CN101822526A - 口腔内测定装置和口腔内测定*** - Google Patents

口腔内测定装置和口腔内测定*** Download PDF

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Abstract

本发明为了提供一种能够在不增大装置尺寸的情况下以高精度测定口腔内的口腔内测定装置和口腔内测定***，具有对口腔内的至少包含牙齿的被测定物照射光的投光部；把由所述被测定物反射的光聚光的透镜***部；使所述透镜***部聚光的光的焦点位置变化的焦点位置可变机构；以及对通过所述透镜***部的光进行摄像的摄像部。

Description

口腔内测定装置和口腔内测定***
技术领域
本发明涉及直接测定口腔内的口腔内测定装置和口腔内测定***。
背景技术
以往，作为镶嵌(インレ一)、冠齿(クラウン)、搭桥(ブリツジ)等牙科用修补物的制作方法，一般采用通过去蜡(ロストワツクス)法铸造金属材料和陶瓷材料而制作的方法。
可是，近年，作为代替所述去蜡法的牙科用修补物的制作方法，使用光学三维相机，测定牙齿和齿肉的口腔内之后，使用CAD/CAM***，设计和制造牙科用修补物的***被人们所关注。作为该***的代表性例子，例如有Selleck(セレツク)***。
在该***中，通过使用光学三维相机在口腔内直接读取支撑齿(支台歯)、形成了窝洞的牙齿、相邻牙齿、相对齿(対合歯)等的形状，进行牙齿和齿肉的口腔内测定。在所述光学三维相机中，使用进行以相位移动法和空间编码法为代表的非接触三维测定的相机。作为这种光学三维相机，例如有专利文献1(特开2000-74635号公报)中记载的相机。
图21是表示以往的光学三维相机的结构的说明图。
在图21中，以往的光学三维相机在外部壳体101的内部具有：光源102；图案掩模103；光阑104、105；棱镜106；以及CCD等图像传感器107。
从光源102出来的光通过图案掩模103，成为条纹图案的光。该条纹图案光通过光阑104，对其光轴进行微调整之后，由棱镜106折射，投影到被测定物108上。投影到被测定物108上的条纹图案光在被测定物108的表面反射而入射到棱镜106，并由棱镜106所折射。该折射后的光通过光阑105，由图像传感器107所受光。
用三角测量法把由图像传感器107所受光(摄影)的二维图像的数据变换为三维坐标的数据，通过CAD/CAM***，能够取得用于进行牙科用修补物的设计和制造的被测定物108的三维数据。
通过使用该以往的光学三维相机和CAD/CAM***，与所述lost wax法相比，能够高效制造牙科用修补物，并且能够制造对口腔内的适合精度更加优良的牙科用修补物。
可是，在所述以往的光学三维相机中，利用三角测量法。因此，为了提高其测定精度，有必要增大投光侧的光轴和摄像侧的光轴的视角(見入み角)。为了增大视角，有必要增大光学三维相机的尺寸，但是光学三维相机是***口腔内的仪器，所以在增大其尺寸发明存在极限。因此，在所述以往的光学三维相机中，难以提高测定精度。
因此，本发明的目的在于解决所述课题，在于提供不增大装置的尺寸，就能够以高精度对口腔内进行测定的口腔内测定装置和口腔内测定***。
发明内容
为了实现所述目的，本发明按如下构成。
根据本发明的第一方式，提供一种口腔内测定装置，具有对口腔内的至少包含牙齿的被测定物照射光的投光部；将由所述被测定物反射的光聚光的透镜***部；使所述透镜***部所聚光的光的焦点位置变化的焦点位置可变机构；对通过所述透镜***部的光进行摄像的摄像部。
根据本发明的第二方式，提供第一方式中所述的口腔内测定装置，其中作为所述焦点位置可变机构，使用液体透镜。
根据本发明的第三方式，在第一或者第二方式中所述的口腔内测定装置中，具有照射在从所述投光部离开预先设定的距离的位置连接焦点的引导光的预扫描用投光装置。
根据本发明的第四方式，提供第三方式中所述的口腔内测定装置中所述预扫描用投光装置对通过从所述投光部离开预先设定的距离的位置的线状的光进行照射。
根据本发明的第五方式，在第三或者第四方式中所述的口腔内测定装置中，具有在从所述预扫描用投光装置照射，投影到所述被测定物的所述引导光的圆度比预先设定的阈值更低时，不用所述摄像部摄影通过所述透镜***部的光，在所述引导光的圆度比预先设定的阈值更高时，用所述摄像部摄影通过所述透镜***部的光的图像处理部。
根据本发明的第六方式，在第三到第五方式中所述的任意一个口腔内测定装置中，具有在从所述预扫描用投光装置照射病投影到所述被测定物的所述引导光的光量分布和理想的引导光的光量分布的偏移量比预先设定的阈值更低时，不用所述摄像部摄影通过所述透镜***部的光，在所述偏移量比预先设定的阈值更高时，用所述摄像部摄影通过所述透镜***部的光的图像处理部。
根据本发明的第七方式，在第一到第六方式中所述的任意一个口腔内测定装置中，具有使用所述摄像部所摄像的所述焦点位置不同的多个图像，计算所述被测定物的三维坐标的图像处理部。
根据本发明的第八方式，提供在第七方式中所述的口腔内测定装置中，所述图像处理部使用与所述焦点位置可变机构的应答速度关联的所述焦点位置不同的图像，计算所述被测定物的三维坐标。
根据本发明的第九方式，在第一到第八方式中所述的任意一个口腔内测定装置中，所述投光部对所述口腔内照射多束波长不同的光。
根据本发明的第十方式，提供第九方式中所述的口腔内测定装置，所述波长不同的光包含500～565nm的波长的光和625～740nm的波长的光。
根据本发明的第十一方式，第一到第十方式中所述的任意一个口腔内测定装置，具有用于把所述牙齿和所述投光部之间的间隙保持为一定的间隙保持用构件。
根据本发明的第十二方式，提供第十一方式中所述的口腔内测定装置，所述间隙保持用构件具有职位与所述牙齿接触的一侧的前端部柔软而作为固定在装置上的一侧的主体部比所述前端部更硬这样的2层构造。
根据本发明的第十三方式，提供一种口腔内测定***，具有对口腔内的至少包含牙齿的被测定物照射光的投光部；把由所述被测定物反射的光聚光的透镜***部；使所述透镜***部聚光的光的焦点位置变化的焦点位置可变机构；对通过所述透镜***部的光进行摄像的摄像部；使用所述摄像部摄影的所述焦点位置不同的多个图像，计算所述被测定物的三维坐标的图像处理部。
根据本发明，因为不像以往技术那样使用三角测量法，所以能够在不增大装置的尺寸的情况下以高精度测定口腔内。
附图说明
根据与关于附图的、与最佳实施方式相关联的以下的描述，本发明的这些以及其他的目的和特征变得清楚。
图1是表示本发明的实施方式1所涉及的具有口腔扫描仪的口腔内测定***的概略结构的说明图。
图2是表示从下方观察图1所示的口腔扫描仪的图。
图3是表示使用图1所示的口腔扫描仪，测定患者的内齿(奥歯)的表面形状的示意性立体图。
图4是表示使用图1所示的口腔扫描仪，测定患者的前齿的表面形状的示意性立体图。
图5是图1所示的口腔内测定***的框图。
图6A是图1所示的口腔扫描仪中搭载的液体透镜的示意性剖面图。
图6B是表示不施加电压的状态的液体透镜和焦点位置的关系的剖面图。
图6C是表示施加电压的状态的液体透镜和焦点位置的关系的剖面图。
图7是使用本发明的实施方式1的口腔内测定***测定口腔内的流程图。
图8是表示被测定物的三维图像的图。
图9是本发明的实施方式1所涉及的口腔内测定***中的被测定物的图像摄影的流程图。
图10A是表示液体透镜的折射率(焦距的倒数)和施加电压的关系的曲线图。
图10B是表示液体透镜的焦距和应答时间的关系的曲线图。
图11是表示本发明的实施方式1所涉及的口腔内测定***中的三维图像的合成处理方法的流程图。
图12A是本发明的实施方式1所涉及的聚焦量的计算的说明图。
图12B是本发明的实施方式1所涉及的聚焦量的计算的说明图。
图13是本发明的实施方式1所涉及的聚焦峰值位置检测的说明图。
图14是表示对坐标进行合成的图像的说明图。
图15是表示内置图像处理部的口腔扫描仪的概略结构的说明图。
图16是表示本发明的实施方式2所涉及的具有口腔扫描仪的口腔内测定***的概略结构的说明图。
图17是表示从下方观察图16所示的口腔扫描仪的投光部的图。
图18是表示本发明的实施方式3所涉及的口腔扫描仪的概略结构的说明图。
图19是表示线光源照射的引导光的平面图。
图20是表示本发明的实施方式4所涉及的具有口腔扫描仪的口腔内测定***的概略结构的说明图。
图21是表示以往例所涉及的光学三维相机的结构的说明图。
具体实施方式
以下，参照附图，说明本发明的实施方式。另外，在以下的说明中，对相同的结构付与相同的符号，省略说明。
(实施方式1)
图1是表示本发明的实施方式1所涉及的具有口腔内测定装置(以下，称作口腔扫描仪)的口腔内测定***的概略结构的说明图。图2是表示从下方观察图1所示的口腔扫描仪的示意图。
如图1所示，口腔扫描仪1具有能直接***到患者的口腔内的尺寸的外部壳体(外装ケ一ス)11。口腔扫描仪1的外形尺寸例如是长200m、宽度20mm、高度25mm。在外部壳体11的前端部，作为用于在患者的口腔内鲜明地摄影至少包含牙齿的被测定物2的光源，安装投光部12。作为投光部12，使用发光二极管(LED)、激光器、卤钨灯等。而且，投光部12例如如图2所示，是多个发光二极管配置为环状的构造。这里，投光部12照射牙齿的珐琅(エナメル)质的表面反射率高的500～565nm的波长区域的光。
此外，在外部壳体11的前端部设置有橡胶安装部13，在该橡胶安装部13可插拔地安装有作为间隙保持用构件的一个例子的橡胶14。橡胶14如图2所示，与投光部12相邻配置。橡胶14是用于把投光部12和被测定物2的间隙保持在一定的距离(例如5mm)的一次性构件，由不存在卫生方面问题的材料构成。此外，橡胶14具有给定的硬度以便使能够把投光部12和被测定物2的间隙保持为一定，但是其前端部变得柔软，以便使能够根据在口腔内所接触的部分的形状而变形。例如，橡胶14由在主体部和前端部其材质不同的2层构造的橡胶构成。在本实施方式中，例如使用橡胶14的主体部的硬度为橡胶硬度90以下，橡胶14的前端部的硬度是橡胶硬度70以下的橡胶14。另外，这里所说的橡胶硬度是基于以JISK 6253为标准的肖氏硬度计(デユロメ一タ)A型的肖氏(シヨア)硬度。
使用口腔扫描仪1测定患者的内齿的表面形状的时候，也可以如图3所示，调整口腔扫描仪1的位置，以使得橡胶14与和被测定物2相邻的部分(例如测定对象的牙齿的相邻的牙齿)接触。
另外，橡胶14的安装位置和个数未特别限定，可以根据被测定物2适宜设定。例如，使用口腔扫描仪1测定患者的前齿的表面形状的时候，如图4所示，并不适合于安装于口腔扫描仪1的前端侧，而适合于安装在侧面。另外，在图3和图4中，简化表示口腔扫描仪1的结构。
在外部壳体11的内部串联配置棱镜15、透镜***部16、作为摄像部的一个例子的CCD(Charge Coupled Device)等图像传感器17。
棱镜15把从投光部12向被测定物2照射并由被测定物2反射的光，向透镜***部16折射。透镜***部16把由棱镜15折射的光聚焦在图像传感器17而成像。透镜***部16是远心(テレセントリツク)透镜***，以使得在摄像面摄影的图像的尺寸不根据焦点位置而变化。透镜***部16具有圆筒形的液体透镜18。该液体透镜18是能够更加所施加的电压使焦点位置变化的焦点位置可变机构的一个例子。在后面针对液体透镜18的结构进行详细的描述。
在棱镜15和透镜***部16之间安装作为预扫描用投光装置的一个例子的点光源19。点光源19按照在从投光部12的前端离开给定(所定)距离(例如10mm)的位置连接焦点(聚光)的方式，将光向棱镜15引导而照射。
图像传感器17对(受光)通过透镜***部16后的光进行摄影。由图像传感器17摄影的二维图像的数据通过传送电缆20而被传送到图像处理部30。图像处理部30容纳在个人电脑等外部机器40中。图像处理部30把传送的二维图像的数据变换为三维坐标的数据，并取得用于进行牙科用修补物的设计和制造的被测定物2的三维数据。图像处理部30如图5所示，具有摄影控制部31、液体透镜控制部32、图像存储部33、二维图像处理部34、低精度三维图像变换部35、三维图像存储部36、三维图像判定部37、高精度三维图像变换部38、预扫描数据存储部39。在后面，针对图像处理部30的各部的功能详细进行说明。
下面，使用图6A～图6C，针对液体透镜18的结构和功能详细进行说明。图6A是表示液体透镜的结构的剖面图。图6B是表示不施加电压的状态下的液体透镜和焦点位置的关系的剖面图。图6C是表示施加电压的状态下的液体透镜和焦点位置的关系的剖面图。
如图6A所示，液体透镜18具有：2个保护玻璃51、51；层叠在这2个保护玻璃51、51之间的油层52；水溶液层53；配置在它们的周边部并且用于施加电压的电极部54、55；以及把电极部54、55绝缘的绝缘部57、58。在电极部54、55连接有可变电压源59。
液体透镜18具有如下特性：即通过变化由可变电压源59施加在电极部54、55的电压，使得油层52的曲率半径和厚度变化，从而使得通过液体透镜18的光60的焦点位置变化。更具体而言，在图6B的状态下，在电极部54、55施加给定的电压时，如图6C所示，油层52的曲率半径和厚度增大。藉此，如图6B和图6C所示，平行光线61、61入射到液体透镜18时，相对于图6B所示的焦距62，图6C所示的焦距63缩短。即通过增大在电极部54、55施加的电压，能缩短焦距。
另外，在实施方式1中，之所以作为焦点位置可变机构，使用液体透镜18是因为一般的液体透镜的外形即使包含电极部，也小到10mm以下，并且从施加电压到焦点位置的变化结束的应答速度快速到约20msec。
下面，参照图1、图5、图7，说明基于本实施方式1的口腔内测定***的口腔内的测定方法。图7表示使用本实施方式1所涉及的口腔内测定***而测定口腔内的流程图。
首先，在患者的口腔内放置口腔扫描仪1(例如参照图3和图4)，牙医通过按下外部机器40的视频摄影开始按钮(未图示)，而开始基于该口腔扫描仪1的口腔内的视频摄影(步骤S1)。这时，用橡胶14把被测定物2和投光部12的距离L保持在一定(例如5mm)。利用摄影控制部31的控制，一边从投光部12照射光，一边用图像传感器17对由被测定物2反射的光进行摄影，从而进行基于口腔扫描仪1的口腔内视频摄影。由口腔扫描仪1摄影的影像通过传送电缆20传送到摄影控制部31，根据摄影控制部31的控制，反映到外部机器40的显示部41。这里，口腔扫描仪1进行与通常的视频摄像机同样的动作。
接着，以使被测定物2正确地反映到显示部41的方式使口腔扫描仪1移动，并确认被显现的被测定物2的影像是否良好(步骤S2)。例如，作为投光部12，使用输出3W的LED光源，在以256灰度表达亮度值的情况下，如果被测定物2(例如齿肉)的平均灰度为40灰度以上，则判断为良好。另外，该判断可以由牙医进行，也可以由图像处理部30自动进行。如果被测定物2的影像良好，就对被测定物2的影像进行摄影(步骤S3)。例如，牙医通过踩设置在诊疗台上的脚开关，就能进行该摄影。
取得一个被测定物2的图像数据(二维静止图像)之后，根据摄影控制部31的控制，变更在液体透镜18施加的电压，使通过液体透镜18的光的焦点位置变化。然后，根据摄影控制部31的控制，对被测定物2的图像进行摄影。重复该动作，取得多个被测定物2的图像数据。该被测定物2的图像的连续摄影如后面详细说明的那样，根据摄影控制部31的控制，自动进行。取得的被测定物2的图像数据与焦点位置关联，保存到图像存储部33。另外，这里取得的图像除了焦点位置与图像传感器17一致的图像以外，产生所谓的图像模糊。
接着，如以下那样，合成所述取得的被测定物2的多个图像数据。
首先，二维图像处理部34对在图像存储部33中保存的所述图像数据，进行灰度修正或者噪声除去、从模拟信号向数字信号的变换等二维图像处理(步骤S4)。
接着，低精度三维图像变换部35利用DFD(Depth from Defocus)法，把所述二维图像处理后的多个图像的数据中的例如10％～50％的数据变换为三维坐标之后，而合成。藉此，取得低精度的三维图像(步骤S5)。该低精度的三维图像保存到三维图像存储部36。在后面对所述三维图像的合成处理方法详细地进行说明。
接着，三维图像判定部37判定所述低精度三维图像是否良好(步骤S6)。
三维图像判定部37判定所述低精度三维图像不良好时，回到所述步骤S1。而三维图像判定部37判定所述低精度三维图像是良好时，高精度三维图像变换部38利用DFD法，把所述二维图像处理后的全部图像数据变换为三维坐标之后而合成。据此，取得图8所示的高精度的三维图像(步骤S7)。取得的高精度三维图像保存到三维图像存储部36，并且在显示部41显示(步骤S8)。
另外，所述步骤S6、S7，是所取得的三维图像因摄影不良等而引起的与被测定物2的表面形状不同，取得该三维图像所需的时间变为无用，而进行的，并不一定是必要的步骤。
此外，也可以在显示部41显示低精度三维图像，牙医进行所述步骤S7的低精度三维图像的是否良好的判定。也即，此时，牙医通过对用自己的眼观察的被测定物2的形状和低精度三维图像的被测定物2的形状进行观察比较，而进行低精度三维图像的是否良好的判定。
下面，参照图1、图5、图9，说明被测定物2的图像摄影的流程。图9是本实施方式1的口腔内测定***的被测定物的图像摄影的流程图。另外，只要没有特别说明(断り)，在摄影控制部31的控制下进行被测定物2的图像摄影。
首先，为了能在显示部41正确地反映被测定物2，而使口腔扫描仪1移动。然后，在显示的被测定物2的图像变为良好(步骤S2)时，牙医一边参照被测定物2的图像，一边设定预扫描的位置(XY坐标)。虽然未特别限定，但是例如假设显示部41为触摸屏式，牙医能够通过按压在该显示部41显示的被测定物2的所希望的位置，而进行该预扫描的位置的设定。从点光源19向所述设定的预扫描位置(XY位置)照射引导光，测定被测定物2的概略位置(XYZ位置)(步骤S11)。
如上所述，由棱镜15折射，从投光部12，以在给定的深度(Z方向位置)连接焦点(焦点を結ぶ)(聚光)的方式照射引导光。这里，给定的深度是从投光部12离开10mm。如所述那样照射的引导光在被测定物2的引导光反射点被反射，而入射到棱镜15，由该棱镜15折射，并通过液体透镜18，而由图像传感器17所摄影。根据由该图像传感器17摄影的被测定物2的图像模糊量，求出所述引导光反射面的深度。这里把该动作称作预扫描。被测定物2的图像模糊量和所述给定的深度的关系预先存储在预扫描数据存储部39中。
另外，被测定物2的图像模糊量由被测定物2的引导光反射面(预扫描表面)和引导光的焦点的距离决定。因此，例如无论被测定物2的引导光反射面位于离开投光部12深度9mm时，还是位于深度11mm时，均成为相同的图像模糊量。例如通过使所述焦点位置变化，能够判定该被测定物2的引导光反射面是位于深度9mm，还是位于深度11mm。通过使所述焦点位置变化，在引导光反射面位于深度9mm的情况和位于深度11mm的情况下，在由图像传感器17摄影的图像模糊量方面产生不同。因此，通过调查该图像模糊量的不同，能够得知被测定物2的引导光反射面的位置(深度)。此外，通过知道被测定物2的引导光反射面的位置(深度)，能知道此后测定的被测定物2的凹陷的尺寸的概略。据此，为了使焦点位置变化，能把在液体透镜18施加的电压的范围变窄，能缩短摄影时间。
另外，引导光的光斑径(焦点的半径)大的时候，在被测定物2的预扫描表面的形状受到影响，预扫描的测定精度有可能下降。例如，引导光的光斑径是2.0mm，预扫描表面相对于引导光倾斜45度的情况下，预扫描的测定精度下降2.0mm左右。此外，由于牙医进行口腔扫描仪1的对位，所以难以把口腔扫描仪1保持为预扫描表面相对于引导光的照射方向总是垂直。因此，理想的是，引导光的光斑径尽可能小(例如1.0mm以下)。另外，在减小引导光的光斑径方面，物理上也存在极限。这时，认为如以下那样处理是有效果的。
即，在预扫描表面相对于引导光的照射方向垂直的情况下，投影到被测定物2的引导光的形状变为正圆。另一方面，当预扫描表面相对于引导光的照射方向倾斜的情况下，所述引导光的形状例如成为椭圆。即所述引导光的圆度低，意味着预扫描表面相对于引导光的照射方向的倾斜角度大。因此，优选为，牙医对口腔扫描仪1的位置进行微调整，继续进行预扫描，直到所述引导光的圆度变得比预先设定的阈值更高。也即，此时，所述引导光的圆度比预先设定的阈值更低时，不用图像传感器17摄影被测定物2，所述引导光的圆度变得比预先设定的阈值更高的时候，用图像传感器17摄影被测定物2。基于如此摄影的被测定物2的图像模糊量而调查所述深度，由此能够提高预扫描的测定精度。另外，在本实施方式1中，橡胶14变得柔软以使得能够根据在口腔内所接触的部分的形状而变形，所以基于牙医的口腔扫描仪1的位置的微调是容易的。
此外，被测定物2是牙齿等复杂形状的物体，所以在引导光的光斑径的范围内，有时预扫描表面具有凹凸(Z方向)。这时，由被测定物2反射的引导光的光量分布与在预扫描表面没有凹凸的时候不同。因此，牙医微调口腔扫描仪1的位置，继续进行预扫描，直到由被测定物2反射的引导光的光量分布和理想的引导光的光量分布(例如，在预扫描表面完全没有凹凸的时候的引导光的光量分布)的偏移量比预先设定的阈值更低。也即，该情况下，在所述偏移量比预先设定的阈值低时，不用图像传感器17摄影被测定物2，在所述偏移量变得比预先设定的阈值大时，用图像传感器17摄影被测定物2。基于如此摄影的被测定物2的图像模糊量，调查所述深度，由此能够提高预扫描的测定精度。另外，优选为，所述阈值例如设定为所述偏移量相对于所述理想的引导光的光量分布的比例为20％以下。这是因为如果所述比例超过20％，处理就变得复杂。
所述预扫描(步骤S11)的结束后，设置变量T＝1(步骤S12)，根据液体透镜控制部32的控制，在液体透镜18施加电压VT(步骤S13)。电压VT和变量T处于一次函数(VT＝aT+b(a、b是常数))的关系。因此，VT与变量T的变化成比例而变化。另外，这里，VT＝-2T+53。即变量T＝1的时候，在液体透镜18施加的电压VT变为51V。在液体透镜18施加的电压VT保存到图像存储部33(步骤S14)。
接着，从液体透镜18施加电压起，在t0、t1、t2、t3、t4的5个时间，用图像传感器17对通过液体透镜18的光连续进行摄影(步骤S15)。
图10A是表示液体透镜18的折射率(焦距的倒数)和施加电压的关系的曲线图，图10B是表示液体透镜18的焦距和应答时间的关系的曲线图。如图10A所示，液体透镜18的折射力与施加电压处于比例关系。此外，如图10B所示，焦点位置越远(深)，从在液体透镜18施加电压到焦点位置的变化结束的应答时间变得越长。
因此，以一定时间间隔对被测定物2进行摄影时，焦距的间隔变得不同，难以取得适合向三维坐标的变换的图像。因此，在本实施方式1中，如图10B所示，一边控制摄影定时(タイミング)使焦距的间隔变为一定，一边在与焦距f0、f1、f2、f3、f4的5个位置对应的t0、t1、t2、t3、t4的时间对被测定物2进行摄影。t0、t1、t2、t3、t4作为T＝1的摄影时间ST，保存在图像存储部33(步骤S16)。
重复该摄影动作，直到变为T≥i(i是正整数)(步骤S17、S18)。另外，根据由所述预扫描取得的数据，自动设定i。例如，被测定物2的引导光反射面位于离投光部12不足10mm的位置(深度)的情况下，可以设定为i＝3。这时，在液体透镜18施加的电压的范围成为47～51V。此外，被测定物2的引导光反射面位于从投光部12离开10mm以上的位置(深度)的情况下，可以设定为i＝5。这时，在液体透镜18施加的电压的范围变为43～51V。
在变为T≥i的时候，把摄影的多个图像n和摄影时间彼此关联，保存到图像存储部33中(步骤S19)。据此，被测定物2的摄影结束。
另外，摄影的图像n的数量越多，能合成更高精度的三维图像。可是，考虑一般的CCD的帧频和摄影时的手抖动的时候，理想的是在1秒以内完成摄影。因此，作为图像传感器17，理想的是使用能进行更高速的摄影的CMOS传感器，或者是使用能够进行高精度的图像合成的算法。
下面，参照图1、图5、图11，对三维图像的合成处理方法进行说明。图11是表示本实施方式1的口腔内测定***中的三维图像的合成处理方法的流程图。这里，作为一个例子，作为图像传感器17，使用640×480像素的CCD，而进行说明。
首先，二维图像处理部34取得保存在图像存储部33中的图像数据(步骤S21)。
接着，二维图像处理部34对取得的图像数据进行灰度修正、噪声除去等前处理(步骤S22)。
接着，二维图像处理部34把进行了所述前处理后的信号从模拟信号变换为数字信号(步骤S23)。
接着，二维图像处理部34把所述变换为数字信号后的图像数据作为信号图像而保存在图像存储部33中(步骤S24)。
接着，三维图像变换部35或者38从所述信号图像抽出用于在焦点位置的计算中使用的亮度信息(亮度值)(步骤S25)。另外，这里，作为在焦点位置的计算中使用的信息，列举亮度信息为例，但是也可以代替亮度信息，是特定的色信息。此外，作为在焦点位置的计算中使用的信息，也可以使用它们的亮度信息、或者色信息的最大值、最小值等。
接着，三维图像变换部35或者38，选择在被测定物2的图像摄影的流程(步骤S19)中保存的第一个图像(n＝1)(步骤S26)。
接着，三维图像变换部35或者38把对图像内的x、y坐标进行指定的i、j设置为i＝1、j＝1(步骤S27、S28)。
接着，三维图像变换部35或者38检测由n、i、j指定的注目像素dn(xi，yj)的亮度(步骤S29)。
接着，计算所述注目像素的聚焦量FCn(xi，yj)(步骤S30)。
图12A和图12B是本实施方式1的聚焦量的计算的说明图。能使用与该注目像素相邻的四个像素d1(xi，yj+1)、d1(xi-1，yj)、d1(xi，yj-1)、d1(xi-1，yj)，根据以下表达式，计算n＝1的图像的注目像素d1(xi，yj)的聚焦量FC1(xi，yj)。
表达式1
FC1(xi，yj)＝d1(xi，yj)-〔d1(xi，yj+1)+d1(xi-1，yj)+d1(xi，yj-1)+d1(xi-1，yj)〕/4
使n、i、j的值变化，进行所述聚焦量的计算，直到n≥25，i≥640，j≥480为止(步骤S31～S36)。
三维图像变换部35或者38把所述计算的各注目像素的聚焦量保存到三维图像存储部36中(步骤S37)。
接着，三维图像变换部35或者38根据与各像素关联的焦距和所述计算的聚焦量，按照每个像素检测聚焦峰值位置(步骤S38)。
图13是本实施方式1的聚焦峰值位置检测的说明图，是在一个注目像素中，绘制与各图像相关联的焦距和所述计算出的聚焦量的图。在各注目像素，如图13所示，存在聚焦量变为峰值的位置70。三维图像变换部38或者39检测该峰值位置70，把与该峰值位置70对应的焦距作为该注目像素的z坐标，保存到三维图像存储部36中。即把三维坐标保存到三维图像存储部36中(步骤S39)。
接着，对在三维图像判定部37中保存的三维坐标进行合成(步骤S40)。图14是表示合成坐标的图像的说明图。
通过进行以上的步骤S21～S40的流程，能取得图8所示的三维图像。
根据本实施方式1的具有口腔扫描仪1的口腔内测定***，通过液体透镜18使焦点位置变化，用图像传感器17进行摄影，从而能取得焦点位置不同的多个图像。能通过DFD法，把这样取得的多个图像变换为三维坐标。因此，根据本实施方式1的口腔内测定***，由于不像以往技术那样利用三角测量法，所以能够不增大装置的尺寸的情况下以高精度测定口腔内。另外，在本发明的口腔内测定***中，为了以高精度测定口腔内，可以对焦点位置不同的图像较多地进行设定。
另外，本发明并不局限于本实施方式1，能以其他各种方式实施。例如，在本实施方式1中，对图像处理部30设置在外部机器40中的口腔内测定***进行了说明，但是本发明并不局限于此。例如，也可以如图15所示，把图像处理部30内置在口腔扫描仪1A中。这时，如图15所示，可以在口腔扫描仪1A中设置用于把口腔扫描仪1A测定的被测定物2的三维坐标的数据取出到外部的数据取出机构81。数据取出机构81例如是电缆的连接器、无线通信的收发信部、SD存储器的插槽。此外，如图15所示，如果在口腔扫描仪1A设置能改变角度的小型的显示部82，就能够消除在具有显示部41的外部机器40上连接口腔扫描仪1A的必要性，能进一步提高方便性。
此外，在本实施方式1中，设置棱镜15，但是没必要一定设置棱镜15。
(实施方式2)
图16是表示本发明的实施方式2的具有口腔扫描仪1B的口腔内测定***的概略结构的说明图。图17是表示从下方观察图16所示的口腔扫描仪的投光部的图。本实施方式2的口腔内测定***与实施方式1的口腔内测定***的不同点在于，代替投光部12，设置具有波长不同的2种光源的投光部12A，在图像处理部30内具有连接在摄影控制部31上的波长控制部(未图示)。
口腔内的形状对患者而言是因人而异的。此外，根据虫牙的状态、构成牙齿的珐琅质和象牙(象牙)质、齿肉的组成的不同，各组织的光的表面反射率不同。因此，在1种类的波长的光源下，无法摄影鲜明的图像，有时无法进行正确的被测定物2(牙齿和齿肉)的形状测定。为了解决该课题，在作为以往技术的前述的Selleck***中，将氧化钛等粉末向口腔内喷雾，使口腔内的反射率变得均一。
可是，难以均一地将粉末向口腔内喷雾，即使可以，由于唾液等的影响，也难以持续保持将粉末均一地向口腔内喷雾的状态。此外，口腔内的测定后，有必要把所述喷雾的粉末洗掉，花费工夫。
[表1]
  投光波长   500～565nm   625～740nm
  珐琅质   ○   ×
  象牙质   △   ○
  牙肉   ×   ○
所述表1表示在从投光部照射的光的波长为500nm～565nm的情况和625nm～740nm的情况下，作为所摄像的被测定物2的珐琅质、象牙质、牙肉的图像是否鲜明(良好)。在表1中，○表示鲜明的情况，△表示稍微不鲜明的情况，×表示不鲜明的情况。如表1所示，照射500nm～565nm的波长的光的时候，珐琅质是鲜明的，但是象牙质稍微不鲜明，牙肉不鲜明。此外，照射625nm～740nm的波长的光的时候，珐琅质是不鲜明，但是象牙质和牙肉是鲜明的。即珐琅质对于500nm～565nm的波长的光，表面反射率高，象牙质和牙肉对于625nm～740nm的波长的光，表面反射率高。
因此，在实施方式2中，用照射500nm～565nm的波长的光的第一光源91，和照射625nm～740nm的波长的光的第二光源92构成投光部12A。据此，在珐琅质、象牙质、牙肉的全部中，能取得鲜明的图像。
使用这样构成的投光部12A对珐琅质、象牙质、牙肉进行摄像的情况下，重复2次步骤A和步骤B，而进行所述步骤S11～S19(图9)。这里，步骤A是从第一光源91照射光的情况下的所述步骤S11～S19(图9)的步骤，步骤|B是从第二光源92照射光的情况下的所述步骤S11～S19(图9)的步骤。
此外，关于图像的合成，例如划分牙齿的部分和齿肉的部分，对牙齿的部分，使用从第一光源91照射光而摄像的图像，进行图像合成处理；对齿肉的部分，使用从第二光源92照射光而摄像的图像，从而进行图像合成处理。
另外，投光部12A可以是能照射多个(2个以上)的不同波长的光。例如投光部12A可以由波长不同的多个LED构成。此外，投光部12A也可以构成为用多根光纤把位于分开的位置的激光光源的光分支，通过该光纤，能照射波长不同的光。此外，也可以，在所述实施方式1的投光部12，覆盖使波长变位的滤光器，而照射多个不同波长的光。
(实施方式3)
图18是表示本发明的实施方式3的具有口腔扫描仪1C的口腔内测定***的概略结构的说明图。本实施方式3的口腔内测定***与实施方式1的口腔内测定***的不同点在于，代替点光源19，具有：作为预扫描用投光装置的一个例子的预扫描用光源71；反射镜72、73；以及线传感器(ラインセンサ)74。
如上所述，由于牙医进行口腔扫描仪1C的对位，所以预扫描表面相对于引导光的照射方向，通常倾斜。在所述实施方式1中，调查引导光的正圆度等，从而调查预扫描表面相对于引导光的照射方向的倾斜角度。具体而言，如以下那样构成。
预扫描用光源71具有点光源和线光源的双方的功能。即预扫描用光源71如图19所示，以在从投光部12的前端离开预先设定的距离的位置连接焦点(焦点を結ぶ)的方式将引导光71a向棱镜15照射，并且把通过所述位置的线状的光71b向棱镜15照射。引导光71a由被测定物2反射，入射到棱镜15，并由该棱镜15、反射镜72、73折射，由线传感器74受光。由图像传感器17摄影的图像和由线传感器74受光的光71b的信息，通过传送电缆20而发送给图像处理部30。
如果在预扫描表面相对于引导光71a的照射方向而倾斜的状态下，将线状的光71b投影到被测定物2，则线状的光71b就不是直线状，而变为曲折的线状。在预扫描数据存储部39预先存储投影到被测定物2的光71b的形状和预扫描表面相对于引导光71a的照射方向的倾斜角度的关系。图像处理部30基于由图像传感器17摄影的被测定物2的图像模糊量，调查引导光71a的反射点的深度，并且根据投影到被测定物2上的光71b的形状，调查预扫描表面相对于引导光71a的照射方向的倾斜角度。据此，能够提高预扫描的测定精度。
另外，线状的光71b的宽度W1与引导光71a的光斑径同样尽可能小(例如1.0mm以下)。此外，如果线状的光71b的长度L1比较短，就难以知道其形状的变化，所以例如理想的是设定为20mm以上。
另外，在本实施方式3中，为了切换点光源和线光源，也可以在预扫描用光源71和棱镜15之间配置透过型的液晶。
另外，在本实施方式3中，为了调查引导光71a的反射点的深度，预扫描用光源71具有点光源和线光源双方的功能，但是本发明并不局限于此。例如，预扫描用光源71具有不是线状(带状)，而是照射三棱柱状的光的线光源的功能，也能调查引导光71a的反射面的深度。
(实施方式4)
图20是表示本发明的实施方式4的具有口腔扫描仪1D的口腔内测定***的概略结构的说明图。本实施方式4的口腔内测定***与实施方式1的口腔内测定***的不同点在于，在图的上下方向都具有投光部12a、12b和橡胶14a、14b。
也即，本实施方式4的口腔扫描仪1D因为考虑牙齿的咬合，成为能测定上下齿的形状的结构。作为具体的结构，成为棱镜15能够以轴15a旋转轴而旋转的结构，在图20所示的状态下，能够使用下齿侧的投光部12b进行下齿的测定，在棱镜15旋转的状态下，能够使用下齿侧的投光部12a进行上齿的测定。
此外，在口腔扫描仪1的上下方向都具有橡胶14a、14b，所以用上齿和下齿咬合橡胶14a、14b，在成为牙齿的咬合状态的位置能固定口腔扫描仪1。因此，能测定牙齿的咬合状态下的上齿和下齿的形状。
另外，通过适宜组合上述各种的实施方式中的任意的实施方式，能产生各自具有的效果。
根据本发明，不增大装置的尺寸，就能以高精度测定口腔内，所以在设计和制造牙科用修补物的***中特别有用。
一边参照附图，一边与实施方式关联，充分记载本发明，但是对于熟知本技术的人们，各种变形和修正是明白的。只要不脱离附加的权利要求书的本发明的范围，就应该理解为这样变形和修正是包含在其中。

Claims (13)

1.一种口腔内测定装置，具有：
对口腔内的至少包含牙齿的被测定物照射光的投光部；
将由所述被测定物反射的光聚光的透镜***部；
使所述透镜***部所聚光的光的焦点位置变化的焦点位置可变机构；
对通过所述透镜***部的光进行摄像的摄像部。
2.根据权利要求1所述的口腔内测定装置，其中：
作为所述焦点位置可变机构，使用液体透镜。
3.根据权利要求1所述的口腔内测定装置，其中：
具有预扫描用投光装置，该预扫描用投光装置照射在从所述投光部离开预先设定的距离的位置聚焦的引导光。
4.根据权利要求3所述的口腔内测定装置，其中：
所述预扫描用投光装置照射线状的光，该线状的光通过从所述投光部离开预先设定的距离的位置。
5.根据权利要求3所述的口腔内测定装置，其中：
具有图像处理部，所述图像处理部在从所述预扫描用投光装置照射而投影到所述被测定物的所述引导光的圆度比预先设定的阈值低时，不用所述摄像部对通过所述透镜***部的光进行摄像，在所述引导光的圆度比预先设定的阈值高时，用所述摄像部对通过所述透镜***部的光进行摄像。
6.根据权利要求3所述的口腔内测定装置，其中：
具有图像处理部，该图像处理部在从所述预扫描用投光装置照射而投影到所述被测定物的所述引导光的光量分布和理想的引导光的光量分布的偏移量比预先设定的阈值低时，不使用所述摄像部对通过所述透镜***部的光进行摄像，在所述偏移量比预先设定的阈值高时，用所述摄像部对通过所述透镜***部的光进行摄像。
7.根据权利要求1所述的口腔内测定装置，其中：
具有：使用所述摄像部所摄像的所述焦点位置不同的多个图像计算所述被测定物的三维坐标的图像处理部。
8.根据权利要求7所述的口腔内测定装置，其中：
所述图像处理部使用与所述焦点位置可变机构的应答速度关联的所述焦点位置不同的图像，计算所述被测定物的三维坐标。
9.根据权利要求1所述的口腔内测定装置，其中：
所述投光部对所述口腔内照射多束波长不同的光。
10.根据权利要求9所述的口腔内测定装置，其中：
所述波长不同的光包含波长500～565nm的光和波长625～740nm的光。
11.根据权利要求1～10中的任意一项所述的口腔内测定装置，其中：
具有用于把所述牙齿和所述投光部之间的间隙保持为一定的间隙保持用构件。
12.根据权利要求11所述的口腔内测定装置，其中：
所述间隙保持用构件具有：作为与所述牙齿接触的一侧的前端部柔软而作为固定在装置上的一侧的主体部比所述前端部更硬的2层构造。
13.一种口腔内测定***，具有：
对口腔内的至少包含牙齿的被测定物照射光的投光部；
把所述被测定物反射的光聚光的透镜***部；
使由所述透镜***部所聚光的光的焦点位置变化的焦点位置可变机构；
对通过所述透镜***部的光进行摄像的摄像部；
使用所述摄像部所摄像的所述焦点位置不同的多个图像而计算所述被测定物的三维坐标的图像处理部。
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