(57)【要約】  ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の複数の波長の光を歯１０に照射し、歯１０を透過した光を受光して、歯質（エナメル質１２と象牙質１４）による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液濃度や血流量を求める。更に、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の光、及び、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受ける非等吸収波長の光を歯に照射した時の透過光減衰度と、前記の方法で求めた歯髄腔内総ヘモグロビン量とを用いて、歯髄腔内血液の酸素飽和度を求める。これにより、患者に痛みを与えることなく、明所でも非侵襲的かつ客観的に、歯髄腔内の血液濃度（ヘモグロビン濃度）、血流量及び酸素飽和度を定量的に測定可能とする。
2007072592.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の複数の波長の光を歯に照射し、
歯を透過した光を受光して、
歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液濃度や血流量を求めることを特徴とする歯髄腔内血液測定方法。
【請求項２】
前記等吸収波長の複数の波長を、５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍと、８１０±１０ｎｍの組合せとしたことを特徴とする請求項１に記載の歯髄腔内血液測定方法。
【請求項３】
ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の光、及び、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受ける非等吸収波長の光を歯に照射した時の透過光減衰度と、請求項１又は２に記載の方法で求めた歯髄腔内総ヘモグロビン量とを用いて、
歯髄腔内血液の酸素飽和度を求めることを特徴とする歯髄腔内血液測定方法。
【請求項４】
前記等吸収波長を５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍとし、前記非等吸収波長を４６７±１０ｎｍとしたことを特徴とする請求項３に記載の歯髄腔内血液測定方法。
【請求項５】
前記複数の波長の光を順次時間差を持たせて照射し、これと同期して、明所でも各波長の光を受光するようにされている請求項１乃至４のいずれかに記載の歯髄腔内血液測定方法。
【請求項６】
前記光を口蓋側から照射することを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載の歯髄腔内血液測定方法。
【請求項７】
ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の複数の波長の光を歯に照射するための光源と、
歯を透過した光を受光するための手段と、
歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液濃度や血流量を求めるための演算手段と、
を備えたことを特徴とする歯髄腔内血液測定装置。
【請求項８】
前記光源が、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受ける非等吸収波長の光も歯に照射するようにされ、
前記演算手段が、請求項７に記載の装置で求めた歯髄腔内総ヘモグロビン量と、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の光、及び、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受ける非等吸収波長の光を歯に照射した時の歯を透過光減衰度とを用いて、歯髄腔内血液酸素飽和度を求めるようにされていることを特徴とする請求項７に記載の歯髄腔内血液測定装置。
【請求項９】
前記光源が、発光ダイオードとされていることを特徴とする請求項７又は８に記載の歯髄腔内血液測定装置。
【請求項１０】
光源からの光を歯の口蓋側に導くための、略Ｃ字形状の投光用導光体と、
歯の唇側に透過した光を取出すための受光用導光体と、
を備えたことを特徴とする歯髄腔内血液測定用アダプタ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、歯髄腔内血液測定方法、装置及び歯髄腔内血液測定用アダプタに係る。特に、被検者に痛みを与えることなく、非侵襲的かつ客観的に歯髄腔内の血液濃度、血流量及び酸素飽和度を定量的に測定することが可能な歯髄腔内血液測定方法、装置及び歯髄腔内血液測定用アダプタに関する。
【背景技術】
【０００２】
図１に示す如く、歯１０の構造は、外からエナメル質１２、象牙質１４、そして中央に位置するところに歯髄腔１６が存在し、歯への血流は、歯髄腔１６の中に分布する血管により成り立っている。従って、歯の健康状態を把握する上で、歯髄腔１６内の血流量、血液濃度及び酸素飽和度を測定することが重要であり、広く歯科医療において適用される可能性を有している。【０００３】
現在、歯髄の健康状態の確認には、電気刺激を与え、感覚の度合いから診断する電気歯髄診断法が用いられているが、この方法は、被検者に痛みを与える場合が多く、又、被検者によっては返答に客観性を欠くこともあり、更には幼若永久歯や外傷歯などの感覚閾値の高い歯では反応しないなどの欠点が指摘されていて、望ましい診断法ではない。【０００４】
このような侵襲的な方法とは別に、近年、ヒト歯髄血流を非侵襲的に測定し、歯髄の健康状態を客観的に評価する方法として、レーザドップラー血流測定法や、透過光光電脈波法などが報告されている（三輪全三他「歯髄透過光光電脈波法のヒト幼若永久歯の歯髄診断への応用」小児歯科学雑誌  ３７巻（１９９９）５号、  ９９１−９９９頁、Zenzo Miwa et.al「Pulpal blood flow in vital and nonvital young permanent teeth measured by transmitted-light photoplethysmography:a pilot study」Pediatric Dentistry-24:6,2002,594-597、及び、特開２００１−１７４５３号公報参照）。【０００５】
このうち後者の透過光光電脈波法については、被検歯口蓋側より一定量の光を照射することにより、唇側で透過光量の変化を検査し、健全な上顎中切歯から指尖脈波と同期した歯髄脈波を観察できることが報告されている。【０００６】
しかしながら従来の方法は、外光を遮断して暗所で測定を行う必要があるだけでなく、定性的な変化は得られても定量性を欠き、正確な診断ができなかった。更に、光電脈波法では、脈を打っていないと測定できないという問題もあった。
【発明の開示】
【０００７】
本発明は、前記従来の問題点を解消するべくなされたもので、被検者に痛みを与えることなく、明所でも非侵襲的かつ客観的に、歯髄腔内の血液濃度（ヘモグロビン濃度）、血流量及び酸素飽和度を定量的に測定可能とすることを課題とする。
【０００８】
本発明は、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の複数の波長の光を歯に照射し、歯を透過した光を受光して、歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液濃度や血流量を求めるようにして、前記課題を解決したものである。
【０００９】
前記等吸収波長の複数の波長を、５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍと、８１０±１０ｎｍの組合せとすることができる。
【００１０】
又、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の光、及び、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受ける非等吸収波長の光を歯に照射した時の透過光減衰度と、前記の方法で求めた歯髄腔内総ヘモグロビン量とを用いて、歯髄腔内血液の酸素飽和度を求めるようにして、前記課題を解決したものである。
【００１１】
前記等吸収波長を５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍとし、前記非等吸収波長を４６７±１０ｎｍとすることができる。
【００１２】
前記複数の波長の光を順次時間差で照射し、これと同期して、例えばそのＯＮ−ＯＦＦ時に、各波長の光を受光することができる。
【００１３】
前記光を口蓋側から照射することができる。
【００１４】
本発明は、又、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の複数の波長の光を歯に照射するための光源と、歯を透過した光を受光するための手段と、歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液濃度や血流量を求めるための演算手段と、を備えたことを特徴とする歯髄腔内血液濃度・血流量測定装置を提供するものである。
【００１５】
更に、前記光源が、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受ける非等吸収波長の光も歯に照射するようにし、前記演算手段が、前記の装置で求めた歯髄腔内総ヘモグロビン量と、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の光、及び、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受ける非等吸収波長の光を歯に照射した時の透過光減衰度とを用いて、歯髄腔内血液の酸素飽和度を求めるようにすることができる。
【００１６】
前記光源を、発光ダイオードとすることができる。
【００１７】
本発明は、又、光源からの光を歯の口蓋側に導くための、略Ｃ字形状の投光用導光体と、歯の唇側に透過した光を取出すための受光用導光体と、を備えたことを特徴とする歯髄腔内血液測定用アダプタを提供するものである。
【００１８】
本発明によれば、明るい場所においても、被検者に痛みを与えることなく、非侵襲的かつ客観的に、歯髄腔内の血液濃度（ヘモグロビン濃度）、血流量及び酸素飽和度を定量的に測定することが可能となる。更に、脈を打っていなくても測定できる。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】歯の構成を示す断面図
【図２】本発明で用いた歯の構造と光学的モデルを示す（Ａ）上からみた断面図及び（Ｂ）横から見た断面図
【図３】本発明の測定原理を説明するための、ヘモグロビンの吸光スペクトルを示す図
【図４】同じくＬＥＤ中心波長による透過光減衰度の変化の測定例を示す図
【図５】本発明の実施形態で用いるのに好適なアダプタの（Ａ）斜視図、（Ｂ）断面図及び（Ｃ）装着状態を示す斜視図
【図６】同じく入射側の集光棒を示す断面図
【図７】同じくＬＥＤの点滅状態を示すタイムチャート
【図８】同じく測定回路を示すブロック図
【図９】本発明の第２実施形態の原理を説明するための、ヒト上顎中切歯の脈波振幅及び透過光減衰度を示す線図
【図１０】同じく酸素飽和度の変化を示す線図
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
以下図面を参照して、本発明の実施形態を詳細に説明する。【００２１】
まず、歯髄腔内の血液量の測定に適用した本発明の第１実施形態について説明する。【００２２】
歯１０の光学的モデルを、図２（Ａ）（上から見た断面図）及び（Ｂ）（横から見た断面図）に示すような、エナメル質１２、象牙質１４及び歯髄腔１６の３層組織モデルと想定し、その口蓋側から光ファイバ２０を介して光源（例えば発光ダイオードＬＥＤ）からの光を入射し、唇側の光ファイバ２２から受光素子（例えばフォトダイオードＰＤ）で受光する場合を考える。【００２３】
そして、エナメル質１２と象牙質１４を合わせた歯質（歯牙硬組織）の光減衰係数は散乱によるもの、歯髄腔内血液光減衰係数は吸収によるものと仮定すると、入射光強度Ｉ０と透過光強度Ｉｔの間には、散乱を考慮したBeer Lambert法則（Modified Beer Lambert Law：ＭＢＬＬと略称する）によって、次式の関係が成立する。【００２４】
Ｉｔ＝Ｉ０ｅｘｐ（−μｓｄ−μｂＨｄｐ）          ……（１）【００２５】
ここで、μｓは歯質の光減衰（散乱）係数、ｄは歯質の厚み、μｂはヘモグロビンの吸光係数、ｄｐは歯髄腔内の光路長、Ｈは歯髄腔内ヘモグロビン濃度である。【００２６】
この（１）式を変形することによって、次式が得られる。【００２７】
Ｉｔ／Ｉ０＝ｅｘｐ（−μｓｄ−μｂＨｄｐ）      ……（２）【００２８】
ln（Ｉｔ／Ｉ０）＝−μｓｄ−μｂＨｄｐ        ……（３）【００２９】
従って、全体の透過光減衰度ＯＤは、歯質による光減衰と歯髄腔内血液による光減衰を積算したものとして、次式で表わすことができる。【００３０】
ＯＤ＝ln（Ｉ０／Ｉｔ）
＝μｓｄ＋μbＨｄp        ……（４）【００３１】
図３に示すようなヘモグロビンＨｂの吸光スペクトルにおいて、酸素化と脱酸素化ヘモグロビンの吸光係数がほぼ等しいヘモグロビンの等吸収波長λ１（例えば５２２ｎｍ）とλ２（例えば８１０ｎｍ）では、ＭＢＬＬから、次式が得られる。【００３２】
ＯＤλ１＝ln（Ｉ０／Ｉｔ）１
＝μｓ１ｄ＋μｂ１Ｈｄp        ……（５）【００３３】
ＯＤλ２＝ln（Ｉ０／Ｉｔ）２
＝μｓ２ｄ＋μｂ２Ｈｄp        ……（６）【００３４】
μｓ１＝Ａμｓ２            ……（７）【００３５】
ここで、μｓ１は波長λ１の歯質の光減衰係数、μｓ２は波長λ２の歯質の光減衰係数、Ａは定数である。【００３６】
（７）式を（５）式に代入すると、次式が得られる。【００３７】
ＯＤλ１＝ln（Ｉ０／Ｉｔ）１
＝Ａμｓ２ｄ＋μｂ１Ｈｄp……（８）【００３８】
式（８）からＡ（６）を差し引くことにより、歯質による光減衰を除去すると、次式が得られる。【００３９】
ＯＤλ１−ＡＯＤλ２
＝μｂ１Ｈｄｐ−Ａμｂ２Ｈｄp
＝（μｂ１−Ａμｂ２）Ｈｄp……（９）【００４０】
従って、歯髄腔内の総ヘモグロビン量 [Ｈｂ] ｔｏｔａｌ＝Ｈｄｐ  は、次式で求められる。【００４１】
[Ｈｂ]ｔｏｔａｌ＝Ｈｄｐ
＝（ＯＤλ１−ＡＯＤλ２）／（μｂ１−Ａμｂ２）……（１０）【００４２】
血液による光吸収・散乱は、ヘモグロビン濃度や酸素飽和度等に影響を受けるが、このようにして、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けることなく、又、歯質（エナメル質や象牙質）による光散乱・吸収もほぼ等しいので、その影響を除去して、歯髄腔内の血液濃度又はヘモグロビン濃度を定量測定できる。【００４３】
４つの中心波長３９６ｎｍ、４６７ｎｍ、５０６ｎｍ、５２２ｎｍを用いて、ＬＥＤ中心波長による透過光減衰度の変化の３例についての平均を測定した結果を図４に示す。図４から明らかなように、短い波長３９６ｎｍ、４６７ｎｍよりも、長い波長５０６ｎｍ、５２２ｎｍのほうが、歯冠歯髄腔が確認できた抜去歯に、血液の代わりに生理食塩水を充填した虚血歯モデルと血液を充填した健全歯モデルの透過光量の差が大きいが、５０６ｎｍ及び５２２ｎｍの透過光減衰度が近似していることから、散乱・吸収の影響を無視できる。なお本発明は、５０６ｎｍと５２２ｎｍを用いたものに限定されず、８１０ｎｍを用いることもできる。なお、特に波長８１０ｎｍは、波長５０６ｎｍや５２２ｎｍから波長が離れており、且つ、光が通り易く変化が少ないので、基準波長として用いるのに好適である。特に、個人差が少ない波長５２２ｎｍと、波長８１０ｎｍの組合せが最適であり、波長５０６ｎｍと８１０ｎｍの組合せも優れている。図３から分かるように、４２０ｎｍ、４４５ｎｍ、５４９ｎｍ，５６９ｎｍ及び５８６ｎｍにも等吸収波長があるので、利用できる可能性がある。又、波長数も２に限定されない。【００４４】
実際の測定に際しては、図５（Ａ）（斜視図）、（Ｂ）（側面図）及び（Ｃ）（装着状態を示す斜視図）に示すような、例えばアクリル製で外側を遮光塗料で塗装して光が漏れないようにした、光源（ＬＥＤ）からの光を歯の口蓋側に導くための、略Ｃ字形状の投光用導光体３２と、歯の唇側に透過した光を取り出して受光素子（ＰＤ）に導くための受光用導光体３４とからなるアダプタ３０を用いることで、被検者の歯に容易に装着可能とすることができる。【００４５】
又、２つのＬＥＤから光を入射する際には、図６に示す如く、集光棒３６を用いることによって、一本の光ファイバ２０への入射を円滑に行うことができる。【００４６】
更に、入射に際しては、図７に示す如く２つのＬＥＤを順次時間差で点滅し、受光側でも、図８に示す如く、これとＯＮ−ＯＦＦ時の差を検出することにより、外光の影響を除外し、明るい所で検出することが可能となる。【００４７】
図８において、４０はパルス発生回路、４２は、該パルス発生回路４０で発生されたパルスにそのＯＮ−ＯＦＦ時に、２つのＬＥＤを順次時間差で点灯するための発光切換回路、４４は、ＰＤの出力を増幅するアンプ、４６は、該アンプ４４の出力を前記パルス発生回路４０の出力と同期して切換えるための受光切換回路、４８は、該受光切換回路４６の出力により前出（５）式の演算を行って歯髄腔内の血液濃度（ヘモグロビン濃度）を計算する演算回路、５０は、血流量を計算する演算回路である。【００４８】
本実施形態においては、発光素子として、発光波長４６７ｎｍ、５０６ｎｍ、５２２ｎｍ、及び８１０ｎｍのＬＥＤを用いているので、その中から２波長選び、単純な構成で高精度の測定を行うことができる。なお、発光素子の種類や発光波長は、これに限定されない。【００４９】
又、本実施形態においては、受光素子としてＰＤを用いているので、構成が簡略である。なお、受光素子の種類も、これに限定されない。【００５０】
本実施形態においては、更に、光ファイバ２０、２２の光をアダプタ３０を介して歯に照射し、受光するようにしているので、被検者への適用が容易である。なお、アダプタ３０の形状や種類は、これに限定されず、省略することも可能である。光ファイバの種類もプラスチック製に限定されず、省略することも可能である。【００５１】
又、本実施形態においては、光を口蓋側から照射するようにしているので、光が歯髄腔に当りやすく、測定が容易である。なお、光の入射方向はこれに限定されず、逆に唇側から入射することも可能である。【００５２】
前記実施形態においては、本発明が、歯髄内の血液量の測定に適用されていたが、本発明の適用対象は、これに限定されず、例えば骨髄の中の血液濃度や組織内小血管内の血液濃度及び／又は血流量を測定することもできる可能性がある。【００５３】
次に第１実施形態の等吸収波長による測定に、酸素化と脱酸素化ヘモグロビンの吸光係数が等しくない非等吸収波長による測定を加えて、酸素飽和度の測定を可能とした、本発明の第２実施形態について説明する。【００５４】
発明者が、ヒト上顎中切歯の脈波振幅（歯髄腔内の循環血流を反映）及び透過光減衰度（歯と歯髄腔内血流の両方による歯全体の光減衰）ＯＤを調べた所、図９に示すような結果が得られた。図中のＯＤは１３歯のデータの平均、ＯＤ以外の各線は、測定した１３歯の脈波振幅の各データである。図３に示したヘモグロビン吸光スペクトルより、図９の歯髄脈波振幅の大きさの大小関係は、ヘモグロビン吸光スペクトルと一致している。即ち、波長４６７ｎｍ、５０６ｎｍ、５２２ｎｍ及び８１０ｎｍを抽出して模式的に示す図１０から明らかなように、等吸収波長である５０６ｎｍ、５２２ｎｍでは全ての被験者において脈波振幅は５２２ｎｍの方が大きいが、非等吸収波長である４６７ｎｍでは５０６ｎｍに対して増加する場合と減少する場合がある。これは、歯髄腔内血液の酸素飽和度が影響しているためであると考えられる。第２実施形態は、この点に着目してなされたものである。【００５５】
歯髄腔内血液酸素飽和度ＳＯ２は、次のようにして算出できる。【００５６】
等吸収波長λ１（例えば５２２ｎｍ）と非等吸収波長λ３（例えば４６７ｎｍ）より、
ＯＤλ１＝μＳ１ｄ＋μｂ１［Ｈｂ］ｔｏｔａｌ          ……（１１）
ＯＤλ３＝μＳ３ｄ＋μｂ３ＨｂＯ２［Ｈｂ］ｔｏｔａｌＳＯ２
＋μｂ３Ｈｂ［Ｈｂ］ｔｏｔａｌ（１−ＳＯ２）……（１２）
ＣμＳ１＝μＳ３                    ……（１３）【００５７】
ここで、μＳ１は波長λ１の歯質の光減衰係数、μＳ３は波長λ３の歯質の光減衰係数、Ｃは定数である。【００５８】
（１３）式を（１２）式に代入すると、次式が得られる。【００５９】
ＯＤλ３
＝ＣμＳ１d＋μｂ３ＨｂＯ２［Ｈｂ］ｔｏｔａｌＳＯ２
＋μｂ３Ｈｂ［Ｈｂ］ｔｏｔａｌ（１−ＳＯ２）……（１４）【００６０】
Ｃ（１１）から式（１４）を差し引くことにより、歯質による光減衰を除去すると、次式が得られる。【００６１】
ＣＯＤλ１−ＯＤλ３
＝［Ｈｂ］ｔｏｔａｌ〔Ｃμｂ１−｛μｂ３ＨｂＯ２ＳＯ２＋μｂ３Ｈｂ（１−ＳＯ２）｝〕
＝［Ｈｂ］ｔｏｔａｌ｛Ｃμｂ１−μｂ３Ｈｂ−（μｂ３ＨｂＯ２−μｂ３Ｈｂ）ＳＯ２｝
……（１５）【００６２】
従って、歯髄腔内酸素飽和度ＳＯ２は次式で求められる。【００６３】
ＳＯ２＝｛（ＣＯＤλ１−ＯＤλ３）／［Ｈｂ］ｔｏｔａｌ
＋（μｂ３Ｈｂ−Ｃμｂ１）｝／（μｂ３Ｈｂ−μｂ３ＨｂＯ２）……（１６）【００６４】
ここで、［Ｈｂ］ｔｏｔａｌは、第一実施形態と同様に、２つの等吸収波長（λ１、λ２）からＭＢＬＬにより求められる。【００６５】
従って、第１実施形態により、例えば２つの等吸収波長λ１とλ２（例えば波長５２２ｎｍ又は５０６ｎｍと８１０ｎｍ）の組合せで、前出（１０）式により［Ｈｂ］ｔｏｔａｌを求めれば、（１６）式によりＳＯ２を求めることができる。【００６６】
第２実施形態によれば歯髄腔内酸素飽和度がわかるので、歯髄の病態がわかり、歯髄の治療法を的確に判断できる。【００６７】
第２実施形態を実施するための装置は、図８に示した第１実施形態の装置に、非等吸収波長λ３用のＬＥＤ３を追加すれば良いので、説明は省略する。【００６８】
本実施形態においては、ヘモグロビン濃度用に波長λ１、λ２、酸素飽和度用に波長λ１、λ３が用いられており、一つの波長λ１が共通とされているので、構成が簡略である。なお、非等吸収波長と等吸収波長の組合せは、４６７ｎｍと５２２ｎｍ又は５０６ｎｍに限定されず、４６７ｎｍと８１０ｎｍ、４２０ｎｍ、４４５ｎｍ、５４９ｎｍ、５６９ｎｍ又は５８６ｎｍのいずれかの組合せでも良い。又、ヘモグロビン濃度用と酸素飽和度用で全て異なる波長を用いて、４波長で測定することも可能である。
【産業上の利用の可能性】
【００６９】
被検者に痛みを与えることなく、非侵襲的かつ客観的に歯髄腔内の血液濃度、血流量や酸素飽和度を定量的に測定することが可能になり、広く歯科医療において適用される可能性を有している。
【図１】
2007072592.tif 000003
【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】
2007072592.tif 000009
【図８】
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【図９】
2007072592.tif 000011
【図１０】
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【手続補正書】
【提出日】平成19年10月18日(2007.10.18)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
（削除）
【請求項２】
（削除）
【請求項３】
（削除）
【請求項４】
（削除）
【請求項５】
（削除）
【請求項６】
（削除）
【請求項７】
ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の複数の波長λ１、λ２の光を略同時に歯に照射するための光源と、
歯を透過した光を受光するための手段と、
各波長の透過光減衰度ＯＤを、入射光強度Ｉ０と透過光強度Ｉｔの比で表し、一つの等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１と、他の等吸収波長λ２における透過光減衰度ＯＤλ２を用いて、歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液濃度や血流量を定量測定するための演算手段と、
を備えたことを特徴とする歯髄腔内血液測定装置。
【請求項８】
前記光源が、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受ける非等吸収波長λ３の光も歯に照射するようにされ、
前記演算手段が、各波長の透過光減衰度ＯＤを、入射光強度Ｉ０と透過光強度Ｉｔの比で表わし、等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１と、非等吸収波長λ３における透過光減衰度ＯＤλ３を用いると共に、請求項７に記載の装置で求めた歯髄腔内総ヘモグロビン量を用いて、歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液酸素飽和度を定量測定するようにされていることを特徴とする請求項７に記載の歯髄腔内血液測定装置。
【請求項９】
前記光源が、発光ダイオードとされていることを特徴とする請求項７又は８に記載の歯髄腔内血液測定装置。
【請求項１０】
光源からの光を歯の口蓋側に導くための、略Ｃ字形状の投光用導光体と、
歯の唇側に透過した光を取出すための受光用導光体と、
を備えたことを特徴とする請求項７乃至９のいずれかに記載の装置で用いるための歯髄腔内血液測定用アダプタ。
【請求項１１】
前記一つの等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１を次式で表わし、
ＯＤλ１＝μＳ１ｄ＋μｂ１Ｈｄｐ
（ここで、μＳ１は波長λ１に対する歯質の光減衰係数、μｂ１は同じくヘモグロビンの吸光係数、ｄは歯の厚み、Ｈは歯髄腔内ヘモグロビン濃度、ｄｐは歯髄腔内の光路長）
前記他の等吸収波長λ２における透過光減衰度ＯＤλ２を次式で表わし、
ＯＤλ２＝μＳ２ｄ＋μｂ２Ｈｄｐ
μＳ１＝ＡμＳ２
（ここで、μＳ２は波長λ２に対する歯質の光減衰係数、μｂ２は同じくヘモグロビンの吸光係数、Ａは定数）
ＯＤλ１−ＡＯＤλ２の演算により、歯髄腔内のヘモグロビン量Ｈｄｐを求めることを特徴とする請求項７に記載の歯髄腔内血液測定装置。
【請求項１２】
前記等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１を次式で表わし、
ＯＤλ１＝μＳ１ｄ＋μｂ１Ｈｄｐ
（ここで、μＳ１は波長λ１に対する歯質の光減衰係数、μｂ１は同じくヘモグロビンの吸光係数、ｄは歯の厚み、Ｈは歯髄腔内ヘモグロビン濃度、ｄｐは歯髄腔内の光路長）
前記非等吸収波長λ３における透過光減衰度ＯＤλ３を次式で表わし、
ＯＤλ３＝μＳ３ｄ＋μｂ３ＨｂＯ２ＨｄｐＳＯ２
＋μｂ３ＨｂＨｄｐ（１−ＳＯ２）
ＣμＳ１＝μＳ３
（ここでμＳ３は波長λ３に対する歯質の光減衰係数、μｂ３ＨｂＯ２は歯髄腔内のヘモグロビン濃度、ＳＯ２は歯髄腔内の酸素飽和度、Ｃは定数）
ＣＯＤλ１−ＯＤλ３の演算により、歯髄腔内の酸素飽和度を求めることを特徴とする請求項８に記載の歯髄腔内血液測定装置。
【請求項１３】
前記等吸収波長の複数の波長λ１、λ２を、５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍと、８１０±１０ｎｍの組合せとしたことを特徴とする請求項７又は１１に記載の歯髄腔内血液測定装置。
【請求項１４】
前記等吸収波長λ１を５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍとし、前記非等吸収波長λ３を４６７±１０ｎｍとしたことを特徴とする請求項８又は１２に記載の歯髄腔内血液測定装置。
【請求項１５】
前記複数の波長の光を順次時間差を持たせて略同時に照射し、これと同期して、明所でも各波長の光を受光するようにされている請求項７乃至１４のいずれかに記載の歯髄腔内血液測定装置。
【請求項１６】
ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の複数の波長λ１、λ２の光を略同時に歯に照射し、
歯を透過した光を受光して、
各波長の透過光減衰度ＯＤを、入射光強度Ｉ０と透過光強度Ｉｔの比で表し、一つの等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１と、他の等吸収波長λ２における透過光減衰度ＯＤλ２を用いて、
歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液濃度や血流量を定量測定することを特徴とする歯髄腔内血液測定方法。
【請求項１７】
前記等吸収波長の複数の波長λ１、λ２を、５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍと、８１０±１０ｎｍの組合せとしたことを特徴とする請求項１６に記載の歯髄腔内血液測定方法。
【請求項１８】
ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の光、及び、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受ける非等吸収波長の光を略同時に歯に照射し、
歯を透過した光を受光して、
各波長の透過光減衰度ＯＤを、入射光強度Ｉ０と透過光強度Ｉｔの比で表し、等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１と、非等吸収波長λ３における透過光減衰度ＯＤλ３を用いると共に、請求項１６又は１７に記載の方法で求めた歯髄腔内総ヘモグロビン量を用いて、
歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液の酸素飽和度を定量測定することを特徴とする歯髄腔内血液測定方法。
【請求項１９】
前記等吸収波長λ１を５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍとし、前記非等吸収波長λ３を４６７±１０ｎｍとしたことを特徴とする請求項１８に記載の歯髄腔内血液測定方法。
【請求項２０】
前記複数の波長の光を順次時間差を持たせて略同時に照射し、これと同期して、明所でも各波長の光を受光するようにされている請求項１６乃至１９のいずれかに記載の歯髄腔内血液測定方法。
【請求項２１】
前記光を口蓋側から照射することを特徴とする請求項１６乃至２０のいずれかに記載の歯髄腔内血液測定方法。
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００２
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００２】
波と同期した歯髄脈波を観察できることが報告されている。
［０００６］
しかしながら従来の方法は、外光を遮断して暗所で測定を行う必要があるだけでなく、定性的な変化は得られても定量性を欠き、正確な診断ができなかった。更に、光電脈波法では、脈を打っていないと測定できないという問題もあった。
発明の開示
［０００７］
本発明は、前記従来の問題点を解消するべくなされたもので、被検者に痛みを与えることなく、明所でも非侵襲的かつ客観的に、歯髄腔内の血液濃度（ヘモグロビン濃度）、血流量及び酸素飽和度を定量的に測定可能とすることを課題とする。
［０００８］
［０００９］
［００１０］
［００１１］
［００１２］
［００１３］
［００１４］
本発明は、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の複数の波長λ１、λ２の光を略同時に歯に照射するための光源と、歯を透過した光を受光するための手段と、各波長の透過光減衰度ＯＤを、入射光強度Ｉ０と透過光強度Ｉｔの比で表し、一つの等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１と、他の等吸収波長λ２における透過光減衰度ＯＤλ２を用いて、歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液濃度や血流量を定量測定するための演算手段と、を備えたことを特徴とする歯髄腔内血液測定装置により、前記課題を解決したものである。ここで、入射光強度Ｉ０と透過光強度Ｉｔの比を自然対数ｌｎ（Ｉｔ／Ｉ０）で表し、一つの等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１から、他の等吸収波長λ２における透過光減衰度ＯＤλ２を差し引くことができる。
［００１５］
更に、前記光源が、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受ける非等吸収波長λ３の光も歯に照射するようにし、前記演算手段が、各波長の透過光減衰度ＯＤを、入射光強度Ｉ０と透過光強度Ｉｔの比で表わし、等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１と、非等吸収波長λ３における透過光減衰度ＯＤλ３を用いると共に、前記の装置
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００３
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００３】
で求めた歯髄腔内総ヘモグロビン量を用いて、歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液の酸素飽和度を定量測定することができる。ここで、入射光強度Ｉ０と透過光強度Ｉｔの比を自然対数ｌｎ（Ｉｔ／Ｉ０）で表し、等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１から、非等吸収波長λ３における透過光減衰度ＯＤλ３を差し引くことができる。
［００１６］
前記光源を、発光ダイオードとすることができる。
［００１７］
本発明は、又、光源からの光を歯の口蓋側に導くための、略Ｃ字形状の投光用導光体と、歯の唇側に透過した光を取出すための受光用導光体と、を備えたことを特徴とする、前記装置で用いるための歯髄腔内血液測定用アダプタを提供するものである。
前記一つの等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１を次式で表わし、
ＯＤλ１＝μＳ１ｄ＋μｂ１Ｈｄｐ
（ここで、μＳ１は波長λ１に対する歯質の光減衰係数、μｂ１は同じくヘモグロビンの吸光係数、ｄは歯の厚み、Ｈは歯髄腔内ヘモグロビン濃度、ｄｐは歯髄腔内の光路長）
前記他の等吸収波長λ２における透過光減衰度ＯＤλ２を次式で表わし、
ＯＤλ２＝μＳ２ｄ＋μｂ２ＨｄｐμＳ１＝ＡμＳ２
（ここで、μＳ２は波長λ２に対する歯質の光減衰係数、μｂ２は同じくヘモグロビンの吸光係数、Ａは定数）
ＯＤλ１−ＡＯＤλ２の演算により、歯髄腔内のヘモグロビン量Ｈｄｐを求めることができる。
前記等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１を次式で表わし、
ＯＤλ１＝μＳ１ｄ＋μｂ１Ｈｄｐ
（ここで、μＳ１は波長λ１に対する歯質の光減衰係数、μｂ１は同じくヘモグロビンの吸光係数、ｄは歯の厚み、Ｈは歯髄腔内ヘモグロビン濃度、ｄｐは歯髄腔内の光路長）
前記非等吸収波長λ３における透過光減衰度ＯＤλ３を次式で表わし、
ＯＤλ３＝μＳ３ｄ＋μｂ３ＨｂＯ２ＨｄｐＳＯ２
＋μｂ３ＨｂＨｄｐ（１−ＳＯ２）
ＣμＳ１＝μＳ３
（ここでμＳ３は波長λ３に対する歯質の光減衰係数、μｂ３ＨｂＯ２は歯髄腔内のヘモグロビン濃度、ＳＯ２は歯髄腔内の酸素飽和度、Ｃは定数）
ＣＯＤλ１−ＯＤλ３の演算により、歯髄腔内の酸素飽和度を求めることができる。
前記等吸収波長の複数の波長λ１、λ２を、５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍと、８１０±１０ｎｍの組合せとすることができる。
前記等吸収波長λ１を５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍとし、前記非等吸収波長λ３を４６７±１０ｎｍとすることができる。
前記複数の波長の光を順次時間差を持たせて略同時に照射し、これと同期して、明所でも各波長の光を受光することができる。
本発明は、又、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の複数の波長λ１、λ２の光を略同時に歯に照射し、歯を透過した光を受光して、各波長の透過光減衰度ＯＤを、入射光強度Ｉ０と透過光強度Ｉｔで表し、一つの等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１と、他の等吸収波長λ２における透過光減衰度ＯＤλ２を用いて、歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液濃度や血流量を定量測定するようにして、前記課題を解決したものである。
前記等吸収波長の複数の波長λ１、λ２を、５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍと、８１０±１０ｎｍの組合せとすることができる。
又、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受けない等吸収波長の光、及び、ヘモグロビンの酸素飽和度の影響を受ける非等吸収波長の光を略同時に歯に照射し、歯を透過した光を受光して、各波長の透過光減衰度ＯＤを、入射光強度Ｉ０と透過光強度Ｉｔの比で表し、等吸収波長λ１における透過光減衰度ＯＤλ１と、非等吸収波長λ３における透過光減衰度ＯＤλ３を用いると共に、前記の方法で求めた歯髄腔内総ヘモグロビン量を用いて、歯質による光の散乱・吸収の影響を除いた歯髄腔内血液の酸素飽和度を定量測定するようにして、前記課題を解決したものである。
前記等吸収波長λ１を５２２±１０ｎｍ又は５０６±１０ｎｍとし、前記非等吸収波長λ３を４６７±１０ｎｍとすることができる。
前記複数の波長の光を順次時間差で照射し、これと同期して、明所でも各波長の光を受光することができる。
前記光を口蓋側から照射することができる。
［００１８］
本発明によれば、明るい場所においても、被検者に痛みを与えることなく、非侵襲的かつ客観的に、歯髄腔内の血液濃度（ヘモグロビン濃度）、血流量及び酸素飽和度を定量的に測定することが可能となる。更に、脈を打っていなくても測定できる。
図面の簡単な説明
［００１９］
［図１］歯の構成を示す断面図
［図２］本発明で用いた歯の構造と光学的モデルを示す（Ａ）上からみた断面図及び（Ｂ）横から見た断面図
［図３］本発明の測定原理を説明するための、ヘモグロビンの吸光スペクトルを示す図
［図４］同じくＬＥＤ中心波長による透過光減衰度の変化の測定例を示す図
［図５］本発明の実施形態で用いるのに好適なアダプタの（Ａ）斜視図、（Ｂ）断面図及び（Ｃ）装着状態を示す斜視図
［図６］同じく入射側の集光棒を示す断面図
［図７］同じくＬＥＤの点滅状態を示すタイムチャート
［図８］同じく測定回路を示すブロック図
［図９］本発明の第２実施形態の原理を説明するための、ヒト上顎中切歯の脈波振幅及び透過光減衰度を示す線図
［図１０］同じく酸素飽和度の変化を示す線図
発明を実施するための最良の形態
【国際調査報告】
2007072592.tif 000013
2007072592.tif 000014
2007072592.tif 000015
2007072592.tif 000016
2007072592.tif 000017
2007072592.tif 000018
2007072592.tif 000019