、４８０ｎｍの青色光を歯に照射し、ダイクロイックミラーを用いて、反射光の中の歯の自己蛍光成分を計測している。そして、歯磨きの際に歯ブラシが歯に沿って移動するときの歯の自己蛍光の強度変化を見ることで、生物学的沈着層の有無を判定している。
　特許文献３では、歯ブラシ型のプラーク検出デバイスにおいて、歯と歯ブラシの距離が変わっても検出されるプラーク量が変化しないようにする方法が示されている。特許文献３では、主に、プラークに結合させた蛍光剤からの二次蛍光を定量する方法が説明されている。この方法は、距離によるプラーク量の見かけの変化を、増幅器の信号、すなわち励起光の反射成分と蛍光成分の総量を使って補償するものである。補償プラーク値は、事前の計測により係数が求められた補償式を用いて決定される。
特公平６－７３５３１号公報（第１頁、第４図） 特表２００２－５１５２７６号公報（第１頁、第１図） 特開２０１１－１３１０５７号公報（第１頁、第１図）
　歯に付着した歯垢が少量の場合、その付着部位を励起光で照射した際に得られる蛍光の中では、歯の自家蛍光の強度が強く、歯垢由来の蛍光は微弱である。歯垢からの蛍光の波長帯域（６３０～６８０ｎｍ）で見ると、歯の強い自家蛍光に歯垢由来の弱い蛍光が重畳している状態であり、それらを効果的に分離して検出できる方式が求められる。さらに、その機構を歯ブラシに組み込むことが容易なシンプルな構成が求められている。
　以上の観点から従来技術を見ると、特許文献１の構成では、歯の表面に付着した歯垢が少量の場合、歯垢からの蛍光が少ないため環境光の影響や歯と検出器との距離によって検出される蛍光量が変化してしまうので、健康な歯の表面に付着したわずかな量の歯垢を検出することは難しい。また、特許文献１の構成では、所定波長の光を歯に照射したときに得られる蛍光強度のうち、光学フィルターによって選択された２つの波長領域での蛍光強度の比Ｓ１／Ｓ２を求めることで歯と検出器の距離による変動を補償する効果がある。しかしながら、蛍光成分を２つの波長領域に選択するための光学フィルターの構成が複雑になり、歯ブラシに組み込む際の障害となる可能性がある。
　特許文献２の構成では、歯垢量が少ない場合、自家蛍光の減衰の変化量も小さいため、歯磨き中にブラシが移動することで生じる検出部と歯との距離の影響により、測定の誤差が大きくなる可能性がある。本質的には、虫歯や歯周病の原因となる細菌量に比例した蛍光を検出していない点が懸念される。
　特許文献３の構成では、本質的には、プラーク量として歯からの自家蛍光を含めた蛍光量を計測しているため、少量の歯垢の検出は難しいと考えられる。距離によるプラーク量の補償は有効であるが、事前の計測により補償式の係数を求めるため、歯ブラシに組み込んだ場合の個体差や、歯ブラシと歯との位置関係などで誤差が生じる可能性が残る。
　以上のように、従来の技術では少量の歯垢を確実に検出できる方法がない。本発明の目的は、少量の歯垢を確実に検出でき、しかも歯ブラシに容易に組み込むことができるシンプルな構成の光測定装置を提供することである。
　異なる波長の光を試料に照射して、試料から発生する蛍光強度を測定する蛍光測定装置であって、第１の波長の光を出射する第１の光源と、第１の光源が出射する光の波長より長波長側の第２の波長の光を出射する第２の光源と、第１の波長の光と第２の波長の光とを同一の試料に照射したときに発生するそれぞれの蛍光強度を検出する検出部と、試料に第１の波長の光を照射したときに検出部で検出される第１の蛍光強度と、試料に第２の波長の光を照射したときに検出部で検出される第２の蛍光強度とに基づいて、測定対象の蛍光物質量を演算する制御部とを有することを特徴とする蛍光測定装置が提供される。
　また、互いに異なる複数の波長の光をそれぞれ試料に照射する複数の光源と、複数の波長の光を試料に照射したときに発生するそれぞれの検査光の強度を検出する検出部と、複数の波長の光に対応して検出部でそれぞれ検出された検査光の強度に基づいて測定対象の蛍光物質量を演算する制御部とを有することを特徴とする光測定装置が提供される。
　上記の光測定装置では、複数の光源は、第１の波長の光を出射する第１の光源、及び第１の光源が出射する光の波長よりも長波長側の第２の波長の光を出射する第２の光源で構成され、検出部は、試料に第１の波長の光を照射したときに発生する第１の蛍光強度、及び試料に第２の波長の光を照射したときに発生する第２の蛍光強度を検出し、制御部は、第１の蛍光強度と第２の蛍光強度との差又は比を用いて蛍光物質量を演算することが好ましい。
　上記の光測定装置では、第１の波長の光と第２の波長の光は、試料に対して交互に照射されることが好ましい。
　上記の光測定装置では、第１の波長の光は、３５０ｎｍから４３０ｎｍの範囲の波長であり、第２の波長の光は、４３５ｎｍから５００ｎｍの範囲の波長であることが好ましい。
　上記の光測定装置では、第１及び第２の波長の光は、３５０ｎｍから４３０ｎｍの範囲の波長であり、第１の波長の光と第２の波長の光との差は、５ｎｍ以上であることが好ましい。
　上記の光測定装置は、第１の光源及び第２の光源から出射する光の照射面内での強度分布を均一にするための混色部をさらに有することが好ましい。
　上記の光測定装置では、検出部は、試料に含まれる測定対象の蛍光物質が発する蛍光の波長の範囲を除く波長領域をカットする受光用光学フィルターを有することが好ましい。
　上記の光測定装置は、第１の光源及び第２の光源の光の波長を除く波長領域をカットする出射光用光学フィルターをさらに有することが好ましい。
　上記の光測定装置では、複数の光源は、試料に照射される第１の波長の光及び第２の波長の光を導波する出射光用光導波路を有し、検出部は、検出された検査光を導波する受光用光導波路を有し、出射光用光導波路と受光用光導波路は、同一の光導波路により構成されることが好ましい。
　上記の光測定装置では、複数の光源は、第１の波長の光を出射する第１の光源、及び第１の光源が出射する光の波長よりも長波長側の第２の波長の光を出射する第２の光源で構成され、検出部は、試料に第１の波長の光を照射したときの第１の反射光強度、及び試料に第２の波長の光を照射したときの第２の反射光強度を検出し、制御部は、第１の反射光強度と第２の反射光強度との差又は比を用いて蛍光物質量を演算することが好ましい。
　上記の光測定装置は歯ブラシに搭載することもできる。
紫色光を清浄な歯及び歯垢が付着した歯に照射した際にそれぞれの歯から得られる光のスペクトルを示すグラフである。 青色光を清浄な歯及び歯垢が付着した歯に照射した際にそれぞれの歯から得られる光のスペクトルを示すグラフである。 蛍光測定装置１の構成図である。 歯ブラシ型の蛍光測定装置４００の構成図である。 蛍光測定装置４００の歯ブラシヘッドの構成図である。 テーパー形状のライトパイプを用いた混色部の構成例を示す図である。 図５Ａに示す出射光用光導波路６ａに混色部４が追加された形態の説明図である。 図５Ａに示す出射光用光導波路６ａに別の構成の混色部４が追加された形態の説明図である。 歯ブラシヘッド４１の内部を示す構成図である。 制御部３００の回路構成の例を示すブロック図である。 制御部３００の電子回路の動作タイミングを示すタイミングチャートである。 歯垢が付着した歯を測定した際の蛍光スペクトルの例を示すグラフである。 清浄な歯を測定した際の蛍光スペクトルの例を示すグラフである。 図９及び図１０のスペクトルから歯垢由来の蛍光物質量Δｐを定量化した結果を示す表である。 ロックインアンプを用いた検出回路３１０の構成例を示す図である。 検出回路３１０の動作タイミングを示すタイミングチャートである。 ２相ロックインアンプを用いた検出回路３２０の構成例を示す図である。 検出回路３２０の動作タイミングを示すタイミングチャートである。 検出回路３２０の別の動作タイミングを示すタイミングチャートである。 ３波長の励起光を用いる場合の検出回路３３０の構成例を示す図である。 検出回路３３０の動作タイミングを示すタイミングチャートである。 別の蛍光測定装置５００の構成図である。 歯垢が付着した歯及び清浄な歯に４０５ｎｍの励起光を照射した際に得られる反射光及び蛍光のスペクトルを示すグラフである。 歯垢が付着した歯及び清浄な歯に４００ｎｍの励起光を照射した際に得られる反射光及び蛍光のスペクトルを示すグラフである。
　以下、図面を用いて、光測定装置及び光測定方法について詳細に説明する。ただし、本発明の技術的範囲はそれらの実施の形態に限定されず、請求の範囲に記載された発明とその均等物に及ぶ。
　［原理］
　最初に光測定方法の原理を図１及び図２を用いて説明する。この光測定方法は、２つの異なる波長を有する励起光を交互に同一の歯に照射し、それぞれの波長の励起光により歯で生じた蛍光を歯垢に由来する蛍光波長領域で検出し、その蛍光強度の比あるいは差を用いることで、歯の自家蛍光に重畳した測定対象である歯垢に由来した蛍光を分離して検出するものである。
　図１は、第１の波長として４０５ｎｍのピーク波長を有する紫色光を清浄な歯及び歯垢が付着した歯に照射した際にそれぞれの歯から得られる光のスペクトルを示すグラフである。グラフの横軸は波長λ（ｎｍ）を示し、縦軸は第１の蛍光強度である蛍光強度Ｉを示す。細線は清浄な歯から得られるスペクトルＳ１を示しており、太線は歯垢が付着した歯から得られるスペクトルＳ１’を示している。４０５ｎｍ付近のピークＥ１は、照射された４０５ｎｍの紫色光が歯面で反射あるいは散乱されることにより検出された励起光である。５００ｎｍ付近にピークＰ０をもつブロードな蛍光は歯の自家蛍光である。６３５ｎｍ及び６７５ｎｍ付近のピークＰ１、Ｐ２は、歯垢に含まれる蛍光物質ＰＰＩＸから得られる蛍光スペクトルである。
　清浄な歯から得られるスペクトルＳ１では歯垢由来のピークＰ１、Ｐ２は観察されないが、歯垢が付着した歯から得られるスペクトルＳ１’では歯垢由来の蛍光のピークＰ１、Ｐ２が観察される。同時に、スペクトルＳ１’は、スペクトルＳ１に比べて全波長域で一定の減衰を示している。これは、付着した歯垢によって励起光が吸収されるために生じる減衰であり、歯垢量に依存し、波長によらずほぼ一定の減衰を示す。
　歯垢由来の蛍光のピークＰ１をより精度よく測定するためには、下記の数式（１）に示すように、その波長におけるスペクトル強度ｐ１’から歯の自家蛍光の成分ｔ１’を引いた歯垢由来の蛍光物質量Δｐを求める必要がある。
　　　Δｐ　＝　ｐ１’　－　ｔ１’　　　　　　　　　　・・・（１）
　つまり、歯垢が付着した状態で、かつ歯垢由来の蛍光を生じさせずに、歯の自家蛍光の成分ｔ１’を求める必要がある。このような条件について鋭意検討した結果、第１の波長、ここでは４０５ｎｍよりも長波長の第２の波長の光源を用いた際のスペクトルを取得すればよいことがわかった。
　図２は、第２の波長として４６５ｎｍのピーク波長を有する青色光を清浄な歯及び歯垢が付着した歯に照射した際にそれぞれの歯から得られる光のスペクトルを示すグラフである。図１と同様に、グラフの横軸は波長λ（ｎｍ）を示し、縦軸は第２の蛍光強度である蛍光強度Ｉを示す。細線は清浄な歯から得られるスペクトルＳ２を示しており、太線は歯垢が付着した歯から得られるスペクトルＳ２’を示している。
　波長４６５ｎｍの青色光を清浄な歯及び歯垢が付着した歯に照射した場合には、歯の自家蛍光のブロードなピークＰ０は波長４０５ｎｍの紫色光を照射した場合と同様に観察されるが、ＰＰＩＸの励起が弱くなるため、歯垢由来のピークＰ１、Ｐ２は観察されない。したがって、第２の波長で励起した際の歯の自家蛍光の成分ｔ２’を第１の波長で励起した際の自家蛍光の成分ｔ１’として代用することが可能であり、歯垢由来の蛍光物質量Δｐは下記の数式（２）で近似できる。
　　　Δｐ　≒　ｐ１’　－　ｔ２’　　　　　　　　　　・・・（２）
　近似が成立するためには、第１の波長及び第２の波長の励起光の強度を事前に調整して自家蛍光の成分ｔ１’とｔ２’を揃えておく必要があるが、歯垢量に対して自家蛍光の減衰が比例関係にあることを利用して、清浄な歯で測定された自家蛍光の成分ｔ１とｔ２が一致するように励起光の強度を調整しておけばよい。あるいは、あらかじめ清浄な歯について自家蛍光の成分ｔ１とｔ２の比ｔ１／ｔ２を測定しておけば、下記の数式（３）のように補正することが可能である。
　　　Δｐ　≒　ｐ１’　－　ｔ２’×（ｔ１／ｔ２）　　・・・（３）
　以上説明した原理により、２つの異なる波長を有する励起光を交互に歯に照射し、それぞれの波長の励起光により歯で生じた蛍光を歯垢由来の蛍光波長領域で検出し、それらの蛍光強度である第１の蛍光強度と第２の蛍光強度との比あるいは差を用いることで、歯の自家蛍光に重畳した歯垢に由来した蛍光を分離して検出することが可能となる。
　［第１実施形態］
　次に、上記の光測定方法の原理を実現するための蛍光測定装置について、図面を用いて説明する。図３は、蛍光測定装置１の構成図である。蛍光測定装置１は、検査光として蛍光を利用する光測定装置の一例である。蛍光測定装置１は、歯垢に含まれる蛍光物質を励起するための光源部１００と、歯の表面で生じた蛍光の強度を検出するための検出部２００と、計測された蛍光強度から歯垢の付着量を求めて利用者に報知する制御部３００との３つのブロックから構成されている。
　光源部１００は、第１の波長で発光する第１の光源２、第２の波長で発光する第２の光源３、混色部４、出射光用光学フィルター５、出射光用光導波路６及び出射光用集光部７を有している。混色部４、出射光用光学フィルター５、出射光用光導波路６及び出射光用集光部７は、第１の光源２及び第２の光源３からの光を測定対象の歯に照射するための光経路部分を構成する。
　第１の光源２及び第２の光源３としては、小型で安価な発光ダイオードや半導体レーザーを用いることができる。第１の光源２又は第２の光源３で発生する光の波長は、次のように選択される。第１の波長は、歯垢に含まれる蛍光物質に対する励起効率が高い波長を含み、第２の波長は第１の波長よりも長波長で、かつ励起効率が第１の波長よりも低いか、あるいはほぼゼロとなる波長に設定される。第１の波長は３５０ｎｍから４３０ｎｍの範囲であることが好ましく、第２の波長は４３５ｎｍから５００ｎｍの範囲であることが好ましい。具体例として、第１の光源２をピーク波長が４０５ｎｍの紫色ＬＥＤとし、第２の光源３をピーク波長が４６５ｎｍの青色ＬＥＤとすることができる。
　混色部４は、第１の光源２及び第２の光源３で発生した光を測定対象である歯に照射した際に色むらが生じないようにするために、光の照射面内での光強度分布を第１の波長の光と第２の波長の光との間で均一とする機能を有する。光強度分布が第１の波長の光と第２の波長の光とで一致していることが重要であり、光強度分布を持つこと自体は差し支えないため、混色部４の設計の自由度は比較的高くなる。
　出射光用光学フィルター５は、第１の光源２と第２の光源３の光を通過させ、歯垢由来の蛍光波長領域をカットするフィルターである。出射光用光学フィルター５にショートパスフィルターを用いる場合、カットオフ波長は、第２の波長よりも十分長く、かつ歯垢に含まれる蛍光物質の蛍光波長よりも十分短波長に選べばよい。本実施形態では、５００ｎｍ以上の波長をカットするように設定される。
　出射光用光導波路６は、第１の光源２又は第２の光源３の光を測定対象の歯の付近まで光を減衰させずに運ぶためのものであり、材質としてはプラスチックやガラスを用いることができる。また、出射光用光導波路６の外周をミラーコーティングして光漏れを防止することがより好ましい。また、出射光用光導波路６として、ライトパイプのようなミラーで囲まれた中空の光導波路を用いることもできる。
　出射光用集光部７は、出射光用光導波路６中を伝播する光を歯の大きさ程度に集光して照射するためのレンズから構成される。
　検出部２００は、受光用集光部２１、受光用光導波路２２、受光用光学フィルター２３及び光検出器２４を有する。
　受光用集光部２１は、歯で生じた蛍光を含む検査光２０を集光する。受光用光導波路２２は、受光用集光部２１と共に、集光された光を光検出器２４まで伝播するための光経路部分を構成する。蛍光測定装置１を歯ブラシに組み込む際には、歯ブラシのブラシ部分を受光用光導波路２２として、歯ブラシの先端を受光用集光部２１としてもよい。
　受光用光学フィルター２３は、目的の蛍光以外の波長成分をカットするためのフィルターである。受光用光学フィルター２３は、歯垢に含まれる蛍光物質が発する蛍光波長領域である６２０ｎｍから６９０ｎｍの範囲を除く波長領域をカットするように設定することが好ましい。特に短波長側では、直接歯で反射した光源からの光の反射光が強く現れるので、これらをカットできるように、受光用光学フィルター２３にはシャープな減衰特性を持たせることが好ましい。歯垢からの蛍光スペクトルは６３０～６４０ｎｍ付近と６７０～６８０ｎｍ付近との２つの強いピークを有するので、受光用光学フィルター２３として、これらの蛍光スペクトルの形状に近づけた透過率特性を有するバンドパスフィルターを使うことで、Ｓ／Ｎ比を向上させることができる。
　制御部３００は、制御回路３０と報知部３１とから構成されている。
　制御回路３０は、第１の光源２及び第２の光源３の明るさと点灯時間を制御して、歯に対して２つの波長の光を交互に照射させる。このように、第１の光源２の点灯時間と第２の光源３の点灯時間とを分けることによって、それぞれの光が歯に照射されて得られる蛍光物質の蛍光を区別して受光することが可能となる。第１の光源２を点灯して得られた蛍光強度をＰ１とし、第２の光源３を点灯して得られた蛍光強度をＰ２として、制御回路３０は、蛍光強度の比Ｐ１／Ｐ２、あるいは差（Ｐ１－Ｐ２）を求めることで、原理の項で説明したように、歯垢に含まれる蛍光物質量を求める。
　報知部３１は、求められた蛍光物質量を歯ブラシの利用者に報知する。この報知には、ブザー音や圧電素子を用いた電子音を用いてもよい。電子音の場合、蛍光物質量に応じて音の高さや大きさ、断続音のピッチを変えることで利用者にフィードバックすることができる。さらには、音声合成による音声メッセージや、音楽などを用いてもよい。
　制御部３００は、２つの波長の光ごとに、検出した蛍光強度を記録し、それらを任意回数分だけ平均化処理してもよく、これによりノイズを軽減することができる。また、制御部３００は、蛍光灯などの室内光の影響を避けるために、第１の光源２及び第２の光源３の点灯時間を商用電源の周期とは異なる時間に設定してもよく、これにより照明光の影響を軽減することができる。
　また、制御部３００は、必要に応じて消灯を挟んで第１の光源２又は第２の光源３の発光を交互に照射してもよい。第１の光源２又は第２の光源３を点灯して取得した蛍光物質量から消灯して取得した蛍光物質量を減算することで、環境光の影響を軽減することが可能である。
［第２実施形態］
　次に、蛍光測定装置を歯ブラシに組み込んだ第２実施形態について、図面を用いて説明する。図４Ａは歯ブラシ型の蛍光測定装置４００の構成図であり、図４Ｂは蛍光測定装置４００の歯ブラシヘッドの構成図である。
　歯ブラシ型の蛍光測定装置４００は、検査光として蛍光を利用する光測定装置の一例であり、歯ブラシヘッド４１、柄部４２及び握り部４３から構成されている。第１の光源２及び第２の光源３は、握り部４３内に設けられた回路基板４４に制御回路３０（図３を参照）、報知部３１と共に搭載されている。第１の光源２及び第２の光源３からの光は、握り部４３に設けられた混色部４及び出射光用光学フィルター５と、柄部４２に設けられた長いテーパー形状の出射光用光導波路６ａとを介して、歯ブラシヘッド４１に導かれる。導かれた光は、歯ブラシヘッド４１内でミラーなどの手段などを用いて方向が変えられ、歯ブラシヘッド４１上の光照射部５０から、励起光として歯面に対して照射される。歯で生じた蛍光は、歯ブラシヘッド４１の光検出部５１に配置された蛍光を透過する材質の複数のブラシ４０を介して、光検出器２４に導かれる。
　本実施形態では、図４Ｂに示すように、光照射部５０は歯ブラシヘッドの中央に配置され、光検出部５１は光照射部５０に隣接して設けられている。しかしながら、配置はこの例に限らず、様々なバリエーションが可能である。例えば、複数の光照射部５０と複数の光検出部５１とを歯ブラシヘッドに設けてもよいし、それらを直線状に交互に配置してもよい。
　光検出器２４で検出された蛍光は光電流に変換され、配線５２を介して回路基板４４に伝えられる。回路基板４４内に設けられた制御回路３０により蛍光物質量が求められ、その蛍光物質量が報知部３１によりブザーや電子音などで利用者に報知される。
　握り部４３には、蛍光測定装置４００を駆動するための電源として電池４５が搭載されている。また、握り部４３には２つのスイッチ４６が設けられている。例えば、一方のスイッチ４６を用いて蛍光測定機能をオン・オフすることができ、他方のスイッチ４６を用いて、報知音を切り替えたり、蛍光の検出感度を調整したりすることができる。
　混色部４の詳細な構成について、図５Ａ～図５Ｃを用いて説明する。蛍光測定装置４００では、第１の光源２又は第２の光源３から歯に照射される光の面内強度分布が変化しないことが重要であり、そのことが検出限界を決定する重要な指標となる。そのため、歯ブラシヘッド４１に設けられた出射光用集光部７に光が達する段階で、照射光の面内強度分布に波長依存性がないことが必要である。混色部４は、照射光の面内強度分布の波長依存性をなくす作用を担う。
　図５Ａは、テーパー形状のライトパイプを用いた混色部の構成例を示す図である。歯ブラシ型の蛍光測定装置４００の柄部４２から歯ブラシヘッド４１に渡って出射光用光導波路６ａとしてライトパイプを配置することで、長い光学経路を得ることができる。第１の光源２又は第２の光源３からの光は、ライトパイプ内で複数回の反射を繰り返すことで面内分布が均一化されるので、混色の効果を容易に高めることができる。つまり、出射光用光導波路６ａ自体が混色部として機能する。第１の光源２又は第２の光源３から斜めに出射した光６２は複数回の反射を繰り返す一方、出射光用光導波路６ａの端面に対してほぼ垂直に出射した光６１は反射回数が少なくなるが、長い光学経路のため有効な混色が可能となる。
　図５Ａに示すテーパー形状のライトパイプを出射光用光導波路６ａとして用いることで、混色部４を別途設けなくても出射光用光導波路６ａに混色部の機能をもたせることができ、簡便な構成で照射光の面内強度分布を均一に近づけることが可能となる。極端に斜めに出射した光はライトパイプ内での反射回数が多いため反射損失が無視できなくなるが、第１の光源２及び第２の光源３として出射角が狭い砲弾型ＬＥＤを使うことで、反射損失を減らし、同時に光結合効率を上げることができる。
　ライトパイプは、ミラーを使った中空タイプでも、プラスチック製でもよい。プラスチック製の場合、外周に金属ミラーをコーティングすることで、光漏れを減少させることが可能である。ライトパイプの形状は、単純な直線形状でもテーパー状でもよいが、規則的なあるいは乱雑な反射面をパイプ内部に設けることで、混色の効果を容易に高めることが可能である。ライトパイプの断面形状は、丸型、楕円型、矩形、多角形などでもよく、そうした様々な形状のうちで、歯ブラシの形状及びデザインに合わせて適した構造を使い分けることも容易である。
　図５Ｂは、図５Ａに示す出射光用光導波路６ａに混色部４が追加された形態の説明図である。図５Ｂに示す例では、混色部４として、入射端面にマイクロレンズアレイ６４が配置されたものが用いられている。こうして第１の光源２又は第２の光源３からの光を複数の点光源からの光６７、６９に変換することで、混色の効果がさらに高まる。
　また、図５Ｂに示す例では、第１の光源２及び第２の光源３としてＬＥＤチップが、４５度の反射ミラーを持ったミラー付き基板６３に実装されている。この構造により、第１の光源２及び第２の光源３から出射する光が前方に導かれるので、出射角が狭まる。さらに、ＬＥＤチップを使うことで光源の間隔を狭くできるため、照射光の面内強度分布をより均一に近づけることが可能である。
　図５Ｃは、図５Ａに示す出射光用光導波路６ａに別の構成の混色部４が追加された形態の説明図である。図５Ｃに示す例では、混色部４として、第１の光源２及び第２の光源３からの出射光を散乱させる散乱体を含むものが用いられている。この混色部４は、光散乱粒子７１を含む透明な樹脂で、ミラー付き基板６３に搭載された第１の光源２及び第２の光源３を封止して形成されている。各光源からの光を多数の光散乱粒子７１で多重に散乱させることで、照射光の面内強度分布を均一に近づけることができる。また、混色部４の出射端面にマイクロレンズアレイ６４を追加してもよく、これにより混色の効果をさらに高めることが可能である。
　図６は、歯ブラシヘッド４１の内部を示す構成図である。出射光用光導波路６ａを伝わる光は、歯ブラシヘッド４１内のミラー６ｂで向きを変え、出射光用光導波路６ｃを介して、出射光用集光部７から歯１０に向けて励起光として照射される。歯の表面に付着した歯垢及びその近辺の歯から生じた蛍光は、ブラシ４０と受光用光学フィルター２３を介して、光検出器２４で検出される。ブラシ４０の先端は、曲率を持たせることにより受光用集光部２１として機能し、続くブラシ４０は、受光用光導波路２２として機能する。また、受光用光学フィルター２３を取り囲むように遮光体２３ａが配置されており、遮光体２３ａは、環境光や励起光がブラシ４０を介さずに直接受光用光学フィルター２３に入射することを防ぐ。
　受光用光学フィルター２３とブラシ４０の端面とをブラシ４０及び受光用光学フィルター２３の屈折率に近い屈折率を持つ光学接着剤で接着することで、散乱損失を防ぐことができる。また、受光用光学フィルター２３の機能を有する光学接着剤を使って、ブラシ４０の端面と光検出器２４の開口部２４ａとを接着することもできる。さらに、ブラシ４０の素材に光学フィルターとして機能するような素材を用いることも可能である。その際は、ブラシ４０の端面は、光検出器２４の開口部２４ａに配置され、光学接着剤で接着される。
　図７は、制御部３００の回路構成の例を示すブロック図である。制御部３００は、スイッチ８０、８１、光源駆動回路８２、８３、アンプ８５、Ａ／Ｄコンバータ８６及びデータ処理回路８７を有し、これらは握り部４３内の回路基板４４（図４を参照）上に設けられている。
　制御回路３０は、第１の光源２及び第２の光源３の点灯タイミング、点灯強度を制御する信号に基づいて、光源駆動回路８２、８３を制御する。光検出器２４に入射した光は、アンプ８５で電気信号に変換され、Ａ／Ｄコンバータ８６でデジタル信号に変換される。データ処理回路８７は、そのデジタル信号に基づいて、蛍光物質量を求めるための演算を行う。具体的には、データ処理回路８７は、先に示した数式（３）を用いて歯垢由来の蛍光物質量Δｐを算出する。また、データ処理回路８７は、あらかじめ清浄な歯について測定された自家蛍光の成分ｔ１とｔ２の比ｔ１／ｔ２を記憶している。
　第１の光源２及び第２の光源３の点灯タイミングと同期してＡ／Ｄコンバータ８６を動作させ、第１の波長の光における蛍光物質量と第２の波長の光における蛍光物質量をデジタル的に信号処理することが可能である。図７に示した例ではデジタル信号処理を採用しているが、アナログ信号処理で同等の処理を行ってもよい。
　スイッチ８０は電源スイッチとして機能する。また、スイッチ８１は報知音の切替えや感度設定などに使用される。
　報知部３１は、既に説明したブザーや電子音による報知の他に、偏芯モーターを用いた振動報知や、ＬＥＤ点滅や色調を変えた光による報知、液晶表示による言語や図形、グラフによる報知を行ってもよい。さらに、報知部３１に無線通信を併用し、携帯電話やパーソナルコンピュータなどの外部機器に報知情報や測定に関する情報を送信して、外部機器で使用者に報知する方法をとってもよい。
　図８は、制御部３００の電子回路の動作タイミングを示すタイミングチャートである。図８では、第１の光源２の点灯タイミングをＬＥＤ１で示し、第２の光源３の点灯タイミングをＬＥＤ２で示している。図８に示す例では、ＬＥＤ１とＬＥＤ２を交互にｎ回点灯しており、ＬＥＤ１の点灯期間をＶ１～Ｖｎ、ＬＥＤ２の点灯期間をＢ１～Ｂｎで表記している。
　第１の光源２又は第２の光源３の点灯と同時に歯から蛍光が発生し、その光は光検出器２４で検出されて、アンプ８５で電気信号に変換される。図８では、検出された光信号をＰＤで示している。光信号ＰＤとしては、ＬＥＤ１が点灯しているときには大きく、ＬＥＤ２が点灯しているときにはＬＥＤ１が点灯しているときよりも小さい信号が交互に出力される。
　点灯周期が終わると同時に、Ａ／Ｄコンバータ８６によりアナログの光信号ＰＤはデジタル信号ＡＤに変換されて行く。次に、ＬＥＤ１の点灯時に取得されたＶ１～Ｖｎのｎ個のデータがデジタル平均化回路Ｖａで平均化されて、信号に含まれるノイズが除去される。同様に、ＬＥＤ２の点灯時に取得されたＢ１～Ｂｎのｎ個のデータがデジタル平均化回路Ｂａで平均化されて、信号に含まれるノイズが除去される。
　次に、ノイズが除去された信号の差信号が減算処理回路Ｄｉｆｆで求められる。これにより、測定された蛍光から歯の自家蛍光を除いた歯垢由来の蛍光物質量Δｐを求めることができる。
　ＬＥＤ１の点灯期間で付加された環境光成分とＬＥＤ２の点灯期間で付加された環境光成分とが殆ど変化しない場合、減算処理により、環境光の影響を除去する効果も得られる。
　環境光の影響としては、歯ブラシの動きと共に変化する成分と、蛍光灯などによる商用電源の周波数に関係する成分とが考えられる。後者の影響を除去するには、商用電源の周波数よりも十分速い周波数でＬＥＤを点灯してもよいが、変動が規則的である点を利用して、複数周期に渡る時間ＬＥＤを点灯することで変動を平均化してもよい。一方、前者の影響を除去するには、前者の成分が不規則な変動であることから、歯ブラシの動きよりも十分速い速度でＬＥＤを点灯するように、点灯期間を短くすることが好ましい。
　ＬＥＤ１とＬＥＤ２の発光強度を補正する必要がある場合には、デジタル平均化回路ＶａあるいはＢａで所定の係数を掛けて補正すればよい。数式（３）に従う場合、デジタル平均化回路Ｂａで自家蛍光の成分ｔ１とｔ２の比ｔ１／ｔ２を乗算すればよい。あるいは、デジタル平均化回路Ｖａ内で係数ｔ２を乗算し、デジタル平均化回路Ｂａ内で係数ｔ１を乗算してもよい。
　しかしながら、上記の補正を行うと、環境光の影響を除去する効果が得られなくなるので、その場合には、ＬＥＤ光源の強度を調整して補正することが好ましい。あるいは、図示しないが、ＬＥＤの点灯期間の間に消灯期間を設けて、点灯期間のデジタル信号ＡＤから直近の消灯期間のデジタル信号ＡＤを減算することで、環境光の影響を除去してもよい。そうすれば、デジタル平均化回路内で補正を行うことが可能である。
　上記の方法により得られた歯垢由来の蛍光物質量Δｐは、制御回路３０に送られる。制御回路３０でデータの加工や保存が行われ、報知部３１によって利用者への報知が実行される。
　以上の説明は、歯垢由来の蛍光物質量Δｐを得るために差を用いた処理を行うものであるが、歯垢由来の蛍光物質量と歯由来の蛍光物質量との比を用いて歯垢の付着量を評価したい場合には、減算処理Ｄｉｆｆの代わりに除算処理を行うように制御回路を変更すればよい。
　上記した光測定方法の原理を確認するための蛍光測定装置を製作し、実際の歯に対して第１の波長と第２の波長の励起光を照射して、歯から得られる蛍光スペクトルを測定する実験を行った。
　光源には３ｍｍφの砲丸型ＬＥＤを用い、ＬＥＤの入手性を考慮して、第１の光源２の波長は４０５ｎｍ（紫色）、第２の光源３の波長は４６５ｎｍ（青色）とした。歯の表面に混色された励起光を照射するために、紫色ＬＥＤ３個と青色ＬＥＤ３個を半径３ｍｍの円周上に等間隔に６箇所交互に配置してＬＥＤリングを作り、さらにＬＥＤの前面には混色部４として散乱効果のあるプラスチック板を配置した。なお、今回使用したＬＥＤ光源の発光スペクトルの半値全幅は３０ｎｍ以下と狭いため、出射光用光学フィルター５は使用しなかった。以上の光学系配置により、歯面に均一に混色された光を照射できるようにした。
　受光用光導波路２２にはコア径１ｍｍのプラスチックファイバーを用い、ＬＥＤリングの中央に配置した。受光用ファイバーの前面に当たる散乱板は取り除いておいた。受光用光学フィルター２３には波長５４０ｎｍ以下をカットする光学フィルターを用い、受光用光導波路２２である光ファイバーの途中に挿入して励起光の波長成分をカットした。光検出器２４にはファイバー受光型の分光器を用い、積分時間は５０ｍＳに設定した。
　測定の制御及びデータ処理にはパーソナルコンピュータを用いた。定電流源を用いて各ＬＥＤを定電流駆動することで、安定した光強度を得た。コンピュータプログラムにより、紫色ＬＥＤオン→全ＬＥＤオフ→青色ＬＥＤオン→全ＬＥＤオフの順に各ＬＥＤ電流を流し、これを５回繰り返した。各ＬＥＤの点灯時間は５０ｍＳとし、ＬＥＤ電流は紫色ＬＥＤ、青色ＬＥＤ共に１０ｍＡとした。分光器で得られたスペクトルはＵＳＢインターフェイスを用いてコンピュータに取り込み、データ処理を加えた。
　紫色ＬＥＤをオンにして取り込んだスペクトルから次の全ＬＥＤオフで取り込んだスペクトルを減算して環境光の影響を取り除いたものを、紫色ＬＥＤをオンにしたときの蛍光スペクトルの１回分とし、５回分の平均スペクトルを求めた。青色ＬＥＤにも同様の処理を行い、平均スペクトルを求めた。このようにして求められたスペクトルを図９及び図１０に示す。
　図９は歯垢が付着した歯を測定した際の蛍光スペクトルの例を示すグラフであり、図１０は清浄な歯を測定した際の蛍光スペクトルの例を示すグラフである。グラフの横軸は波長λ（ｎｍ）を示し、縦軸は蛍光強度Ｉ及び蛍光強度比ｒを示す。蛍光強度Ｉは、分光器に組み込まれた１６ｂｉｔＡ／Ｄコンバータからのデジタルデータ（カウント値）でプロットしている。図９及び図１０における実線は、４０５ｎｍの波長の光を照射したときのスペクトルを示し、点線は、４６５ｎｍの波長の光を照射したときのスペクトルを示している。一点鎖線は、両者の蛍光強度比ｒ、すなわち４０５ｎｍの波長の光を照射したときの蛍光強度Ｉを、４６５ｎｍの波長の光を照射したときの蛍光強度Ｉで除した値を示している。
　図９及び図１０のスペクトルと、原理説明に用いた図１及び図２のスペクトルとは、１つのグラフ内に記載されているデータの組合せが異なっている。図９は図１のスペクトルＳ１’と図２のスペクトルＳ２’をプロットしたものに相当し、図１０は図１のスペクトルＳ１と図２のスペクトルＳ２をプロットしたものに相当する。
　図９に示す歯垢が付着した歯の蛍光強度比ｒでは、６３９ｎｍ付近と６６７ｎｍ付近に歯垢由来の蛍光のピークＰ１、Ｐ２が明瞭に観察された。
　一方、図１０に示す清浄な歯の蛍光強度比ｒでは、歯の自家蛍光は見られるが、歯垢由来の蛍光のピークＰ１、Ｐ２は観察されなかった。
　図１１は、図９及び図１０のスペクトルから歯垢由来の蛍光物質量Δｐを定量化した結果を示す表である。図１１には、第１の波長の光を照射した際の清浄な歯の蛍光強度ｔ１、第１の波長の光を照射した際の歯垢が付着した歯の蛍光強度ｐ１’、第２の波長の光を照射した際の清浄な歯の蛍光強度ｔ２、及び第２の波長の光を照射した際の歯垢が付着した歯の蛍光強度ｔ２’が記載されている。
　歯の自家蛍光強度ｔ１’の代用値をｔ２’×ｔ１／ｔ２によって算出し、第１の波長の光を照射した際の歯垢が付着した歯の蛍光強度ｐ１’から歯の自家蛍光強度ｔ１’の代用値を減算して歯垢由来の蛍光物質量Δｐを求めた結果、カウント数で１１４６であった。
　今回の実験では、第１の波長の光と第２の波長の光を照射した際の波長６３８ｎｍにおける歯の自家蛍光の強度（図１のｔ１、図２のｔ２に相当）がほぼ一致するように、ＬＥＤ電流を選択した。しかしながら、図１１の励起光強度比ｔ１／ｔ２の値１．０５５が示すように、紫色光が５．５％ほど強めに設定されていたことがわかる。この強度の差は数式（３）を用いることで測定後でも補正することが可能である。
　以上の結果から、波長の異なる２つの光で歯を励起し、蛍光を１波長で計測することにより、自家蛍光から歯垢由来の蛍光を分離して計測することが可能となり、精度よく歯垢を検出できる蛍光測定装置が得られることがわかった。このように、歯垢由来の蛍光物質量Δｐを求め、カウント数がゼロに近くなれば、清浄な状態な歯であることがわかる。よって、この蛍光測定装置を搭載した歯ブラシであれば、きちんと磨けているかどうかを数値で確認しながら歯を磨くことができる。
［第３実施形態］
　上記した光測定方法では、４０５ｎｍと４６５ｎｍの２つの波長の励起光を歯に照射し、４６５ｎｍの励起光を照射したときに検出された検査光には歯垢からの蛍光物質量が含まれないとの仮定の下で、２つの検査光における蛍光物質量の差から歯垢量を求めていた。しかしながら、歯垢に含まれる蛍光物質の蛍光吸収ピークは４００ｎｍ付近に位置し、±５ｎｍ程度の波長差に対して有意に蛍光吸収が減少するが、歯の蛍光吸収ピークは歯垢に含まれる蛍光物質に比べて非常にブロードであり、±５ｎｍ程度の範囲ではほぼ一定とみなせる。このため、励起光として、４０５ｎｍと４６５ｎｍのものに限らず、例えば５ｎｍ差程度の近接した２波長のものを使用しても、歯垢による蛍光物質量の差を測定することができる。そこで、以下では、波長が互いに近接する２つの励起光を用いる場合の光測定方法について説明する。
　近接する２つの波長λ１、λ２（例えば、λ１＝４００ｎｍ、λ２＝４０５ｎｍ）の励起光を歯垢が付着した歯に照射したときに生じる６３５ｎｍ近傍の蛍光物質量をそれぞれｙ１、ｙ２とすると、これらの蛍光物質量は、下記の数式（４）及び（５）で表される。
　　　ｙ１　＝　ｙｔ　＋　ｐ×η１　　　　　　　　　　・・・（４）
　　　ｙ２　＝　ｙｔ　＋　ｐ×η２　　　　　　　　　　・・・（５）
ここで、ｙｔは歯が生じる蛍光物質量、ｐは歯垢量である。η１及びη２は、それぞれ波長λ１及びλ２の励起光に対する歯垢に含まれる蛍光物質の蛍光効率を表す定数である。
　２波長での測定により、蛍光物質量ｙ１、ｙ２が得られれば、η１、η２は定数であることから、それらの差分Δηを下記の数式（６）のように定義すれば、歯垢量ｐ、歯が生じる蛍光物質量ｙｔを下記の数式（７）及び（８）で求めることができる。
　　　Δη　＝　η１－η２　　　　　　　　　　　　　　・・・（６）
　　　ｐ　　＝　（ｐ１－ｐ２）／Δη　　　　　　　　　・・・（７）
　　　ｙｔ　＝　（ｙ２×η１－ｙ１×η２）／Δη　　　・・・（８）
　実際の測定では、励起側と検出側のそれぞれの光学系で光の損失が生じるが、そうした損失の波長依存性は事前に補正することができ、励起光の波長λ１、λ２が近接しているため、そうした損失の波長による差も十分小さくなると考えられる。
　なお、Δηは定数であり、その逆数１／Δηは歯垢の検出感度に相当する。検出感度の値は、実験的に求めて最適な値に設定してもよいし、あるいは、蛍光測定装置に感度調整ダイヤルを設けて、利用者が検出感度の値（１／Δη）を調整できるようにしてもよい。
　近接する２つの波長の励起光を用いる場合の蛍光測定装置の全体的な構成は、既に説明した蛍光測定装置１又は蛍光測定装置４００と同様である。しかしながら、制御部３００の回路構成は蛍光測定装置１、４００のものとは異なるため、以下では、近接する２つの波長の励起光を用いる場合における制御部３００の検出回路の構成例について説明する。
　図１２は、ロックインアンプを用いた検出回路３１０の構成例を示す図である。第１の光源２には波長４００ｎｍのＬＥＤが、第２の光源３には波長４０５ｎｍのＬＥＤが、それぞれ用いられる。各ＬＥＤは、発振回路１００Ａからのタイミング信号１０１に基づいて、光源駆動回路８２、８３により交互に駆動される。第１の光源２はタイミング信号１０１と同相で点灯し、第２の光源３は、インバータ１０２を介して接続されていることにより、タイミング信号１０１とは逆相で点灯する。
　歯で生じた蛍光は光検出器２４で検出され、電流電圧変換回路８５Ａで電圧信号に変換される。その後、位相検波器１０４を含むロックインアンプ１０３で位相検波が行われ、その結果、同相位相検波出力１０５としては、波長４００ｎｍの励起光で生じる蛍光と、波長４０５ｎｍの励起光で生じる蛍光との差成分が出力される。同相位相検波出力１０５は、Ａ／Ｄコンバータ１０６により同相検波デジタル出力１０７に変換される。このデジタル信号に対して制御回路９０で演算が行われて、蛍光強度から数式（７）の歯垢量ｐが算出される。
　図１３は、検出回路３１０の動作タイミングを示すタイミングチャートである。図１３では、タイミング信号１０１をＴＩＭで、第１の光源２及び第２の光源３をそれぞれＬＥＤ１、ＬＥＤ２で表す。また、光検出器２４で得られる光電流が電流電圧変換回路８５Ａで電圧に変換された後の光信号をＰＤで表し、同相位相検波出力１０５をＩＯＵＴで表す。
　光信号ＰＤの信号強度は、ＬＥＤ１が点灯している期間中は歯垢の蛍光効率に比例して高くなるが、ＬＥＤ２が点灯している期間中は相対的に低くなる。光信号ＰＤを位相検波することで、蛍光の差成分である同相位相検波出力１０５（ＩＯＵＴ）が得られる。ＩＯＵＴの立ち上がり特性は、位相検波器１０４内に設けられたローパスフィルターの特性により決定される。
　図１４は、２相ロックインアンプを用いた検出回路３２０の構成例を示す図である。図１２に示した検出回路３１０は歯垢量ｐのみを計測するものであるが、図１４の検出回路３２０は、２位相で動作するロックインアンプ１０３Ａを用いて、歯垢量ｐと歯の蛍光物質量ｙｔとを同時に検出するものである。検出回路３２０は、９０°移相器１０８、位相検波器１０９及びＡ／Ｄコンバータ１１１がロックインアンプ１０３Ａに追加されている点が検出回路３１０とは異なる。
　検出回路３２０では、タイミング信号１０１とタイミング信号１０１を９０°移相器１０８で遅延させた信号とを用いて位相検波が行われる。位相検波器１０４からの同相位相検波出力１０５は、Ａ／Ｄコンバータ１０６により同相検波デジタル出力１０７に変換され、位相検波器１０９からの９０°位相検波出力１１０は、Ａ／Ｄコンバータ１１１により９０°位相検波デジタル出力１１２に変換される。これらのデジタル信号に対して制御回路９０で演算が行われて、蛍光強度から数式（７）及び（８）に基づいて、歯垢量ｐと歯の蛍光物質量ｙｔとが算出される。
　図１５は、検出回路３２０の動作タイミングを示すタイミングチャートである。図１３と同様に、タイミング信号１０１、第１の光源２、第２の光源３、電流電圧変換回路８５Ａの出力信号（光信号）及び同相位相検波出力１０５を、それぞれ、ＴＩＭ、ＬＥＤ１、ＬＥＤ２、ＰＤ及びＩＯＵＴで表す。また、９０°位相検波出力１１０をＱＯＵＴで表す。
　検出回路３２０では、ＬＥＤ１の点灯タイミングに対し位相が９０°遅延してＬＥＤ２が点灯する。光信号ＰＤは、図中の矢印で示すように、位相０°のときにＬＥＤ１での励起光による蛍光が検出され、位相９０°のときにＬＥＤ２での励起光による蛍光が重畳されて検出される。光信号ＰＤを０°と９０°で位相検波することにより、同相位相検波出力１０５（ＩＯＵＴ）としてＬＥＤ１での励起光による蛍光物質量ｙ１が、９０°位相検波出力１１０（ＱＯＵＴ）として蛍光物質量ｙ２がそれぞれ直接得られる。したがって、数式（７）及び（８）を用いて、歯垢量ｐと歯の蛍光物質量ｙｔを同時に測定することが可能である。このため、検出回路３２０の場合には、歯垢量ｐを歯の蛍光物質量ｙｔで規格化することで、歯と検出部２００との距離を補正することが可能である。
　また、検出回路３２０において、第１の光源２と第２の光源３（ＬＥＤ１とＬＥＤ２）の同時点灯も同時消灯も起こらない駆動波形を用いることで、光信号ＰＤの信号強度の変化を小さく抑えて、蛍光物質量の検出のダイナミックレンジを向上させることができる。そこで、この場合の検出回路３２０の動作タイミングについて、次に説明する。
　図１６は、検出回路３２０の別の動作タイミングを示すタイミングチャートである。図中の記号ＴＩＭ、ＬＥＤ１、ＬＥＤ２及びＰＤは、図１５のものと同じである。図１６に示す例では、タイミング信号１０１（ＴＩＭ）の２倍の周波数を有するタイミング信号ＴＩＭ２で、ＬＥＤ１及びＬＥＤ２を交互に点灯させる。位相検波のための位相信号としては、ＴＩＭ及びＴＩＭ２が用いられる。また、ＴＩＭがＬの区間では、ＬＥＤ１及びＬＥＤ２の駆動電流がα倍（図示した例では約０．５倍）に変調される。
　同相位相検波出力１０５と９０°位相検波出力１１０をそれぞれｙ１’、ｙ２’とすると、ｙ１’、ｙ２’は、下記の数式（９）及び（１０）で示すように、ｙ１及びｙ２の和信号と差信号として得られる。
　　　ｙ１’＝　（ｙ１－ｙ２）×（１＋α）　　　　　　・・・（９）
　　　ｙ２’＝　（ｙ１＋ｙ２）×（１－α）　　　　　　・・・（１０）
したがって、数式（９）及び（１０）を用いた演算により、容易にｙ１、ｙ２を求めることができる。歯が生じる蛍光物質量に比べて歯垢由来の蛍光物質量が小さい場合には、αを１に近づけることで、歯垢の検出感度が強められ、歯の検出感度が弱められる。その結果、ダイナミックレンジを向上させることが可能になる。
　第１の光源２が発光する第１の波長及び第２の光源３が発光する第２の波長は、例えば３５０ｎｍから４３０ｎｍの範囲内にあり、かつ両者の差は５ｎｍ以上であることが好ましい。ただし、歯垢に含まれる蛍光物質の蛍光吸収ピークと歯の蛍光吸収ピークの特徴から、第１の波長と第２の波長の差は１ｎｍ以上あれば上記と同様の測定が可能と考えられる。このため、第１の波長及び第２の波長は、３５０ｎｍから４３０ｎｍの範囲内にあり、かつ両者の差は１ｎｍ以上であってもよい。このように、第１の波長及び第２の波長として互いに近接した波長を用いれば、４０５ｎｍと４６５ｎｍなどの離れた２波長を用いる場合と比べて、光学系や歯あるいは歯垢の蛍光の波長依存性をより高い精度でキャンセルできるため、測定精度が向上する。
［第４実施形態］
　上記した光測定方法はいずれも２波長の励起光を歯に照射するものであるが、励起光の波長は２波長に限らず、３波長以上であってもよい。そこで、以下では、３波長の励起光を歯に照射して歯垢量を測定する場合の例を説明する。
　３波長の励起光を用いる場合には、上記の数式（４）及び（５）に対応して、下記の数式（１１）～（１３）が得られる。
　　　ｙ１　＝　ｙｔ　＋　ｐ×η１　　　　　　　　　　・・・（１１）
　　　ｙ２　＝　ｙｔ　＋　ｐ×η２　　　　　　　　　　・・・（１２）
　　　ｙ３　＝　ｙｔ　＋　ｐ×η３　　　　　　　　　　・・・（１３）
ここで、ｙ１、ｙ２及びｙ３は、それぞれ波長λ１、λ２及びλ３の励起光を歯垢が付着した歯に照射したときに生じる６３５ｎｍ近傍の蛍光物質量である。また、ｙｔは歯が生じる蛍光物質量、ｐは歯垢量であり、η１、η２及びη３は、それぞれ波長λ１、λ２及びλ３の励起光に対する歯垢の蛍光効率（定数）である。この場合、歯垢量ｐは、数式（１１）～（１３）のうちで３通りある２式の組合せから得られた値を平均して求めることができる。
　あるいは、蛍光物質量ｙ１、ｙ２及びｙ３を複数回測定し、それらの測定データの組から、以下で説明するように最小二乗法を用いて、歯垢量ｐの推定値を算出してもよい。
　蛍光物質量をｎ回測定すると、ｙ１、ｙ２及びｙ３の３値を１組として、ｎ組のデータが得られる。例えばｉ回目の測定データｙ１をｙ１ｉなどと表記すると、得られた全データは、下記の数式（１４）で表される。
　　　ｙ１１　＝　ｙｔ　＋　ｐ×η１
　　　ｙ２１　＝　ｙｔ　＋　ｐ×η２
　　　ｙ３１　＝　ｙｔ　＋　ｐ×η３
　　　　　　・・・　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（１４）
　　　ｙ１ｎ　＝　ｙｔ　＋　ｐ×η１
　　　ｙ２ｎ　＝　ｙｔ　＋　ｐ×η２
　　　ｙ３ｎ　＝　ｙｔ　＋　ｐ×η３
　数式（１４）をベクトル表記すると、下記の数式（１５）のように表される。
　　　Ｙ　＝　ｙｔ＋ｐＸ　　　　　　　　　　　　　　　・・・（１５）
ここで、Ｙは３ｎ個の成分（ｙ１１、ｙ２１、ｙ３１、・・・）を持つベクトルであり、Ｘも３ｎ個の成分（η１、η２、η３、・・・）を持つベクトルである。数式（１５）を観測方程式として用いて、最小二乗法により歯垢量ｐを計算することが可能である。
　３波長の励起光を用いる場合の蛍光測定装置の全体的な構成は、既に説明した蛍光測定装置１又は蛍光測定装置４００と同様である。しかしながら、制御部３００の回路構成は蛍光測定装置１、４００のものとは異なるため、以下では、近接する３波長の励起光を用いる場合における制御部３００の検出回路の構成例について説明する。
　図１７は、３波長の励起光を用いる場合の検出回路３３０の構成例を示す図である。また、図１８は、検出回路３３０の動作タイミングを示すタイミングチャートである。検出回路３３０は、図１４の検出回路３２０をさらに一般化し、ロックインアンプの位相を３相に拡張したものである。
　検出回路３３０では、それぞれ波長λ１、λ２及びλ３の励起光を発光する３つの光源２、２Ａ、２Ｂと、それらを駆動する３つの光源駆動回路８２、８２Ａ、８２Ｂが設けられる。また、検出回路３３０は、３波長λ１、λ２及びλ３に対応して、３つの位相検波器１０４、１０４Ａ、１０４Ｂと、６０°移相器１０８Ａ、１０８Ｂとを備えている。検出回路３３０では、発振回路１００Ａのタイミング信号１０１が同相信号として用いられ、６０°移相器１０８Ａ、１０８Ｂにより６０°、１２０°の位相信号が作られる。通常の位相検波では直交した位相信号が用いられるが、ここでは、回路を簡単にするために、直交しない位相信号を用いた例を説明する。
　位相検波器１０４、１０４Ａ、１０４Ｂからの出力信号は、それぞれＡ／Ｄコンバータ１０６、１０６Ａ、１０６Ｂによりデジタルの検波信号１０７、１０７Ａ、１０７Ｂに変換される。検波信号１０７、１０７Ａ、１０７Ｂでは、３波長λ１、λ２及びλ３それぞれの励起光による蛍光が混ざって検波されるので、制御回路９０での演算によって、以下で説明する通り、各波長に対応する蛍光物質量が分離される。
　３相での位相検波出力（検波信号１０７、１０７Ａ、１０７Ｂ）をそれぞれｙ１’、ｙ２’、ｙ３’とすると、３波長λ１、λ２及びλ３の励起光による蛍光物質量ｙ１、ｙ２、ｙ３は、下記の数式（１６）～（１８）のように混合される。
　　　ｙ１’＝　（３ｙ１＋　ｙ２－　ｙ３）／３　　　　・・・（１６）
　　　ｙ２’＝　（　ｙ１＋３ｙ２＋　ｙ３）／３　　　　・・・（１７）
　　　ｙ３’＝　（－ｙ１＋　ｙ２＋３ｙ３）／３　　　　・・・（１８）
　この連立方程式は、下記の数式（１９）～（２１）のように、ｙ１、ｙ２、ｙ３について解くことができる。
　　　ｙ１＝（２ｙ１’－　ｙ２’＋　ｙ３’）×３／４　・・・（１９）
　　　ｙ２＝（－ｙ１’＋２ｙ２’－　ｙ３’）×３／４　・・・（２０）
　　　ｙ３＝（　ｙ１’－　ｙ２’＋２ｙ３’）×３／４　・・・（２１）
したがって、制御回路９０は、数式（１９）～（２１）に従って、波長λ１、λ２及びλ３にそれぞれ対応する蛍光物質量ｙ１、ｙ２及びｙ３を求める。
　なお、上記の計算では、歯から生じる蛍光物質量ｙｔを一定であると仮定したが、励起光の波長による蛍光効率の違いを考慮して、次のように歯垢量を求めることもできる。
　歯の蛍光を生じさせる蛍光体の量をｑとして、波長ごとの蛍光効率をηｔ１、ηｔ２、ηｔ３とすると、蛍光物質量ｙ１、ｙ２、ｙ３は、下記の数式（２２）～（２４）で表される。
　　　ｙ１　＝　ｑ×ηｔ１　＋　ｐ×η１　　　　　　　・・・（２２）
　　　ｙ２　＝　ｑ×ηｔ２　＋　ｐ×η２　　　　　　　・・・（２３）
　　　ｙ３　＝　ｑ×ηｔ３　＋　ｐ×η３　　　　　　　・・・（２４）
　上記した最小二乗法の計算方法に倣って、Ｚを３ｎ個の成分（ηｔ１、ηｔ２、ηｔ３、・・・）を持つベクトルして、観測方程式を下記の数式（２５）のように定めれば、上記と同様に、ｎ組のデータから蛍光体量ｑと歯垢量ｐを同時に求めることができる。
　　　Ｙ　＝　ｑＺ＋ｐＸ　　　　　　　　　　　　　　　・・・（２５）
　３波長の励起光を用いた光測定方法では、環境光などのノイズに対して影響を受けにくくなる。これは、波長による蛍光効率の変化を反映して、蛍光物質量が所望の変化を示すような成分だけを検出することができるためである。ノイズによる偶然の信号強度変化が所望の変化を示す確率は、波長（蛍光効率）とその順番が複雑なほど低くなる。したがって、波長の数を増やすほどノイズに強くなり、Ｓ／Ｎ比の向上、高感度化が期待できる。
　なお、図示しないが、３波長の励起光を用いる場合でも、図１６に示した動作タイミングのように、複数の光源の同時点灯も同時消灯も起こらない駆動波形を用いることで、同様に、蛍光物質量の検出のダイナミックレンジを向上させることもできる。
［第５実施形態］
　歯磨き動作中に、歯垢量を音や振動でリアルタイムに使用者にフィードバックする場合には、ブラシの先端が歯に触れたときに、触れた場所の歯垢量をフィードバックすることで、使用感がよくなると考えられる。そのためには、上記した蛍光測定装置１又は蛍光測定装置４００の出射光用光導波路６と受光用光導波路２２とで同一の光導波路を共用して、出射部と受光部を同一にする方法が適している。そこで、以下では、出射光用光導波路６と受光用光導波路２２として同一の光導波路を設けた蛍光測定装置について説明する。
　図１９は、別の蛍光測定装置５００の構成図である。上記した蛍光測定装置１又は蛍光測定装置４００と共通する構成要素については、それらの蛍光測定装置のものと同一の符号を使用して、重複する説明は省略する。蛍光測定装置５００は、出射光用光導波路と受光用光導波路とを１つの共用光導波路６Ａで共用したものである。
　蛍光測定装置５００では、第１の光源２又は第２の光源３からの励起光は、混色部４、出射光用光学フィルター５及び出射光用光導波路６を経て、ミラーＭに入射する。ミラーＭは、ダイクロイックミラー又はハーフミラーなどで構成され、励起光の波長領域の光を反射し、蛍光の波長領域の光を透過する特性を有する。したがって、第１の光源２又は第２の光源３からの励起光は、ミラーＭで反射して、共用光導波路６Ａを通過して、出射光用集光部７から、第１の照射光８又は第２の照射光９として、歯垢付着部１１を有する歯１０に照射される。歯１０からの検査光２０（蛍光）は、出射光用集光部に入射し、再び共用光導波路６Ａを通過してミラーＭに至るが、ミラーＭは蛍光の波長領域の光を透過するため、検査光２０はミラーＭを透過して、受光用光導波路２２及び受光用光学フィルター２３を経て光検出器２４に到達する。
　なお、蛍光測定装置５００では、出射光用光学フィルター５と受光用光学フィルター２３は省略可能である。
　蛍光測定装置５００では、例えば歯ブラシのブラシ１本を共用光導波路６Ａとして用いることができる。この場合には、出射光が受光用以外のブラシで遮られることがないので、安定した歯垢の検出が可能である。したがって、特に歯垢が付着しやすい歯間や歯周ポケットなどの隙間部分での検出が確実に行えるので、実用上有益である。
［第６実施形態］
　上記した光測定方法はいずれも歯からの検査光として蛍光を検出するものであるが、歯に照射された励起光の反射光の強度変化を検出することによっても、歯垢量を計測することができる。そこで、以下では、検査光として励起光の反射光を用いる場合の光測定方法について説明する。
　図２０は、歯垢が付着した歯及び清浄な歯に４０５ｎｍの励起光を照射した際に得られる反射光及び蛍光のスペクトルを示すグラフである。また、図２１は、歯垢が付着した歯及び清浄な歯に４００ｎｍの励起光を照射した際に得られる反射光及び蛍光のスペクトルを示すグラフである。各グラフの横軸は波長λ（ｎｍ）を示し、縦軸は蛍光又は反射光の強度Ｉを示す。図１及び図２と同様に、各グラフの細線は清浄な歯から得られるスペクトルＳ１を示しており、太線は歯垢が付着した歯から得られるスペクトルＳ１’を示している。
　最初に、図中Ｐ１で示した６３５ｎｍの蛍光に着目してスペクトルＳ１’を見ると、歯垢が付着した歯を波長４０５ｎｍで励起した場合の歯垢由来の蛍光物質量Δｐよりも、同じ歯を波長４００ｎｍで励起した場合の歯垢由来の蛍光物質量Δｐ”の方が、歯垢に含まれる蛍光物質の蛍光効率が高いために大きくなる。すなわち、波長６３５ｎｍの蛍光強度は、波長４０５ｎｍで励起した場合には、歯の蛍光物質量ｔ１’と歯垢の蛍光物質量Δｐとの和に対応し、波長４００ｎｍで励起した場合には、歯の蛍光物質量ｔ１’と歯垢の蛍光物質量Δｐ”（＞Δｐ）との和に対応する。
　次に、反射光に着目してスペクトルを見ると、波長４０５ｎｍで歯垢が付着した歯を励起した場合の反射光の強度Ｅ１’は、次の２つの理由のため、波長４０５ｎｍで清浄な歯を励起した場合の反射光の強度Ｅ１よりも減少する。１つ目の理由は、歯垢自体が光を散乱する性質を有するために、歯垢での散乱による減少量ΔＲ１が存在することである。２つ目の理由は、歯垢に含まれる蛍光物質の蛍光吸収による減少量ΔＲ２が存在することである。歯に含まれる蛍光物質に吸収された光エネルギーは、その一部が波長６３５ｎｍ付近の蛍光として放出されるので、減少量ΔＲ２は蛍光物質量Δｐに比例する。
　波長４０５ｎｍでの反射光の強度は、歯垢での散乱による減少量と歯垢での蛍光吸収による減少量との和に対応する。この和は、波長４０５ｎｍで励起した場合のΔＲよりも、波長４００ｎｍで励起した場合のΔＲ”の方が、図２１に記号ΔＲ３で示す通り歯垢の蛍光吸収が増加するために、大きくなる。したがって、互いに異なる波長の励起光を歯に照射したときの反射光の比あるいは差分から、歯垢量を推定することができる。
　検査光として反射光を用いる場合の具体的な計算方法は、反射光強度の減少が歯垢量の増加を表すことに着目すれば、増減方向が互いに逆になるだけなので、検査光として蛍光を用いる場合の計算方法と基本的に同一である。
　また、検査光として反射光を用いる場合の光測定装置（反射光測定装置）の全体的な構成は、既に説明した蛍光測定装置１、４００又は５００と同様である。ただし、反射光測定装置では、蛍光領域に対応する周波数領域をカットする必要がないため、出射光用光学フィルター５は不要となる。また、反射光測定装置では、受光用光学フィルター２３としては、４３０ｎｍ以上をカットするものを用いることが好ましい。

Claims (11)

  1. 　互いに異なる複数の波長の光をそれぞれ試料に照射する複数の光源と、
    　前記複数の波長の光を試料に照射したときに発生するそれぞれの検査光の強度を検出する検出部と、
    　前記複数の波長の光に対応して前記検出部でそれぞれ検出された前記検査光の強度に基づいて測定対象の蛍光物質量を演算する制御部と、
    　を有することを特徴とする光測定装置。
  2. 　前記複数の光源は、第１の波長の光を出射する第１の光源、及び前記第１の光源が出射する光の波長よりも長波長側の第２の波長の光を出射する第２の光源で構成され、
    　前記検出部は、試料に前記第１の波長の光を照射したときに発生する第１の蛍光強度、及び試料に前記第２の波長の光を照射したときに発生する第２の蛍光強度を検出し、
    　前記制御部は、前記第１の蛍光強度と前記第２の蛍光強度との差又は比を用いて前記蛍光物質量を演算する、請求項１に記載の光測定装置。
  3. 　前記第１の波長の光と前記第２の波長の光は、試料に対して交互に照射される、請求項２に記載の光測定装置。
  4. 　前記第１の波長の光は、３５０ｎｍから４３０ｎｍの範囲の波長であり、
    　前記第２の波長の光は、４３５ｎｍから５００ｎｍの範囲の波長である、請求項２又は３に記載の光測定装置。
  5. 　前記第１及び第２の波長の光は、３５０ｎｍから４３０ｎｍの範囲の波長であり、
    　前記第１の波長の光と前記第２の波長の光との差は、５ｎｍ以上である、請求項２又は３に記載の蛍光測定装置。
  6. 　前記第１の光源及び前記第２の光源から出射する光の照射面内での強度分布を均一にするための混色部をさらに有する、請求項２～５のいずれか一項に記載の光測定装置。
  7. 　前記検出部は、試料に含まれる測定対象の蛍光物質が発する蛍光の波長の範囲を除く波長領域をカットする受光用光学フィルターを有する、請求項２～６のいずれか一項に記載の光測定装置。
  8. 　前記第１の光源及び前記第２の光源の光の波長を除く波長領域をカットする出射光用光学フィルターをさらに有する、請求項２～７のいずれか一項に記載の光測定装置。
  9. 　前記複数の光源は、試料に照射される前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を導波する出射光用光導波路を有し、
    　前記検出部は、検出された前記検査光を導波する受光用光導波路を有し、
    　前記出射光用光導波路と前記受光用光導波路は、同一の光導波路により構成される、請求項２～８のいずれか一項に記載の光測定装置。
  10. 　前記複数の光源は、第１の波長の光を出射する第１の光源、及び前記第１の光源が出射する光の波長よりも長波長側の第２の波長の光を出射する第２の光源で構成され、
    　前記検出部は、試料に前記第１の波長の光を照射したときの第１の反射光強度、及び試料に前記第２の波長の光を照射したときの第２の反射光強度を検出し、
    　前記制御部は、前記第１の反射光強度と前記第２の反射光強度との差又は比を用いて前記蛍光物質量を演算する、請求項１に記載の光測定装置。
  11. 　請求項１～１０のいずれか一項に記載の光測定装置を備えた歯ブラシ。
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