(57)【要約】【課題】  微小な病変も容易に検知できる歯の光干渉トモグラフィー装置を提供する。【解決手段】  可変波長光発生装置１１と、可変波長光発生装置１１からの光を測定光と参照光とに分割する第二のカプラ１３と、第二のカプラからの測定光を口腔内の歯１００に照射すると共に、歯１００から反射した信号光を捕捉するプローブ３０等と、信号光と参照光とを合波する第三のカプラ１６と、可変波長光発生装置１１からの光を目的とする波長領域となるように可変波長光発生装置１１を制御すると共に、可変波長光発生装置１１から発生させた光の波長領域及び信号光の強度に基づいて、歯１００の特性を求める演算制御装置２１等とを備えると共に、演算制御装置２１が、異なる複数の波長領域の光を発生させるように可変波長光発生装置１１を制御すると共に、信号光の強度を各波長領域ごとに求めることにより、歯１００の特性を求める。【選択図】        図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
波長を０．９〜５．０μmの範囲内で離散的に切り替えできる
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー用可変波長光発生装置。
【請求項２】
請求項１において、
波数の可変範囲の幅が４．７×１０-2μｍ-1以上であり、出射光の周波数幅が１３ＧＨｚ以下であり、波数間隔が３．１×１０-4μｍ-1以下であり、５３０μｓ以下の時間間隔で波数を離散的に切り替えできる
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー用可変波長光発生装置。
【請求項３】
請求項１又は請求項２の歯の光干渉トモグラフィー用可変波長光発生装置を可変波長光発生手段として光源に用いている
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項４】
請求項３において、
歯の偏光特性を測定する偏光特性測定手段を備えている
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項５】
請求項４において、
前記偏光特性測定手段が、
前記可変波長光発生手段から発生した光の偏光方向を制御して測定光と参照光とに分割する主分割手段と、
前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射手段と、
前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、
前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光を２以上の偏光方向成分に分離し、前記主分割手段で分割された前記参照光とそれぞれ合波する合波手段と、
合波された偏光方向の異なる信号の光の強度に基づいて、前記歯の偏光特性を求める演算制御手段と
を備えていることを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項６】
請求項３から請求項５のいずれかにおいて、
前記偏光特性測定手段が、
前記可変波長光発生手段から発生した光を測定光と参照光とに分割する主分割手段と、
前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射手段と、
前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、
前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光と前記主分割手段で分割された前記参照光とを合波する合波手段と、
前記可変波長光発生手段から発生させる前記光を目的とする波長領域となるように当該可変波長光発生手段を制御すると共に、当該可変波長光発生手段から発生させた光の波長領域及び前記合波手段で合波された光の強度に基づいて、前記歯の特性を求める演算制御手段と
を備えると共に、
前記演算制御手段が、異なる複数の波長領域の光を発生させるように前記可変波長光発生手段を制御すると共に、前記合波手段で合波された前記光の強度を各波長領域ごとに求めることにより前記歯の特性を求めるものである
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項７】
可変波長光発生手段と、
前記可変波長光発生手段から発生した光を測定光と参照光とに分割する主分割手段と、
前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射手段と、
前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、
前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光と前記主分割手段で分割された前記参照光とを合波する合波手段と、
前記可変波長光発生手段から発生させる前記光を目的とする波長領域となるように当該可変波長光発生手段を制御すると共に、当該可変波長光発生手段から発生させた光の波長領域及び前記合波手段で合波された光の強度に基づいて、前記歯の特性を求める演算制御手段と
を備えると共に、
前記演算制御手段が、異なる複数の波長領域の光を発生させるように前記可変波長光発生手段を制御すると共に、前記合波手段で合波された前記光の強度を各波長領域ごとに求めることにより前記歯の特性を求めるものである
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項８】
請求項６又は請求項７において、
前記演算制御手段が、前記合波手段で合波された前記光の強度を各波長領域ごとに求めることにより前記歯の光吸収係数を求め、当該光吸収係数に基づいて当該歯の特性を求めるものである
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項９】
請求項８において、
前記演算制御手段が、前記光吸収係数に基づいて、前記歯のエナメル質又は象牙質の組成物の単位体積当たりの存在量を求めるものである
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項１０】
請求項９において、
前記演算制御手段が、前記光吸収係数に基づいて、さらに、前記歯のエナメル質又は象牙質の単位体積当たりの水分の存在量を求めるものである
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項１１】
請求項３から請求項１０のいずれかにおいて、
前記可変波長光発生手段が、可変波長半導体レーザ光発生装置である
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項１２】
可変波長光発生手段と、
前記可変波長光発生手段から発生した光を測定光と参照光とに分割する主分割手段と、
前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射手段と、
前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、
前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光と前記主分割手段で分割された前記参照光とを合波する合波手段と、
前記可変波長光発生手段から発生させる前記光を目的とする波長領域となるように当該可変波長光発生手段を制御すると共に、当該可変波長光発生手段から発生させた光の波長領域及び前記合波手段で合波された光の強度に基づいて、前記歯の特性を求める演算制御手段と
を備えると共に、
前記可変波長光発生手段が、可変波長半導体レーザ光発生装置である
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項１３】
請求項７又は請求項１２において、
前記可変波長光発生手段が、１．２〜５．０μmの間の波長範囲の光を発生させるものである
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項１４】
請求項１３において、
前記可変波長光発生手段が、１．２〜５．０μm以内で１．３〜１．６μｍよりも広い波長範囲の光を発生させるものである
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項１５】
請求項３から請求項１４のいずれかにおいて、
前記主分割手段と前記合波手段とが兼用された主分割・合波手段である
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項１６】
請求項３から請求項１５のいずれかにおいて、
前記測定光照射手段と前記信号光捕捉手段とが兼用された照射・捕捉手段である
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項１７】
請求項１６において、
前記照射・捕捉手段が、
可撓性を有すると共に少なくとも先端側で光透過性を有する外筒と、
前記外筒の内部に周方向に回転できるように配設されて先端側に前記測定光及び前記信号光の入出光窓を形成された可撓性を有する内筒と、
前記内筒の内部に配設されて、前記測定光及び前記信号光を案内する光ファイバと、
前記内筒の内部の先端側に設けられて前記光ファイバの先端側と当該内筒の前記入出光窓との間を光学的に連絡する連絡手段と
を有するプローブを備えている
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【請求項１８】
請求項１７において、
前記プローブが、前記外筒の先端側に目視確認用の観察ミラーを有している
ことを特徴とする歯の光干渉トモグラフィー装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、歯の光干渉トモグラフィー用可変波長光発生装置及び歯の光干渉トモグラフィー装置に関し、歯の断層画像を得て、歯の特性を検査する虫歯検知装置に適用すると極めて有効なものである。
【背景技術】
【０００２】
オプティカル・コヒーレンス・トモグラフィ法（以下「ＯＣＴ法」という。）は、生体に対して無侵襲性を有すると共に高分解能を有することから、眼の網膜の断層撮影に利用されるだけでなく、網膜以外の他の器官の断層撮影にも適用が試みられており（例えば、下記非特許文献１等参照）、例えば、歯の特性を検知することが考えられている（例えば、下記非特許文献２等参照）。
【０００３】
【特許文献１】特許第３４７１７８８号公報
【非特許文献１】陳  健培，「臨床応用へ向けた光コヒーレンストモグラフィによる顕微診断」，オプトロニクス，株式会社オプトロニクス社，平成１４年７月１０日，第２４７号，p.１７９−１８３
【非特許文献２】Edited by Brett E.Bouma et al.,Handbook of Optical Coherence Tomography,(USA),Marcel Dekker Inc.,2002,p. 591-612
【非特許文献３】吉國  裕三  ，「波長可変レーザーの開発動向とそのシステム応用への期待」，応用物理，応用物理学会，２００２年，第７１巻，第１１号，p.１３６２−１３６６
【非特許文献４】崔  東学  他，「ＳＳＧ−ＤＢＲレーザを用いた高速・高分解能ＯＦＤＲ−ＯＣＴ」，第２８回光学シンポジウム講演予稿集，社団法人  応用物理学会分科会  日本光学会，２００３年６月１９日，p.３９−４０
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、前述したような従来のＯＣＴ法を利用したオプティカル・コヒーレンス・トモグラフ装置（以下「ＯＣＴ装置」という。）では、光源として広帯域のブロードバンドが必要であり、このために、スーパ−ルミネッセントダイオードやファイバ増幅器の自然発光光源を用いるため、現状で入手可能な波長領域が０．８５μmか１．３１μmで行われていた（例えば非特許文献２のｐ５９４等参照）。しかし、より深い侵達距離を得るためには、より長い波長での測定が必要となる。そこで、容易に入手可能で、より長い波長領域で発光する光源と、その光源を用いてＯＣＴ計測を可能にする方法が必要とされていた。
【０００５】
また、ＯＣＴの信号は、侵達度が深くなればなるほど弱くなり、より深い侵達距離で測定を可能にするためには、測定の感度がより高いＯＣＴの方法を用いる必要があった。
【０００６】
また、例えば、歯のエナメル質中の初期虫歯を検知しようとすると、エナメル質を構成する微結晶（水酸化リン灰石）が複屈折率を有するため、偏光特性を測定できない装置を用いた断層像では不鮮明になることがあり、従来よりも長い波長領域においてより感度の高いＯＣＴ計測が可能であるとともに、偏光特性の測定も可能にする断層像撮像用のＯＣＴである必要があった。
【０００７】
また、従来のような強度の測定のみよりも、より正確な診断知見が得られる、構成物資の組成比の測定も可能にする分光可能なＯＣＴが必要とされていた。
【０００８】
また、従来のＯＣＴでは、参照用ミラーを機械的に動かさなければならないため測定速度に制限があり、測定時間中に被測定対象の歯が動いてしまい、断層画像に歪み（アーティファクト）が生じる問題があった（例えば非特許文献２のｐ５９６等参照）。このため、上記の性能を実現できるとともに、より速い測定速度の向上も実現できるＯＣＴの方法が必要とされていた。
【０００９】
このようなことから、本発明は、高感度、高速で、組織組成の弁別性を可能にした歯の光干渉トモグラフィー用可変波長光発生装置及び歯の光干渉トモグラフィー装置を提供することにより、微小な初期虫歯であっても、容易に検知することができる虫歯検知装置を提供し、歯の詳細な検査を可能にすることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
前述した課題を解決するための、第一番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー用可変波長光発生装置は、波長が０．９〜５．０μmの範囲内で、しかも波長が離散的に切り替え可能な手段を有する、すなわち、波長を０．９〜５．０μmの範囲内で離散的に切り替えできることを特徴とする。
【００１１】
第二番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー用可変波長光発生装置は、可変波長光発生手段の波長が０．９〜５．０μmの範囲内で、波数の可変範囲の幅が４．７×１０-2μｍ-1以上且つ出射光の周波数幅が１３ＧＨｚ以下であって、３．１×１０-4μｍ-1以下の波数間隔且つ５３０μｓ以下の時間間隔で波数を離散的に切り替え可能な手段を有する、すなわち、第一番目の発明において、波数の可変範囲の幅が４．７×１０-2μｍ-1以上であり、出射光の周波数幅が１３ＧＨｚ以下であり、波数間隔が３．１×１０-4μｍ-1以下であり、５３０μｓ以下の時間間隔で波数を離散的に切り替えできることを特徴とする。
【００１２】
第三番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、光源が、第一番目又は第二番目の発明の可変波長光発生装置である、すなわち、第一番目又は第二番目の発明の歯の光干渉トモグラフィー用可変波長光発生装置を可変波長光発生手段として光源に用いていることを特徴とする。
【００１３】
第四番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、光源が、第一番目又は第二番目の発明の可変波長光発生装置であって、歯の偏光特性を測る手段を有する、すなわち、第三番目の発明において、歯の偏光特性を測定する偏光特性測定手段を備えていることを特徴とする。
【００１４】
第五番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第四番目の発明において、前記偏光特性測定手段が、前記可変波長光発生手段から発生した光の偏光方向を制御して測定光と参照光とに分割する主分割手段と、前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射手段と、前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光を２以上の偏光方向成分に分離し、前記光分割手段で分割された前記参照光とそれぞれ合波する合波手段と、合波された偏光方向の異なる信号の光の強度に基づいて、前記歯の偏光特性を求める演算制御手段とを備えていることを特徴とする。
【００１５】
第六番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第三番目から第五番目の発明のいずれかにおいて、前記偏光特性測定手段が、前記可変波長光発生手段から発生した光を測定光と参照光とに分割する主分割手段と、前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射手段と、前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光と前記主分割手段で分割された前記参照光とを合波する合波手段と、前記可変波長光発生手段から発生させる前記光を目的とする波長領域となるように当該可変波長光発生手段を制御すると共に、当該可変波長光発生手段から発生させた光の波長領域及び前記合波手段で合波された光の強度に基づいて、前記歯の特性を求める演算制御手段とを備えると共に、前記演算制御手段が、異なる複数の波長領域の光を発生させるように前記可変波長光発生手段を制御すると共に、前記合波手段で合波された前記光の強度を各波長領域ごとに求めることにより前記歯の特性を求めるものであることを特徴とする。
【００１６】
第七番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、可変波長光発生手段と、前記可変波長光発生手段から発生した光を測定光と参照光とに分割する主分割手段と、前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射手段と、前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光と前記主分割手段で分割された前記参照光とを合波する合波手段と、前記可変波長光発生手段から発生させる前記光を目的とする波長領域となるように当該可変波長光発生手段を制御すると共に、当該可変波長光発生手段から発生させた光の波長領域及び前記合波手段で合波された光の強度に基づいて、前記歯の特性を求める演算制御手段とを備えると共に、前記演算制御手段が、異なる複数の波長領域の光を発生させるように前記可変波長光発生手段を制御すると共に、前記合波手段で合波された前記光の強度を各波長領域ごとに求めることにより前記歯の特性を求めるものであることを特徴とする。
【００１７】
第八番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第六番目又は第七番目の発明において、前記演算制御手段が、前記合波手段で合波された前記光の強度を各波長領域ごとに求めることにより前記歯の光吸収係数を求め、当該光吸収係数に基づいて当該歯の特性を求めるものであることを特徴とする。
【００１８】
第九番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第八番目の発明において、前記演算制御手段が、前記光吸収係数に基づいて、前記歯のエナメル質又は象牙質の組成物の単位体積当たりの存在量を求めるものであることを特徴とする。
【００１９】
第十番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第九番目の発明において、前記演算制御手段が、前記光吸収係数に基づいて、さらに、前記歯のエナメル質又は象牙質の単位体積当たりの水分の存在量を求めるものであることを特徴とする。
【００２０】
第十一番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第三番目から第十番目の発明のいずれかにおいて、前記可変波長光発生手段が、可変波長半導体レーザ光発生装置であることを特徴とする。
【００２１】
第十二番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、可変波長光発生手段と、前記可変波長光発生手段から発生した光を測定光と参照光とに分割する主分割手段と、前記主分割手段で分割された前記測定光を口腔内の歯に照射する測定光照射手段と、前記歯に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段と、前記信号光捕捉手段で捕捉された前記信号光と前記主分割手段で分割された前記参照光とを合波する合波手段と、前記可変波長光発生手段から発生させる前記光を目的とする波長領域となるように当該可変波長光発生手段を制御すると共に、当該可変波長光発生手段から発生させた光の波長領域及び前記合波手段で合波された光の強度に基づいて、前記歯の特性を求める演算制御手段とを備えると共に、前記可変波長光発生手段が、可変波長半導体レーザ光発生装置であることを特徴とする。
【００２２】
第十三番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第七番目又は第十二番目の発明において、前記可変波長光発生手段が、１．２〜５．０μmの間の波長範囲の光を発生させるものであることを特徴とする。
【００２３】
第十四番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第十三番目の発明において、前記可変波長光発生手段が、１．２〜５．０μm以内で１．３〜１．６μｍよりも広い波長範囲の光を発生させるものであることを特徴とする。
【００２４】
第十五番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第三番目から第十四番目の発明のいずれかにおいて、前記主分割手段と前記合波手段とが兼用された主分割・合波手段であることを特徴とする。
【００２５】
第十六番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第三番目から第十五番目の発明のいずれかにおいて、前記測定光照射手段と前記信号光捕捉手段とが兼用された照射・捕捉手段であることを特徴とする。
【００２６】
第十七番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第十六番目の発明において、前記照射・捕捉手段が、可撓性を有すると共に少なくとも先端側で光透過性を有する外筒と、前記外筒の内部に周方向に回転できるように配設されて先端側に前記測定光及び前記信号光の入出光窓を形成された可撓性を有する内筒と、前記内筒の内部に配設されて、前記測定光及び前記信号光を案内する光ファイバと、前記内筒の内部の先端側に設けられて前記光ファイバの先端側と当該内筒の前記入出光窓との間を光学的に連絡する連絡手段とを有するプローブを備えていることを特徴とする。
【００２７】
第十八番目の発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、第十七番目の発明において、前記プローブが、前記外筒の先端側に目視確認用の観察ミラーを有していることを特徴とする。
【発明の効果】
【００２８】
本発明に係る歯の光干渉トモグラフィー用可変波長光発生装置及び歯の光干渉トモグラフィー装置によれば、より深い侵達距離を得るために必要とされる、従来よりも長い波長領域で発光する光源と、その光源を用いてＯＣＴ計測を可能にする装置が可能となり、さらに、測定の感度が上がるため、より深い侵達距離で測定を可能にできる。
【００２９】
また、偏光特性の測定も可能になるＯＣＴ計測装置であることにより、例えば、エナメル質のように複屈折率を有する歯の組織でも、断層像を鮮明にすることができる。
また、分光可能なＯＣＴ装置であることによって構成物資の組成比の測定も可能になり、従来のような単に強度の測定のみのＯＣＴ装置よりも、より正確な診断知見が得られる。
また、従来のＯＣＴ装置よりもよりも速い測定速度を実現したＯＣＴ装置であることによって、測定時間中に被測定対象の歯が動くことによる断層画像の歪み（アーティファクト）は減少させることができる。
【００３０】
よって、本発明に係る虫歯検知装置によれば、微小な初期虫歯であっても、容易に検知することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３１】
歯における散乱による光の吸収係数は、エナメル質では波長６３２ｎｍで６０ｃｍ-1、１０５３ｎｍで１５ｃｍ-1であり、象牙質では６２０ｎｍで２８０ｃｍ-1、１０５３ｎｍで２６０ｃｍ-1であることが報告されている（例えば非特許文献２のｐ５９３等参照）。散乱による光の吸収係数を減少させるためには、長波長の方が有利である。図６にエナメル質と水の吸収係数の波長依存性を示す。エナメル質は、吸収係数が波長の増加とともに指数関数的に減少するので、長波長のほうが有利である。厚さ５ｍｍｍの層を通してＯＣＴの測定を可能とするためには、ＯＣＴの現状の感度である−１２０ｄBでは、吸収係数が３０ｃｍ-1以下である必要がある。この基準で、５ｍｍの厚さのエナメル質を透過して、象牙質の測定を可能とするためには、図６からわかるように、波長を０．９μｍ以上とする必要がある。
【００３２】
図６に水１００％による光の吸収係数を示す。実際にはエナメル質中の水の組成比は１〜２％であり、エナメル質の吸収の影響と比べるためには、図６の水の吸収のグラフを縦軸方法に１００〜５０分の１に縮める必要がある。このように、歯の組織においては、水の吸収による影響は小さい。しかし、約１．４５μｍに最初の吸収ピークが、約３μｍには水の強い吸収係数のピークがあり、虫歯に溜まった水を検出するためには、このピークを利用するのが有利である。しかし、更に小波長領域になるほど、熱雑音の影響が増すので、５μｍ以下の波長が望ましい。
【００３３】
ＯＣＴには、ＯＣＤＲ（オプティカル・コヒーレンス・ドメイン・リフレクトメータ）法、ＦＤ（フリーケンシー・ドメイン）法、ＯＦＤＲ（オプティカル・フリーケンシー・ドメイン・リフレクトメータ）法の３つの方法が知られている。光の歯への照射強度が、生体の安全性から限界があるとき、ＯＦＤＲ法はＯＣＤＲ法に比べ１００から１０００倍、ＦＤ法に比べ数十倍感度が良いことが知られおり、まず感度からＯＦＤＲ法が最良の方法である。
【００３４】
ＯＣＤＲ法及びＦＤ法では、スペクトル幅の広い低コヒーレンス光源を用いるが、ＯＦＤＲ法では、レーザのようにスペクトル幅の狭い干渉性のよい高コヒーレンス光源を用い、発振波長を走査する可変波長光発生装置を用いて、ＯＣＴ計測を行う（例えば、上記非特許文献４等参照）。このため、波長領域を分けてデータ解析を行うと、分光学的ＯＣＴが可能になるという利点もある（例えば、上記特許文献１等参照）。
【００３５】
ＯＦＤＲ法の可変波長光発生手段としては、波長を連続的に変化させても、離散的に変化させてもよいが、一つのデータを取得する間に波長が変化しない離散的に波長が切り替え可能な光源の方が、特性の波長依存性が正確に決定できる。
【００３６】
離散的に波長を変化させる可変波長光発生手段において、歯の断層像を得る分解能が少なくとも８０μm以上であるためには、波数（２π／波長）の可変範囲の幅が４．７×１０-2μm-1以上必要で、光の干渉性に基づく測定可能距離が１０ｍｍ以上であるためには、出射光の周波数幅が１３ＧＨｚ以下でなければならず、ＯＣＴ像の重なり合いが生じない距離が１０ｍｍ以上（片側５ｍｍ以上）であるためには、波数間隔が３．１×１０-4μm-1以下でなければならず、心拍など人体の動きの影響を少なくするためには、測定が高速でなければならず、波数の切り替え時間が５３０μｓ以下が望ましい。
【００３７】
ここで、波長を離散的に走査する場合には、図１２（ａ）に示すように、波長を漸増させてもよいし、図１２（ｂ）に示すように、波長を漸減させてもよいし、図１２（ｃ）に示すように、波長を不規則に変化させてもよく、端的に言えば、測定時間内に所定の波長をすべて走査すればよい。なお、上記「所定の波長」は、波数でみたときに、等間隔に並んだ波数の集合であると好ましいが、必ずしもこれに限られるものではなく、例えば、断層画像の作成の際に演算処理を考慮することにより、波数間隔が一定でない波長の集合の場合であっても適用可能となる。
【００３８】
なお、上記測定を行う光の波長領域としては、１．２〜５．０μｍであると、発光手段及び受光手段を容易に入手できるので好ましく、特に、１．３〜１．６μｍ（よりよくは１．３５〜１．６μｍ、さらには１．４〜１．６μｍ、最もよくは１．５〜１．６μｍ）であると、光通信用の発光手段及び受光手段を利用できるので非常に好ましい。言い換えれば、可変波長光発生手段の可変波長領域が、１．２〜５．０μｍ以内で１．３〜１．６μｍよりも広いと好ましく、特に、１．３〜１．６μｍ以内で１．３５〜１．６μｍよりも広いと（よりよくは１．３５〜１．６μｍ以内で１．４〜１．６μｍよりも広く、さらには１．４〜１．６μｍ以内で１．５〜１．６μｍより広く、最もよくは１．５〜１．６μｍ以内）非常に好ましい。
【００３９】
歯の検査装置の主な検査対象は、歯の構造が正常であるか、特に虫歯がないか、また、歯の治療をした場合、補填物など治療の状態は正常であるか、歯周病など歯茎の状態は正常であるかなどである。歯科の診断に用いられた場合、口腔内様々な部位のＯＣＴ断層像も有用である。本発明は、主に歯を対象としているが、これらにも利用可能である。
【００４０】
歯の構造は、一番外側がエナメル質、その内側に象牙質、さらに内側に歯髄がある。エナメル質は、構造上強い複屈折を示すことが知られており、円偏光の光を入射しても、散乱光が偏光する。従って、散乱光の偏光特性を測定することによって、エナメル質と象牙質の境界を明瞭に区別できる。また、歯の治療に伴う補填物は複屈折性が弱いので、偏光の測定によってエナメル質との境界が明瞭に判別できる。屈折率が波長に依存するように、この複屈折性は波長依存性を示すため、波長領域を分割して分光学的に解析できるＯＦＤＲ−ＯＣＴが最適である。
【００４１】
ここで、本発明に係る歯の光干渉トモグラフィー用可変波長光発生装置及び歯の光干渉トモグラフィー装置の実施形態（歯の偏光特性を測定する場合の一例）を図１０に基づいて説明する。図１０は、歯の光干渉トモグラフィー装置の概略構成図である。
【００４２】
図１０に示すように、可変波長光発生手段である可変波長光発生装置１１から出射した光は、偏光板２００によって直線偏光の方向が決定され、主分割手段であるビームスプリッター２０１によって試料光路と参照光路に光が分割される。
【００４３】
試料光路の光（測定光）は、波長板２０２によって円偏光にされ、可撓性を有するチューブ状の測定光照射手段であるプローブ３０を通して、歯１００に照射される。歯の内部からの反射光（信号光）は、信号光捕捉手段でもあるプローブ３０によって集められ、波長板２０２を通ってビームスプリッター２０１に戻る。ビームスプリッター２０１は、合波手段の役割もする。散乱光は、試料の複屈折の性質に依存し、偏光している。
【００４４】
ビームスプリッター２０１で分割され参照光路に入った光（参照光）は、減衰素子２０３と波長板２０４を通り、参照ミラー２０５で反射され、参照光路に戻され、ビームスプリッター２０１に入射し、信号光と合波される。減衰素子２０３の減衰率は、信号対雑音比が最適になるように設定される。波長板２０４は、ビームスプリッター２０１に戻る光が円偏光になるように設定される。
【００４５】
偏光分離手段である偏光ビームスプリッター２０６は、ビームスプリッター２０１からの光を水平偏光成分と垂直偏光成分に分離する。水平偏光成分は光検出器２０７で検出され、鉛直偏光成分は光検出器２０８で検出され、それぞれ増幅されてＡ／D変換され、演算制御手段である図示しないコンピュータに入力される。
【００４６】
検出された水平偏光成分と垂直偏光成分の光の強度と互いの位相関係から、歯の偏光特性が、歯の内部の位置の関数として、コンピュータによって計算される。
【００４７】
つまり、本実施形態に係る歯の光干渉トモグラフィー装置は、歯の偏光特性を測定する偏光特性測定手段を備え、前記偏光特性測定手段が、可変波長光発生手段（可変波長光発生装置１１）から発生した光の偏光方向を制御して測定光と参照光とに分割する主分割手段（ビームスプリッター２０１）と、主分割手段（ビームスプリッタ２０１）で分割された測定光を口腔内の歯１００に照射する測定光照射手段（プローブ３０）と、歯１００に照射されて反射した信号光を捕捉する信号光捕捉手段（プローブ３０）と、信号光捕捉手段（プローブ３０）で捕捉された信号光と主分割手段（ビームスプリッタ２０１）で分割された参照光とを合波する合波手段（ビームスプリッタ２０１）と、合波手段（ビームスプリッタ２０１）で合波された光を２以上の偏光方向成分に分離する偏光分離手段（偏光ビームスプリッター２０６）と、偏光ビームスプリッター２０６で分離された偏光方向の異なる光の強度に基づいて、歯１００の偏光特性を求める演算制御手段（前記コンピュータ）とを備えているのである。
【００４８】
また、本発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置及び歯の光干渉トモグラフィー装置の実施形態（反射強度によって虫歯を検知する場合の一例）を図１，２に基づいて説明する。図１は、歯の光干渉トモグラフィー装置である虫歯検知装置の概略構成図、図２は、図１のプローブの概略構成図である。
【００４９】
図１に示すように、例えば、超周期構造回折格子分布反射半導体レーザ光発生装置（例えば非特許文献３等参照）等のような、波長を変化させながら光を出射させる可変波長光発生手段である可変波長光発生装置１１の光出射口は、光を二分割（例えば９０：１０）する方向性結合器等からなる第一のカプラ１２の光受入口に光学的に接続している。
【００５０】
前記第一のカプラ１２の一方側（分割割合９０％側）の光送出口は、光を二分割（例えば７０：３０）する方向性結合器等からなる主分割手段である第二のカプラ１３の光受入口に光学的に接続している。この第二のカプラ１３の光受入口には、測定光の照射位置を視認するための可視領域の光を出射する可視光源であるエイミング・ライト・ソース１４の光出射口が光学的に接続されている。
【００５１】
前記第二のカプラ１３の一方側（分割割合７０％側）の光送出口は、オプティカルサーキュレータ１５の光受入口に光学的に接続している。この第二のカプラ１３の他方側（分割割合３０％側）の光送出口は、光を二分割（例えば５０：５０）する方向性結合器等からなる合波手段である第三のカプラ１６の光受入口に光学的に接続している。上記オプティカルサーキュレータ１５は、上記第三のカプラ１６の光受入口に光学的に接続すると共に、可撓性を有するチューブ状のプローブ３０の基端側が接続している。このプローブ３０は、図２に示すような構造となっている。
【００５２】
図２に示すように、可撓性を有する樹脂等からなる外筒３１は、少なくとも先端側が光透過性を有すると共に、先端側が閉塞している。外筒３１の内部には、可撓性を有する樹脂等からなると共に閉塞した先端を有する内筒３２が当該外筒３１に対して周方向に摺動回転できるように差し込まれて支持されている。内筒３２の内部には、可撓性を有する樹脂等からなる充填材３３が充填されると共に、光ファイバ３４が同軸をなすようにして配設支持されている。この光ファイバ３４の基端側は、前記オプティカルサーキュレータ１５に光学的に接続している。
【００５３】
前記内筒３２の先端側の周壁の一部には、入出光窓３２ａが形成されている。内筒３２の内部の先端側には、反射ミラー３５が配設されている。内筒３１の内部の前記光ファイバ３４の先端と反射ミラー３５との間には、集光結像用のレンズ等の光学系部材３６が配設されている。前記外筒３１の先端側外部には、目視確認用の観察ミラー３７が配設されている。この観察ミラー３７は、外筒３１の先端側外周面に取り付けられたブラケット３８により固定支持されている。また、外筒３１の外周面の先端側には、口腔内での支持や移動を容易にする図示しない移動支持具が取り付けられている。
【００５４】
つまり、光ファイバ３４の基端側から入射した測定光は、前記光学系部材３６で細い平行ビームに成形された後、前記反射ミラー３５を介して内筒３２の前記入出光窓３２ａから前記外筒３１を透過して出射し、歯１００に照射されて反射（後方散乱）した信号光は、当該外筒３１を透過して内筒３２の入出光窓３２ａから内筒３２の内部に入射し、反射ミラー３５及び前記光学系部材３６を介して光ファイバ３４の先端側から内部に入り、前記オプティカルサーキュレータ１５に入射するようになっているのである。なお、図２中、３９はローテイトベアリングである。
【００５５】
このような本実施形態においては、反射ミラー３５、光学系部材３６等により連絡手段を構成し、プローブ３０、オプティカルサーキュレータ１５等により測定光照射手段と信号光捕捉手段とを兼用する照射・捕捉手段を構成している。
【００５６】
図１に示すように、前記第三のカプラ１６の一方側及び他方側の光送出口は、光検出機能を有する第一の差動アンプ１７の光受入口に光学的に接続している。第一の差動アンプ１７のＬｏｇ出力部は、入力された信号強度の変動を補正演算する第二の差動アンプ１８のＬｏｇ入力部に電気的に接続している。
【００５７】
他方、前記第一のカプラ１２の他方側（分割割合１０％側）の光送出口は、光検出器１９の光受入口に光学的に接続している。光検出器１９の出力部は、Ｌｏｇアンプ２０の入力部に電気的に接続している。Ｌｏｇアンプ２０のＬｏｇ出力部は、前記第二の差動アンプ１８のＬｏｇ入力部に電気的に接続している。
【００５８】
前記第二の差動アンプ１８の出力部は、コヒーレント干渉波形、すなわち、後方散乱強度分布を合成する（例えば非特許文献４等参照）演算制御装置２１の入力部に図示しないアナログ／デジタル変換機を介して電気的に接続している。演算制御装置２１の出力部は、演算結果を表示するモニタやプリンタ等の表示装置２２の入力部に電気的に接続している。この演算制御装置２１は、入力された情報に基づいて前記可変波長光発生装置１１を制御することができるようになっている。
【００５９】
このような第一の差動アンプ１７、第二の差動アンプ１８、光検出器１９、Ｌｏｇアンプ２０、演算制御装置２１、表示装置２２等により、本実施形態では演算制御手段を構成している。
【００６０】
次に、このような本実施形態に係る歯の光干渉トモグラフィー装置である虫歯検知装置を使用する歯の検査方法（虫歯検知方法）を説明する。
【００６１】
前記プローブ３０の先端側を人の口腔内に挿入して、当該プローブ３０を口腔内の所定箇所に前記移動支持具を用いて位置決め支持し、前記演算制御装置２１を作動させることにより、前記可変波長光発生装置１１から目的とする波長領域の測定用の光（波長可変範囲：１５００〜１５５０ｎｍ、スペクトル周波数幅：１０ＭＨｚ以下、走査波数（Ａスキャン数）：４００）を発生させると共に、エイミング・ライト・ソース１４から視認用の光を出射する。
【００６２】
前記可変波長光発生装置１１から発生した光は、第一のカプラ１２で二分割（９０：１０）される。第一のカプラ１２で二分割された一方側（９０％側）の光は、第二のカプラ１３で二分割（７０：３０）される。また、第一のカプラ１２で二分割された他方側（１０％側）の光（補正光）は、光検出器１９に送られる。
【００６３】
第二のカプラ１３で二分割された一方側（７０％側）の光（測定光）は、前記視認光と共にオプティカルサーキュレータ１５を介して前記プローブ３０の光ファイバ３４内を通行し、前述したようにしてプローブ３０の先端側から出射することにより、歯１００に照射される。
【００６４】
このとき、プローブ３０は、可撓性を有すると共に、外筒３１に対して内筒３２を周方向に摺動回転させることができると共に、上記測定光と併せて視認光が出射されるので、当該測定光を口腔内の目的とする位置の歯１００に照射することが容易にできる。
【００６５】
前記歯１００に照射されて反射（後方散乱）した光（信号光）は、前述したようにプローブ３０内に再び入射し、前記オプティカルサーキュレータ１５を介して第三のカプラ１６に送られる。また、前記第二のカプラ１３で二分割された他方側（３０％側）の光（参照光）は、上記第三のカプラ１６に送られて上記信号光と合波される。
【００６６】
前記第三のカプラ１６で合波された光は、第一の差動アンプ１７に送られる。第一の差動アンプ１７は、Ｌｏｇ出力信号を第二の差動アンプ１８に出力する。また、前記光検出器１９は、前記第一のカプラ１２で二分割された他方側（１０％側）の光（補正光）を電気信号に変換して、Ｌｏｇアンプ２０に出力する。このＬｏｇアンプ２０は、Ｌｏｇ出力信号を上記第二の差動アンプ１８に出力する。第二の差動アンプ１８は、入力強度の補正演算を行った後、その情報信号を前記アナログ／デジタル変換機に出力する。
【００６７】
前記アナログ／デジタル変換機は、入力された情報信号をデジタル信号に変換して、前記演算制御装置２１に出力する。演算制御装置２１は、入力された各種情報に基づいて演算処理を行い、コヒーレンス干渉波形、すなわち、前記信号光の強度を求め、当該強度等に基づいて当該歯１００の特性を求め（詳細は後述する）、その結果を表示装置２２に表示させる。
【００６８】
このようにして求められた歯１００の特性データにより、初期虫歯等の検知を可能とする歯の特性を求めることができる。
【００６９】
ここで、上述したような歯の光干渉トモグラフィー装置を用いた歯の測定結果の一例を図１１に示す。この測定では、図１における、光検出器１９、Ｌｏｇアンプ２０、第二の差動アンプ１８を使用せず、第一の差動アンプ１７を演算制御装置２１に直接接続して当該差動アンプ１７の比例出力を直接入力するようにした。可変波長光発生装置１１には、波長範囲が１５３０〜１５７０ｎｍ、波長間隔が０．１ｎｍ、波長走査速度が０．１ｎｍ／１０μｓの超周期構造回折格子分布反射半導体レーザ光発生装置を用いた。
【００７０】
試料には、抜歯した犬歯を用いた。その写真を図１１（Ｐ）に示す。図１１において、（Ａ）〜（Ｅ）は、写真（Ｐ）に示した線（ａ）〜（ｅ）に沿ったそれぞれの断面のＯＣＴ画像である。
【００７１】
（Ａ）に示すように、侵達度は光学距離で４ｍｍほどである。先端部分に行くに従って、表面のエナメル質の中の象牙質が観測可能になる。（Ｂ）では、エナメル質が厚く、象牙質がはっきりとは見えていない。（Ｃ）、（Ｄ）、（Ｅ）と先端に行くに従って、エナメル質の内部の象牙質がよりはっきりと見えるようになる。また、（Ｄ）、（Ｅ）では、内部の象牙質の信号の方が、表面のエナメル質の信号より強く観測されている。これは、象牙質の方が、エナメル質より散乱能が強いことに対応している。
【００７２】
（Ｃ）と（Ｄ）では、真ん中ほどに、エナメル質の途中から、象牙質を貫く亀裂が観測されている。この亀裂は、表面では観測されていない。このように、ＯＣＴによれば、表面に現れない内部の病変を観測することができる。
【００７３】
ここで、この原理等をより詳細に説明する。
【００７４】
歯１００の最外部を形成するエナメル質は、ヒトの体内で最も硬い部分であり、重量比で、無機質約９６％、有機質約２％、水約２％の割合の組成物である。この無機質部分が、虫歯菌の生成する酸で繰り返し侵されることにより（脱灰）、最終的に虫歯となる。初期虫歯は、図３に示すように、歯１００のエナメル質１０１の表面１０１ａに生成せずに、エナメル質１０１の内部１０１ｂに小さなピット１０２として形成される。
【００７５】
健康な歯１００のエナメル質１０１は、その組成物中の水分含有量が上述のように非常に少ないが、上述したようなピット１０２を有する初期虫歯の歯１００のエナメル質１０１は、口腔内の唾液が上記ピット１０２内に侵入するため、単位体積当たりの水分量が多くなる。
【００７６】
そこで、本実施形態においては、歯１００のエナメル質１０１の組成物と水分との単位体積当たりの存在量の割合を求めることにより、初期虫歯等の歯１００の特性を容易に検知できるようにしたのである。
【００７７】
ところで、ＯＣＴ法のなかでも可変波長光を光源としたオプティカル・フリーケンシー・ドメイン・リフレクトメトリ法（以下「ＯＦＤＲ法」という。）を適用したＯＦＤＲ−ＯＣＴ装置は、生体の断層像の撮影と同時に、生体の光吸収係数の波長依存性も測定することができ、例えば、生体の酸素飽和度の測定に利用することが提案されている（例えば特許文献１等参照）。
【００７８】
このような従来のＯＦＤＲ−ＯＣＴ装置においては、骨を含むほとんどの人体組織で数十％もの高い割合を占めている水が赤外光を強く吸収してしまうことから、測定に近赤外光を使用することを避けて、生体の窓といわれている６５０〜１１００ｎｍの波長領域の光を利用するようにしている。
【００７９】
これに対し、本実施形態においては、水をほとんど含まないという歯１００のエナメル質１０１の他の人体組織と大きく異なる特性に着目し、歯１００のエナメル質１０１の組成物に対して吸収されることなく水に対して吸収されるという、従来のＯＦＤＲ−ＯＣＴ装置で利用されることのなかった１．２μｍ以上の波長領域の光を使用することにより、歯１００のエナメル質１０１の組成物と水分との単位体積当たりの存在量の割合から当該歯１００の特性（ピット１０２の存在の有無及びその位置）を求めるようにしたのである。
【００８０】
次に、歯１００のエナメル質１０１の信号光強度分布及び光吸収係数分布並びに単位体積当たりの組成物と水分との存在量分布の算出方法をより具体的に説明する。
【００８１】
図４は、微小領域における光吸収係数の測定原理の説明図である。図４において、中心波長をλとする一定範囲波長の測定光Ｌｍが、歯１００の厚さ方向（奥行き方向）としてＺ軸方向に沿って入射した場合を考える。ＯＣＴ法では、入射した測定光Ｌｍの光軸に沿って反射（後方散乱）した信号光ＬｓをＺ軸方向で十数μｍの分解能で測定することができる。
【００８２】
図４に示すように、入射した測定光Ｌｍの光軸（Ｚ軸）に沿ったある位置をｚ１とし、当該位置ｚ１からわずかな距離Δｚ（例えば数十μｍ程度）だけ異なる位置をｚ２とする。なお、上記位置ｚ１，ｚ２においては、光の散乱能が等しく、光の減衰が光の吸収のみによって生じるものとする。
【００８３】
前記位置ｚ１，ｚ２間の微小な領域の光吸収係数を、位置ｚ１及び測定光Ｌｍの中心波長λの関数としてμ（ｚ１，λ）で表わすと、位置ｚ１で反射（後方散乱）した信号光Ｌｓ１の強度Ｉ（ｚ１）（ＯＣＴ信号の強度）と、位置ｚ２で反射（後方散乱）した信号光Ｌｓ２の強度Ｉ（ｚ２）との比は、光吸収のベア・ランバートの法則により、下記の式（１）で表わすことができる。
【００８４】
Ｉ（ｚ１）／Ｉ（ｚ２）＝ｅｘｐ［２・μ（ｚ１，λ）・Δｚ］      （１）
【００８５】
なお、上記式（１）における係数２は、入射する測定光Ｌｍ及び反射（後方散乱）する信号光Ｌｓ１，Ｌｓ２の両者を考慮するための値である。この式（１）に基づき、中心波長λの測定光Ｌｍにおける位置ｚ１，ｚ２間の光吸収係数μ（ｚ１，λ）が求められる。
【００８６】
ここで、歯１００のエナメル質１０１の組成物と水分との単位体積当たりの存在割合の分布を求めるにあたって、異なる複数の波長領域での光吸収係数の分布を計測すると非常に好ましい。測定光Ｌｍの中心波長λの種類は、多いほど、決定できるパラメータの数が増加し、精度を上げることができる。しかしながら、本実施形態では、説明の便宜上、異なる二種類の中心波長λ１，λ２の各波長領域の測定光Ｌｍ１，Ｌｍ２を用いている。
【００８７】
具体的には、前記可変波長光発生装置１１から発生可能な測定光Ｌｍの可変波長領域（１５００〜１５５０ｎｍ）を第一の波長領域（１５００〜１５２５ｎｍ）と第二の波長領域（１５２５〜１５５０ｎｍ）との二つに分割して、図５に示すように、歯１００の厚さ方向（奥行き方向）の位置における、第一の波長領域の測定光Ｌｍ１に対する信号光Ｌｓ１の強度（実線）と、第二の波長領域の測定光Ｌｍ２に対する信号光Ｌｓ２の強度（点線）とをそれぞれ求めるようにしたのである。
【００８８】
そして、信号光Ｌｓ１，Ｌｓ２の強度の分布から各波長領域毎の光吸収係数の分布をそれぞれ求め、当該光吸収係数の分布から、歯１００のエナメル質１０１の組成物と水分との単位体積当たりの存在量の割合の分布を求めるのである。
【００８９】
つまり、従来のＯＦＤＲ−ＯＣＴ装置では、前記可変波長光発生装置１１から発生可能な可変波長領域全体にわたって測定光Ｌｍを出射して、当該測定光Ｌｍの反射光（後方散乱光）の強度から光吸収係数を求めていたが、本実施形態では、前記可変波長光発生装置１１から発生可能な可変波長領域を互いに異なる中心波長λ１，λ２・・・の波長領域の複数の測定光Ｌｍ１，Ｌｍ２・・・をそれぞれ出射して、これら各測定光Ｌｍ１，Ｌｍ２・・・の各反射光（後方散乱光）である信号光の強度から光吸収係数をそれぞれ求めるようにしたのである。
【００９０】
図６は、エナメル質１０１及び水の測定光Ｌｍの中心波長λと光吸収係数との関係を表わすグラフである。図６からわかるように、エナメル質１０１と水とでは、光吸収係数が波長で大きく異なっている。
【００９１】
例えば、第一の測定光Ｌｍ１の中心波長λ１を１５１２．５ｎｍとし、第二の測定光Ｌｍ２の中心波長λ２を１５３７．５ｎｍとすると、エナメル質１０１の光吸収係数は、第一、第二の測定光Ｌｍ１，Ｌｍ２においてほぼ同じ値（３．８ｃｍ-1）を示すのに対し、水の光吸収係数は、第一の測定光Ｌｍ１（中心波長λ１）の方が第二の測定光Ｌｍ２（中心波長λ２）よりも大きい値を示すようになる。
【００９２】
ここで、前記位置ｚ１におけるエナメル質１０１の組成物の存在割合（濃度）をＣE（ｚ１）とし、前記位置Ｚ１における水分の存在割合（濃度）をＣH2O（ｚ１）とすると、これらの値は、以下の式（２），（３）から求めることができる。
【００９３】
μH2O（λ１）・ＣH2O（ｚ１）＋μE（λ１）・ＣE（ｚ１）＝μ（ｚ１，λ１）  （２）
μH2O（λ２）・ＣH2O（ｚ１）＋μE（λ２）・ＣE（ｚ１）＝μ（ｚ１，λ２）  （３）
【００９４】
なお、μH2O（λ１）は、中心波長λ１の第一の測定光Ｌｍ１の水の光吸収係数、μH2O（λ２）は、中心波長λ２の第二の測定光Ｌｍ２の水の光吸収係数、μE（λ１）は、中心波長λ１の第一の測定光Ｌｍ１のエナメル質組成物の光吸収係数、μE（λ２）は、中心波長λ２の第二の測定光Ｌｍ２のエナメル質組成物の光吸収係数であり、これら値は、図６のグラフから求めることができる。
【００９５】
また、μ（ｚ１，λ１）は、位置ｚ１における中心波長λ１の第一の測定光Ｌｍ１の光吸収係数、μ（ｚ１，λ２）は、位置ｚ１における中心波長λ２の第二の測定光Ｌｍ２の光吸収係数であり、これら値は、実測によって求められる。
【００９６】
このようにして位置ｚ１と当該位置ｚ１からΔｚ（数十μｍ程度）離れた位置ｚ２との間の狭い領域内での中心波長λ１，λ２の第一、第二の測定光Ｌｍ１，Ｌｍ２の反射光（後方散乱光）の強度、すなわち、信号光Ｌｓ１，Ｌｓ２の強度に基づいて、当該間での各光吸収係数をそれぞれ求めることにより、エナメル質１０１の組成物と水分との単位体積当たりの存在量の割合を求めることができる。
【００９７】
このとき、前述したように、健康な歯１００のエナメル質１０１の組成物中にわずかではあるが水分が存在しているため（約２％）、上述したようにして求められる水分の存在量の割合は、エナメル質１０１の組成物中の水分を含んだ測定結果となるものの、実質的な問題を生じることはない。
【００９８】
上述したようにして求めた歯１００の厚さ方向（奥行き方向）でのエナメル質１０１の組成物と水分との存在量の割合の分布を図７に示す。図７からわかるように、水分の存在量の割合が高い位置（約１）がピット１０２の存在する箇所となる。なお、歯１００やピット１０２の表面（界面）部分Ｓにおいては、フレネル反射によって生じる強い反射光（後方散乱光）が生じてしまい、光吸収係数の測定誤差が非常に大きくなってしまうため、上記割合の算出を省略している。
【００９９】
このように、本実施形態においては、水分の少ない歯１００のエナメル質１０１に形成されるピット１０２の内部に唾液等のような水を主成分とする液体が浸入するという現象に着目して、上述したようにしてエナメル質１０１の組成物と水分との存在量の割合の分布を求めることにより、上記ピット１０２の存在の有無及びその大きさや位置等の歯１００の特性を明瞭に把握するようにしたのである。
【０１００】
そして、入射する測定光Ｌｍを走査（Ｂスキャン）して、二次元測定を行う、具体的には、例えば、前記プローブ３０の外筒３１に対して内筒３２を周方向に摺動回転させて測定光Ｌｍを歯１００の表面に沿って直線的に移動させることにより、ピット１０２の断層像を得ることができ、さらに、走査位置を少しずつずらしながら二次元計測を繰り返し、得られた二次元像を並列表示することにより、ピット１０２の三次元的（立体的）な断層像を得ることができ、ピット１０２の存在の有無及びその大きさや位置等の歯１００の特性をより明瞭に把握することができる。
【０１０１】
なお、歯１００のエナメル質１０１にピット１０２が形成される前の脱灰進行状態の場合においても、エナメル質１０１から無機質成分が溶け出して、エナメル質１０１に微視的な間隙が生成することにより、当該間隙に水が分子レベルで浸入して、エナメル質１０１の単位体積当たりの水分量が高くなるため、上述の場合と同様に上記間隙を検知することができる。
【０１０２】
また、１．２μｍよりも短い波長領域の測定光を用いることにより、歯１００のエナメル質１０１の単位体積当たりの水分量を求めることなく当該エナメル質１０１の組成物の単位体積当たりの存在量のみに基づいて当該歯１００の特性を求めることも可能ではあるが、正確性に難点があり、あまり好ましくはない。
【０１０３】
また、図７に示したような、歯１００のエナメル質１０１の組成物と水分との単位体積当たりの存在量の割合を求めずに、図５に示したような、各波長領域毎の信号光の強度に基づいて歯１００の特性を直接的に求めることにより、簡易に検知を行うことも可能である。このような簡易な検知の場合には、上述したＢスキャンを行って、断層像化したデータを得ることが特に望まれる。
【０１０４】
ところで、眼の網膜等の断層撮影を行う際に、測定光の強度が強いと眼等に悪影響を与える可能性があることから、通常のＯＣＴ法であるオプティカル・コヒーレンス・ドメイン・リフレクトメトリ法（以下「ＯＣＤＲ法」という。）を適用するＯＣＤＲ−ＯＣＴ装置においては、光ファイバとの光結合効率が悪く、測定光として十分な強度を得ることができずに、Ｓ／Ｎ比の改善を図ることが難しい発光ダイオードの一種であるスーパ・ルミネッセント・ダイオード（以下「ＳＬＤ」という。）を光源に用いていても、問題を生じることはない。
【０１０５】
これに対し、本実施形態では、光ファイバ３１との光結合効率が高く、十分な強度の測定光によりＳ／Ｎ比を向上できる半導体レーザ光発生装置である可変波長光発生装置１１を測定光の光源に用いていることから、可変波長光発生装置１１から発生させる測定光の強度を十分に高めてＳ／Ｎ比を向上させれば、異なる複数の波長領域の測定光を用いなくても、初期虫歯等の歯１００の特性を検知すること自体は可能となる。しかしながら、先に説明したような異なる複数の波長領域の測定光を用いない場合には、正確性に難点を生じてしまい、あまり好ましくはない。
【０１０６】
また、本実施形態においては、歯１００による測定光Ｌｍの吸収が支配的であり、反射散乱による信号光Ｌｓの減衰が無視でき、後方散乱能がすべての位置で同一であると仮定し、互いに異なる二種類の中心波長λ１，λ２の波長領域の測定光Ｌｍ１，Ｌｍ２を用いて歯１００の特性を求める場合について説明したが、例えば、歯１００のエナメル質１０１の組成物及び水分以外の因子による測定光Ｌｍの吸収量が無視できない場合や、反射散乱による信号光Ｌｓの減衰が無視できない場合や、後方散乱能が位置によって異なってしまう場合等においては、互いに異なる中心波長λの波長領域の測定光Ｌｍの数を適宜増加させることにより、決定すべきパラメータの増加数に対応すればよい。
【０１０７】
また、本実施形態では、オプティカルサーキュレータ１５を利用してマッハツェンダ型の干渉計を構築することにより、第二のカプラ１３と第三のカプラ１６とを用いるようにしたが、マイケルソン型の干渉計を構築することにより、主分割手段と合波手段とを兼用した主分割・合波手段を適用することも可能である。
【０１０８】
また、本実施形態では、オプティカルサーキュレータ１５を適用したが、例えば、オプティカルサーキュレータ１５が可視光で動作しない場合には、当該オプティカルサーキュレータ１５に代えて、例えば、図８に示すように、カプラ２５を適用することも可能である。
【０１０９】
また、本実施形態では、オプティカルサーキュレータ１５を用いることにより、測定光の出射案内と信号光の入射案内とを同一の光ファイバ３４で実施できるプローブ３０を適用するようにしたが、例えば、オプティカルサーキュレータ１５を省略して、図９に示すように、内筒３６の内部に二本の光ファイバ３４Ａ，３４Ｂを並列に設けて、一方の光ファイバ３４Ａで測定光の出射を案内し、他方の光ファイバ３４Ｂで信号光の入射を案内するようにしたプローブ３０を適用することも可能である。
【０１１０】
なお、このとき、光ファイバ３４Ａ，３４Ｂは、互いの光軸がわずかにずれて、出射する測定光と入射する信号光との光軸に差異を生じてしまうものの、実用上、特に不都合を生じることはない。
【産業上の利用可能性】
【０１１１】
本発明に係る歯の光干渉トモグラフィー用可変波長光発生装置及び歯の光干渉トモグラフィー装置は、これを生産することによって精密機器等の製造業において利用されるものである。
【図面の簡単な説明】
【０１１２】
【図１】本発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置の実施形態（反射強度によって虫歯を検知する場合の一例）の概略構成図である。
【図２】図１のプローブの概略構成図である。
【図３】初期虫歯の説明図である。
【図４】微小領域における光吸収係数の測定原理の説明図である。
【図５】歯の厚さ方向（奥行き方向）の位置と信号光強度との関係を表わすグラフである。
【図６】エナメル質及び水の測定光の中心波長と光吸収係数との関係を表わすグラフである。
【図７】歯の厚さ方向（奥行き方向）でのエナメル質の組成物と水分との存在量の割合の分布を表わすグラフである。
【図８】本発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置の他の実施形態の概略構成図である。
【図９】本発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置の他の実施形態のプローブの概略構成図である。
【図１０】本発明に係る歯の光干渉トモグラフィー装置の実施形態（歯の偏光特性を測定する場合の一例）の概略構成図である。
【図１１】抜歯した人の犬歯のＯＦＤＲ−ＯＣＴ画像である。
【図１２】可変波長光発生装置から出射する光の波長の走査方法の説明図である。
【符号の説明】
【０１１３】
１１  可変波長光発生装置
１２  第一のカプラ
１３  第二のカプラ
１４  エイミング・ライト・ソース
１５  オプティカルサーキュレータ
１６  第三のカプラ
１７  第一の差動アンプ
１８  第二の差動アンプ
１９  光検出器
２０  Ｌｏｇアンプ
２１  演算制御装置
２２  表示装置
２５  カプラ
３０  プローブ
３１  外筒
３２  内筒
３３  充填材
３４，３４Ａ，３４Ｂ  光ファイバ
３５  反射ミラー
３６  光学系部材
３７  観察ミラー
３８  ブラケット
３９  ローテイトベアリング
１００  歯
１０１  エナメル質
１０１ａ  表面
１０１ｂ  内部
１０２  ピット
２００  偏光板
２０１  ビームスプリッター
２０２  波長板
２０３  減衰素子
２０４  波長板
２０５  参照ミラー
２０６  偏光ビームスプリッター
２０７  光検出器
２０８  光検出器
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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