具体实施方式

以下，基于实施方式对本发明进行更具体的说明，但本发明当然不受下述实施方式限制，当然也可以在能够符合前、后述的主旨的范围内适当地施加变更来实施，它们均包含在本发明的技术范围内。另外，在各附图中，为了方便，有时省略剖面线、部件符号等，但在该情况下，参照说明书、其他附图。另外，附图中的各种部件的尺寸优先有助于理解本发明的特征，因此存在与实际的尺寸不同的情况。

本发明的光学龋齿诊断仪包括光源、与牙齿抵接的压头以及光接收元件。压头由具有透光性的材料构成，压头的顶端部具有顶端较细的形状。当从光源射出的光入射到压头上时，该入射光在压头的顶端部被反射。此时，如果压头的顶端部不与任何物体接触而处于空气中，则该入射光从折射率大的介质(构成压头的材料)进入折射率小的介质(空气)，由此，在压头的顶端部反射，根据入射角，产生全反射。光接收元件检测到该情况。相反，当压头的顶端部与牙齿抵接时，难以引起全反射，光接收元件检测的反射光变弱。通过观测该反射光强度的减少，能够得到抵接的牙齿的信息。

一般地，在光从折射率n_B的物质B向折射率n_A的物质A垂直入射时，物质A的表面中的表面反射率R_ref由下述式(1)给出。

R_ref＝[(n_B-n_A)/(n_B+n_A)]² (1)

因此，当压头的折射率为n_p、牙齿的折射率为n_t时，空气的折射率为1.0，因此，由下述式(2)给出光从压头入射到空气中时的反射率，并且由下述式(3)给出光从压头入射到牙齿中时的反射率。

R_{ref(压头→空气)}＝[(n_p-1.0)/(n_p+1.0)]² (2)

R_{ref(压头→牙齿)}＝[(n_p-n_t)/(n_p+n_t)]² (3)

由于压头是固体，在固体的折射率范围内，R_{ref(压头→空气)}总是大于R_ref_{(压头→牙齿)}(R_{ref(压头→空气)}＞R_{ref(压头→牙齿)})。另外，上述式(1)～(3)是光垂直入射到反射面时(入射角＝0)的式子，但在没有全反射的入射角的范围内，在入射角＝0以外的情况下也满足R_{ref(压头→空气)}＞R_{ref(压头→牙齿)}(关于全反射的情况将在后面叙述)。即，由于压头的顶端部与牙齿抵接的部分的反射光强度弱，未抵接的部分的反射光强度强，因此光接收元件接受的反射强度随着压头的顶端部与牙齿抵接的部分的面积的增加而减小。这里，由于随着牙齿变得更软，压头的顶端部进入牙齿的深度增加，随着牙齿变得更软，压头的顶端部与牙齿抵接的面积增加，随着牙齿变得更硬，压头的顶端部与牙齿抵接的面积减小。因此，随着牙齿变得更软，压头的前端的抵接面积增加，反射光强度降低，随着牙齿变得更硬，压头的前端的抵接面积减少，反射强度增加。这样，通过得到光接收元件检测的反射光强度，能够定量地测定牙齿的硬度。

如上所述，本发明的光学龋齿诊断仪通过测定来自与牙齿抵接的压头的顶端部的反射光定量地获得牙齿的硬度来诊断龋齿。由此，不需要像现有技术那样经过使用填充剂、涂料、显微镜等的繁杂的步骤，就能够定量地测定牙齿的硬度。另外，由于也可以做成适于携带的结构，因此，在任何地方都能够测定牙齿的硬度，进行龋齿的诊断。

以下，参照图1～图6详细说明本发明的一个实施方式的光学龋齿诊断仪1。

本发明的一个实施方式的光学龋齿诊断仪1包括光源20、与牙齿抵接的压头30以及光接收元件40。

作为光源20，没有特别限制，可以使用半导体激光器、发光二极管等。由于这些材料可以获得特定波长的光，因此容易与不需要的光分离，因此优选。其中，使用半导体激光器时，由于具有指向性，因此优选。

压头30由具有透光性的材料构成，压头30的顶端部31以具有顶端较细的形状的方式缩径。压头30的顶端部31的优选形状为大致锥状，作为例子，除了图1所示的圆锥之外，还可以列举出多棱锥等。其中优选圆锥、四角锥。顶端部31具有顶部32。在顶端部31为圆锥或多棱锥等的情况下，顶部32为它们的顶点。压头30的与顶部32相反一侧的面(以下有时也称为底面)的形状可以是圆形或多边形，但不限于此，可以是任意形状。

图1示出压头30的一个例子，图1(a)是具有圆柱和圆柱缩径的圆锥形的压头30的侧视图。图1(b)是从正上方观察图1(a)的俯视图。压头30具有连接直径d的圆(底面)的中心与圆锥的顶点的中心轴c，圆锥形的顶端部31具有角度θ。

压头30的垂直于中心轴c的面的大小，只要能够不妨碍向口腔内插入地与牙齿抵接，则没有特别限制，优选直径或长径为3mm以下，更优选为2mm以下。缩径后的顶端部31的角度θ，例如在图1所示的顶端部31的形状为圆锥的情况下，是相对的母线彼此所成的角度，另外例如在顶端部31的形状为四棱锥的情况下，是相对的面彼此所成的角度θ(以下，有时仅称为θ)。

如图1(c)所示，压头30的顶端部31的顶部32也可以不是尖锐的而是具有某种程度的圆角(R部)，可以根据牙齿的形状和硬度、以及被验者的症状和年龄等适当选择。具有某种程度的圆度的话，具有不易破损、被验者不易感到疼痛的优点。另一方面，如果过于带有圆角，则有损于与牙齿的抵接容易度，或者对反射光的检测有不良影响，因此，R部的曲率半径r只要以满足上述条件的方式适当确定即可，优选为5μm以上，更优选为10μm以上，进一步优选为30μm以上，另外，优选为500μm以下，更优选为200μm以下，进一步优选为150μm以下。

形成压头30的材料只要具有透光性即可，没有特别限制，可以从玻璃、矿石、树脂材料等中适当选择。具体而言，可列举出玻璃、有机玻璃等的玻璃；蓝宝石、红宝石等的天然矿物；人工矿物；丙烯酸树脂、聚碳酸酯树脂、聚酯树脂、聚氯乙烯树脂等的树脂材料等。从这些材料中，使用折射率和硬度最适合牙齿条件的材料，作为压头30即可。

如图2(a)所示，本发明的光学龋齿诊断仪1优选还包括透镜51，透镜51被配置在压头30的顶端部31与光接收元件40的受光面形成相互成像关系的位置。由压头30的顶端部31反射的反射光由透镜51成像并由光接收元件40接收，由此，可观测反射光弱的区域和强的区域的对比度。此外，与仅测定反射光强度的方法相比，具有测定值的校正变动少的优点。

透镜51可以设置在这样的位置，在该位置，从压头30的顶端部31的顶部32向压头30的底面侧偏移规定距离的位置和光接收元件40的光接收面相互成像。由此，能够更高精度地观测反射光弱的区域和强的区域的对比度的差异。上述规定距离优选大于0，且为上述R部的曲率半径r的3倍以下，更优选为2倍以下。

光接收元件40可以包括二维排列的单位单元。该二维排列的单位单元可以是固体拍摄元件(图像传感器)，也可以是CCD图像传感器、CMOS图像传感器等。其中，从供给价格比较便宜、消耗电力少、适于携带的理由出发，优选CMOS图像传感器。

图4是当压头30的顶端部31不与牙齿抵接时，光接收元件40拍摄由透镜51成像的反射光的图像的一个例子。在图4的图像的中央的变白的部分，观察到来自压头30的顶端部31的强烈的反射光，成为白色明亮的拍摄图像。

图5(a)是光接收元件40拍摄在压头30的顶端部31与具有健全牙本质的牙齿抵接时由透镜51成像的来自顶端部31的反射光而得到的图像的一个例子，图5(b)是光接收元件40拍摄在压头30的顶端部31与具有脱钙牙本质的牙齿(龋齿模型)抵接时由透镜51成像的来自顶端部31的反射光而得到的图像的一个例子。当压头30的顶端部31与牙齿抵接时，来自顶端部31与牙齿抵接的区域的反射光变弱，从而获得产生反射光变弱的区域(如图5(a)的图像的中央部分变黑)的拍摄图像。进而，如果压头30的顶端部31抵接于具有脱钙牙本质的牙齿(龋齿模型)，则顶端部31抵接于牙齿的区域的面积增大，与此相伴，得到如图5(b)的图像的中央的黑色部分那样反射光变弱的区域的面积增大的拍摄图像。

压头30的顶端部31与牙齿抵接的面积依赖于牙齿的硬度。而且，反射光变弱的区域的面积反映了压头30的顶端部31与牙齿抵接的面积，因此，通过取得反射光较弱的区域的面积，能够测定牙齿的硬度。例如，通过比较反射光弱的区域(中央的黑色区域)的面积，能够定量地比较得到图5(a)的拍摄图像的牙齿和得到图5(b)的拍摄图像的牙齿的硬度。

在此，由于压头30的顶端部31具有角度θ，因此从压头30的底面侧入射的光在顶端部31以依赖于各个θ的入射角反射。此时，如果使用具有在光从压头30的顶端部31进入空气中(非抵接)时产生全反射、在与牙齿抵接时不产生全反射θ的压头30，则能够更清晰地观测反射光变强的区域和反射光变弱的区域的对比度。

全反射是这样一种现象，也即，当光从具有高折射率的介质B进入具有低折射率的介质A时(设介质A的折射率为n_A、介质B的折射率为n_B时，则满足n_B＞n_A)，入射光不透射通过界面，而是被全部反射。此时，当入射角为某个一定角度以上时，发生全反射，根据斯涅耳定律，该角度(临界角θ_C)由下述式(4)给出。

sinθ_C＝n_A/n_B (4)

固体的折射率通常大于空气的折射率1.0，压头30的折射率n_p满足n_p>1.0。当压头30非抵接时，光从压头30的顶端部31进入空气，因此，若将n_A＝1.0及n_B＝n_p代入式(4)，则在入射角比由下述式(5)提供的θ_Ca(光从压头向空气入射时的临界角)大时，在顶端部31发生全反射。

sinθ_Ca＝1.0(空气的折射率)/n_p(压头30的折射率) (5)

在此，如图6所示的光21那样，当来自光源20的光平行于压头30的中心轴c入射时，光21与压头30的顶端部31的母线所成的角度等于θ/2。并且，光21的入射角θ_i是相对于上述母线的垂线v与光21所成的角度，因此入射角θ_i可通过下式(6)求出。当光从压头30进入空气中时，在θ_i大于θ_Ca的情况下(下述式(7))，在顶端部31发生全反射，因此，当θ满足下述式(8)时，在非抵接的压头30的顶端部31发生全反射。

θ_i＝90-θ/2 (6)

θ_i＞θ_Ca (7)

θ≤2(90-θ_Ca) (8)

接下来，当压头30的顶端部31与牙齿抵接时，如果设牙齿的折射率为n_t，则在n_p为n_t以下时和n_p大于n_t时，来自顶端部31中的与牙齿抵接的区域的反射不同。

[n_p≤n_t时]

当n_p≤n_t时，光从具有低折射率的压头30的顶端部31入射到具有高折射率的牙齿，并且在顶端部31的与牙齿抵接的区域中不发生全反射。因此，当θ满足上述式(8)时，在非抵接的区域中发生全反射，另一方面，在与牙齿抵接的区域中不发生全反射，在非抵接和抵接中光接收元件40的受光强度产生对比度，通过获取受光强度弱的区域的面积，能够测定牙齿的硬度。

[n_p＞n_t时]

当n_p＞n_t时，光从具有高折射率的压头30的顶端部31入射到具有低折射率的牙齿，并且当光以等于或大于此时的临界角θ_Ct(当光从压头入射到齿时的临界角)的角度入射时(θ_i≥θ_Ct)，在顶端部31的与牙齿抵接的区域中也发生全反射。相反，由于光以小于临界角θ_Ct的角度入射时(θ_i＜θ_Ct)不发生全反射，因此若根据式(6)代入θ_i＝90-θ/2，θ_Ct满足下述式(9)时，在顶端部31与牙齿抵接的部分不发生全反射，能够强烈地观测与非抵接的区域的对比度。

θ>2(90-θ_Ct) (9)

压头30的顶端部31在非抵接的区域发生全反射，在与牙齿抵接的区域不发生全反射时，能够以强的对比度进行观测，因此，根据上述式(8)和(9)，优选θ满足下述式(10)。当θ在该范围内时，在压头30的顶端部31中的非抵接的区域发生全反射，在与牙齿抵接的区域不发生全反射，光接收元件40的受光强度产生对比度，通过获取光接收元件40的拍摄图像的受光强度弱的区域的面积，能够测定牙齿的硬度。

2(90-θ_Ct)＜θ≤z(90-θ_Ca) (10)

此时，与牙齿抵接时的临界角θ_Ct由下述式(11)给出，牙齿的折射率n_t大于空气的折射率1.0，因此θ_Ct始终大于θ_Ca，但它们的差越大则θ能够取得的范围越大，压头30的选择范围越宽，因此优选。

sinθ_Ct＝n_t(牙齿的折射率)/n_p(压头30的折射率) (11)

另外，在从光源20入射至压头30的光还包含与压头30的中心轴c不平行的成分的情况下，即，在入射角不恒定的情况下，优选压头30具有使θ_Ct与θ_Ca之差变大的折射率n_p。由此，非抵接部分的反射强度增强，与牙齿抵接部分的受光强度变弱的角度的区域增大，有利于获得较大的对比度。

若将牙齿的牙釉质的折射率设为大约1.63、将牙本质的折射率设为大约1.55，则例如在使用折射率为1.50的玻璃制的压头的情况下，由于压头的折射率比牙齿的折射率小，因此从上述全反射的观点出发，根据式(8)优选θ≤96°。另外，例如，在使用折射率为1.79的蓝宝石制的压头的情况下，由于压头的折射率比牙齿的折射率大，因此从上述的全反射的观点出发，在根据式(10)测定牙釉质的情况下，优选为48°＜θ≤112°，在测定牙本质的情况下，优选为60°＜θ≤112°。这样，通过将所用压头的折射率分别代入上述式(8)～(10)，能够得到优选的θ的范围。在此基础上，还可以考虑其他条件，例如插入测定部位的容易程度、被验者的身体条件等来决定最佳的θ。

以上，以圆锥形为例说明了优选的θ，但在压头30的顶端部31具有其它形状的情况下，也进行同样的说明。

本发明的光学龋齿诊断仪1还可以包括分束器52，该分束器52被配置在光源20与压头30之间的光路上以及压头30与光接收元件40之间的光路上。通过配置分束器52，能够使来自光源20的光轴与到光接收元件40的光轴成为不同的光轴，从而提高了光学龋齿诊断仪1的设计自由度。其结果，能够形成容易将光学龋齿诊断仪1的压头30侧插入口腔内，同时握持另一端进行操作的形状。此外，为了提高受光信号的S/N比，分束器52的反射率例如优选为52％以上，更优选为55％以上，进一步优选为60％以上。

本发明的光学龋齿诊断仪1还可以具有压力传感器61。当压头30的顶端部31与牙齿抵接的压力达到一定的规定值时，光接收元件40根据来自压力传感器61的信号进行拍摄。由此，能够测定一定压力下的牙齿硬度，能够与牙科医疗人员的技能无关地进行定量的测定。图7是表示时间和抵接压力的关系的图表。在图7中，当将规定的抵接压力设为a时，在b的时刻进行拍摄。由于压头30由牙科医疗者与牙齿抵接，因此抵接压力随时间而变化是不可避免的，但是，通过确定抵接压力的规定值，在该时刻进行拍摄，可经常对一定的抵接压力的反射光进行拍摄。抵接压力的规定值根据测定的牙齿的条件而适当决定，优选为3.0N以下，更优选为2.5N以下，进一步优选为2.0N以下，另外，优选为0.1N以上，更优选为0.5N以上，进一步优选为0.8N以上。

虽然未图示，但除了压力传感器61之外，还可以进一步配备一个开关，光接收元件40根据来自开关的信号进行拍摄。通过根据来自开关的信号进行拍摄，即使压头30的顶端部31为非抵接且压力传感器61没有信号，也可以在任何时间进行拍摄。

如图10所示，本发明的光学龋齿诊断仪1还可以具有滤波器53。通过将能够透过滤光器53的光的波长(透过波长)设为光源20射出的光的波长，能够消除从光源20射出的光以外的光的影响、例如室内荧光灯、牙科用照明器等的影响，提高S/N比。

本发明的光学龋齿诊断仪1也可以进一步收纳于壳体10。例如，从光源20到压头30的顶端部31的光路(光路e)、从压头30的顶端部31到分束器52的光路(光路f)以及从分束器52到光接收元件40的光路(光路g)可以设置在壳体10中，并且压头30可以安装在壳体10的开口部。

压头30优选可装卸于壳体10的开口部。可以在测定前后进行消毒或杀菌，或根据患者更换，或根据测定的牙齿使用最佳的压头。另外，作为消耗部件，可以定期更换，也可以每次使用时一次性使用。此时，优选光路e、光路f和光路g的距离在每次测定时不发生变化。因此，优选地，壳体10在压头30可装卸的开口部中具备用于固定压头30的止动件等的固定部。由于光路a、光路b和光路c之间的距离恒定，因此可以在不改变成像关系的情况下更换压头，从而可以稳定地进行拍摄。

如图2和图3所示，壳体10的一部分可以安装在具有容纳壳体10的空腔的手持件70内。图2(b)表示图2(a)所示的光学龋齿诊断仪1的其他截面的剖视图，图3表示图2所示的光学龋齿诊断仪1的III-III剖视图。在一个实施方式中，如图2(b)及图3所示，通过将设在壳体10的外侧的旋转轴62嵌合到设在手持件70内的轴孔中，能够安装在壳体10上。当压头30的顶端部31与牙齿抵接时，壳体10以旋转轴62为轴旋转。压力传感器61能够检测此时产生的力。此时，通过将旋转轴62配置在压头30侧的力点和压力传感器61侧的作用点之间的正中心，能够使施加于压头30的力和施加于压力传感器61的力相等。

另外，虽然未图示，但在另一实施方式中，旋转轴62可以设置在壳体10的与光接收元件40的光接收表面相反侧的端部，并且压头30侧的力点和压力传感器61侧的作用点可以设置在旋转轴62的同一侧。通过这样将旋转轴62配置在壳体10的端部，能够使旋转轴62贯通手持件70及壳体10，能够做成简单的构造。

为了定量地取得硬度的测定值，优选在一定的条件下测定反射光变弱的区域的面积。为此，本发明的光学龋齿诊断仪可以具有以下的图像处理过程。参照图8和图9进行说明。

[差分强度图像取得过程]

从光接收元件40对压头30的顶端部31为非抵接时的反射光进行拍摄而得到的强度图像(图8(a))中，减去光接收元件40对压头30的顶端部31与牙齿抵接时的反射光进行拍摄而得到的强度图像(图8(b))，取得差分强度图像(图8(c))。通过减去，可以排除由于压头的个体差异而引起的偏差、想要观测的反射光以外的贡献部分。在这种情况下，使用相同的压头，并且在其它的拍摄条件也相同下进行拍摄。

[差分强度图像的二值化过程]

将规定的值作为阈值，对上述中得到的差分强度图像进行二值化。此时，本发明的光学龋齿诊断仪能够在以下条件下发出错误信号。当压头30的顶端部31与牙齿抵接时，如图9(a)所示，优选压头30的中心轴c尽可能与牙齿表面成直角地抵接，但是，根据牙齿表面的角度和牙科医疗人员的技能，有不一定成直角的情况。若中心轴c与牙齿的表面的抵接角度偏离直角，则如图9(b)所示，反射光变弱的区域的外径偏离圆形。这样，由于得到的拍摄图像包含硬度以外的信息，因此优选在超过上述阈值的差分强度图像(二值化差分强度图像)的外形的纵横比((长轴m的长度)/(短轴s的长度))为规定的值以上时发出错误信号。当外形的纵横比为规定的值以上时发出错误信号，由此能够排除硬度以外的信息。

[二值化差分强度图像的面积取得过程]

取得经过上述过程的二值化差分强度图像(图8(d))的面积。由于排除了抵接角度导致的错误，因此该面积反映了牙齿的硬度，如果硬则面积小，如果软则面积大。

本发明提供一种使用本发明的实施方式的光学龋齿诊断仪的光学龋齿诊断方法。该方法包括以下步骤：提供本发明的光学龋齿诊断仪的步骤；除去压头30的顶端部31中的水分的步骤；通过光接收元件40接收从光源20射出并被压头30的顶端部31反射的反射光并进行拍摄的步骤；使压头30的顶端部31与牙齿抵接的步骤；以及在压头30的顶端部31与牙齿抵接的状态下，通过光接收元件40接收从光源20射出并被压头30的顶端部31反射的反射光并进行拍摄的步骤。

口腔内是唾液或漱口残留的漱口液等水分多的环境，因此，这些水分有可能附着于压头的顶端部。除了水分以外，有时还存在污垢等附着物，这些水分、附着物可能会影响来自压头的顶端部的光的反射，因此需要除去。

本发明还提供了一种光学牙周病诊断仪。目前牙周病的诊断是通过颜色或牙周袋的深度测定牙周病引起的齿龈肿胀，但无法定量地将齿龈自身的状态数值化。由于牙龈在发炎时肿胀和变软，因此通过使用本发明的光学牙周病诊断仪，可以定量地诊断牙龈的炎症的进展程度。

本发明的光学牙周病诊断仪的原理与光学龋齿诊断仪的原理相同，并且通过改变用于牙龈的压头来实施。在这种情况下，通过适当地选择压头的材料、压头顶端部的角度θ和压头顶端部的R部的曲率半径，患者不会感到疼痛，并且能够精确地定量获得牙龈的硬度。此外，在使用压力传感器的情况下，可以将压力传感器发出拍摄信号的压力的规定值设定为适合于牙龈。

此外，本发明提供了一种包括上述的光学龋齿诊断仪的龋齿诊断系统。该龋齿诊断系统包括有线或无线连接的信息终端装置，例如个人计算机、平板电脑、智能手机等，以及存储在信息终端装置中的光学龋齿诊断信息(由本发明的光学龋齿诊断仪测定的信息)。此外，该诊断龋齿的系统可以具有由传统龋齿诊断方法，例如探针、龋齿测定器(カリオテスター)、全景X线照片等诊断的龋齿诊断信息。通过存储由传统方法获得的诊断结果和由本发明的光学龋齿诊断仪获得的测定结果，可以使由传统方法获得的诊断结果与由本发明的光学龋齿诊断仪获得的硬度值相对应。其结果，能够提供龋齿诊断中的明确的诊断基准。

本发明的龋齿诊断系统不仅可以执行个性化的龋齿诊断，而且还可以在牙科医疗者之间共享所存储的数据作为大数据。根据本发明的实施方式的龋齿诊断系统可以包括软件，该软件在牙科医疗者进行诊断或治疗时基于上述数据提供建议。具体而言，可举出进行治疗时的切削需要与否的判定、或为了再钙化而涂敷的药剂的选定、或判定涂敷需要与否等牙科医疗者进行用于决定治疗方针的支援等。由此，能够消除牙科医疗者之间的治疗基准的偏差。另外，通过信息终端装置间的通信，还可以进行远程治疗，还可以有助于消除牙科医疗的地域间差别。

本申请主张2018年10月18日申请的日本专利申请第2008-196773号为基础的优先权的利益。2018年10月18日申请的日本专利申请第2008-196773号的说明书的全部内容，引入到本发明中作为参考。

实施例

制作光学龋齿诊断仪的模拟装置100(图10)，进行样品的硬度测定。模拟装置100的结构如下所述。

光源：LED(中心波长约635nm，M625L3，Thorlabs Japan Inc.制)

压头：玻璃(#49-397，Edmund Optics制)

光接收元件：单色CMOS照相机(#89-735，Edmund Optics制)

透镜：AC127-025-A-ML(焦距25mm，Thorlabs Japan Inc.制)

分束器：CCM5-BS016/M(50％透射、50％反射，Thorlabs Japan Inc.制)

光圈：SM1D12C(Thorlabs Japan Inc.制)

过滤器：FL635-10(透射波长630～640nm，Thorlabs Japan Inc.制)

测力计：ZTS-20N(Imada Co.,Ltd.制)

Edmund Optics制、#49-397的玻璃压头，由于表面被铝涂覆，通过浸渍在盐酸中除去表面的铝层后用于测定。

将模拟装置100的压头抵接在牛牙本质样品上，拍摄了测力计的值成为1.5N(≈150gf)的时刻的来自压头顶端部的反射光的强度。对于同一样品，随机测定5个点。同时，测定同一样品的努氏硬度。结果示于图11。

可以确认，随着努氏硬度的降低，测定面积增大，能够通过模拟装置100测定样品的硬度。另外，相对于努氏硬度HK为64以上的健全牙本质的样品，脱钙牙本质(龋齿模型)的样品不仅面积变大，而且在脱钙牙本质的样品中也可以观察到努氏硬度与测定面积之间的相关关系，随着努氏硬度的降低，测定面积变大。由此可知，也可识别应切削的龋齿和应进行预防处置的龋齿。

符号的说明

1：光学龋齿诊断仪

10：壳体

20：光源

22：光圈

30：压头

31：压头30的顶端部

32：压头30的顶部

40：光接收元件

41：单色CMOS照相机

51：透镜

52：分束器

53：过滤器

61：压力传感器

62：旋转轴

63：测力计

70：手持件

80：牙齿

81：牙本质试样

100：光学龋齿诊断仪的模拟装置