JP2010194296A - 口腔内測定装置及び口腔内測定システム - Google Patents

口腔内測定装置及び口腔内測定システム Download PDF

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Abstract

【課題】装置のサイズを大きくすることなく、口腔内を高精度に測定することを可能にする口腔内測定装置及び口腔内測定システムを提供する。
【解決手段】口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に光を照射する投光部と、前記被測定物で反射された光を集光させるレンズ系部と、前記レンズ系部が集光した光の焦点位置を変化させる焦点位置可変機構と、前記レンズ系部を通過した光を撮像する撮像部と、を備える。
【選択図】図１

Description

本発明は、口腔内を直接測定する口腔内測定装置及び口腔内測定システムに関する。
従来、インレー、クラウン、ブリッジ等の歯科用補綴物の作製方法としては、ロストワックス法により金属材料やセラミックス材料を鋳造して作製する方法が一般的に採用されている。
しかしながら、近年、前記ロストワックス法に代わる歯科用補綴物の作製方法として、光学三次元カメラを用いて歯及び歯肉の口腔内を測定した後、ＣＡＤ／ＣＡＭシステムを用いて歯科用補綴物を設計及び作製するシステムが注目されている。このシステムの代表的な例として、例えば、セレックシステムがある。
このシステムにおいては、支台歯や、窩洞を形成した歯牙、隣在歯、対合歯などの形状を、光学三次元カメラを用いて口腔内で直接読み取ることにより、歯及び歯肉の口腔内測定を行う。前記光学三次元カメラには、位相シフト法や空間コード化法に代表される非接触三次元測定を行うカメラが用いられる。この種の光学三次元カメラとしては、例えば、特許文献１（特開２０００−７４６３５号公報）に記載されたものがある。
図２１は、従来の光学三次元カメラの構成を示す説明図である。
図２１において、従来の光学三次元カメラは、外装ケース１０１の内部に、光源１０２と、パターンマスク１０３と、絞り１０４，１０５と、プリズム１０６と、ＣＣＤ等のイメージセンサ１０７とを備えている。
光源１０２から出た光は、パターンマスク１０３を通過して縞パターンの光となる。この縞パターン光は、絞り１０４を通過してその光軸を微調整された後、プリズム１０６によって屈折されて被測定物１０８に投影される。被測定物１０８に投影された縞パターン光は、被測定物１０８の表面に反射されてプリズム１０６に入射し、プリズム１０６によって屈折される。当該屈折された光は、絞り１０５を通過してイメージセンサ１０７に受光される。
このイメージセンサ１０７にて受光（撮像）された二次元画像のデータを、三角測量法によって三次元座標のデータに変換することで、ＣＡＤ／ＣＡＭシステムによって歯科用補綴物の設計及び製造を行なうための被測定物１０８の三次元データを得ることができる。
この従来の光学三次元カメラとＣＡＤ／ＣＡＭシステムとを用いることによって、前記ロストワックス法に比べて、効率良く歯科用補綴物を作製することができると共に、口腔内への適合精度に優れた歯科用補綴物を作製することができる。
特開２０００−７４６３５号公報
しかしながら、前記従来の光学三次元カメラでは三角測量法を利用している。そのため、その測定精度を向上させるには、投光側の光軸と撮像側の光軸との見込み角を大きくする必要がある。見込み角を大きくするには、光学三次元カメラのサイズを大きくする必要があるが、光学三次元カメラは口腔内に挿入するものであるため、そのサイズを大きくするのに限界がある。従って、前記従来の光学三次元カメラにおいて測定精度を向上させることは困難である。
従って、本発明の目的は、前記課題を解決することにあって、装置のサイズを大きくすることなく、口腔内を高精度に測定することを可能にする口腔内測定装置及び口腔内測定システムを提供することにある。
前記目的を達成するために、本発明は以下のように構成する。
本発明の第１態様によれば、口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に光を照射する投光部と、前記被測定物で反射された光を集光するレンズ系部と、前記レンズ系部が集光させる光の焦点位置を変化させる焦点位置可変機構と、前記レンズ系部を通過した光を撮像する撮像部と、を備える、口腔内測定装置を提供する。
本発明の第２態様によれば、前記焦点位置可変機構として液体レンズを用いる、第１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第３態様によれば、前記投光部から予め設定された距離離れた位置で焦点を結ぶガイド光を照射するプレスキャン用投光装置を備える、第１又は第２態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第４態様によれば、前記プレスキャン用投光装置は、前記投光部から予め設定された距離離れた位置を通る線状の光を照射する、第３態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第５態様によれば、前記プレスキャン用投光装置から照射され前記被測定物に投影された前記ガイド光の真円度が予め設定された閾値より低い時、前記レンズ系部を通過した光を前記撮像部により撮像せず、前記ガイド光の真円度が予め設定された閾値より高い時、前記レンズ系部を通過した光を前記撮像部により撮像する、画像処理部を備える、第３又は４態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第６態様によれば、前記プレスキャン用投光装置から照射され前記被測定物に投影された前記ガイド光の光量分布と理想的なガイド光の光量分布とのズレ量が予め設定された閾値より低い時、前記レンズ系部を通過した光を前記撮像部により撮像せず、前記ズレ量が予め設定された閾値より高い時、前記レンズ系部を通過した光を前記撮像部により撮像する、画像処理部を備える、第３〜５態様のいずれか１つに記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第７態様によれば、前記撮像部が撮像した前記焦点位置が異なる複数の画像を用いて、前記被測定物の三次元座標を算出する、画像処理部を備える、第１〜６態様のいずれか１つに記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第８態様によれば、前記画像処理部は、前記焦点位置可変機構の応答速度に関連付けられた前記焦点位置が異なる画像を用いて、前記被測定物の三次元座標を算出する、第７態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第９態様によれば、前記投光部は、複数の波長の異なる光を前記口腔内に照射する、第１〜８態様のいずれか１つに記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第１０態様によれば、前記波長の異なる光は、５００〜５６５ｎｍの波長の光と、６２５〜７４０ｎｍの波長の光とを含む、第９態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第１１態様によれば、前記歯と前記投光部との間の隙間を一定に保持するための隙間保持用部材を備える、第１〜１０態様のいずれか１つに記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第１２態様によれば、前記隙間保持用部材は、前記歯と接触する側である先端部が柔らかく、装置に固定された側である本体部が前記先端部よりも硬い２層構造を有する、第１１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第１３態様によれば、口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に光を照射する投光部と、
前記被測定物で反射された光を集光させるレンズ系部と、前記レンズ系部が集光させた光の焦点位置を変化させる焦点位置可変機構と、前記レンズ系部を通過した光を撮像する撮像部と、前記撮像部が撮像した前記焦点位置が異なる複数の画像を用いて、前記被測定物の三次元座標を算出する画像処理部と、を備える、口腔内測定システムを提供する。
本発明によれば、従来技術のように三角測量法を利用しないので、装置のサイズを大きくすることなく、口腔内を高精度に測定することができる。
本発明の実施の形態１にかかるオーラルスキャナを有する口腔内測定システムの概略構成を示す説明図 図１に示すオーラルスキャナを下方から見た図 図１に示すオーラルスキャナを用いて患者の奥歯の表面形状を測定する様子を示す模式斜視図 図１に示すオーラルスキャナを用いて患者の前歯の表面形状を測定する様子を示す模式斜視図 図１に示す口腔内測定システムのブロック図 図１に示すオーラルスキャナに搭載される液体レンズの模式断面図 電圧が印加されていない状態の液体レンズと焦点位置との関係を示す断面図 電圧が印加された状態の液体レンズと焦点位置との関係を示す断面図 本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムを用いて口腔内を測定するフローチャート 被測定物の三次元画像を示す図 本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける被測定物の画像撮影のフローチャート 液体レンズの屈折力（焦点距離の逆数）と印加電圧と関係を示すグラフ 液体レンズの焦点距離と応答時間との関係を示すグラフ 本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける三次元画像の合成処理方法を示すフローチャート 本発明の実施の形態１におけるフォーカス量の算出の説明図 本発明の実施の形態１におけるフォーカス量の算出の説明図 本発明の実施の形態１にかかるフォーカスピーク位置検出の説明図 座標を合成するイメージを示す説明図 画像処理部を内蔵したオーラルスキャナの概略構成を示す説明図 本発明の実施の形態２にかかるオーラルスキャナを有する口腔内測定システムの概略構成を示す説明図 図１６に示すオーラルスキャナの投光部を下方から見た図 本発明の実施の形態３にかかるオーラルスキャナの概略構成を示す説明図 ライン光源が照射するガイド光を示す平面図 本発明の実施の形態４にかかるオーラルスキャナを有する口腔内測定システムの概略構成を示す説明図 従来例にかかる光学三次元カメラの構成を示す説明図
以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。なお、以下の説明において、同じ構成には同じ符号を付して説明を省略している。
（実施の形態１）
図１は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定装置（以下、オーラルスキャナという）を有する口腔内測定システムの概略構成を示す説明図である。図２は、図１に示すオーラルスキャナを下方から見た模式図である。
図１に示すように、オーラルスキャナ１は、患者の口腔内に直接挿入することが可能なサイズの外装ケース１１を備えている。オーラルスキャナ１の外形寸法は、例えば、長さ２００ｍｍ、幅２０ｍｍ、高さ２５ｍｍである。外装ケース１１の先端部には、患者の口腔内において、少なくとも歯を含む被測定物２を鮮明に撮影するための光源として、投光部１２が取り付けられている。投光部１２としては、発光ダイオード（ＬＥＤ）、レーザ、ハロゲンランプなどが用いられる。そして、投光部１２は、例えば図２に示すように、複数個の発光ダイオードが環状に配置された構造である。ここでは、投光部１２は、歯のエナメル質の表面反射率が高い５００〜５６５ｎｍの波長域の光を照射するものとする。
また、外装ケース１１の先端部には、ゴム取付け部１３が設けられており、当該ゴム取付け部１３には、隙間保持用部材の一例であるゴム１４が着脱可能に取り付けられている。ゴム１４は、図２に示すように、投光部１２に隣接して配置されている。ゴム１４は、投光部１２と被測定物２との隙間を一定の距離Ｌ（例えば５ｍｍ）に保つための使い捨て部材であり、衛生上問題のない材料で構成されている。また、ゴム１４は、投光部１２と被測定物２との隙間を一定に保持できるように所定の硬度を有するが、その先端部は、口腔内で接触する部分の形状に応じて変形できるように柔らかくなっている。例えば、ゴム１４は、本体部と先端部とで材質が異なる２層構造のゴムで構成されている。本実施の形態においては、例えば、ゴム１４の本体部の硬さがゴム硬度９０以下で、ゴム１４の先端部の硬さがゴム硬度７０以下のものを用いている。なお、ここでいうゴム硬度とは、JIS K 6253に準拠したデュロメータＡ型によるショア硬度である。
オーラルスキャナ１を用いて患者の奥歯の表面形状を測定する場合には、図３に示すように、ゴム１４が被測定物２に隣接する部分（例えば、測定対象である歯の隣の歯）に接触するように、オーラルスキャナ１の位置を調整すればよい。
なお、ゴム１４の取付け位置及び個数は特に限定されるものではなく、被測定物２に応じて適宜設定すればよい。例えば、オーラルスキャナ１を用いて患者の前歯の表面形状を測定する場合には、図４に示すように、オーラルスキャナ１の先端側ではなく、側面に取り付けることが好適である。なお、図３及び図４では、オーラルスキャナ１の構成を簡略化して示している。
外装ケース１１の内部には、プリズム１５と、レンズ系部１６と、撮像部の一例であるＣＣＤ（Charge Coupled Device）等のイメージセンサ１７とが直列に配置されている。
プリズム１５は、投光部１２から被測定物２に照射され、被測定物２によって反射された光を、レンズ系部１６に向けて屈折させる。レンズ系部１６は、プリズム１５によって屈折された光を、イメージセンサ１７に焦点を合わせ結像させる。レンズ系部１６は、テレセントリックレンズ系であり、撮像面で撮影される画像の大きさが焦点位置によって変化しないように構成されている。レンズ系部１６は、円筒形の液体レンズ１８を有している。この液体レンズ１８は、印加された電圧に応じて焦点位置を変化させることが可能な、焦点位置可変機構の一例である。液体レンズ１８の構成については、後で詳しく説明する。
プリズム１５とレンズ系部１６との間には、プレスキャン用投光装置の一例であるスポット光源１９が取り付けられている。スポット光源１９は、投光部１２の先端から予め設定された距離（例えば１０ｍｍ）離れた位置で焦点を結ぶ（集束する）ように、プリズム１５に向けてガイド光を照射するよう構成されている。
イメージセンサ１７は、レンズ系部１６を通過した光を撮像（受光）する。イメージセンサ１７にて撮像された二次元画像のデータは、転送ケーブル２０を通じて画像処理部３０に転送される。画像処理部３０は、パーソナルコンピュータなどの外部機器４０に格納されている。画像処理部３０は、転送された二次元画像のデータを、三次元座標のデータに変換して、歯科用補綴物の設計及び製造を行なうための被測定物２の三次元データを得る。画像処理部３０は、図５に示すように、撮影制御部３１と、液体レンズ制御部３２と、画像記憶部３３と、二次元画像処理部３４と、低精度三次元画像変換部３５と、三次元画像記憶部３６と、三次元画像判定部３７と、高精度三次元画像変換部３８と、プレスキャンデータ記憶部３９とを備えている。画像処理部３０の各部の機能については、後で詳しく説明する。
次に、図６Ａ〜図６Ｃを用いて、液体レンズ１８の構成及び機能について詳しく説明する。図６Ａは、液体レンズの構成を示す断面図である。図６Ｂは、電圧が印加されていない状態の液体レンズと焦点位置との関係を示す断面図である。図６Ｃは、電圧が印加された状態の液体レンズと焦点位置との関係を示す断面図である。
図６Ａに示すように、液体レンズ１８は、２枚の保護ガラス５１，５１と、当該２枚の保護ガラス５１，５１の間に積層されたオイル層５２及び水溶液層５３と、これらの周辺部に配置され電圧を印加するための電極部５４，５５と、電極部５４，５５間を絶縁する絶縁部５７，５８とを備えている。電極部５４，５５には、可変電圧源５９が接続されている。
液体レンズ１８は、可変電圧源５９により電極部５４，５５に印加される電圧が変化することで、オイル層５２の曲率半径と厚みが変化し、液体レンズ１８を通過した光６０の焦点位置を変化させる特性を有している。より具体的には、図６Ｂの状態において電極部５４，５５に所定の電圧が印加された時、図６Ｃに示すようにオイル層５２の曲率半径と厚みが大きくなる。これにより、図６Ｂ及び図６Ｃに示すように平行光線６１，６１が液体レンズ１８に入射された時、図６Ｂに示す焦点距離６２に対して、図６Ｃに示す焦点距離６３は短くなる。すなわち、電極部５４，５５に印加する電圧を大きくすることで、焦点距離を短くすることができる。
なお、本実施の形態１において、焦点位置可変機構として液体レンズ１８を用いたのは、一般的な液体レンズの外形が電極部を含めても１０ｍｍ以下と小さく、且つ、電圧を印加してから焦点位置の変化が完了するまでの応答速度が約２０ｍsec程度と高速であるためである。
次に、図１、図５、及び図７を参照しつつ、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムによる口腔内の測定方法について説明する。図７は、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムを用いて口腔内を測定するフローチャートを示している。
まず、患者の口腔内にオーラルスキャナ１をセット（例えば図３及び図４参照）し、歯科医が外部機器４０のビデオ撮影開始ボタン（図示せず）を押すなどすることにより、当該オーラルスキャナ１による口腔内のビデオ撮影を開始する（ステップＳ１）。この時、ゴム１４により被測定物２と投光部１２との距離Ｌが一定（例えば５ｍｍ）に保たれる。オーラルスキャナ１によるビデオ撮影は、撮影制御部３１の制御により、投光部１２から光を照射しながら、被測定物２に反射された光をイメージセンサ１７で撮影することにより行われる。オーラルスキャナ１により撮影された映像は、転送ケーブル２０を通じて撮影制御部３１に転送され、撮影制御部３１の制御により外部機器４０の表示部４１に映し出される。ここでは、オーラルスキャナ１は、通常のビデオカメラと同様の動作を行う。
次いで、表示部４１に被測定物２が正確に映し出されるようにオーラルスキャナ１を移動させ、映し出された被測定物２の映像が良好であるか否かを確認する（ステップＳ２）。例えば、投光部１２として出力３ＷのＬＥＤ光源を用い、２５６階調で輝度値を表現した場合には、被測定物２（例えば歯肉）の平均階調が４０階調以上であれば良好と判断する。なお、この判断は、歯科医がしてもよいし、画像処理部３０で自動的に行うようにしてもよい。被測定物２の映像が良好でなければ、良好となるように各種設定や測定位置を調整する。被測定物２の映像が良好であれば、被測定物２の画像を撮影する（ステップＳ３）。この撮影は、例えば、診療台に設けられたフットスイッチを歯科医が踏むことでできるようにするとよい。
被測定物２の画像データ（二次元静止画像）を１つ得た後、液体レンズ制御部３２の制御により液体レンズ１８に印加する電圧を変更して、液体レンズ１８を通過した光の焦点位置を変化させる。その後、撮影制御部３１の制御により被測定物２の画像を撮影する。この動作を繰り返して、被測定物２の画像データを複数得る。この被測定物２の画像の連続撮影は、後で詳しく説明するように、撮影制御部３１の制御により自動的に行われる。得られた被測定物２の画像データは、焦点位置と関連付けられて画像記憶部３３に保存される。なお、ここで得られる画像は、焦点位置がイメージセンサ１７の撮像面と一致しているもの以外は、いわゆる画像ぼけを生じる。
次いで、以下のようにして、前記得られた被測定物２の複数の画像データを合成する。
まず、二次元画像処理部３４が、画像記憶部３３に保存された前記画像データに対して、階調補正やノイズ除去、アナログ信号からデジタル信号への変換などの二次元画像処理を行う（ステップＳ４）。
次いで、低精度三次元画像変換部３５が、前記二次元画像処理後の複数の画像のデータのうちの例えば１０％〜５０％のデータを、ＤＦＤ（Depth from Defocus）法により三次元座標に変換したのち合成する。これにより、低精度の三次元画像が得られる（ステップＳ５）。この低精度三次元画像は、三次元画像記憶部３６に保存される。前記三次元画像の合成処理方法については、後で詳しく説明する。
次いで、三次元画像判定部３７が、前記低精度三次元画像が良好であるか否かを判定する（ステップＳ６）。
三次元画像判定部３７が、前記低精度三次元画像が良好でないと判定したとき、前記ステップＳ１に戻る。一方、三次元画像判定部３７が、前記低精度三次元画像が良好であると判定したとき、高精度三次元画像変換部３８が、前記二次元画像処理後の全ての画像データを、ＤＦＤ法により三次元座標に変換したのち合成する。これにより、図８に示すような高精度の三次元画像が得られる（ステップＳ７）。得られた高精度三次元画像は、三次元画像記憶部３６に保存されるとともに、表示部４１に表示される（ステップＳ８）。
なお、前記ステップＳ６，Ｓ７は、得られた三次元画像が撮影不良などに起因して被測定物２の表面形状と異なり、当該三次元画像を得るまでにかかる時間が無駄になる場合があるために行うものであり、必ずしも必要な工程ではない。
また、上記ステップＳ７の低精度三次元画像の良否の判定は、表示部４１に低精度三次元画像を表示して歯科医が行うようにしてもよい。すなわち、この場合、歯科医は、自分の目で見た被測定物２の形状と、低精度三次元画像の被測定物２の形状とを見比べることで、低精度三次元画像の良否の判定を行う。
次に、図１、図５、及び図９を参照しつつ、被測定物２の画像撮影のフローについて説明する。図９は、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける被測定物の画像撮影のフローチャートである。なお、被測定物２の画像撮影は、特に断りの無い限り撮影制御部３１の制御の下に行われる。
まず、表示部４１に被測定物２が正確に映し出されるように、オーラルスキャナ１を移動させる。そして、映し出された被測定物２の映像が良好（ステップＳ２）となった時、歯科医が被測定物２の映像を参照しながら、プレスキャンする位置（ＸＹ座標）を設定する。このプレスキャン位置の設定は、特に限定されないが、例えば、表示部４１をタッチパネル式とし、当該表示部４１に映し出された被測定物２の所望の位置を歯科医が押圧することに行うことができる。前記設定したプレスキャン位置（ＸＹ座標）に向けてスポット光源１９からガイド光を照射して、被測定物２の概略位置（ＸＹＺ座標）を測定する（ステップＳ１１）。
ガイド光は、前述したように、プリズム１５により屈折され、投光部１２から所定の深さ（Ｚ方向位置）で焦点を結ぶ（集束する）ように照射される。ここでは、所定の深さを投光部１２から１０ｍｍとする。前記のように照射されたガイド光は、被測定物２のガイド光反射点で反射されてプリズム１５に入射し、当該プリズム１５により屈折され、液体レンズ１８を通過してイメージセンサ１７にて撮影される。このイメージセンサ１７にて撮影された被測定物２の画像ぼけ量に基づいて、前記ガイド光反射面の深さを求める。この動作を、ここではプレスキャンという。被測定物２の画像ぼけ量と前記所定の深さとの関係は、プレスキャンデータ記憶部３９に予め記憶されている
なお、被測定物２の画像ぼけ量は、被測定物２のガイド光反射面（プレスキャン表面）とガイド光の焦点との距離で決まる。このため、例えば、被測定物２のガイド光反射面が、投光部１２から深さ９ｍｍに位置する場合でも、深さ１１ｍｍに位置する場合でも同じ画像ぼけ量となる。この被測定物２のガイド光反射面が深さ９ｍｍに位置するか深さ１１ｍｍに位置するかの判定は、例えば、前記焦点位置を変化させることで可能である。前記焦点位置を変化させることで、ガイド光反射面が深さ９ｍｍに位置する場合と深さ１１ｍｍに位置する場合とで、イメージセンサ１７に撮影される画像ぼけ量に違いが生じる。従って、この画像ぼけ量の違いを調べることで、被測定物２のガイド光反射面の位置（深さ）を知ることができる。また、この被測定物２のガイド光反射面の位置（深さ）が分かることで、これから測定する被測定物２の凹みの大きさの概略を知ることができる。これにより、焦点位置を変化させるために液体レンズ１８に印加する電圧の範囲を狭めることができ、撮影時間を短縮することができる。
なお、ガイド光のスポット径（焦点の径）が大きい場合、被測定物２のプレスキャン表面の形状に影響を受けて、プレスキャンの測定精度が低下するおそれがある。例えば、ガイド光のスポット径が２．０ｍｍであり、プレスキャン表面がガイド光に対して４５度傾斜している場合には、プレスキャンの測定精度が２．０ｍｍ程度低下することになる。また、オーラルスキャナ１の位置合わせは歯科医が行うので、ガイド光の照射方向に対してプレスキャン表面が常に直交するようにオーラルスキャナ１を保持することは困難である。このため、ガイド光のスポット径は、できる限り小さく（例えば１．０ｍｍ以下）することが好ましい。なお、ガイド光のスポット径を小さくすることには、物理的に限界がある。この場合、以下のように処理することが効果的であると考えられる。
すなわち、ガイド光の照射方向に対してプレスキャン表面が直交している場合、被測定物２に投影されたガイド光の形状は真円になる。一方、ガイド光の照射方向に対してプレスキャン表面が傾斜している場合、前記ガイド光の形状は例えば楕円になる。すなわち、前記ガイド光の真円度が低いことは、ガイド光の照射方向に対するプレスキャン表面の傾斜角度が大きいことを意味する。このため、歯科医がオーラルスキャナ１の位置を微調整して、前記ガイド光の真円度が予め設定された閾値より高くなるまで、プレスキャンを継続することが好ましい。すなわち、この場合、前記ガイド光の真円度が予め設定された閾値より低い時はイメージセンサ１７にて被測定物２を撮影せず、前記ガイド光の真円度が予め設定された閾値より高くなった時にイメージセンサ１７にて被測定物２を撮影する。このようにして撮影された被測定物２の画像ぼけ量に基づいて前記深さを調べることで、プレスキャンの測定精度を向上させることができる。なお、本実施の形態１においては、ゴム１４が口腔内で接触する部分の形状に応じて変形できるように柔らかくなっているので、歯科医によるオーラルスキャナ１の位置の微調整が容易である。
また、被測定物２は歯など複雑な形状の物であるので、ガイド光のスポット径の範囲内でプレスキャン表面が凹凸（Ｚ方向）を有している場合が有り得る。この場合、被測定物２で反射されたガイド光の光量分布は、プレスキャン表面に凹凸が無い場合と異なる。このため、歯科医がオーラルスキャナ１の位置を微調整して、被測定物２に反射されたガイド光の光量分布と理想的なガイド光の光量分布（例えば、プレスキャン表面に凹凸が全くない場合のガイド光の光量分布）とのズレ量が予め設定された閾値より低くなるまで、プレスキャンを継続することが好ましい。すなわち、この場合、前記ズレ量が予め設定された閾値より小さい時にはイメージセンサ１７にて被測定物２を撮影せず、前記ズレ量が予め設定された閾値より大きくなった時にイメージセンサ１７にて被測定物２を撮影する。このようにして撮影された被測定物２の画像ぼけ量に基づいて前記深さを調べることで、プレスキャンの測定精度を向上させることができる。なお、前記閾値は、例えば、理想的なガイド光の光量分布に対する前記ズレ量の割合が２０％以下となるように設定されることが好ましい。これは、前記割合が２０％を超えると、処理が複雑になるためである。
前記プレスキャン（ステップＳ１１）の終了後、変数Ｔ＝１をセットし（ステップＳ１２）、液体レンズ制御部３２の制御により、液体レンズ１８に電圧ＶＴを印加する（ステップＳ１３）。電圧ＶＴと変数Ｔとは一次関数（ＶＴ＝ａＴ＋ｂ（ａ，ｂは定数））の関係にある。従って、変数Ｔの変化に比例してＶＴが変化する。なお、ここでは、ＶＴ＝−２Ｔ＋５３とする。すなわち、変数Ｔ＝１のとき、液体レンズ１８に印加する電圧ＶＴは５１Ｖとなる。液体レンズ１８に印加した電圧ＶＴは、画像記憶部３３に保存される（ステップＳ１４）。
次いで、液体レンズ１８に電圧が印加されてから、ｔ０，ｔ１，ｔ２，ｔ３，ｔ４の５つの時間において、液体レンズ１８を通過した光をイメージセンサ１７にて連続撮影する（ステップＳ１５）。
図１０Ａは、液体レンズ１８の屈折力（焦点距離の逆数）と印加電圧との関係を示すグラフであり、図１０Ｂは、液体レンズ１８の焦点距離と応答時間との関係を示すグラフである。図１０Ａに示すように、液体レンズ１８の屈折力は、印加電圧と比例関係にある。また、図１０Ｂに示すように、焦点位置が遠く（深く）なる程、液体レンズ１８に電圧を印加してから焦点位置の変化が完了するまでの応答時間は長くなる。
従って、一定時間間隔で被測定物２を撮影したのでは、焦点距離の間隔が異なることになり、三次元座標への変換に適した画像が得にくい。このため、本実施の形態１においては、図１０Ｂに示すように、焦点距離の間隔が一定になるように撮影タイミングを制御しながら、焦点距離ｆ０，ｆ１，ｆ２，ｆ３，ｆ４の５つの位置に対応したｔ０，ｔ１，ｔ２，ｔ３，ｔ４の時間で被測定物２を撮影する。ｔ０，ｔ１，ｔ２，ｔ３，ｔ４は、Ｔ＝１での撮影時間ＳＴとして画像記憶部３３に保存される（ステップＳ１６）。
この撮影動作をＴ≧ｉ（ｉは正の整数）となるまで繰り返す（ステップＳ１７，Ｓ１８）。なお、ｉは、前記プレスキャンにより得られたデータに基づいて自動的に設定される。例えば、被測定物２のガイド光反射面が投光部１２から１０ｍｍ未満の位置（深さ）に位置する場合、ｉ＝３と設定すればよい。この場合、液晶レンズ１８に印加する電圧の範囲は４７〜５１Ｖとなる。また、被測定物２のガイド光反射面が投光部１２から１０ｍｍ以上の位置（深さ）に位置する場合、ｉ＝５に設定すればよい。この場合、液晶レンズ１８に印加する電圧の範囲は４３〜５１Ｖとなる。
Ｔ≧ｉになったとき、撮影された複数の画像ｎと撮影時間とを互いに関連付けて画像記憶部３３に保存させる（ステップＳ１９）。これにより、被測定物２の撮影が完了する。
なお、撮影する画像ｎの数が多いほど、高精度の三次元画像を合成できる。ただし、一般的なＣＣＤのフレームレートと撮影時の手振れを考慮した場合、１秒以内で撮影を完了することが好ましい。このため、イメージセンサ１７としてより高速な撮影が可能なＣＭＯＳセンサを使用したり、高精度な画像合成が可能なアルゴリズムを用いたりすることが好ましい。
次に、図１、図５、及び図１１を参照しつつ、三次元画像の合成処理方法について説明する。図１１は、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける三次元画像の合成処理方法を示すフローチャートである。ここでは一例として、イメージセンサ１７として６４０×４８０pixelsのＣＣＤを使用するものとして説明する。
まず、二次元画像処理部３４が画像記憶部３３に保存された画像データを取り込む（ステップＳ２１）。
次いで、二次元画像処理部３４は、取り込んだ画像データに対して、階調補正やノイズ除去等の前処理を施す（ステップＳ２２）。
次いで、二次元画像処理部３４は、前記前処理した信号をアナログ信号からデジタル信号に変換する（ステップＳ２３）。
次いで、二次元画像処理部３４は、前記デジタル信号に変換した画像データを信号画像として画像記憶部３３に保存する（ステップＳ２４）。
次いで、三次元画像変換部３５又は３８が、前記信号画像から、焦点位置の算出に用いるための輝度情報（輝度値）を抽出する（ステップＳ２５）。なお、ここでは、焦点位置の算出に用いる情報として輝度情報を例に挙げたが、輝度情報に代わって特定の色情報であってもよい。また、焦点位置の算出に用いる情報として、これらの輝度情報又は色情報の最大値や最小値などを用いても良い。
次いで、三次元画像変換部３５又は３８が、被測定物２の画像撮影のフロー（ステップＳ１９）において保存された１番目の画像（ｎ＝１）を選択する（ステップＳ２６）。
次いで、三次元画像変換部３５又は３８が、画像内のｘ、ｙ座標を指定するｉ、ｊをｉ=１、ｊ＝１にセットする（ステップＳ２７，Ｓ２８）。
次いで、三次元画像変換部３５又は３８が、ｎ、ｉ、ｊで指定された注目画素ｄｎ(ｘｉ，ｙｊ)の輝度を検出する（ステップＳ２９）。
次いで、前記注目画素におけるフォーカス量ＦＣｎ(ｘｉ，ｙｊ)を算出する（ステップＳ３０）。
図１２Ａ及び図１２Ｂは、本実施の形態１におけるフォーカス量の算出の説明図である。ｎ＝１の画像における注目画素ｄ１(ｘｉ，ｙｊ)のフォーカス量ＦＣ１(ｘｉ，ｙｊ)は、当該注目画素に隣接する４つの画素ｄ１(ｘｉ，ｙｊ＋１)、ｄ１(ｘｉ−１，ｙｊ)、ｄ１(ｘｉ，ｙｊ−１)、ｄ１(ｘｉ−１，ｙｊ)を用いて、次式により算出することができる。
（数１）
ＦＣ１(ｘｉ，ｙｊ)＝ｄ１(ｘｉ，ｙｊ)−〔ｄ１(ｘｉ，ｙｊ＋１)＋ｄ１(ｘｉ−１，ｙｊ)＋ｄ１(ｘｉ，ｙｊ−１)＋ｄ１(ｘｉ−１，ｙｊ)〕／４
前記フォーカス量の算出を、ｎ，ｉ，ｊの値を変化させ、ｎ≧２５，ｉ≧６４０，ｊ≧４８０となるまで行う（ステップＳ３１〜Ｓ３６）。
三次元画像変換部３５又は３８は、前記算出した各注目画素のフォーカス量を三次元画像記憶部３６に保存する（ステップＳ３７）。
次いで、三次元画像変換部３５又は３８は、各画像に関連付けられた焦点距離と前記算出されたフォーカス量とにより、画素毎にフォーカスピーク位置を検出する（ステップＳ３８）。
図１３は、本実施の形態１におけるフォーカスピーク位置検出の説明図であり、１つの注目画素において、各画像に関連付けられた焦点距離と前記算出したフォーカス量とをプロットした図である。注目画素毎に、図１３に示すようにフォーカス量がピークになる位置７０がある。三次元画像変換部３８又は３９は、当該ピーク位置７０を検出し、当該ピーク位置７０に対応する焦点距離をその注目画素のｚ座標として三次元画像記憶部３６に保存する。すなわち、三次元座標が三次元画像記憶部３６に保存される（ステップＳ３９）。
次いで、三次元画像記憶部３７に保存された三次元座標を合成する（ステップＳ４０）。図１４は、座標を合成するイメージを示す説明図である。
以上のステップＳ２１〜Ｓ４０のフローを行うことにより、図８に示すような三次元画像を得ることができる。
本実施の形態１にかかるオーラルスキャナ１を備える口腔内測定システムによれば、液体レンズ１８により焦点位置を変化させてイメージセンサ１７で撮像することによって、焦点位置が異なる複数の画像を得ることができる。このようにして得た複数の画像は、ＤＦＤ法により三次元座標に変換することができる。従って、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムによれば、従来技術のように三角測量法を利用しないので、装置のサイズを大きくすることなく、口腔内を高精度に測定することができる。なお、本発明の口腔内測定システムにおいて、口腔内を高精度に測定するには、焦点位置が異なる画像を多く撮像すればよい。
なお、本発明は本実施の形態１に限定されるものではなく、その他種々の態様で実施できる。例えば、本実施の形態１においては、画像処理部３０が外部機器４０に格納された口腔内測定システムについて説明したが、本発明はこれに限定されない。例えば、画像処理部３０を、図１５に示すようにオーラルスキャナ１Ａに内蔵するように構成してもよい。この場合、図１５に示すように、オーラルスキャナ１Ａが測定した被測定物２の３次元座標のデータを外部に取り出すためのデータ取出機構８１をオーラルスキャナ１Ａに設ければよい。データ取出機構８１は、例えば、ケーブルのコネクタ、無線通信の受発信部、ＳＤメモリのスロットである。また、図１５に示すように、オーラルスキャナ１Ａに角度を可変可能な小型の表示部８２を設けると、表示部４１を備える外部機器４０にオーラルスキャナ１Ａを接続する必要性を無くすことができ、利便性をさらに向上させることができる。
また、本実施の形態１においては、プリズム１５を設けたが、プリズム１５は必ずしも設ける必要はない。
（実施の形態２）
図１６は、本発明の実施の形態２にかかるオーラルスキャナ１Ｂを有する口腔内測定システムの概略構成を示す説明図である。図１７は、図１６に示すオーラルスキャナの投光部を下方から見た模式図である。本実施の形態２にかかる口腔内測定システムが、前記実施の形態１にかかる口腔内測定システムと異なる点は、投光部１２に代えて、波長の異なる２種類の光源を有する投光部１２Ａを備え、画像処理部３０内に撮影制御部３１に接続された波長制御部（図示せず）を備えている点である。
口腔内の形状は、患者１人１人異なるものである。また、虫歯の状態や、歯を構成するエナメル質と象牙質、歯肉の組成の違いなどにより、各組織の光の表面反射率は異なる。このため、１種類の波長の光源では、鮮明な画像を撮像することができず、正確な被測定物２（歯及び歯肉）の形状測定ができない場合がある。この課題を解決するため、従来技術として前述したセレックシステムにおいては、酸化チタンなどのパウダーを口腔内に噴霧して、口腔内の反射率を均一にするようにしている。
しかしながら、パウダーを口腔内に均一に噴霧することは困難であり、例えできたとしても、唾液などの影響により、パウダーを口腔内に均一に噴霧した状態を保ち続けることは困難である。また、口腔内の測定後は、前記噴霧したパウダーを洗い流す必要があり、手間がかかる。
前記表１は、投光部から照射される光の波長が５００ｎｍ〜５６５ｎｍである場合と、６２５ｎｍ〜７４０ｎｍである場合において、撮像された被測定物２としてのエナメル質、象牙質、歯肉の画像が鮮明（良好）であったか否かを示すものである。表１においては、○が鮮明であった場合を示し、△がやや不鮮明であった場合を示し、×が不鮮明であった場合を示している。表１に示されるように、５００ｎｍ〜５６５ｎｍの波長の光が照射された時、エナメル質は鮮明であったが、象牙質はやや不鮮明であり、歯肉は不鮮明であった。また、６２５ｎｍ〜７４０ｎｍの波長の光が照射された時、エナメル質は不鮮明であったが、象牙質と歯肉は鮮明であった。すなわち、エナメル質は、５００ｎｍ〜５６５ｎｍの波長の光に対して表面反射率が高く、象牙質と歯肉は６２５ｎｍ〜７４０ｎｍの波長の光に対して表面反射率が高い。
このため、本実施の形態２においては、５００ｎｍ〜５６５ｎｍの波長の光を投光する第１光源９１と、６２５ｎｍ〜７４０ｎｍの波長の光を投光する第２光源９２とで投光部１２Ａを構成している。これにより、エナメル質、象牙質、歯肉の全てにおいて鮮明な画像を得ることができる。
このように構成された投光部１２Ａを用いて、エナメル質、象牙質、及び歯肉を撮像する場合には、前記ステップＳ１１〜Ｓ１９（図９）の画像撮影動作を、工程Ａと工程Ｂの２回繰り返して行なえばよい。ここで、工程Ａは、第１光源９１から光を照射した場合の前記ステップＳ１１〜Ｓ１９（図９）の工程であり、工程Ｂは、第２光源９２から光を照射した場合の前記ステップＳ１１〜Ｓ１９（図９）の工程である。
また、画像の合成については、例えば、歯の部分と歯肉の部分とを分け、歯の部分には第１光源９１から光を照射して撮像した画像を用いて画像合成処理を行い、歯肉の部分には第２光源９２から光を照射して撮像した画像を用いて画像合成処理を行えばよい。
なお、投光部１２Ａは、複数（２つ以上）の異なる波長の光を照射できるものであればよい。例えば、投光部１２Ａは、波長の異なる複数のＬＥＤで構成されてもよい。また、投光部１２Ａは、離れた位置にあるレーザ光源の光を複数のファイバーで分岐して、当該ファイバーを通じることで波長の異なる光を照射できるように構成されてもよい。また、前記実施の形態１の投光部１２に、波長を変位させるフィルタを被せて、複数の異なる波長の光を照射できるようにしてもよい。
（実施の形態３）
図１８は、本発明の実施の形態３にかかるオーラルスキャナ１Ｃを有する口腔内測定システムの概略構成を示す説明図である。本実施の形態３にかかる口腔内測定システムが、前記実施の形態１にかかる口腔内測定システムと異なる点は、スポット光源１９に代えて、プレスキャン用投光装置の一例であるプレスキャン用光源７１と、ミラー７２，７３と、ラインセンサ７４と、を備えている点である。
前述したように、オーラルスキャナ１Ｃの位置合わせは歯科医が行うので、プレスキャン表面は、ガイド光の照射方向に対して通常傾斜することになる。前記実施の形態１においては、ガイド光の真円度等を調べることで、ガイド光の照射方向に対するプレスキャン表面の傾斜角度を調べるようにしている。具体的には、以下のように構成している。
プレスキャン用光源７１は、スポット光源とライン光源の両方の機能を備えている。すなわち、プレスキャン用光源７１は、図１９に示すように、投光部１２の先端から予め設定された離れた位置で焦点を結ぶようにガイド光７１ａをプリズム１５に向けて照射するとともに、前記位置を通る線状の光７１ｂをプリズム１５に向けて照射するよう構成されている。ガイド光７１ａは、被測定物２で反射されてプリズム１５に入射し、当該プリズム１５により屈折され、液体レンズ１８を通過してイメージセンサ１７にて撮影される。線状の光７１ｂは、被測定物２で反射されてプリズム１５に入射し、当該プリズム１５、ミラー７２，７３により屈折されてラインセンサ７４に受光される。イメージセンサ１７にて撮影した画像及びラインセンサ７４で受光された光７１ｂの情報は、転送ケーブル２０を通じて画像処理部３０に送られる。
ガイド光７１ａの照射方向に対してプレスキャン表面が傾斜している状態で線状の光７１ｂが被測定物２に投影されると、線状の光７１ｂは、直線状ではなく、屈曲した線状になる。プレスキャンデータ記憶部３９には、被測定物２に投影された光７１ｂの形状とガイド光７１ａの照射方向に対するプレスキャン表面の傾斜角度との関係が予め記憶されている。画像処理部３０は、イメージセンサ１７に撮影された被測定物２の画像ぼけ量に基づいて、ガイド光７１ａの反射点の深さを調べると共に、被測定物２に投影された光７１ｂの形状に基づいて、ガイド光７１ａの照射方向に対するプレスキャン表面の傾斜角度を調べる。これにより、プレスキャンの測定精度を向上させることができる。
なお、線状の光７１ｂの幅Ｗ１は、ガイド光７１ａのスポット径と同様に、できるだけ小さくすること（例えば、１．０ｍｍ以下）が好ましい。また、線状の光７１ｂの長さＬ１が短いとその形状の変化が分かり難いので、例えば２０ｍｍ以上となるように設定することが好ましい。
なお、本実施の形態３において、スポット光源とライン光源とを切り換えるために、透過型の液晶をプレスキャン用光源７１とプリズム１５との間に配置してもよい。
なお、本実施の形態３においては、ガイド光７１ａの反射点の深さを調べるため、プレスキャン用光源７１がスポット光源とライン光源の両方の機能を備えるように構成したが、本発明はこれに限定されない。例えば、線状（帯状）ではなく三角柱状の光を照射するライン光源の機能をプレスキャン用光源７１が備えることでも、ガイド光７１ａの反射面の深さを調べることができる。
（実施の形態４）
図２０は、本発明の実施の形態４にかかるオーラルスキャナ１Ｄを有する口腔内測定システムの概略構成を示す説明図である。本実施の形態４にかかる口腔内測定システムが前記実施の形態１にかかる口腔内測定システムと異なる点は、投光部１２ａ，１２ｂと、ゴム１４ａ，１４ｂとを、図の上下方向にどちらも備えている点である。
すなわち、本実施の形態４のオーラルスキャナ１Ｄは、歯の噛み合せを考慮するために、上下の歯の形状を測定できる構成となっている。具体的な構成としては、プリズム１５が軸１５ａを回転軸として回転可能な構成となっており、図２０に示す状態で下歯側の投光部１２ｂを用いた下歯の測定が可能であり、プリズム１５が回転した状態で上歯側の投光部１２ａを用いた上歯の測定が可能である。
また、オーラルスキャナ１の上下方向どちらにもゴム１４ａ，１４ｂを備えているので、上歯と下歯でゴム１４ａ，１４ｂを噛み合せることで、歯の噛み合せ状態となる位置でオーラルスキャナ１を固定する事ができる。そのため、歯の噛み合せ状態における上歯と下歯の形状を測定できる。
なお、上記様々な実施の形態のうちの任意の実施の形態を適宜組み合わせることにより、それぞれの有する効果を奏するようにすることができる。
本発明によれば、装置のサイズを大きくすることなく、口腔内を高精度に測定することが可能であるので、特に、歯科用補綴物を設計及び作製するシステムに有用である。
１ オーラルスキャナ（口腔内測定装置）
２ 被測定物
１１ 外装ケース
１２ 投光部
１３ ゴム取付け部
１４ ゴム
１５ プリズム
１６ レンズ系部
１７ イメージセンサ（撮像部）
１８ 液体レンズ（焦点位置可変機構）
１９ スポット光源（プレスキャン用投光装置）
２０ 転送ケーブル
３０ 画像処理部
３１ 撮影制御部
３２ 液体レンズ制御部
３３ 画像記憶部
３４ 二次元画像処理部
３５ 低精度三次元画像変換部
３６ 三次元画像記憶部
３７ 三次元画像判定部
３８ 高精度三次元画像変換部
３９ プレスキャンデータ記憶部
４０ 外部機器
４１，８２ 表示部
７１ プレスキャン用投光装置
８１ データ取り出し機構

Claims (13)

  1. 口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に光を照射する投光部と、
    前記被測定物で反射された光を集光するレンズ系部と、
    前記レンズ系部が集光させる光の焦点位置を変化させる焦点位置可変機構と、
    前記レンズ系部を通過した光を撮像する撮像部と、
    を備える、口腔内測定装置。
  2. 前記焦点位置可変機構として液体レンズを用いる、請求項１に記載の口腔内測定装置。
  3. 前記投光部から予め設定された距離離れた位置で焦点を結ぶガイド光を照射するプレスキャン用投光装置を備える、請求項１または２に記載の口腔内測定装置。
  4. 前記プレスキャン用投光装置は、前記投光部から予め設定された距離離れた位置を通る線状の光を照射する、請求項３に記載の口腔内測定装置。
  5. 前記プレスキャン用投光装置から照射され前記被測定物に投影された前記ガイド光の真円度が予め設定された閾値より低い時、前記レンズ系部を通過した光を前記撮像部により撮像せず、前記ガイド光の真円度が予め設定された閾値より高い時、前記レンズ系部を通過した光を前記撮像部により撮像する、画像処理部を備える、請求項３又は４に記載の口腔内測定装置。
  6. 前記プレスキャン用投光装置から照射され前記被測定物に投影された前記ガイド光の光量分布と理想的なガイド光の光量分布とのズレ量が予め設定された閾値より低い時、前記レンズ系部を通過した光を前記撮像部により撮像せず、前記ズレ量が予め設定された閾値より高い時、前記レンズ系部を通過した光を前記撮像部により撮像する、画像処理部を備える、請求項３〜５のいずれか１つに記載の口腔内測定装置。
  7. 前記撮像部が撮像した前記焦点位置が異なる複数の画像を用いて、前記被測定物の三次元座標を算出する、画像処理部を備える、請求項１〜６のいずれか１つに記載の口腔内測定装置。
  8. 前記画像処理部は、前記焦点位置可変機構の応答速度に関連付けられた前記焦点位置が異なる画像を用いて、前記被測定物の三次元座標を算出する、請求項７に記載の口腔内測定装置。
  9. 前記投光部は、複数の波長の異なる光を前記口腔内に照射する、請求項１〜８のいずれか１つに記載の口腔内測定装置。
  10. 前記波長の異なる光は、５００〜５６５ｎｍの波長の光と、６２５〜７４０ｎｍの波長の光とを含む、請求項９記載の口腔内測定装置。
  11. 前記歯と前記投光部との間の隙間を一定に保持するための隙間保持用部材を備える、請求項１〜１０のいずれか１つに記載の口腔内測定装置。
  12. 前記隙間保持用部材は、前記歯と接触する側である先端部が柔らかく、装置に固定された側である本体部が前記先端部よりも硬い２層構造を有する、請求項１１に記載の口腔内測定装置。
  13. 口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に光を照射する投光部と、前記被測定物で反射された光を集光させるレンズ系部と、前記レンズ系部が集光させた光の焦点位置を変化させる焦点位置可変機構と、前記レンズ系部を通過した光を撮像する撮像部と、
    前記撮像部が撮像した前記焦点位置が異なる複数の画像を用いて、前記被測定物の三次元座標を算出する画像処理部と、
    を備える、口腔内測定システム。
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