(57)【要約】【課題】患者に痛みを与えることなく、非侵襲的かつ客観的に、歯髄内の血液濃度（ヘモグロビン濃度）や血流量を定量的に測定可能とする。【解決手段】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内血液量[Ｈｂ] ｐを求める。【選択図】図８
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【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内血液濃度や血流量を求めることを特徴とする歯髄内血液濃度・血流量測定方法。
【請求項２】
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、各波長の光を受光するようにされている請求項１に記載の歯髄内血液濃度・血流量測定方法。
【請求項３】
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又は２に記載の歯髄内血液濃度・血流量測定方法。
【請求項４】
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内血液濃度・血流量測定装置。
【請求項５】
前記光源が、中心波長５０６±１０ｎｍ、５２２±１０ｎｍの発光ダイオードとされていることを特徴とする請求項４に記載の歯髄内血液濃度・血流量測定装置。
【請求項６】
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内血液濃度・血流量測定用アダプタ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、歯髄内血液濃度・血流量測定方法及び装置に係り、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及び／又は血流量を定量的に測定することが可能な歯髄内血液濃度・血流量測定方法及び装置に関する。
【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内の血流量又は血液濃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（非特許文献１及び特許文献１参照）。
【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】
【特許文献１】特開２００１−１７４５３号公報
【非特許文献１】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
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
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。
【０００８】
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、非侵襲的かつ客観的に、歯髄内の血液濃度（ヘモグロビン濃度）及び／又は血流量を定量的に測定可能とすることを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
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。
【００１０】
又、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ようにしたものである。
【００１１】
又、前記光を口蓋側から照射するようにしたものである。
【００１２】
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内血液濃度・血流量測定装置を提供するものである。
【００１３】
又、前記光源を、中心波長５０６±１０ｎｍ、５２２±１０ｎｍの発光ダイオードとしたものである。
【００１４】
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内血液濃度・血流量測定用アダプタを提供するものである。
【発明の効果】
【００１５】
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、歯髄内の血液濃度（ヘモグロビン濃度）及び／又は血流量を定量的に測定することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
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。
【００１７】
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。
【００１８】
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法則によって、次式の関係が成立する。
【００１９】
Ｉｔ＝Ｉ０ｅｘｐ（−ｕｓｄ−ｕｂＣｂｄｐ）          ……（１）
【００２０】
ここで、ｕｓは歯質の散乱係数、ｄは歯質の厚み、ｕｂは歯髄腔内血液の吸収係数、ｄｐは歯髄腔内の光路長、Ｃｂはヘモグロビンの密度である。
【００２１】
この（１）式を変形することによって、次式が得られる。
【００２２】
Ｉｔ／Ｉ０＝ｅｘｐ（−ｕｓｄ−ｕｂＣｂｄｐ）          ……（２）
【００２３】
ｌｎ（Ｉｔ／Ｉ０）＝（−ｕｓｄ−ｕｂＣｂｄｐ）        ……（３）
【００２４】
従って、図３に示すようなヘモグロビンＨｂの吸収スペクトルにおいて、２つの組織散乱・吸収係数がほぼ等しいヘモグロビンの等吸収波長、即ちｕｓ２＝ｕｓ１での光減衰の差を求めると、次式に示すようになる。
【数１】
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ここでｕｓ２＝ｕｓ１であるから              
＝（ｕｂ２−ｕｂ１）Ｃｂｄｐ
＝（ｕｂ２−ｕｂ１）[Ｈｂ]ｐ    ……（４）
【００２５】
従って、歯髄腔内のヘモグロビン量 [Ｈｂ] ｐ＝Ｃｂｄｐ  は次式で求められる。
【００２６】
[Ｈｂ]ｐ＝[ｌｎ（Ｉｔ／Ｉ０）１−ｌｎ（Ｉｔ／Ｉ０）2  ] ／（ｕｂ２−ｕｂ１）……（５）
【００２７】
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。
【００２８】
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く、又、長い波長である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、精度の高い測定が可能であることがわかる。なお本発明は、５０６±１０ｎｍと５２２±１０ｎｍを用いたものに限定されず、波長数も２に限定されない。図３からも分かるように４４５ｎｍと４２０ｎｍにも等吸収波長があるので、利用できる可能性がある。
【００２９】
実際の測定に際しては、図５（Ａ）（斜視図）及び（Ｂ）（側面図）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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【００３３】
本実施形態においては、発光素子として、発光波長５０６±１０ｎｍ、５２２±１０ｎｍのＬＥＤを用いているので、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。
【００３４】
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。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【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測定するための、ヘモグロビンの吸収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）斜視図及び（Ｂ）断面図
【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
【符号の説明】
【００３９】
１０…歯
１２…エナメル質
１４…象牙質
１６…歯髄腔
２０、２２…光ファイバ
３０…アダプタ
３２、３４…導光体
３６…集光棒
４０…パルス発生回路
４２…発光切換回路
４６…受光切換回路
４８…演算回路
【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】
2007167339.tif 000009
【図７】
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【図８】
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