(57)【要約】短パルスレーザーによって生成される、高周波数で高度に局在化された超音波（音波）を基礎とした、歯の内部構造を診断する手段である。従来の接触媒質手法に比較すると、レーザー超音波は、性質が否接触性かつ非侵襲性であり、なんら特別な歯表面調製を必要としない。超音波の光学干渉計検知は、非常に小さい検知フットプリントを取得するための、相補的な非破壊的かつ非接触性の手段を提供する。レーザー超音波と光学干渉計検知の組み合わせにより、歯内の象牙質にある死管領域に対してと同じく、エナメル質／象牙質、象牙質／歯髄、および象牙質／セメント質界面に対して感受性のある、歯健康状態のインビボ診断が可能になる。
2004536620.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ビームを放射するパルスレーザーを使用して、超音波を生成する手段と、
歯表面における所望の領域に、パルスレーザーのビームを焦点化して、バルク内および歯構造表面上に、上記超音波を生成する手段と、
光学干渉計検知手段を用いて、上記歯構造内および上記歯構造表面上に生成された上記音波形を光学的に検知する手段と、
上記歯の内部および表面構造を診断するために、検知された上記音波形を処理する、レーザー超音波を使用した歯構造の診断方法。
【請求項２】
上記パルスレーザーは、短パルスのＣＯ２レーザーを構成する、請求項１に記載された方法。
【請求項３】
上記パルスレーザーは、歯構造の吸収領域で動作する短パルスレーザーを構成する、請求項１に記載された方法。
【請求項４】
上記パルスレーザーは、上記歯表面に配置された薄膜の吸収領域で動作する短パルスレーザーを構成する、請求項１に記載された方法。
【請求項５】
上記光学干渉計検知手段は、レーザー干渉計を構成する、請求項１に記載された方法。
【請求項６】
上記光学干渉計検知手段は、ファブリー・ペロー干渉計を構成する、請求項１に記載された方法。
【請求項７】
上記光学干渉計検知手段は、マッハ・ゼンダー干渉計を構成する、請求項１に記載された方法。
【請求項８】
上記光学干渉計検知手段は、光屈折性干渉計を構成する、請求項１に記載された方法。
【請求項９】
上記光学干渉計検知手段は、強度フィードバック干渉計を構成する、請求項１に記載された方法。
【請求項１０】
測定は、上記パルスレーザーと上記光学干渉計検知手段とが、上記歯の反対側にある中央配置において行われる、請求項１に記載された方法。
【請求項１１】
測定は、上記パルスレーザーと上記光学干渉計検知手段とが、上記歯の反対側にある非中央配置において行われる、請求項１に記載された方法。
【請求項１２】
測定は、上記パルスレーザーと上記光学干渉計検知手段とが、上記歯と同じ側にある状態で行われる、請求項１に記載された方法。
【請求項１３】
上記パルスレーザーの出力をサンプル化する高速光検出器を使用して、歯構造内の音波の検知を引き起こす手段をさらに構成する、請求項１に記載された方法。
【請求項１４】
上記処理工程は、
上記光学干渉計検知手段によって検知された上記音波を、オシロスコープに転送する手段と、
上記オシロスコープに存在する、波形内にある到達時間と波先振幅を解析する手段とを備える、請求項１に記載された方法。
【請求項１５】
上記歯表面はなんら特別な調整を必要としない、請求項１に記載された方法。
【請求項１６】
上記パルスレーザーのビームは、レンズ装置を介して歯表面上に焦点化される、請求項１５に記載された方法。
【請求項１７】
超音波のビームを生成するパルスレーザーと、
パルスレーザーのビームを、歯表面における所望の領域に焦点化し、バルク内および歯構造表面上に超音波を生成するレンズと、
上記歯構造内および上記歯構造表面上に生成された上記音波を光学的に検知する、光学干渉計検知手段と、
上記歯の内部および表面構造を診断するため、検知された上記音波を処理するオシロスコープとを備える、レーザー超音波を使用して歯構造を診断する装置。
【請求項１８】
上記パルスレーザーは、短パルスのＣＯ２レーザーを構成することを特徴とする、請求項１７に記載の装置。
【請求項１９】
上記パルスレーザーは、歯構造の吸収領域で動作する短パルスレーザーを構成する、請求項１７に記載の装置。
【請求項２０】
上記パルスレーザーは、上記歯表面に配置された薄膜の吸収領域で動作する短パルスレーザーを構成する、請求項１７に記載の装置。
【請求項２１】
上記光学干渉計検知手段は、レーザー干渉計を構成する、請求項１７に記載の装置。
【請求項２２】
上記光学干渉計検知手段は、ファブリー・ペロー干渉計を構成する、請求項１７に記載の装置。
【請求項２３】
上記光学干渉計検知手段は、マッハ・ゼンダー干渉計を構成する、請求項１７に記載の装置。
【請求項２４】
上記光学干渉計検知手段は、光屈折性干渉計を構成する、請求項１７に記載の装置。
【請求項２５】
上記光学干渉計検知手段は、強度フィードバック干渉計を構成する、請求項１７に記載の装置。
【請求項２６】
測定は、上記パルスレーザーと上記光学干渉計検知手段とが、上記歯の反対側にある中央配置において行われる、請求項１７に記載の装置。
【請求項２７】
測定は、上記パルスレーザーと上記光学干渉計検知手段とが、上記歯の反対側にある非中央配置において行われる、請求項１７に記載の装置。
【請求項２８】
測定は、上記パルスレーザーと上記光学干渉計検知手段とが、上記歯と同じ側にある状態で行われる、請求項１７に記載の装置。
【請求項２９】
上記パルスレーザーの出力をサンプル化する高速光検出器を使用して、歯構造内の音波の検知を引き起こす手段をさらに構成する、請求項１７に記載の装置。
【請求項３０】
波形内にある到達時間と波先振幅を解析する処理手段をさらに備える、請求項１７に記載の装置。
【請求項３１】
上記歯表面はなんら特別な調整を必要としない、請求項１７に記載の装置。
【請求項３２】
ビームを放射するパルスレーザー使用して、超音波を生成する手段と、
歯表面における所望の領域に、上記パルスレーザーのビームを焦点化して、バルク内および上記歯構造表面上に、上記超音波を生成する手段とを備える、歯内および歯表面に超音波を生成する方法。
【請求項３３】
パルスレーザーは、短パルスのＣＯ２レーザーを構成することを特徴とする、請求項３２に記載の方法。
【請求項３４】
上記パルスレーザーは、歯構造の吸収領域で動作する短パルスレーザーを構成する、請求項３２に記載の方法。
【請求項３５】
上記パルスレーザーは、上記歯表面に配置された薄膜の吸収領域で動作する短パルスレーザーを構成する、請求項３２に記載の方法。
【請求項３６】
上記歯表面はなんら特別な調整を必要としない、請求項３２に記載の方法。
【請求項３７】
上記パルスレーザーのビームは、レンズ装置を介して歯表面上に焦点化される、請求項３２に記載の方法。
【請求項３８】
上記光学干渉計検知手段を使用して、歯内および歯表面上にある音波形を光学的に検知する手段と、
上記歯の内部構造を診断するため、検知した上記音波形を処理する手段とを有する、歯内および歯表面上で超音波を検知して処理する方法。
【請求項３９】
上記光学干渉計検知手段は、レーザー干渉計を構成する、請求項３８に記載の方法。
【請求項４０】
上記光学干渉計検知手段は、ファブリー・ペロー干渉計を構成する、請求項３８に記載の方法。
【請求項４１】
上記光学干渉計検知手段は、マッハ・ゼンダー干渉計を構成する、請求項３８に記載の方法。
【請求項４２】
上記光学干渉計検知手段は、光屈折性干渉計を構成する、請求項３８に記載の方法。
【請求項４３】
上記光学干渉計検知手段は、強度フィードバック干渉計を構成する、請求項３８に記載の方法。
【請求項４４】
上記処理工程は、
上記光学干渉計検知手段によって検知された上記音波を、オシロスコープに転送する手段と、
上記オシロスコープに存在する、波形内の到達時間および波先振幅を解析する手段とを備える、請求項３８に記載の方法。
【請求項４５】
超音波のビームを生成するパルスレーザーと、
上記パルスレーザーの上記ビームを、歯表面おけるに所望の領域に焦点化して、上記歯構造内および歯構造表面に上記超音波を生成するレンズ、とを備える、歯内および歯表面に超音波を生成する装置。
【請求項４６】
上記パルスレーザーは、短パルスのＣＯ２レーザーを構成する、請求項４５に記載の装置。
【請求項４７】
上記パルスレーザーは、歯構造の吸収領域で動作する短パルスレーザーを構成する、請求項４５に記載の装置。
【請求項４８】
上記パルスレーザーは、上記歯表面に配置された薄膜の吸収領域で動作する短パルスレーザーを構成する、請求項４５に記載の装置。
【請求項４９】
上記歯表面はなんら特別な調整を必要としない、請求項４５に記載の装置。
【請求項５０】
歯構造内および歯構造表面上に生成された音波を光学的に検知する、光学干渉計検知手段と、
上記歯の内部および／または上記表面構造を診断するため、検知された上記音波を処理するオシロスコープとを備える、上記歯の内部および上記歯表面上の超音波を検知して処理する装置。
【請求項５１】
上記光学干渉計検知手段は、レーザー干渉計を構成する、請求項５０に記載の装置。
【請求項５２】
上記光学干渉計検知手段は、マッハ・ゼンダー干渉計を構成する、請求項５０に記載の装置。
【請求項５３】
上記光学干渉計検知手段は、光屈折性干渉計を構成する、請求項５０に記載の装置。
【請求項５４】
上記光学干渉計検知手段は、光屈折性干渉計を構成する、請求項５０に記載の装置。
【請求項５５】
上記光学干渉計検知手段は、強度フィードバック干渉計を構成する、請求項５０に記載の装置。
【請求項５６】
波形内にある到達時間と波先振幅を解析する処理手段をさらに備える、請求項５０に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
（関連出願の相互参照）
この出願は、２００１年１月１１日に提出された米国仮特許出願（名称「レーザー超音波を使用した歯構造の診断」、シリアルナンバーＮＯ．６０／２６１，０９０）に関連しており、その仮出願の利益を主張する。
【０００１】
（発明の分野）
本発明は、歯構造の診断を援助するための、レーザー超音波の使用に関連した装置と方法である。
【０００２】
（背景）
軟組織構造、特に、腹部領域、脳、および眼を検査するための超音波の利益は、長い間知られていた。これらの応用では、構造内に音波を生成して検知するため、典型的に１つかそれ以上の音響接触変換器が使用されていた。これらの手順は、比較的大きな寸法が検査される際の、より遅い速度の音波（低周波数の音波が、等しい音波長で使用される）と、軟組織への変換機用の、容易に利用可能な音響接触材料とに、少なくとも歯の検査用に単純化される（軟組織は、硬い歯のエナメル質や象牙質とは異なり、大部分が水で構成され、この水は、非常に効率的な伝達媒質として機能する）。
【０００３】
従来の超音波技術を、歯の内部構造の検査に適用する試みは、ほとんど成功していなかった。主要な障害の１つは、インビボ測定用の、変換機のための、歯への適切な接触媒質を特定することにあった。適切に接触しないと、音エネルギーを歯に伝達させることは困難である。初期の研究者たちは、軟組織構造とともに、水の使用を試みていたが、結果は確信できるものではなかった。
【０００４】
接触の問題は、水を水銀に置き換えることによって克服された。より優れた接触効率を提供するとはいえ、水銀は毒性があるために、臨床応用には適さない。
【０００５】
接触困難性を克服するための別の解決法は、小さいアルミニウム溶液ロッドを使用し、接触媒質から音響エネルギーを歯に伝達することである。水を使用する際のたった５％の伝達効率に比べ、推定ほぼ８７％の伝達効率は、この技術を使用することによって達成される。しかしながら、この方式の重要な限界は、アルミニウム溶液ロッドを歯表面に接触することである。音響エネルギーの歯への適切な接触を保証するために、平面スポットが歯表面に施される必要があり、このため、この技術が臨床応用には適さなかった。加えて、比較的大きな接触領域（直径３．２ｍｍ）が、プローブの空間解像度を制限していた。回復性材料と象牙質との間の弱い結合または空洞のような、歯の異常を検査するためには、異常部よりも小さな検知フットプリントが必要となる。
【０００６】
接触変換器の空間解像度を増加させる方法の１つに、サンプル（歯）表面にビームを焦点化させる、球面変換機を使用するがある。この方法は、音響顕微鏡の基礎である、光学顕微鏡の音響エネルギーを構築する。この技術は、水を接触媒質することで、抽出ヒト歯から、無傷で鉱質除去されたエナメル質を調査するために、使用された。そのため、検査深度はおよそ０．５〜１．５ｍｍに限定されていた。
【０００７】
さらに最近、増加された空間解像度を有する音響顕微鏡が、ヒトエナメル質切片にある小さいカリエス病変を検知するために使用された。しかしながら、従前の研究と同じく、歯サンプルを特別に研磨する必要があったため、この技術は、臨床応用には適さなかった。
【０００８】
必要とされているのはは、接触効率がより優れ、検知フットプリントの大きさが小さく、歯表面をなんら特別な調製をすることの無い、インビボ操作を達成できる歯構造診断システムである。
【０００９】
（要約）
接触効率、検知フットプリントサイズ、そして特別な表面調製における、従来の困難を打破するために、本発明はレーザー超音波技術を利用する。レーザー超音波は、短パルスレーザーを、接触媒質の代わりに使用し、高周波数（広帯域）超音波を材料内に生成する。標本表面での、またはその近辺での、パルスエネルギーの吸収により、材料内に温度勾配が生成され、急速に変化するひずみ領域を生み出す。このひずみ領域は、次に、エネルギーを弾性波（超音波）として放射する。パルスエネルギーが低いとき、これは、完全に熱的弾性のある工程であり、検査の際に材料にまったく障害を起こさない。従来方法を超えるこの技術の利点は、歯の特別な表面調製が全く必要ないことである。加えて、レーザービームを歯表面に焦点化させることで、非常に小さい接触（生成）領域が得られる。スポットサイズ直径は、１０ミクロンオーダーが日常的に得られる。
【００１０】
エナメル質も象牙質も、強い吸収帯域を長波赤外（ＩＲ）スペクトルに有する。これらの光学特性は、エナメル質、象牙質、そしてアパタイトを融合する際の、二酸化炭素（ＣＯ２）レーザーにすでに適用されている。融合により、引き続く病変進行が阻害され、コンポジットレジンの象牙質への結合力が大幅に改善される。本発明に関連する説明目的のために、短いパルスのＣＯ２レーザーが、音波を抽出ヒト切歯に生成するために、使用されている。いくつかの場合、たとえばＮｄ：ＹＡＧレーザーのような他のレーザーが使用されても良い。
【００１１】
レーザー振動記録計によるような、超音波の光学的検知は、超音波の遠隔的感知のための相補的な技術を提供する。ファブリー・ペロー干渉計、マッハ・ゼンダー干渉計、マイケルソン干渉計、光屈折性干渉計、光学フィードバック干渉計、そしていくつかの他のタイプのレーザー振動記録計のような、歯からの光学波先反射の感知を基礎とする技術は、拡散性の反射表面には良く適している。ここの開示物に対応する説明を目的とするため、レーザー振動記録計が音波の到達を検知するように記述されている。
【００１２】
本発明の１実施形態は、レーザー超音波を使用して歯構造を診断する方法である。超音波は、パルスされたレーザーにより生成される。パルスレーザーのビームは、歯表面における所望の領域に焦点化され、そのため、バルク（ｂｕｌｋ）内に、そして歯構造表面に沿って、超音波を生成する。これらの音波は、光学干渉計の手段を使用して、光学的に検知される。最後に、検知された音波は、歯の内部構造、または表面構造を診断するために処理される。
【００１３】
本発明の他の実施形態は、超音波のビームを生成する、パルスレーザーを含む装置である。このビームは、レンズによって、歯表面における所望の領域に焦点化され、歯構造表面のバルク内に、そして歯構造表面に沿って、超音波を生成する。光学干渉計による検知手段は、歯構造内に生成された音波を、光学的に検知し、そして、オシロスコープは、検知された音波を、歯の内部構造を診断するために処理する。短パルスレーザーは、歯構造のための吸収領域で動作する。
【００１４】
別の実施形態では、薄膜またはコーティングが、歯表面に設置される。短パルスレーザーが次に、薄膜またはコーティングのための吸収領域において動作する。
【００１５】
（図面の簡単な説明）
図１は、歯エナメル質の内部構造を図示する。
【００１６】
図２は、歯象牙質の内部構造を図示する。
【００１７】
図３ａは、本発明で使用される、構成要素のブロック図を図示する。
【００１８】
図３ｂは、本発明で実行されるステップを図示する、フローチャートである。
【００１９】
図４は、エナメル質、象牙質、歯髄部、そして挿入されたアマルガムを示す、抽出ヒト切歯の断面図である。
【００２０】
図５ａは、ＣＯ２パルスレーザーの、測定された温度特性を図示する。
【００２１】
図５ｂは、Ｎｄ：ＹＡＧパルスレーザーの、測定された温度特性を図示する。
【００２２】
図６ａは、エナメル質領域で取得された、歯模型のための超音波を図示する。
【００２３】
図６ｂは、エナメル質／アマルガム／エナメル質領域で取得された、歯模型のための超音波を図示する。
【００２４】
図６ｃは、エナメル質／象牙質／エナメル質領域で取得された、歯模型のための超音波を図示する。
【００２５】
図６ｄは、エナメル質／象牙質／歯髄／象牙質／エナメル質領域で取得された、歯模型のための超音波を図示する。
【００２６】
図７は、抽出ヒト切歯の断面図を図示する。
【００２７】
図８ａは、エナメル質領域で取得された、ヒト切歯のための超音波を図示する。
【００２８】
図８ｂは、エナメル質／アマルガム／エナメル質領域で取得された、ヒト切歯のための超音波を図示する。
【００２９】
図８ｃは、エナメル質／象牙質／エナメル質領域で取得された、ヒト切歯のための超音波を図示する。
【００３０】
図８ｄは、エナメル質／象牙質／歯髄／象牙質／エナメル質領域で取得された、ヒト切歯のための超音波を図示する。
【００３１】
（詳細な説明）
超音波の生成と検知は、標本を高周波数音波で検査することによって、材料のバルクと表面特性を特性化する方法、を提供する。３つまでのバルク音波は、材料中を伝播可能であり、それぞれは独自の特色のある速度を有する。超音波が伝播するに従い、幾何学的な広がりや、吸収による減衰や、不連続性からの拡散により、振幅が減少する。波形の速度、減衰、そして拡散の測定は、材料のバルク内部と表面特性を定量化するために必要な情報、を提供する。この解析では、我々は歯の硬組織と軟組織の界面における、音波の相互作用に関心がある。
【００３２】
異方性材料における弾性平面波形の伝播は、クリストッフェルの公式を使用して記述される。
【００３３】
【数１】
2004536620.tif 000003
【００３４】
この公式は、音波の位相速度ｖと、弾性率Ｃｉｊｋｌとの間の、解析上の関係を提供する。方角のコサインは、ｌｉ（ｉ＝１，２，または３）によって特定され、ρは、材料密度であり、δｉｋは、クロネッカーデルタ関数である。
【００３５】
歯のヒト歯の異方性特性は、よく文書化されている。歯冠を覆う、硬い防御的な物質である歯のエナメル質は、生体における生物組織の中でも最も硬く、咀嚼（噛む事）における破砕を手助けする。エナメル質は、ヒドロキシアパタイトの形である、およそ９６％の無機ミネラルと、４％の水と有機物とから構成される。ヒドロキシアパタイトは、骨や象牙質、そしてセメント質でも見出される、結晶性のカルシウムリン酸塩である。図１に示すように、エナメル質は、象牙質−エナメル質接合部における自身の起源から、歯の外部表面に伸張するロッド１０、からなる。ロッド自身は、形が鍵穴に類似しており、これによって、個々のロッドは強度な連結構造を形成する。ロッドの頭部は約５μｍであり、一方、尾部は、ほんの１μｍしかない。それぞれのロッドは結晶で満たされ、結晶の回転１２はロッドに沿って変化する。ロッドの頭部では、これらの結晶は、ロッドの軸にほぼ平行であり、一方で、ロッドの尾部近辺では、結晶はロッドの軸にほぼ垂直に向いている。エナメル質の弾性特性における変化は、音響顕微鏡とエナメル質ロッドとの機能配向として、レイリー速度を測定することによって定量化される。これらの測定では、レイリー速度は、ほぼ５％変位した。さらに最近では、ロッドに沿った剛性、またはロッドに跨った剛性を、両方とも予言するエナメル質のプリズム特性に対して、三次元有限要素モデルが発達され、ヤング率が距離と容量の関数で著しく変化することが見出された。特に、ヤング率の変位は、結晶方向へ対して平行に＋／−１０％近く、そして垂直に＋／−６０％近いと見積もられた。
【００３６】
図２を参照すると、象牙質２０は、歯の実質を構成する硬組織である。ほぼ白色のエナメル質とは異なり、象牙質はほぼ黄味がかって見える。象牙質は、通常は口腔内環境に露出されていない、生きた組織である。骨のように、象牙質は主に、コラーゲン繊維の有機基質（２０％）と、無機質のヒドロキシアパタイト結晶（７０％）と、そして水（約１０％）とからなる。エナメル質２２よりもミネラルが２０％少ないため、象牙質２０は、より軟らかく、そして若干弾性がある。象牙質２０自身は、発達期間、および組織の病理学的な（顕微鏡的な）特性を基礎にして、一次、二次、そして三次に分類される。一次象牙質は、歯冠と歯根の所要な構成要素であり、一方、二次象牙質は、歯が抜けた後にのみ形成される（すなわち、歯が機能する時に）歯髄を縁取る。最後に、三次の、または修復製の象牙質は、歯髄２４への外傷の存在に応答して発生する。象牙質２０の構造は、象牙質−エナメル質接合部から象牙質−歯髄接合部へと走る、Ｓ字型の細管を構成する。それぞれの細管は、直径が約１．３μｍであり、針型のヒドロキシアパタイト結晶の基質に囲まれている。この結晶は、ほぼコラーゲンから構成される、タンパク質基質に存在する。
【００３７】
歯の三番目の構成要素は、歯髄２４である。これは、軟らかい接続性の組織で、それぞれの歯の中央部に位置されている。それは、歯冠（冠部）と歯根（根部）の両方から構成される。歯髄２４は、象牙質２０内に囲まれた薄壁の血管、神経、そして神経終末からなる、専門の接続性組織を含む。
【００３８】
解析を単純にするため、エナメル質、象牙質、そして歯髄は、弾性的に等方性であると特徴付けられる。異方性材料でｇは、縦波とせん断波の、２つのバルク波形のみが考慮される必要がある。クリストッフェルの公式を通じて、これらの２つの波形の速度は、次のように与えられる。
【００３９】
【数２】
2004536620.tif 000004
【００４０】
ここで、Ｅは弾性率、μはせん断弾性率である。表１には、歯のさまざまな構成要素における、音速と音密度が一覧化されている。どのような多相構造を診断する際にも、それぞれの層の音速と音響インピーダンスは、どちらも、考慮されなければならない。音響インピーダンスＺは、次のように定義される。
【００４１】
【数３】
2004536620.tif 000005
【００４２】
音波が、１つの媒質から別の媒質へ（すなわち、エナメル質から象牙質へ）伝播する際、波形の一部は反射され、残りの部分は伝達される（他に減失が起こらないと仮定する）。平面波の伝達を仮定し、音響インピーダンスＺ１とＺ２を有する２つの異なる媒質の間の界面における、反射された音響放射の強度であるＩｒは、以下のように与えられる。
【００４３】
【数４】
2004536620.tif 000006
【００４４】
ここで、Γは反射係数であり、Ｉｉは入射放射の強度である。エネルギーの保存性により、伝達された音響放射の強度Ｉｔは、次のようになる。
【００４５】
【数５】
2004536620.tif 000007
【００４６】
歯構造内の、おのおのの材料界面における、相対的な反射され伝達された強度の知識は、最終の超音波の解釈の手助けとなる。
【００４７】
効率的な超音波の生成は、パルスレーザーの光学周波数における、材料の吸収特性に依存する。エナメル質と象牙質は、ヒドロキシアパタイト炭酸塩（ＣＡＰ）にリン酸塩があるため、９〜１１μｍ領域において強度の吸収性を有する。９．３μｍ，９．６μｍ，１０．３μｍおよび１０．６μｍにおいて、それぞれ５５００ｃｍ−１，８０００ｃｍ−１，１１２５ｃｍ−１および８２５ｃｍ−１の吸音率が決定されている。これらは、１．２５〜１２μｍの間における、吸収深度に対応している。
ここで図３ａを参照すると、パルスＣＯ２レーザー３０（５０ｎｓの立ち上がり時間で、１０．６μｍ）は、ヒト歯３２において、音波を生成するために使用される。パルスレーザー３０は、レンズ３４により、歯表面において、数１０ミクロンオーダーのスポットサイズに焦点化される。パルスレーザー３０の出力は、非破壊的（熱的弾性のある）な音波生成を保証するため、分極用構成部分を使用して制御される。短パルスレーザーは、歯構造のための吸収領域において動作する。別の実施形態では、薄膜またはコーティングが、歯表面に設置されることが可能であり、短パルスレーザーが次に、薄膜またはコーティングのための吸収領域において動作する。
【００４８】
レーザー振動記録計３６を使用して、音波到達の光学的検知は達成される。振動記録計３６からの出力信号は、歯３２の表面変位（ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ）に比例する。超音波測定は、中央配置において行われることが可能であり、レーザー源３０と受信部／振動記録計３６は、歯３２の反対側にある。その代わりに、超音波測定は、中央配置でない部分で行われ、レーザー源３０と受信部／振動記録計３６は、歯３２の反対側にある。加えて、超音波測定は、レーザー源３０と受信部／振動記録計３６が、歯３２と同じ側にある状態で行われうる。
【００４９】
振動記録計３６の出力は、超音波事象を記録するため、高速デジタルオシロスコープ３７に送られる。超音波の捕獲は、光ダイオード３８と出力カプラ３９から構成される、高速光検出器がきっかけとなる。この検出器は、パルスレーザー３０の出力パルスのサンプリングを監視する。出力レーザーパルスのサンプリングにより、非常に正確な、飛行時間計測式の音波測定が可能となる。加えて、多数の波形は平均化され、信号−雑音比（ＳＮＲ）を向上させる。
【００５０】
図３ｂは、本発明で実行されるステップを図示する、フローチャートである。図３ａに記載の構成を使用することで、超音波は、パルスレーザーによって生成される（３１０）。パルスレーザーのビームは、所望の領域において、歯の表面に焦点化される（３２０）。その結果生じる、歯内音波の捕獲は、パルスレーザーの出力をサンプル化する高速光検出器、によって引き起こされる（３３０）。レーザー振動記録計は、歯構造内に生成される音波を、光学的に検知するために使用される（３４０）。レーザー振動記録計によって記録されるデータは、次に、高速デジタルオシロスコープに送られる（３５０）。パルスレーザーのサンプリングは、オシロスコープに、超音波ビームの起源に対応する、非常に正確な時間測定を提供する。検知された音波は次に、オシロスコープによって、処理され、解析され、そして表示される（３６０）。
【００５１】
結果を処理することは、波形対時間の、ピークと谷間の解析を含む。歯構造の確かな特性は、特定の波先の到達の、到達時間と振幅とを基礎にして、決定されることが可能である。この処理は、典型的には、正常な歯構造特性によってプログラムされる、処理装置（コンピュータ）によって行われる。
【００５２】
本発明の利点は、歯構造全体の健康状態を診断できることである。１つの応用は、歯では自然と発生する、さまざまな接合部の界面を決定できることである。さらに、価値のある診断上の情報は、歯を構成するさまざまな構成要素の厚みを知ること、または少なくとも推定すること、によって決定される。例えば、回復性材料と象牙質との間にある、弱い結合または空洞の検知のための、回復のマージンを視覚化する必要がある。従来のＸ線技術では、裂け目を検知し、硬媒質の間にある界面を視覚化することは、困難であった。これは、Ｘ線が、内部構造の二次元投射（すなわち、シルエット）のみを提供していたからである。加えて、高解像度の視覚化様式が、初期段階の歯の腐食を検知するためには必要であった。腐食が十分に早く検知されれば、工程をモニターすることができ、そして、フッ化物洗浄と制御されたダイエットのような、仲介的な手順が開始可能となり、歯が自身を再鉱質化することを手助けすることができる。近年発達したＸ線視覚化は、腐食を十分に初期段階で発見して、人工材料による回復に続く、侵襲性の空洞調製を避けることが不可能である。レーザー超音波は、バルクと歯表面にある、初期段階の腐食を検知するために使用されることができる。他の診断面での応用は、歯周欠陥の視覚化、骨内病変の局在化、歯科インプラントと周辺骨との間にある骨統合の度合いを決定すること、を含む。
【００５３】
本発明をより良く示すために、歯模型と抽出ヒト切歯に本発明を使用した結果が存在し、議論される。
【００５４】
実際の歯構造から得られる音響信号を、より良く理解するための一つの方法は、音響的に類似した材料で作られた歯模型を構築することである。抽出ヒト切歯からの断面部は、図４に示されている。エナメル４０、象牙質４２、歯髄４４および挿入アマルガム４６が記されている。構造を単純にするため、歯部を通ずる４つの異なる音響「通路（ｐａｔｈ）」のために、異なる（ｓｅｐａｒａｔｅ）歯模型が設計されている。通路は、エナメル質、エナメル質／アマルガム／エナメル質、エナメル質／象牙質／エナメル質およびエナメル質／象牙質／歯髄／象牙質／エナメル質、を含む。
【００５５】
本物の歯の異なる構成要素に対する、類似した音速と音響インピーダンスを有する材料は、表１に一覧化されている。エナメル、歯髄、そしてアマルガムでは、比較的良好な調和が見られる。表１に示すように、スズは非常によく似た音速を有するが、より高い音響インピーダンスを有する。この大きなインピーダンスは、歯模型の異なる構成要素間における、所望の界面特性を提供しない。ホウケイ酸塩ガラスは、一方で、より早い音速を有するが、より匹敵する音響インピーダンスを有する。本研究の目的は、異なる歯組織間における界面特性をより良く理解することであったため、音響インピーダンスにおける類似点は、音速よりもより重要であると考察された。
【００５６】
【表１】
2004536620.tif 000008
【００５７】
本物の歯の界面と、歯模型の界面との間の反射率の比較は、表２に一覧化されている。
【００５８】
【表２】
2004536620.tif 000009
【００５９】
パルスＣＯ２レーザーが、抽出ヒト切歯に音波を生成するために使用された。ＣＯ２レーザーの測定された一時的な特性は、図５に示されているが、パルス立ち上がり時間が５０ｎｓであることを示している。このパルスの注目すべき特徴は、長い尾部（約１．５μｓ）である。初期パルスの立ち上がりのみが、超音波の高周波数構成要素の原因であるため、この尾部は、超音波測定に影響を与えなかった。
【００６０】
歯模型における超音波生成は、パルスＮｄ：ＹＡＧレーザー（１８ｎｓパルス幅）を用いて達成された。Ｎｄ：ＹＡＧレーザーの測定された一時的な特性は、図５ｂに示されている。１０．６μｍでの歯模型におけるアルミニウムの弱い吸収特性は、ＣＯ２レーザーの使用を排除する。どちらの場合でも、パルスレーザーは、数１０ミクロンオーダーのスポットサイズに焦点化され、パルスレーザーの出力は、非破壊的（熱的弾性のある）な音波生成を保証するため、分極用構成部分を使用して制御される。
【００６１】
通路安定型マイケルソン型干渉計は、歯模型において、超音波の到達を検知するために使用される。この型の干渉計は、典型的には熱的弾性生成性の超音波での、サブナノメートルの変位振幅に感受性がある。マイケルソン干渉計は、表面からの鏡のような反射を有する物体には、より適している。それぞれの場合、歯模型の手前表面は研磨されて、干渉計の最適動作を可能としている。歯は鏡のような反射をしないため、異なる検知機構が開発される。拡散性の反射表面に良く適した光学的検知機構は、ファブリー・ペロー干渉計、マッハ・ゼンダー干渉計、マイケルソン干渉計、光屈折性干渉計、光学フィードバック干渉計、そしていくつかの他のタイプのレーザー振動記録計、を含む。これらの測定では、一般に入手可能な振動記録計が使用される。マイケルソン干渉計のように、このレーザー振動記録計は、表面の変位に比例した出力を有する。
【００６２】
（歯模型結果）
図６ｂは、アルミニウム片（厚さ８．５ｍｍ）からの、測定された熱的弾性超音波を示す。これは、エナメル質が確かに等方性ならば、歯のエナメル質を通じた理想的な波形を示す。最初の縦波（Ｌ１）とせん断波（Ｓ１）の到達が記されている。パルスレーザーからの散乱光は、超音波の始まりを示す。この初期レーザーパルスは、すべての歯模型波形において見ることができる。アルミニウムの波形は、他の３つの歯模型波形（図６ｂ〜６ｄ）のためのベースラインを提供する。歯模型の異なる層の界面での反射により、これらの波形のそれぞれは特徴的に異なる。ＳＮＲを向上させるため、波形のそれぞれは、１００回平均化された。
【００６３】
図６ｂに示す、２番目の歯模型からの測定された波形は、アマルガム回復（埋め込み）された歯のために、何が見つかるのかを模擬する。この模型は、１．９５ｍｍと１．２５ｍｍの、２片のアルミニウム（エナメル質）の間に挟まれた、厚さ１．９５ｍｍの銅（アマルガム）からなる。最初の縦波到達時間ｔＬ１は、生ずる。
【００６４】
【数６】
2004536620.tif 000010
【００６５】
二番目の音波到達は、エナメル質−アマルガム接合部（ＥＡＪ）において、反射後の二番目の時間の後、縦波がアルミニウム（エナメル質）の薄片を横切る際に生ずる。この二番目の到達は、以下で生ずる
【００６６】
【数７】
2004536620.tif 000011
【００６７】
次の２つの音波到達は、アルミニウムおよび銅の、より厚い片の追加の横切りの結果である。それぞれの場合、アルミニウム／銅接合部（Γ＝０．１７６対Γ＝０．０８１）のより長い反射率のため、歯模型での音波到達は、実際の歯で期待されるよりも著しい。最初のせん断到達はＳ１で示されている。
【００６８】
アルミニウム／ガラス／アルミニウム（エナメル質／エナメル質／エナメル質）歯模型からの超音波は、図６ｃに示されている。最初の縦波到達（Ｌ１）は、波形における正斜面の始まりによって特定される。先ほどの模型のように、この到達は、歯模型を通じた縦波のための直接の音響通路、に対応する。この歯模型では、アルミニウム（エナメル質）の最初の断面は厚さ１．２５ｍｍである。二番目の縦到達（ＤＥＪ１）は、縦波が、象牙質−エナメル質（ガラス／アルミニウム）接合部（ＤＥＪ）での反射後の二番目の時間語、エナメル質（アルミニウム）のより薄い断面を横切ったときに起こる。引き続く縦波到達は、視認可能である。ＤＥＪでの反射の後、エナメル（アルミニウム）および象牙質（ガラス）の、より厚い片の追加的な到達のためである。これらの音波到達の、それぞれの振幅は、先ほどの歯模型よりも小さい。材料のより近い音響インピーダンス合致と、引き続くより小さい反射率（Γ＝０．０２６）のためである。ＤＥＦは、より大きな反射率のため、実際の歯では、より視認可能である。
【００６９】
図６ｄの最後の超音波は、エナメル質／象牙質／歯髄／象牙質／エナメル質（アルミニウム／ガラス／テフロン（登録商標）／ガラス／アルミニウム）歯模型を示す。この歯模型は、厚さ１ｍｍのアルミニウム片をエナメル質に、厚さ３．５ｍｍのガラス片を象牙質に、厚さ１．７５ｍｍのテフロン（登録商標）を歯髄に、構成している。この波形のより低いＳＮＲは、以前の３つに比べて、これらの歯模型の増加した複雑性と厚みが要因となる。前のように、最初の縦波到達（Ｌ１）は、模型を通じた、縦波の単一経路に対応する。次の２つの音波到達（ＤＥＪ）は、エナメル質（アルミニウム）を通じた、追加の通路に対応する。接合部での小さな反射率のため、前のように、これらの反射は非常に小さい。次の音波到達は、象牙質−歯髄接合部（ＤＰＪ）での反射に対応する。より大きな反射率のため、この反射の振幅はさらにより著しい。
【００７０】
（ヒト切歯結果）
抽出ヒト切歯において、レーザー超音波測定が行われた。歯組織の機械的特性を保存するため、測定に先立ち、歯は生理溶液に保存された。歯内における内部中間点の位置を決定するため、測定が完了した後、音波の伝播距離に沿って、切歯は裂かれた。切歯の断面部は、エナメル質７０、死管７２、象牙質７４、歯髄７６、セメント質７８を示す図７に示されている。加えて、死管を含む象牙質の領域も存在する。歯を通じた、４つの異なる位置で行われた測定から得られた結果は、ここに存在する。これらの測定位置は、それぞれ、（１）、（２）、（３）および（４）として、図７に記されている。加えて、それぞれの歯の硬層と軟層は、表３に一覧化されている。
【００７１】
【表３】
2004536620.tif 000012
【００７２】
図８ａから図８ｄは、それぞれ、図７に示す測定位置で決定された音波を示す。
【００７３】
最初の測定位置は、歯の上部を通じて行われ、その波形は図８ａに示されている。この領域では、歯を横切った直線通路は、ただエナメル質を通じてのみ伝播する。最初の縦の音波到達（Ｌ）は、約１．０８μｓで生ずる。この値は、縦の速度６．２５ｍｍ／μｓを仮定した（表２を参照）場合に期待される０．９８μｓより、若干長い。しかしながら、前に議論したように、弾性特性の異方性性質のため、エナメル質では、波速度は変位することが知られている。超音波は、この領域では、エナメル質ロッドへ平行にも垂直にもどちらも伝播するため、異方性は、特に歯のこの領域では変位する。この波形の興味深い特性は、１．４８μｓと１．９８μｓという、２つの大きな音波到達である。これらの到達は、歯の上部表面からの音波散乱によるものと信じられている。これは、測定位置のちょうど上である。この減少は、界面近辺でバルク測定の解釈における困難性を示す。２．２μｓでの音波到達は、最初のせん断波（Ｓ）の期待される波到達時間に非常に近い。２．５μｓでの音波到達と、後の反射に対応する歯の内部構造からの散乱は、自分自身を直接の解釈にゆだねたりしない。
【００７４】
二番目の測定位置は、歯の頂上からのおよそ４ｍｍ下であり、その波形は図８ｂに示されている。この領域では、音波は、２つのＤＥＪと象牙質における死管の領域を通じて伝播する。最初の縦到達（Ｌ）は、約１．８μｓで生ずる。この時間は、スロープの突然の負への変化に対応する。他に波形に記されたのは、２．０３μｓで生ずる波到達（正のスロープ変化で示す）である。これは、ＤＥＪでの反射によって起こる、象牙質の左手側にあるエナメル質を通じた、追加のラウンドトリップによるものと信じられている。ＤＥＪでのより大きい反射率のため、この到達は、歯模型（図６ｂ）に比べてより著しい、ＤＥＪでの、この反射の予測される到達時間は、１．９μｓである。２．２５μｓでの音波到達は、死管の界面における反射によるものと信じられている。死管は、象牙質芽細胞の死によって特徴付けられ、その結果としての象牙質細管、壊死組織片と空洞を含む。この理由のため、歯が断面化されて透過光で観察されるとき、死管は黒に見える。細管における壊死組織片と開いた空間の存在は、象牙質の機械的特性を、著しく影響することが期待され、その結果、死管接合部において大きな反射が生ずる。機械的特性におけるこの違いは、大きな音波到達（象牙質−歯髄接合部において見られるものに類似）に貢献する。ＤＴＪはおそらく、また、２．９μｓでの次の音波到達の原因である。３．２７μｓでの、記された最後の波到達は、せん断波（Ｓ）の期待される到達時間に対応する。伝播位置はいま、エナメル質ロッドの角度にほとんど平行であるにもかかわらず、再び、予測された音波到達時間と、測定された音波到達時間との間に、ある程度の変化が期待される。歯のこの領域では、象牙質細管は、波伝播の方向にほとんど垂直に走る。
【００７５】
三番目の測定位置は、歯のよりさらに下で生じ、その波形は、図８ｃに示される。この領域では、音波は、象牙質、歯髄、そして少量のセメント質を通じて伝播するセメント質の機械的特性（すなわち、音波速度と密度）は不明である。解析の目的のため、セメント質の機械的特性は、エナメル質のそれに類似していると推定される。この推定を基礎として、最初の縦波到達は１．１μｓと期待され、この値は、測定された到達時間の０．９４μｓより若干長い。この遅れた到達時間は、歯髄の機械的特性における減損と、セメント質の機械的特性の不確定さの両方による。二番目の、微妙な到達は、１．２７μｓ（波のスロープの変化によって記されている）でみられる。この到達は、ＤＣＪでの期待された反射と同時に生ずる。次の３つの顕著な特性は、１．５４μｓ、１．９８μｓ、２．１７μｓで生ずる。これらの波到達の振幅のため、それらは、ＤＰＪでの反射によるものと信じられている。２．４８μｓでの次の波到達は、２．２μｓでの最初のせん断波到達に期待されることに非常に近く、せん断波到達での象牙質／歯髄／象牙質歯模型で発見されるスロープにおける、期待された突然の変化を表示する。
【００７６】
４番目の測定位置は、切歯の基部近辺であり、その波形は、図８ｄに示される。この位置では、歯髄の１つの層と同様に、音波は、セメント質と象牙質の２つの層を通じて伝播する。最初の縦到達（Ｌ）は、約１．２３μｓで生じ、この値は、ふたたび、期待される到達時間０．９５μｓよりも遅い。次の到達は１．５２μｓで生じ、ＤＣＪでの反射に帰する。次の２つの反射は１．５８μｓと１．８６μｓで生じ、ＤＰＪでの反射に帰する。３番目位置での測定とは異なり、ＤＰＪでの反射による、ただ２つの波到達があるのみである。なぜなら、歯髄の左手側における歯髄と象牙質での、総合の伝播時間は同一であるためである。最後の到達は、主要なせん断波（Ｓ）によるものであり、２．３４μｓで生ずる。縦波と同様に、この到達時間は、予測時間の１．８９μｓより遅く、再び、歯髄の減損に帰する。
【００７７】
最終結果の正確性を決定するため、誤りの出所は試験されるべきである。音響回折やレーザー整理からの時間正確さのような現象を考慮すると、レーザー超音波測定で作られる誤りは、１％以下であると見積もられてきた。特別に調製されたサンプルにおける測定では、厚み測定において、０．０８％の誤りが見積もられてきた。歯は非常に形が不規則であり、歯で起こりうる傾きによる、実際の音響通路の不確定さが、測定中に生ずるかもしれないため、ここに示された結果では、厚み測定誤りはより大きい、歯内の（すなわち、エナメル質、象牙質、歯髄およびセメント質）構造の厚みを測定する再には、３〜４％の誤りがあることは起こりうる。もう一つの考慮は、最初の縦波の実際の到達時間を決定することである。図８ａ〜図８ｄにあるように、レーザー振動記録計信号では、最初の縦波の到達時間は、いつも明白であるとは限らない、しかしながら、これは、次に続く波到達の決定には影響しない。誤りの別の出所は、さまざまな歯の硬組織や軟組織における、正確な波形速度の不確実さである。エナメル質でのヤング率は、結晶の方位と容量の小部分の両方に依存し、そして、１０％以上変位しうる。
【００７８】
これらの要因がよく理解されるまでは、歯エナメル質の完全な特徴記述は難しい。しかしながら、測定が歯のエナメル質／象牙質領域で行われる場合、この問題は非常に単純化される、この領域では、エナメル質の結晶は支配的に、音波伝播の向きに沿って向いており、その結果、ヤング率の不確定さを減少する。これにより、作成されるエナメル質厚みは、さらに正確に見積もられる。象牙質にあるＳ型細管はまた、ヤング率の不正確さの一因となる。再び、特定領域では、これらの細管は、音波伝播の向きに平行に向いており、解析を容易にする。率に不確定さがあるとしても、ここに存在する測定は、ＤＥＪ、ＤＰＪ、ＤＣＪ、ＤＴＪは区別可能であり、これらの構造のそれぞれの厚みの見積もりは行われうることを示す。これらの見積もりは、他の知られた技術を使用して、現在は可能である。加えて、歯構造厚みの不正確さは、歯内のどんな空洞をも検知する能力に影響しない。
【００７９】
歯の内部構造のインビボ診断へのレーザー超音波の応用は、ここに存在し、先行技術を超える顕著な利点を有することが示された。レーザー超音波では、広帯域で高周波数の音波を、歯構造の中に非侵襲的に生成するため、短パルスレーザーが使用される。従前の試みとは異なり、従来の接触媒質を使用して内部構造歯を特徴化するため、超音波のレーザー生成は、特別な表面調整を必要としない。異なる歯構造の間の音波速度や反射率知識により、歯の内部構造は再構築化される。音波の光学的な検知は、特別な表面調整を何も必要としない、相補的な非接触性技術を提供する、光学的検知のもう一つの利点は、検知フットプリントを容易に数十ミクロンに減少させることであり、これにより、歯特徴化において、高い空間感受性を得られる。
【００８０】
本発明では、象牙質エナメル質、象牙質／歯髄、そしてセメント質／象牙質界面が解決された。測定された音波到達は、期待される到達時間に、一般的に一致することが示される。この解析での、誤りの一番大きい出所はほぼ、歯のヒト歯にある機械的特性における大きな変異による。エナメル質の異方性性質はよく記述されている。これらの変位は、歯の内部構造の正確な決定を、いくぶん困難にする。しかしながら、歯組織の厚みにおける空間的変位の良い見積もりは、ここに示され、そして、これらの測定は、本発明の技術が、死管のような、歯における異常の存在に非常に感度が良いことを示す、さらに、象牙質−エナメル質、象牙質−歯髄、そして象牙質−セメント質界面、象牙質の死管は、解決可能である。
【００８１】
以下の請求項では、どのような手段・機能条項も、ここに記載された、具陳された機能を実行するための構造や、さらに、構造的な均等物のみならず、等しい構造をも保護するように意図されている。それゆえ、上記は本発明の説明であって、開示された特定の実施形態に限定するように解釈されるものではなく、開示された実施形態への変形や、他の実施形態は、添付の請求項の範囲に含まれるように意図されている、と理解される、この発明は、以下の請求項で定義され、請求項に等しいものが、ここに含まれる。
【図面の簡単な説明】
【図１】
歯エナメル質の内部構造を図示する。
【図２】
歯象牙質の内部構造を図示する。
【図３】
ａは、本発明で使用される、構成要素のブロック図を図示し、ｂは、本発明で実行されるステップを図示する、フローチャートである。
【図４】
エナメル質、象牙質、歯髄部、そして挿入されたアマルガムを示す、抽出ヒト切歯の断面図である。
【図５】
ａは、ＣＯ２パルスレーザーの、測定された温度特性を図示し、ｂは、Ｎｄ：ＹＡＧパルスレーザーの、測定された温度特性を図示する。
【図６】
ａは、エナメル質領域で取得された、歯模型のための超音波を図示し、ｂは、エナメル質／アマルガム／エナメル質領域で取得された、歯模型のための超音波を図示し、ｃは、エナメル質／象牙質／エナメル質領域で取得された、歯模型のための超音波を図示し、ｄは、エナメル質／象牙質／歯髄／象牙質／エナメル質領域で取得された、歯模型のための超音波を図示する。
【図７】
抽出ヒト切歯の断面図を図示する。
【図８】
ａは、エナメル質領域で取得された、ヒト切歯のための超音波を図示、ｂは、エナメル質／アマルガム／エナメル質領域で取得された、ヒト切歯のための超音波を図示、ｃは、エナメル質／象牙質／エナメル質領域で取得された、ヒト切歯のための超音波を図示し、ｄは、エナメル質／象牙質／歯髄／象牙質／エナメル質領域で取得された、ヒト切歯のための超音波を図示する。
【図３】
2004536620.tif 000013
【図５】
2004536620.tif 000014
【図６】
2004536620.tif 000015
【図８】
2004536620.tif 000016
【国際公開パンフレット】
2004536620.tif 000017
2004536620.tif 000018
2004536620.tif 000019
2004536620.tif 000020
2004536620.tif 000021
2004536620.tif 000022
2004536620.tif 000023
2004536620.tif 000024
2004536620.tif 000025
2004536620.tif 000026
2004536620.tif 000027
2004536620.tif 000028
2004536620.tif 000029
2004536620.tif 000030
2004536620.tif 000031
2004536620.tif 000032
2004536620.tif 000033
2004536620.tif 000034
2004536620.tif 000035
2004536620.tif 000036
2004536620.tif 000037
2004536620.tif 000038
2004536620.tif 000039
2004536620.tif 000040
2004536620.tif 000041
2004536620.tif 000042
2004536620.tif 000043
2004536620.tif 000044
2004536620.tif 000045
2004536620.tif 000046
2004536620.tif 000047
2004536620.tif 000048
2004536620.tif 000049
【国際調査報告】
2004536620.tif 000050
2004536620.tif 000051
2004536620.tif 000052