JP4338142B2

JP4338142B2 - Dental optical tomographic image display system

Info

Publication number: JP4338142B2
Application number: JP2006235030A
Authority: JP
Inventors: 保徳角; 功西田; 昌鎬鄭
Original assignee: Santec Corp
Current assignee: Santec Corp
Priority date: 2006-08-31
Filing date: 2006-08-31
Publication date: 2009-10-07
Anticipated expiration: 2026-08-31
Also published as: JP2008058138A

Description

本発明は歯周病及び口腔内硬組織の診断又は検診のための光断層画像表示システムに関するものである。 The present invention relates to an optical tomographic image display system for diagnosis or examination of periodontal disease and oral hard tissue.

（総論）
「メタボリックシンドローム」に代表される生活習慣病の発症リスクの指標としては、検査や検診などで得られた検査値を画像化・数値化、すなわち客観化することで、早期に異常を発見して発症を防ぐという考え方が医療界では一般的である。
口腔の健康は以前に比べて格段に注目されているにも拘わらず、客観的な診断技術は進んでいない。齲蝕や歯周疾患に代表されるように口腔疾患の多くは生活習慣病と考えられているが、歯科医療で行われている検査法は、早期に異常を発見して発症を防ぐという考え方よりもむしろ発症後の形態異常を発見する手法が一般的である。口腔内の検査や検診においても、早期かつ適切な歯周病診断、硬組織診断、口腔軟組織診断などの確定診断が求められているが、歯科における診断技術の多くは、歯科医師の主観的診断によってなされているため、歯科医師の技量や経験により診断が左右される傾向にある。現在、歯科疾患診断はＸ線検査がその主体をなしているが、異常発症後の診断の一つと考えられている。医療全体にインフォームドコンセントが重要視されるなかで、歯科疾患診断において主観的診断が主体である現状は、患者が歯科医療に不信感を増大させる原因になっている。また、「8020運動」に代表されるように歯科健康診断は社会からの要請を受けているが、上述のような歯科医師の主観的診断による検査結果は信頼性に乏しく、地域歯科健診や企業歯科健診として歯科健診システムが定着せず社会の要請に応えられないのが現状である。
本発明を利用することにより口腔内疾患を画像化・数値化を行うことができるので、診断面において、歯科疾患診断が歯科医師の主観的診断ではなく客観的診断を容易に行うことができるようになる。治療面においては、レントゲンのように偽害作用がなくチェアサイドで頻繁に利用できることで、より早く・より正確に・より確実に治療を行うことができ、患者さんの負担を軽減することもできるようになる。健診面においては、従来のような歯科健診ではなく、口腔健診システムを無理なく構築することができるようになる。患者にも画像情報を的確に提供できインフォームドコンセントにも有効に利用することができるようになる。
このように本発明は歯科医療において診断・治療・健診に大きく貢献するものである。 (General)
As an index of the risk of developing lifestyle-related diseases represented by “Metabolic Syndrome”, abnormalities are discovered early by imaging / numerizing, that is, making the test values obtained through examinations and examinations objective. The idea of preventing onset is common in the medical community.
Although oral health has received much attention compared to before, objective diagnostic techniques have not progressed. Most oral diseases, such as caries and periodontal diseases, are considered lifestyle-related diseases. However, the diagnostic methods used in dental care are based on the idea of detecting abnormalities early and preventing their onset. Rather, it is common to find morphological abnormalities after onset. In oral examinations and screenings, definitive diagnoses such as early and appropriate periodontal disease diagnosis, hard tissue diagnosis, and oral soft tissue diagnosis are required, but many of the diagnostic techniques in dentistry are subjective diagnosis of dentists. Therefore, the diagnosis tends to depend on the skill and experience of the dentist. At present, X-ray examination is mainly used for diagnosis of dental diseases, but it is considered as one of diagnoses after the onset of abnormalities. While informed consent is regarded as important in the overall medical care, the current situation where subjective diagnosis is mainly used in the diagnosis of dental diseases has caused patients to increase their distrust in dental care. In addition, as represented by the “8020 Movement”, dental health examinations have received requests from society, but the results of subjective examinations by dentists as described above are not reliable, and local dental examinations and The current situation is that the dental checkup system has not become established as a corporate dental checkup and cannot meet the demands of society.
By using the present invention, intraoral diseases can be imaged and digitized, so that in terms of diagnosis, the diagnosis of dental diseases can be easily performed as an objective diagnosis rather than a dentist's subjective diagnosis. become. In terms of treatment, there is no false harm like X-rays, and it can be used frequently on the chair side, so that treatment can be performed faster, more accurately, more reliably, and the burden on the patient can be reduced. It becomes like this. In terms of the health checkup, it is possible to construct an oral health checkup system without difficulty, rather than a conventional dental checkup. Image information can be accurately provided to patients and can be effectively used for informed consent.
As described above, the present invention greatly contributes to diagnosis, treatment, and medical examination in dentistry.

（歯周病）
近年、歯周疾患と誤嚥性肺炎や心内膜炎などの全身疾患との関係が解明されてきており、歯周病予防自体が口腔のみならず全身の健康維持のために注目されている。国の方針である「健康日本２１」において２０１１年までに歯周疾患の予防事項として歯石除去などの歯周疾患予防処置を受療する人口を増加させることを目標に掲げている。歯周病は歯を失う原因の約半分を占めており、予防のために早期診断や歯石の除去などの早期治療が必要となる。歯周病の治療に先立ち、歯と歯肉の隙間の歯周ポケットの深さを測定することがきわめて重要な診断基準となっている。現状では歯周ポケットの測定では歯科医は先端が鋭い探索用の治具を歯周ポケットに挿入し、その深さを目測にて主観的に測定している。この方法では痛みを伴うだけでなく、歯を傷つけたり時に出血させ、歯周病自体を悪化させるのみならず、接触式であるため異なる歯の間で病原菌を播種する危険もある。さらに測定者間で誤差を生じるので正確性、再現性が乏しい側面もある。そこで非接触、非侵襲式で歯周ポケットの深さを客観的に測定する装置が求められている。 (Periodontal disease)
In recent years, the relationship between periodontal diseases and systemic diseases such as aspiration pneumonia and endocarditis has been elucidated, and periodontal disease prevention itself has attracted attention not only for maintaining oral health but also systemic health . “Health Japan 21”, a national policy, aims to increase the population receiving periodontal disease prevention treatment such as calculus removal as a preventive measure for periodontal disease by 2011. Periodontal disease accounts for about half of the causes of tooth loss, and early treatment such as early diagnosis and removal of tartar is necessary for prevention. Prior to the treatment of periodontal disease, measuring the depth of the periodontal pocket in the gap between the tooth and gingiva has become an extremely important diagnostic criterion. At present, in measuring the periodontal pocket, a dentist inserts a search tool with a sharp tip into the periodontal pocket and subjectively measures the depth by visual inspection. This method is not only painful, but also hurts teeth and sometimes bleeds to exacerbate periodontal disease itself, and because of the contact type, there is also a risk of disseminating pathogenic bacteria between different teeth. In addition, since errors occur between the measurers, there are also aspects where accuracy and reproducibility are poor. Therefore, a non-contact, non-invasive device that objectively measures the depth of the periodontal pocket is required.

（歯肉縁下歯石の診断）
高齢社会の進展に伴って、歯周疾患に罹患する患者数は増加している。歯周疾患は徐々に進行するため患者の疾患に対する危機意識が低く、歯周組織を破壊し、最終的に歯の動揺・脱落を招き、QOLの低下を生じる。歯周疾患に対する処置の一つに歯石の除去が挙げられるが、歯石は歯周ポケット底部に残存しやすいために、深部の歯石は歯肉に隠れたり出血により、直視下ではその存在の有無が確認できない。一方、Ｘ線検査でも歯肉縁下の歯石は付着部位の特定が困難であり、被爆の問題やＸ線防護のために別室で撮影しなければならないという問題点がある。そこで、簡便に非接触、非侵襲に微細な歯石でも付着部位の確認可能な装置が求められている。 (Diagnosis of subgingival calculus)
With the progress of an aging society, the number of patients suffering from periodontal diseases is increasing. Periodontal disease gradually progresses, so the patient is less aware of the danger to the disease, destroying the periodontal tissue, eventually causing tooth movement and loss, resulting in a decrease in QOL. One of the treatments for periodontal disease is removal of tartar, but since tartar is likely to remain at the bottom of the periodontal pocket, the presence of deep tartar is hidden under the gums or bleeding, and the presence of the tartar is confirmed under direct viewing. Can not. On the other hand, in X-ray examination, it is difficult to specify the site of adhesion of calculus under the gingival margin, and there is a problem that exposure must be performed in a separate room for the problem of exposure and X-ray protection. Therefore, there is a need for a device that can easily check the site of attachment even with fine calculus in a non-contact and non-invasive manner.

（齲蝕診断）
齲蝕治療において齲蝕の存在範囲を正確に把握し除去することは治療の予後を左右する重要な因子の一つである。従来、その臨床的測定には肉眼での直視および術者の触覚にたよって診断してきたが、客観的な評価方法とは言い難い。一方、現在広く用いられているＸ線診断においては、Ｘ線撮影には時間を要することや、放射線被曝の問題、さらに遮蔽の必要性があるため診療中に頻繁に活用することができないという欠点があった。また、Ｘ線撮影を行っても画像が２次元透過像であるので、齲蝕が歯のどこまで進展しているのかは正確に判定できなかった。
そこで高解像度、無侵襲で、３次元構築可能かつ時間を要さない、齲蝕範囲を測定することができる装置が求められている。特に、集団検診などでは術者の技量に依存しない客観的評価方法が求められている。 (Caries diagnosis)
In caries treatment, it is one of the important factors that determine the prognosis of the treatment to accurately grasp and remove the range of caries. Conventionally, the clinical measurement has been made by direct observation with the naked eye and the operator's tactile sensation, but this is not an objective evaluation method. On the other hand, in the X-ray diagnosis that is widely used at present, it takes time for X-ray imaging, the problem of radiation exposure, and the need for shielding, so that it cannot be used frequently during medical treatment. was there. Further, even if X-ray imaging is performed, since the image is a two-dimensional transmission image, it has not been possible to accurately determine how far the dental caries has progressed.
Therefore, there is a demand for an apparatus capable of measuring a caries range that is high-resolution, non-invasive, can be three-dimensionally constructed, and does not require time. In particular, there is a need for an objective evaluation method that does not depend on the skill of the surgeon for mass screening.

（齲蝕治療時の歯髄までの距離の判定）
齲蝕治療において歯の齲蝕病原細菌の浸蝕範囲の切削には歯髄の保存が第一優先事項であるために、歯髄までの距離を考慮しながら慎重に行なわれている。従来より、汎用されているＸ線診断においては、Ｘ線撮影には時間を要することや、放射線被曝の問題、さらに遮蔽の必要性があるため診療中に頻繁に活用することができないという欠点があった。また、Ｘ線撮影を行っても画像が２次元透過像であるので、歯髄と切削部位との距離を正確に測定することは困難であった。そこで、歯髄までの距離を無侵襲かつ術中簡易に測定できる機器が望まれていた。 (Determination of distance to dental pulp during caries treatment)
In dental caries treatment, the preservation of dental pulp is the first priority for cutting the erosion area of dental caries-causing bacteria, and therefore, careful consideration is given to the distance to the dental pulp. Conventionally, X-ray diagnosis that has been widely used has the drawbacks that X-ray imaging takes time, radiation exposure, and further shielding is necessary, so it cannot be used frequently during medical treatment. there were. Moreover, since the image is a two-dimensional transmission image even if X-ray imaging is performed, it is difficult to accurately measure the distance between the dental pulp and the cutting site. Therefore, a device that can measure the distance to the dental pulp non-invasively and easily during operation has been desired.

（根管長測定）
根管治療（歯髄処置）はその後に行われる歯冠部の修復や補綴的処置などの基礎となっている。根管治療において要求される事は、根尖までの正確な治療である。根尖部歯髄の未治療部分の残存や、根尖を越えた組織いわゆる根尖歯周組織までの機械的操作により治療の予後が大きく悪化する。従って、根管の長さを測定し、根尖部までの正確な治療を行うことは治療の予後を左右する重要な因子の一つである。従来、その測定にはＸ線写真や電気抵抗を利用した測定機器を使用してきたが、Ｘ線撮影には時間を要することや、放射線被曝の問題があるため頻繁に活用することができないという欠点があった。また、画像が２次元透過像であるので、根管の長さを正確に測定することは困難であった。また、電気抵抗を利用した測定機器は根管内の状態によって測定値が不正確になるという欠点がある。そこで、良好な解像度で術中簡便に根尖部の画像を取得することで根管長を正確に測定できる機器が望まれる。 (Root canal length measurement)
Root canal treatment (dental pulp treatment) is the basis for subsequent crown restoration and prosthetic treatment. What is required in root canal treatment is accurate treatment up to the apex. The prognosis of treatment greatly deteriorates due to the remaining untreated portion of the apical pulp and the mechanical operation up to the so-called apical periodontal tissue beyond the apex. Therefore, measuring the length of the root canal and performing accurate treatment up to the apex is one of the important factors affecting the prognosis of treatment. Conventionally, measurement devices using X-ray photographs and electrical resistance have been used for the measurement, but X-ray imaging takes time and cannot be frequently used due to radiation exposure problems. was there. Further, since the image is a two-dimensional transmission image, it is difficult to accurately measure the length of the root canal. In addition, a measuring instrument using electrical resistance has a drawback that the measured value becomes inaccurate depending on the state in the root canal. Therefore, an apparatus that can accurately measure the root canal length by acquiring an image of the apex easily with good resolution during the operation is desired.

（歯牙破折診断）
交通事故やスポーツなどによる外傷の一つに顔面部分の外傷があり、これに伴い歯の破折も頻発する。また、根管治療後に歯牙の亀裂、破折を生じ抜歯に到ることは歯科臨床ではよく見られる。従来、その診断にはＸ線撮影を行ってきたが、それには時間を要することや、放射線被曝の問題があるため頻繁に活用することができないという欠点があった。また、Ｘ線診断画像は２次元画像のために、水平方向の歯の破折はＸ線画像上に描出されるが、垂直方向の歯の破折については破折線がＸ線入射方向と一致しなければ画像上に描出されず、診断に困難を来すため、撮影しても常に診断に有用な画像が得られるとは限らない。そこで、診療中に破折歯をあらゆる方向から探索することで、歯の破折の部位、破折線の走向を即時的かつ無侵襲に正確に測定できる診断装置が求められている。 (Dental fracture diagnosis)
One of the traumas caused by traffic accidents and sports is the facial part of the trauma. Also, it is common in dental practice that tooth cracks and fractures occur after root canal treatment leading to extraction. Conventionally, X-ray imaging has been performed for the diagnosis, but there are drawbacks that it takes time and cannot be frequently used because of the problem of radiation exposure. In addition, since the X-ray diagnostic image is a two-dimensional image, the tooth breakage in the horizontal direction is depicted on the X-ray image, but for the tooth breakage in the vertical direction, the break line is the same as the X-ray incident direction. If it is not done, it will not be drawn on the image and it will be difficult to diagnose. Therefore, even if an image is taken, an image useful for diagnosis is not always obtained. Therefore, there is a need for a diagnostic apparatus that can accurately and immediately and non-invasively measure the site of a broken tooth and the direction of the broken line by searching for a broken tooth from all directions during medical treatment.

（骨内襄胞（根尖病巣）診断）
根管治療を行った後、根尖病巣や襄胞性疾患が多発する。従来、骨内襄胞（根尖病巣）の診断にはＸ線、CT撮影および病理組織学的検査がある。Ｘ線、CTにおいては撮影に時間を要する他、Ｘ線の被爆の問題があった。さらに、Ｘ線写真は二次元像で採得されるため、襄胞の頬舌的な位置の把握までには至らず、精査のためにはCTを撮影せざるを得ない。CTもＸ線を使用しさらに単純Ｘ線写真の数倍もの放射線照射量を必要とするため、Ｘ線写真撮影時に加え患者への放射線被曝という人体影響を与える。また、病理組織学的検査では生体にメスを加えるという侵襲がある上に、組織採取から診断までの期間が長いという欠点があった。また、組織採取時の病巣周囲の術後疼痛、炎症、感染等のリスクが大きいという欠点もあった。そこで、高い解像度で、かつ無侵襲、即時的に骨内襄胞（根尖病巣）の正確な位置把握を含めて診断できる装置が求められている。 (Intraosseous cyst (apical foci) diagnosis)
After root canal treatment, apical lesions and cystic diseases frequently occur. Conventionally, diagnosis of intraosseous cysts (apical lesions) includes X-rays, CT scans, and histopathological examinations. In X-rays and CT, in addition to the time required for imaging, there were problems with X-ray exposure. Furthermore, since the X-ray photograph is acquired as a two-dimensional image, it does not reach the buccal tongue position of the cyst, and a CT must be taken for detailed examination. CT also uses X-rays and requires a radiation dose several times that of simple X-ray photographs. Therefore, in addition to X-ray photography, the patient is exposed to radiation. In addition, in the histopathological examination, there is an invasion of adding a scalpel to a living body, and there is a disadvantage that a period from tissue collection to diagnosis is long. In addition, there is a drawback in that there is a high risk of postoperative pain, inflammation, infection, etc. around the lesion at the time of tissue collection. Therefore, there is a need for an apparatus capable of making a diagnosis with high resolution, non-invasively, and immediately including accurate positioning of intraosseous cysts (apical lesions).

（口腔癌と口腔粘膜疾患診断）
癌は我が国の死因のトップであり大きな社会問題となっている。そのうち口腔癌は全癌のうち約１割を占め比較的高頻度で発症し、時としてこれらの疾患により生命に危険が及んだり、救命できても後遺症が大きく臨床上問題となっているので、早期発見、早期診断、早期治療が要求されている。従来、その診断において、肉眼的診断および病理組織学的診断を行っていた。肉眼的診断では相当の変化が認められない限り、健常組織との鑑別が難しく早期診断ができないという欠点がある。一方、病理組織学的診断は、組織採取から診断までの長い期間を要する他、組織採取時の麻酔、切除による侵襲性や癌細胞の播種、病巣周囲の術後疼痛、炎症、感染等のリスクが大きいという欠点もあった。そこで早期発見、早期診断の原則を達成すべく、高い解像度で、簡便にかつ無侵襲、即時的に口腔癌および口腔粘膜疾患を診断できる装置が求められている。 (Oral cancer and oral mucosal disease diagnosis)
Cancer is the top cause of death in Japan and a major social problem. Of these, oral cancer accounts for about 10% of all cancers and develops at a relatively high frequency. Sometimes, these diseases can be life-threatening. Early detection, early diagnosis, and early treatment are required. Conventionally, macroscopic diagnosis and histopathological diagnosis have been performed in the diagnosis. There is a drawback that macroscopic diagnosis is difficult to distinguish from healthy tissue and early diagnosis is not possible unless considerable changes are observed. On the other hand, histopathological diagnosis requires a long period of time from tissue collection to diagnosis, as well as risks such as anesthesia during tissue collection, invasiveness by excision, seeding of cancer cells, postoperative pain around the lesion, inflammation, infection, etc. There was also a disadvantage that was large. Therefore, in order to achieve the principle of early detection and early diagnosis, a device capable of diagnosing oral cancer and oral mucosal disease with high resolution, simply, non-invasively and immediately is required.

（口腔乾燥症、小唾液腺診断）
少子高齢社会の到来とともに要介護高齢者が増加しているが、その要介護高齢者においては口腔乾燥症がしばしば認められ、局所や全身の感染症の誘因や摂食・嚥下機能障害の原因となっている．従来、この診断には造影Ｘ線撮影、超音波画像診断および病理生検を主体として行っていた。造影Ｘ線撮影では、撮影に時間を要する事、Ｘ線の被爆問題のほか、造影剤の静脈内注射による副作用のリスクがあった。超音波においては無侵襲に画像が取得できるものの解像度が悪く、殊に小唾液腺の画像においては健常組織との鑑別がし難い。結果的に病理組織学的診断に委ねられるが、煩わしい作業が必要であるうえに診断までの期間が長いという欠点があった。また、腺組織採取時の麻酔、切除による侵襲性や、切除域周囲の術後疼痛、炎症、感染等のリスクが大きいという欠点もあった。高い解像度で、簡便かつ無侵襲、即時的に小唾液腺の組織学的形態、性状を診断できる装置が求められている。 (Xerostomia, small salivary gland diagnosis)
With the advent of a declining birthrate and aging society, the number of elderly people requiring care is increasing, but in those elderly people requiring care, xerostomia is often observed, leading to local and systemic infections and causes of eating and swallowing dysfunction. It has become. Conventionally, this diagnosis has been performed mainly by contrast X-ray imaging, ultrasonic image diagnosis, and pathological biopsy. In contrast X-ray imaging, there is a risk of side effects due to intravenous injection of contrast medium, in addition to the time required for imaging, X-ray exposure problems. Ultrasound can acquire an image non-invasively, but the resolution is poor. In particular, an image of a small salivary gland is difficult to distinguish from a healthy tissue. As a result, it is left to histopathological diagnosis, but it has the disadvantages that bothersome work is required and the period until diagnosis is long. In addition, there are drawbacks such as anesthesia when collecting glandular tissue, invasiveness by excision, and postoperative pain, inflammation, infection, etc. around the excision area. There is a need for an apparatus capable of diagnosing the histological morphology and properties of a small salivary gland with high resolution, simply and non-invasively.

（舌痛症診断）
全身の各部位において器質的変化が認められないのにもかかわらず、何らかの症状（不定愁訴を含む）を訴える、いわゆる病態不明とされる疾患がいくつか報告されている。このような疾患が口腔領域にも幾つか認められているが、その一つに全身にも局所にも器質的障害がなく、舌に焼けるような痛みを訴える原因不明の、舌痛症と呼ばれる慢性病的状態がしばしば見受けられる。本邦での記載はこの疾患についての報告があったのは1970年頃からとされているが、おおよそ中高年の女性に好発するものの、未だにはっきりとした病態が把握されていない。器質的障害や処々の検査でも異常がないため、診断基準や治療法が未だかつて存在しない。そこで、高い解像度で、かつ無侵襲、即時的に舌の画像取得をすることで、画像上で従来把握し得なかった、舌に何らかの器質的変化を見出し、舌痛症診断の一法を確立することが求められている。 (Tongue pain diagnosis)
There have been some reports of so-called unknown diseases that complain of some symptoms (including indefinite complaints) despite the absence of organic changes in each part of the body. Some of these diseases are also found in the oral cavity area, but one of them is no systemic or local organic disorder, and the cause of burning pain on the tongue is unknown. Chronic morbidity is often seen. The description in Japan is reported to have been reported about this disease from around 1970, but although it is common among middle-aged and older women, no clear pathology has yet been identified. Since there are no abnormalities in organic disorders and various examinations, diagnostic criteria and treatment methods have never existed. Therefore, by acquiring images of the tongue instantly with high resolution and non-invasiveness, we found some organic changes in the tongue that could not be grasped on the images, and established a method for diagnosing glossodynia. It is requested to do.

（軟組織襄胞）
口腔内の軟組織には時として、襄胞とよばれる液体成分を中に入れる袋状の病変が生じる。従来、その診断において、病理組織学的に診断を行っていた。この方法では、診断までの長い期間を要する他、組織採取時の麻酔、切除による侵襲性や、病巣周囲の術後疼痛、炎症、感染等のリスクが大きいという欠点もあった。軟組織襄胞の治療法としては摘出が一般的である。口腔の解剖学的構造は極めて複雑であるため、術前に病巣の深さ、幅はもちろん、切除域の血管、神経などの脈管神経系、筋組織などの位置的解剖学的構造もまた的確に評価しなければならない。そこで、高い解像度で、かつ無侵襲、即時的に病巣や周辺の位置的解剖形態の評価、軟組織襄胞を診断できる装置が求められている。 (Soft tissue cyst)
Occasionally, soft tissue in the oral cavity has a bag-like lesion that contains a liquid component called a cyst. Conventionally, the diagnosis has been performed histopathologically. This method has a drawback that it takes a long period of time until diagnosis, and is invasive due to anesthesia and excision at the time of tissue collection, as well as postoperative pain around the lesion, inflammation, infection, and the like. Removal is a common treatment for soft tissue cysts. Since the anatomy of the oral cavity is extremely complex, not only the depth and width of the lesion prior to surgery, but also the positional anatomy such as blood vessels in the excised area, vascular nervous system such as nerves, and muscle tissue It must be evaluated accurately. Accordingly, there is a need for an apparatus that can evaluate a lesion or surrounding positional anatomy and diagnose soft tissue cysts with high resolution and non-invasiveness immediately.

非特許文献１には断層画像を得る装置として光源からの光を分岐してその一方を参照光とし、参照光を参照ミラーで反射させると共に、分岐した他方の信号光を物体に照射し、その散乱光と参照光をビームスプリッタで干渉させている。そして参照光の参照ミラーの位置を変化させることによって奥行き方向の構造の信号を得ている。そして信号光を走査して断面画像を得るようにしたオプティカルコヒーレントトモグラフィ（以下、単にＯＣＴという）による診断装置が提案されている。 In Non-Patent Document 1, as a device for obtaining a tomographic image, light from a light source is branched and one of them is used as reference light, the reference light is reflected by a reference mirror, and the other branched signal light is irradiated to an object. Scattered light and reference light are caused to interfere with each other by a beam splitter. A signal having a structure in the depth direction is obtained by changing the position of the reference mirror of the reference light. A diagnostic apparatus based on optical coherent tomography (hereinafter simply referred to as OCT) in which a cross-sectional image is obtained by scanning signal light has been proposed.

又特許文献１では、歯科用の装置にＯＣＴを適用する場合に、低コヒーレントな光源を用いて光を分岐させ一方を参照ミラーに照射すると共に、他方を測定対象に照射する。そして得られた光を参照光と干渉させた後、回折格子に入射して波長分波すると共に、回折格子からの反射光を１次元又は２次元のＣＣＤカメラで受光している。又プローブ内にガルバノメータを組み込んで光を走査すると共に、力学量センサを設け、その力学量センサで運動量を測定してそれに基づいてプローブの走査量を認識し、画像信号を得るようにした装置が提案されている。
DAVID HUANG et al. “Optical Coherence Tomography” SCIENCE, NOVEMBER 1991 VOL. 254 PP1178-1181 特開２００６−１３２９９５ Further, in Patent Document 1, when OCT is applied to a dental apparatus, light is branched using a low-coherent light source, one is irradiated to a reference mirror, and the other is irradiated to a measurement object. Then, after making the obtained light interfere with the reference light, it is incident on the diffraction grating and demultiplexed, and the reflected light from the diffraction grating is received by a one-dimensional or two-dimensional CCD camera. Also, there is a device in which a galvanometer is incorporated in the probe to scan light, a mechanical quantity sensor is provided, the momentum is measured by the mechanical quantity sensor, the scanning amount of the probe is recognized based on this, and an image signal is obtained. Proposed.
DAVID HUANG et al. “Optical Coherence Tomography” SCIENCE, NOVEMBER 1991 VOL. 254 PP1178-1181 JP 2006-132955 A

しかしような従来の非特許文献１のＯＣＴでは、光の照射方向からの信号を得るために参照光の位置を変化させる必要があり、構造が複雑になるという欠点があった。又特許文献１のＯＣＴでは、干渉計がプローブの外側に存在し干渉計とプローブとが光ファイバで接続されている。従って光ファイバの長さによって参照ミラーまでの光路長と検出体までの光路長の差を過干渉距離範囲に収めるため、干渉計の途中に光路長差を調整する機構等が必要となる。又干渉計の装置側とプローブまでのファイバの偏波面の調整が必要となるという欠点があった。 However, in the conventional OCT of Non-Patent Document 1, it is necessary to change the position of the reference light in order to obtain a signal from the light irradiation direction, which has a drawback that the structure becomes complicated. In the OCT of Patent Document 1, the interferometer exists outside the probe, and the interferometer and the probe are connected by an optical fiber. Therefore, in order to keep the difference between the optical path length to the reference mirror and the optical path length to the detector depending on the length of the optical fiber within the excessive interference distance range, a mechanism for adjusting the optical path length difference in the middle of the interferometer is required. In addition, there is a drawback that it is necessary to adjust the polarization plane of the fiber from the interferometer device side to the probe.

この課題を解決するために、本発明の歯科用光断層画像表示システムは、周期的に光の発振波長を走査する走査型光源と、前記走査型光源より得られる出射光を被検体に照射しつつ掃引するプローブと、前記プローブで受光された光の干渉光からビート信号を得る受光素子と、少なくとも前記走査型光源の光を前記プローブに導く第１の光ファイバと、前記プローブで受光された光の干渉光を前記受光素子に導く第２の光ファイバと、前記走査型光源の光の等周波数の発振にタイミングを合せて前記受光素子に得られる受光信号をフーリエ変換すると共に、前記プローブからの出射に応じて配置することにより、歯及び歯茎部の断層画像を生成する画像信号処理部と、を具備し、前記プローブは、前記第１の光ファイバより得られる前記走査型光源の光を出射光と参照光とに分岐する分岐ミラーを含み、出射光を被検体に出射すると共に、前記被検体からの散乱光と前記参照光とを干渉させる干渉光学計と、前記分岐ミラーで分岐した出射光を前記被検体に向けて掃引し、前記被検体からの散乱光を前記干渉光学計に入射する偏向部と、前記プローブと前記被検体との相対移動量を検出する位置センサと、を具備し、前記信号処理部は、前記位置センサからの出力に基づいて３次元の断面画像を生成するものである。 In order to solve this problem, the dental optical tomographic image display system of the present invention irradiates a subject with a scanning light source that periodically scans the oscillation wavelength of light, and emission light obtained from the scanning light source. A probe that sweeps while scanning, a light receiving element that obtains a beat signal from the interference light of the light received by the probe, a first optical fiber that guides at least light of the scanning light source to the probe, and light received by the probe A second optical fiber for guiding the interference light of the light to the light receiving element, and a Fourier transform of the light receiving signal obtained in the light receiving element in synchronization with the oscillation of the equal frequency of the light of the scanning light source, and from the probe An image signal processing unit that generates a tomographic image of teeth and gums by being arranged according to the emission of the probe, wherein the probe is obtained from the first optical fiber. An interferometer that includes a branch mirror that branches light from the light source into outgoing light and reference light, emits outgoing light to the subject, and interferes with scattered light from the subject and the reference light; and the branch A position where the outgoing light branched by the mirror is swept toward the subject and the relative movement between the probe and the subject is detected, and a deflecting unit that makes the scattered light from the subject incident on the interference optical meter And the signal processing unit generates a three-dimensional cross-sectional image based on an output from the position sensor.

ここで、前記プローブの偏向部は、モータと、前記モータの回転軸に取付けられ、前記出射光を反射させるミラーと、有するものであり、前記プローブは、出射光を外部に導き反射光を受光する開口を有するものであり、前記信号処理部は、前記プローブの開口端部で得られる干渉光信号の変化に基づいて同期信号を得るものとしてもよい。 Here, the deflection unit of the probe includes a motor and a mirror that is attached to the rotation shaft of the motor and reflects the emitted light, and the probe guides the emitted light to the outside and receives the reflected light. The signal processing unit may obtain a synchronization signal based on a change in the interference light signal obtained at the opening end of the probe.

ここで、前記プローブの偏向部は、ＭＥＭＳスキャナであり、前記ＭＥＭＳスキャナで走査される光の端部に光を同一方向に反射するトリガ用ミラーを更に具備し、前記信号処理部は、前記ミラーで反射される受光信号に基づいてトリガ信号を得るものとしてもよい。 Here, the deflection unit of the probe is a MEMS scanner, and further includes a trigger mirror that reflects light in the same direction at an end of light scanned by the MEMS scanner, and the signal processing unit includes the mirror The trigger signal may be obtained on the basis of the light reception signal reflected by the.

ここで、前記位置センサは、レーザマウス用位置センサとしてもよい。 Here, the position sensor may be a laser mouse position sensor.

ここで、前記位置センサは、ポテンショメータ、光エンコーダ、位置検出素子（ＰＳＤ）のうちのいずれか１つを用いたものとしてもよい。 Here, the position sensor may use any one of a potentiometer, an optical encoder, and a position detection element (PSD).

このような特徴を有する本発明によれば、プローブ内に干渉計を内蔵しており、波長走査型光源を用いて発振波長を掃引し、その反射光を参照光と干渉させ、干渉光をフーリエ変換することによって、深さ方向の分布が得られ、断層画像を表示することができる。従って非特許文献１のように光路長を参照光の反射位置を変化させて変調する必要がなくなる。又プローブから被検出体までの距離と参照光の配置とがプローブ内で固定されるため、光路長差の調整が不要となる。従ってプローブの動きによる偏波面の揺らぎがなく、信号が変動しないという効果もある。 According to the present invention having such a feature, an interferometer is built in the probe, the oscillation wavelength is swept using a wavelength scanning light source, the reflected light is made to interfere with the reference light, and the interference light is Fourier transformed. By performing the conversion, a distribution in the depth direction can be obtained and a tomographic image can be displayed. Therefore, unlike the non-patent document 1, it is not necessary to modulate the optical path length by changing the reflection position of the reference light. Further, since the distance from the probe to the detected object and the arrangement of the reference light are fixed within the probe, it is not necessary to adjust the optical path length difference. Therefore, there is no effect that the polarization plane is not fluctuated by the movement of the probe and the signal does not fluctuate.

（第１の実施の形態）
図１は本発明の第１の実施の形態による光断層画像表示装置の構成を示すブロック図である。図１において、光源１１は単一スペクトルの光信号を所定の波長範囲で周期的に掃引する波長走査型の光源である。この光源１１からの光は光ファイバ１２を介して光サーキュレータ１３に与えられる。光サーキュレータ１３は端子１３ａに入射した光信号を端子１３ｂに、端子１３ｂに入射した光信号を端子１３ｃに出力するものである。端子１３ｂ，１３ｃには夫々光ファイバ１４，１５の一端が接続され、光ファイバ１４の他端にはプローブ１６Ａが設けられる。プローブ１６Ａは後述するように、その内部に干渉光学計が形成されており、光を被検知物体に照射しつつ掃引すると共に、その散乱光を受光するものである。光サーキュレータ１３の端子１３ｃに接続される光ファイバ１５及びプローブ１６Ａより接続される他の光ファイバ１７の端部は、夫々バランスドレシーバ（ＢＲ）１８に接続される。バランスドレシーバ１８は、位相が反転している２つの光信号の差分信号を電気信号に変換するものである。バランスドレシーバ１８の出力は増幅器１９を介してローパスフィルタ（ＬＰＦ）２０に与えられる。ローパスフィルタ２０の出力はＡＤ変換部２１に与えられる。ＡＤ変換部２１はトリガ発生部２２からの出力に基づいてローパスフィルタの出力をＡＤ変換するものである。又信号処理部２３は等波長間隔でＡＤ変換出力をフーリエ変換することによって、走査方向の情報を得る画像信号処理部である。又後述する位置センサからの出力に基づいて走査方向の情報を得てそれを２次元画像として画像表示部２４に表示するものである。 (First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an optical tomographic image display device according to a first embodiment of the present invention. In FIG. 1, a light source 11 is a wavelength scanning type light source that periodically sweeps a single spectrum optical signal in a predetermined wavelength range. Light from the light source 11 is given to the optical circulator 13 through the optical fiber 12. The optical circulator 13 outputs an optical signal incident on the terminal 13a to the terminal 13b and an optical signal incident on the terminal 13b to the terminal 13c. One ends of optical fibers 14 and 15 are connected to the terminals 13b and 13c, respectively, and a probe 16A is provided on the other end of the optical fiber 14. As will be described later, an interference optical meter is formed inside the probe 16A, and the probe 16A sweeps while irradiating the object to be detected and receives the scattered light. The ends of the optical fiber 15 connected to the terminal 13c of the optical circulator 13 and the other optical fiber 17 connected from the probe 16A are connected to a balanced receiver (BR) 18, respectively. The balanced receiver 18 converts a difference signal between two optical signals whose phases are inverted into an electric signal. The output of the balanced receiver 18 is given to a low pass filter (LPF) 20 through an amplifier 19. The output of the low-pass filter 20 is given to the AD conversion unit 21. The AD conversion unit 21 performs AD conversion on the output of the low-pass filter based on the output from the trigger generation unit 22. The signal processing unit 23 is an image signal processing unit that obtains information in the scanning direction by Fourier-transforming the AD conversion output at equal wavelength intervals. Further, information on the scanning direction is obtained based on an output from a position sensor, which will be described later, and is displayed on the image display unit 24 as a two-dimensional image.

さて前述した光源１１は単一スペクトルの光信号を発振するレーザ光源であって、例えば特開２００６−８０３８４号の波長走査型ファイバ光源が用いられる。ここで発振波長としては例えば水の吸収が小さく散乱も少ない１．３μｍ帯を用いることが好ましい。波長走査範囲は例えば１００ｎｍ〜２００ｎｍの範囲とし、掃引速度は例えば２０ｋＨｚとする。 The light source 11 described above is a laser light source that oscillates an optical signal having a single spectrum. For example, a wavelength scanning fiber light source disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2006-80384 is used. Here, as the oscillation wavelength, it is preferable to use, for example, a 1.3 μm band in which water absorption is small and scattering is small. The wavelength scanning range is, for example, 100 nm to 200 nm, and the sweep speed is, for example, 20 kHz.

図２はプローブ１６Ａの構成を示す縦断面図、図３はそのＡ−Ａ線断面図である。プローブ１６Ａはハンドル部３１ａとセンサ部３１ｂから構成される。ハンドル部３１ａ，センサ部３１ｂはいずれも円筒形の筐体で長手方向を図示のようにＺ軸とする。又センサ部３１ｂ内には光ファイバ１４から出射される光をＺ軸方向の平行光とするコリメートレンズ３３、コリメートレンズ３３からの出力を反射させる光学ブロック３４が設けられる。この光学ブロック３４には図示のようにミラー３５，３６がＺ軸に対して夫々４５°の角度で互いに垂直に配置されており、その間にはミラー３５に平行にハーフミラー３７が配置される。又光学ブロック３４の先端部にはレンズ３８及び参照ミラー３９がＺ軸に垂直に設けられる。この光軸上にはハーフミラー３７を介してコリメートレンズ４０が設けられ、このコリメートレンズ４０に前述した光ファイバ１７が接続されている。又ミラー３６で反射された光を受光する位置に回転ミラー４１が設けられる。モータ４２は図示のように回転ミラー４１をその軸に対して４５°の角度で取付けており、回転ミラー４１を駆動するものである。回転ミラー４１はモータ４２の一方向への回転によって入射した光をＸＹ平面上で３６０°の角度で反射するものである。又センサ部３１ｂの側方にはレンズ４３から光を出射する位置に透明な窓３１ｃが設けられている。窓３１ｃの近傍にはレンズ４３が設けられる。レンズ４３は反射された光のうち一定の角度範囲の光を図３に示すようにＸ軸に対して平行に照射し、被検出物体からの散乱光を集光する集光レンズである。ここでコリメートレンズ３３，４０、ミラー３５，３６、ハーフミラー３７、レンズ３８と参照ミラー３９とは干渉光学計を構成している。 2 is a longitudinal sectional view showing the configuration of the probe 16A, and FIG. 3 is a sectional view taken along the line AA. The probe 16A includes a handle portion 31a and a sensor portion 31b. Both the handle portion 31a and the sensor portion 31b are cylindrical casings, and the longitudinal direction is the Z axis as shown in the figure. In the sensor unit 31b, a collimator lens 33 that converts the light emitted from the optical fiber 14 into parallel light in the Z-axis direction, and an optical block 34 that reflects the output from the collimator lens 33 are provided. As shown in the drawing, mirrors 35 and 36 are arranged perpendicular to each other at an angle of 45 ° with respect to the Z axis, and a half mirror 37 is arranged in parallel to the mirror 35 therebetween. A lens 38 and a reference mirror 39 are provided at the front end of the optical block 34 perpendicular to the Z axis. A collimating lens 40 is provided on the optical axis via a half mirror 37, and the above-described optical fiber 17 is connected to the collimating lens 40. A rotating mirror 41 is provided at a position for receiving the light reflected by the mirror 36. As shown in the figure, the motor 42 has a rotating mirror 41 mounted at an angle of 45 ° with respect to its axis, and drives the rotating mirror 41. The rotating mirror 41 reflects light incident upon rotation of the motor 42 in one direction on the XY plane at an angle of 360 °. A transparent window 31c is provided on the side of the sensor unit 31b at a position where light is emitted from the lens 43. A lens 43 is provided in the vicinity of the window 31c. The lens 43 is a condensing lens that irradiates light in a certain angle range of the reflected light in parallel with the X axis as shown in FIG. 3 and collects scattered light from the detected object. Here, the collimating lenses 33 and 40, the mirrors 35 and 36, the half mirror 37, the lens 38, and the reference mirror 39 constitute an interference optical meter.

次に、走査型光源を用いた光コヒーレントトモグラフィの原理について説明する。光源１１から波長が連続的にかつ周期的に変化する単一スペクトルのコヒーレント光を対象物体に照射し、マイケルソン、あるいはマッハツェンダなどの干渉光学計を用いて物体内部、あるいは生体表皮下層で反射した後方散乱光と参照光とを干渉させる。この干渉光の時間に対する強度変化を計測し、それをフーリエ変換することにより光波長成分の強度分布を得ることによって、深さ方向（Ｘ方向）に沿った断層情報が得られる。画像信号として画像表示部２４に出力することができる。 Next, the principle of optical coherent tomography using a scanning light source will be described. The target object is irradiated with coherent light having a single spectrum whose wavelength continuously and periodically changes from the light source 11 and reflected inside the object or the subepidermal layer using a coherent optical meter such as Michelson or Mach-Zehnder. The backscattered light and the reference light are caused to interfere with each other. Tomographic information along the depth direction (X direction) can be obtained by measuring the intensity change of the interference light with respect to time and obtaining the intensity distribution of the optical wavelength component by Fourier transforming it. It can be output to the image display unit 24 as an image signal.

次に第１の実施の形態の動作について説明する。まず図４に示すようにプローブ１６Ａを例えば前歯の歯肉部に向けて固定する。光源１１は図５Ａに示すように一定の周期で発振波長λを連続的に走査する。トリガ発生部２２からは図５Ｂに示すようにこの掃引の開始毎にトリガ信号が得られる。さて光源１１からの光が光ファイバ１２、光サーキュレータ１３を介してプローブ１６Ａに入射する。プローブ１６Ａでは、コリメートレンズ３３よりＺ軸方向となった光がミラー３５で反射されてハーフミラー３７に入射される。ここで反射された光は参照光として参照ミラー３９に入射し、そのまま同一方向に反射され、ハーフミラー３７に戻る。 Next, the operation of the first embodiment will be described. First, as shown in FIG. 4, the probe 16A is fixed, for example, toward the gingival part of the front tooth. The light source 11 continuously scans the oscillation wavelength λ at a constant period as shown in FIG. 5A. As shown in FIG. 5B, a trigger signal is obtained from the trigger generator 22 every time the sweep is started. Now, the light from the light source 11 enters the probe 16A via the optical fiber 12 and the optical circulator 13. In the probe 16 </ b> A, light in the Z-axis direction from the collimating lens 33 is reflected by the mirror 35 and is incident on the half mirror 37. The light reflected here enters the reference mirror 39 as reference light, is reflected in the same direction as it is, and returns to the half mirror 37.

一方ハーフミラー３７を透過した光はミラー３６で再び反射され、回転ミラー４１に入射する。回転ミラー４１が回転することによって、３６０°の回転のうち透明窓３１ｃを通過する期間のみでＸ軸に平行な光が図４に示すように前歯歯肉部に照射される。その照射位置はモータ４２の回転によってＹ軸方向に掃引されることとなる。歯及び歯肉部に入射した光は内部で散乱し、その一部は入射側に戻る。図６Ａ，図６Ｂは図５Ａ，図５Ｂとは時間軸が異なっており、図６ＡはＹ軸方向の走査を示すグラフであり、図６Ｂはそのときに得られる散乱光の信号強度を示している。この散乱光は集光レンズ４３を介してミラー４１，３６で反射され、ハーフミラー３７で参照光と干渉し、干渉光が得られる。干渉光はコリメートレンズ４０、光ファイバ１７を介して、及びミラー３５、コリメートレンズ３３、光ファイバ１４を介して、互いに位相が反転した信号となってバランスドレシーバ１８に入射し、電気信号に変換される。さてこの干渉光は図６Ｂに示すように断続的に得られるため、この信号の立上りに基づいて１フレームのトリガ信号を得ることができる。この電気信号はローパスフィルタ２０でフィルタリング処理され、前述のように１波長の掃引に対して得られる干渉信号をＡＤ変換し、等波長間隔でフーリエ変換することによって１次元の強度分布が得られる。この強度分布をグレースケール化してＸ方向１ラインの深さ信号、あるいはＯＣＴ画像信号とする。そしてモータ４２の回転に従ってＹ方向の異なる位置でのＺ方向のＯＣＴ信号を同様に繰り返し取得することによってさらに歯及び歯肉部の面に沿ってＹ方向に光ビームを走査し、Ｘ−Ｙ断面の２次元画像を画像表示部２４に表示することができる。この場合、図示しない画像メモリに所定フレーム分の画像信号を蓄積し、そしてアベレージングなどによりノイズを除去してもよい。 On the other hand, the light transmitted through the half mirror 37 is reflected again by the mirror 36 and enters the rotating mirror 41. By rotating the rotating mirror 41, light parallel to the X axis is irradiated to the anterior gingival portion only during a period of 360 ° passing through the transparent window 31c, as shown in FIG. The irradiation position is swept in the Y-axis direction by the rotation of the motor 42. The light incident on the teeth and gingiva is scattered inside, and part of it returns to the incident side. 6A and 6B are different in time axis from FIGS. 5A and 5B, FIG. 6A is a graph showing scanning in the Y-axis direction, and FIG. 6B shows the signal intensity of the scattered light obtained at that time. Yes. The scattered light is reflected by the mirrors 41 and 36 via the condenser lens 43, and interferes with the reference light by the half mirror 37 to obtain interference light. The interference light enters the balanced receiver 18 through the collimator lens 40 and the optical fiber 17 and through the mirror 35, the collimator lens 33, and the optical fiber 14, and enters the balanced receiver 18 to be converted into an electrical signal. Is done. Now, since this interference light is obtained intermittently as shown in FIG. 6B, a trigger signal of one frame can be obtained based on the rise of this signal. This electrical signal is filtered by the low-pass filter 20, and as described above, the interference signal obtained for the sweep of one wavelength is AD-converted and Fourier-transformed at equal wavelength intervals to obtain a one-dimensional intensity distribution. This intensity distribution is converted into a gray scale to obtain a depth signal of one line in the X direction or an OCT image signal. Then, by repeatedly acquiring the OCT signals in the Z direction at different positions in the Y direction according to the rotation of the motor 42, the light beam is further scanned in the Y direction along the surfaces of the teeth and the gingiva, A two-dimensional image can be displayed on the image display unit 24. In this case, an image signal for a predetermined frame may be stored in an image memory (not shown), and noise may be removed by averaging or the like.

図７はこうして作成された断面画像の一例を示す図である。この断面画像に基づいて歯の健康状態、特に歯周ポケットの深さを目視により測定することができる。尚、走査型光源１１の波長の走査速度はプローブ１６ＡのＹ方向への走査速度のおよそ１００倍以上であることが好ましく、より好ましくは数１００倍以上とする。 FIG. 7 is a diagram showing an example of the cross-sectional image created in this way. Based on this cross-sectional image, it is possible to visually measure the health condition of the teeth, particularly the depth of the periodontal pocket. Note that the scanning speed of the wavelength of the scanning light source 11 is preferably about 100 times or more, more preferably several hundred times or more the scanning speed in the Y direction of the probe 16A.

（第２の実施の形態）
次に本発明の第２の実施の形態について図８を用いて説明する。図８はこの実施の形態の全体構成を示すブロック図であり、第１の実施の形態と同一部分は同一符号を付して詳細な説明を省略する。この実施の形態では、後述するようにプローブ１６Ｂにはレーザ位置センサ５１が設けられる。レーザ位置センサ５１はプローブ１６Ｂの相対的な位置信号を出力する位置センサで、その出力は信号処理部２５に与えられる。信号処理部２５はＡＤ変換部２１からの出力とトリガ発生部２２からのトリガ信号、及びこの位置信号に基づいて３次元画像を生成し、画像表示部２４に出力するものである。 (Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 8 is a block diagram showing the overall configuration of this embodiment. The same parts as those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted. In this embodiment, a laser position sensor 51 is provided on the probe 16B as will be described later. The laser position sensor 51 is a position sensor that outputs a relative position signal of the probe 16 </ b> B, and the output is given to the signal processing unit 25. The signal processing unit 25 generates a three-dimensional image based on the output from the AD conversion unit 21, the trigger signal from the trigger generation unit 22, and the position signal, and outputs the three-dimensional image to the image display unit 24.

図９は第２の実施の形態によるプローブ１６Ｂの構成を示すブロック図である。この図では前述した構成に加えて、センサ部３１ｂ内にレーザ位置センサ５１が設けられている。図１０Ａ，１０Ｂはこの位置センサの詳細な構成と、歯に固定した固定部との関係を示す図である。レーザ位置センサ５１の使用時には、図１０に示すように、歯の側面に支持部５２ａ，５２ｂを固定する。そして支持部５２ａ，５２ｂとプローブ１６Ｂの間にはジョイント部５３を設けてＺ軸方向に沿ってプローブ１６Ｂを移動自在とする。レーザ位置センサ５１には、レーザ５４、２次元のＣＣＤセンサ５５及び信号処理部５６が設けられる。レーザ５４は支持部５１ａの表面に光を照射し、ＣＣＤセンサ５５はその反射光を受光する。そして異なったタイミングで得られるＣＣＤセンサ５５からの複数の画像を比較することによって、プローブと測定対象の相対的な位置信号を出力するものである。レーザ位置センサとしては、レーザマウス用センサとして実用化されているセンサをそのまま用いることができる。この位置信号はディジタル信号として信号処理部２５に与えられる。こうすればモータ４２によるＸＹ平面内の走査とＺ軸方向の走査とを組み合わせて、信号処理部２５によって３次元画像を生成して表示することができる。 FIG. 9 is a block diagram showing the configuration of the probe 16B according to the second embodiment. In this figure, in addition to the configuration described above, a laser position sensor 51 is provided in the sensor unit 31b. 10A and 10B are diagrams showing the relationship between the detailed configuration of the position sensor and the fixing portion fixed to the teeth. When the laser position sensor 51 is used, the support portions 52a and 52b are fixed to the side surfaces of the teeth as shown in FIG. A joint portion 53 is provided between the support portions 52a and 52b and the probe 16B so that the probe 16B can move along the Z-axis direction. The laser position sensor 51 includes a laser 54, a two-dimensional CCD sensor 55, and a signal processing unit 56. The laser 54 irradiates the surface of the support portion 51a with light, and the CCD sensor 55 receives the reflected light. Then, by comparing a plurality of images from the CCD sensor 55 obtained at different timings, a relative position signal of the probe and the measurement object is output. As the laser position sensor, a sensor put into practical use as a laser mouse sensor can be used as it is. This position signal is given to the signal processor 25 as a digital signal. In this way, the signal processing unit 25 can generate and display a three-dimensional image by combining scanning in the XY plane by the motor 42 and scanning in the Z-axis direction.

（第３の実施の形態）
次に本発明の第３の実施の形態について説明する。第３の実施の形態では、第２の実施の形態と同一部分は同一符号を付して詳細な説明を省略する。第３の実施の形態では、プローブ１６Ｃではレーザ位置センサ５１に代えて光エンコーダによる位置センサ６１が用いられる。 (Third embodiment)
Next, a third embodiment of the present invention will be described. In the third embodiment, the same parts as those in the second embodiment are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted. In the third embodiment, the probe 16C uses a position sensor 61 by an optical encoder instead of the laser position sensor 51.

次にこの位置センサ６１について図１１Ａ，図１１Ｂを用いて説明する。この実施の形態においても図１１Ａ，図１１Ｂに示すように、歯の側面に支持部５２ａ，５２ｂを取付け、それを固定する。そして支持部とプローブのセンサ部にはジョイント部５３を設けてＺ軸方向に沿ってプローブ１６Ｃを移動させる。位置センサ６１は投光部としてレーザ６２とこのレーザ６２を駆動する図示しないドライバを有しており、レーザ６２より支持部５２ａのスケール板６３に光を照射するように構成される。スケール板６３は反射率が高い高反射部分と、無反射部分のパターンが交互に数十μｍの分解能で刻まれている。そしてスケール板６３からの反射光を受光する位置にフォトダイオード６４が設けられ、更にその出力端に信号処理部６５が設けられる。信号処理部６５はフォトダイオード６４からの出力を増幅、整形するアンプ、その出力パルス数を計数するカウンタを有しており、このカウンタの計数出力がデジタルの位置信号として出力される。 Next, the position sensor 61 will be described with reference to FIGS. 11A and 11B. Also in this embodiment, as shown in FIGS. 11A and 11B, support portions 52a and 52b are attached to the side surfaces of the teeth and fixed. A joint portion 53 is provided in the support portion and the sensor portion of the probe to move the probe 16C along the Z-axis direction. The position sensor 61 has a laser 62 as a light projecting unit and a driver (not shown) that drives the laser 62, and is configured to irradiate light to the scale plate 63 of the support unit 52a from the laser 62. On the scale plate 63, a pattern of a highly reflective portion and a non-reflected portion having high reflectivity are alternately carved with a resolution of several tens of μm. A photodiode 64 is provided at a position where the reflected light from the scale plate 63 is received, and a signal processing unit 65 is provided at the output end thereof. The signal processing unit 65 has an amplifier that amplifies and shapes the output from the photodiode 64 and a counter that counts the number of output pulses. The count output of the counter is output as a digital position signal.

ここでプローブ１６ＣをＺ軸方向に移動させると、光エンコーダのレーザ６２より照射される光はスケール板６３に入射し、反射率が“０”，“１”のパターンとなってフォトダイオード６４に受光される。従ってこの出力を波形整形し、必要に応じて逓倍してパルス数を計数することによって、信号処理部６５のカウンタより位置信号を得ることができる。又レーザ６２、フォトダイオード６４に代えて、プローブの外部よりファイバを介して光を入射し、信号処理部６５をプローブ外に設けてもよい。この場合はプローブに全く電気配線を必要としないので、口内の唾液などによるショート、感電を防止する上でも有効である。 Here, when the probe 16C is moved in the Z-axis direction, the light irradiated from the laser 62 of the optical encoder enters the scale plate 63, and the reflectance becomes “0”, “1” pattern to the photodiode 64. Received light. Accordingly, the position signal can be obtained from the counter of the signal processing unit 65 by shaping the waveform of the output and multiplying it as necessary to count the number of pulses. Further, instead of the laser 62 and the photodiode 64, light may be incident from the outside of the probe through a fiber, and the signal processing unit 65 may be provided outside the probe. In this case, since no electrical wiring is required for the probe, it is effective in preventing a short circuit due to saliva in the mouth and an electric shock.

（第４の実施の形態）
次に本発明の第４の実施の形態について説明する。第４の実施の形態では、第２の実施の形態と同一部分は同一符号を付して詳細な説明を省略する。第４の実施の形態では、後述するようにプローブ１６Ｄにはレーザ位置センサ５１に代えてポテンショメータによる位置センサ７１が設けられる。 (Fourth embodiment)
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described. In the fourth embodiment, the same parts as those of the second embodiment are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted. In the fourth embodiment, a probe 16D is provided with a potentiometer position sensor 71 instead of the laser position sensor 51, as will be described later.

次にこの位置センサ７１について図１２Ａ，図１２Ｂを用いて説明する。この実施の形態においても図１２Ａ，図１２Ｂに示すように、歯の側面に支持部５２ａ，５２ｂを取付け、それを固定する。そして支持部とプローブのセンサ部にはジョイント部５３を設けてＺ軸方向に沿ってプローブ１６Ｄを移動させる。そしてＺ軸方向の位置検出のために、図示のようにポテンショメータ７２はＺ軸に平行に配置し、ポテンショメータの操作ピン７３をジョイント部５３に固定する。こうすればポテンショメータ７２の両端に電圧を印加しておくことによって、その中点からの電圧信号に基づいてプローブのＺ軸方向の位置を検出することができる。 Next, the position sensor 71 will be described with reference to FIGS. 12A and 12B. Also in this embodiment, as shown in FIGS. 12A and 12B, support portions 52a and 52b are attached to the side surfaces of the teeth and fixed. A joint portion 53 is provided on the support portion and the sensor portion of the probe, and the probe 16D is moved along the Z-axis direction. In order to detect the position in the Z-axis direction, the potentiometer 72 is arranged parallel to the Z-axis as shown in the figure, and the operation pin 73 of the potentiometer is fixed to the joint portion 53. In this way, by applying a voltage to both ends of the potentiometer 72, the position of the probe in the Z-axis direction can be detected based on the voltage signal from the middle point.

（第５の実施の形態）
次に本発明の第５の実施の形態について説明する。第５の実施の形態では、第２の実施の形態と同一部分は同一符号を付して詳細な説明を省略する。第５の実施の形態では、レーザ位置センサ５１に代えてＰＳＤによる位置センサ８１が設けられる。 (Fifth embodiment)
Next, a fifth embodiment of the present invention will be described. In the fifth embodiment, the same parts as those in the second embodiment are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted. In the fifth embodiment, a PSD position sensor 81 is provided instead of the laser position sensor 51.

次にこの位置センサ８１について図１３Ａ，図１３Ｂを用いて説明する。この実施の形態においても図１３Ａ，図１３Ｂに示すように、歯の側面に支持部５２ａを取付け、それを固定する。そして支持部とプローブのセンサ部にはジョイント部５３を設けてＺ軸方向に沿ってプローブ１６Ｅを移動自在とする。そして位置検出のために支持部５２ａ上にＰＳＤ８２を配置する。そしてプローブ１６Ｅにはレーザ８３をＰＳＤ８２に入射するように取付けておく。又ＰＳＤ８２の両端の電流出力端はジョイント部５３のコネクタを介してプローブ１６Ｅに導かれ、そのスライド型コネクタ８４を介してリード線８５でその間隔を吸収するようにして信号処理部８６に出力している。信号処理部８６は電流出力の比に基づき位置信号を出力するものである。図１３Ａに示す状態ではレーザ８３からの光はＰＳＤ８２の右側端部に入射し、プローブ１５Ｅが最も左に移動した状態では図１３Ｂに示すようにＰＳＤ８２の左端部に光が入射することとなる。従ってＰＳＤ８２へに入射位置に基づいてプローブのＺ軸方向の位置を検出することができる。 Next, the position sensor 81 will be described with reference to FIGS. 13A and 13B. Also in this embodiment, as shown in FIGS. 13A and 13B, the support portion 52a is attached to the side surface of the tooth and fixed. A joint portion 53 is provided in the support portion and the sensor portion of the probe so that the probe 16E can move along the Z-axis direction. And PSD82 is arrange | positioned on the support part 52a for a position detection. A laser 83 is attached to the probe 16E so as to enter the PSD 82. Further, the current output ends of both ends of the PSD 82 are led to the probe 16E via the connector of the joint portion 53, and are output to the signal processing portion 86 so as to absorb the interval by the lead wire 85 via the slide type connector 84. ing. The signal processor 86 outputs a position signal based on the current output ratio. In the state shown in FIG. 13A, the light from the laser 83 is incident on the right end of the PSD 82, and in the state where the probe 15E is moved to the leftmost, the light is incident on the left end of the PSD 82 as shown in FIG. 13B. Accordingly, the position of the probe in the Z-axis direction can be detected based on the incident position on the PSD 82.

（第６の実施の形態）
次に本発明の第６の実施の形態について図１４を用いて説明する。第６の実施の形態において、第１の実施の形態と同一部分は同一符号を付して詳細な説明を省略する。この実施の形態では、プローブ１６Ｆにはモータ４２、反射ミラー４１による偏向部に代えて、ＭＥＭＳアクチュエータによる偏向部が設けられる。プローブ１６Ｆには電圧源２６が接続されている。又ローパスフィルタ２０の出力は弁別部２７を介してＡＤ変換器に接続される。弁別部２７は閾値を超える高いレベルの信号をトリガ信号として信号処理部２８に与えるものである。信号処理部２８はこのトリガ信号を時間的な対称軸としてフーリエ変換を行う。その他の構成は第１の実施の形態と同様である。 (Sixth embodiment)
Next, a sixth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In the sixth embodiment, the same parts as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted. In this embodiment, the probe 16F is provided with a deflecting unit using a MEMS actuator instead of the deflecting unit using the motor 42 and the reflecting mirror 41. A voltage source 26 is connected to the probe 16F. The output of the low-pass filter 20 is connected to the AD converter via the discriminator 27. The discriminating unit 27 gives a high level signal exceeding the threshold value to the signal processing unit 28 as a trigger signal. The signal processing unit 28 performs Fourier transform using this trigger signal as a temporal symmetry axis. Other configurations are the same as those of the first embodiment.

図１５はこの実施の形態のプローブ１６Ｆの構成を示す断面図である。この実施の形態ではモータ４２及びミラー４１に代えて、ＭＥＭＳアクチュエータを用いる。ＭＥＭＳアクチュエータ９１は図１４に示すようにミラー４１の位置にＺ軸方向に対して４５°傾けて設けられる。ＭＥＭＳアクチュエータ９１はミラー３６で反射された光をＸＹ平面内で偏向させるものであり、レンズ４３に加えられる。この光はレンズ４３によってＸ軸方向に照射される。従ってモータによる駆動と異なり、切れ目なく散乱光を得ることができる。 FIG. 15 is a cross-sectional view showing the configuration of the probe 16F of this embodiment. In this embodiment, a MEMS actuator is used instead of the motor 42 and the mirror 41. As shown in FIG. 14, the MEMS actuator 91 is provided at a position of the mirror 41 so as to be inclined by 45 ° with respect to the Z-axis direction. The MEMS actuator 91 deflects the light reflected by the mirror 36 in the XY plane, and is added to the lens 43. This light is irradiated in the X-axis direction by the lens 43. Therefore, unlike driving by a motor, scattered light can be obtained without any breaks.

次にこのＭＥＭＳアクチュエータ９１について更に詳細に説明する。図１６はＭＥＭＳアクチュエータ９１の斜視図、図１７はその断面図である。これらの図に示すように、ＭＥＭＳアクチュエータ９１はベース９２上に電極９３ａ，９３ｂが形成されており、この電極の側方にはスペーサ９４ａ，９４ｂが形成されている。スペーサ９４ａ，９４ｂにはヒンジ９５ａ，９５ｂを介してチルトミラー９６が電極９２ａ，９２ｂ上に回動自在に取付けられる。チルトミラー９６のヒンジとチルトミラーとの中心を貫く軸はＹ軸に平行な軸とする。そして図示のように下部電極９３ｂとチルトミラー９６との間に電圧源２６が接続されている。 Next, the MEMS actuator 91 will be described in more detail. 16 is a perspective view of the MEMS actuator 91, and FIG. 17 is a cross-sectional view thereof. As shown in these drawings, in the MEMS actuator 91, electrodes 93a and 93b are formed on a base 92, and spacers 94a and 94b are formed on the sides of the electrodes. A tilt mirror 96 is rotatably attached to the spacers 94a and 94b on the electrodes 92a and 92b via hinges 95a and 95b. The axis passing through the center of the hinge and tilt mirror of the tilt mirror 96 is an axis parallel to the Y axis. As shown in the figure, the voltage source 26 is connected between the lower electrode 93b and the tilt mirror 96.

さて電圧源２６より交流電圧を印加すると、電圧に基づく静電引力によりチルトミラー９６が回動し、これによってミラー３６からの反射光がチルトミラーで反射されてＸＹ平面上で走査される。更にこの光は集光レンズ４３を介して図４に示すようにＸ軸に平行に外部に出射される。この場合には図１８Ａに示すようにＹ軸方向の位置は三角波状に走査されることとなり、その位置に対応した散乱光が得られる。そして光の走査の範囲の端部に図１６に示すようにトリガ用のミラー９７を配置しておくことによって、光がこの位置を走査したときには図１８Ｂに示すように高いレベルの出力が得られる。従って所定の高いレベルを閾値とする弁別回路２７よりフレームトリガ信号を得ることができる。 When an AC voltage is applied from the voltage source 26, the tilt mirror 96 is rotated by electrostatic attraction based on the voltage, whereby reflected light from the mirror 36 is reflected by the tilt mirror and scanned on the XY plane. Further, this light is emitted to the outside through the condenser lens 43 in parallel with the X axis as shown in FIG. In this case, as shown in FIG. 18A, the position in the Y-axis direction is scanned in a triangular wave shape, and scattered light corresponding to the position is obtained. By arranging a trigger mirror 97 at the end of the light scanning range as shown in FIG. 16, when the light scans this position, a high level output is obtained as shown in FIG. 18B. . Therefore, a frame trigger signal can be obtained from the discriminating circuit 27 using a predetermined high level as a threshold value.

尚上述した各実施の形態では、プローブからの干渉光を２本の光ファイバ１５と１７によってバランスドレシーバ１８に導いて電気信号に変換している。これに代えて光源１１の光を光ファイバ１２を介して各プローブに入射し、その干渉光を１本の光ファイバを介してフォトダイオードで受光信号に変換してもよい。この場合には光サーキュレータ１３、光ファイバ１５とバランスドレシーバ１８に代えて、フォトダイオードだけで足りるため、構成を簡略化することができる。 In each of the above-described embodiments, the interference light from the probe is guided to the balanced receiver 18 by the two optical fibers 15 and 17 and converted into an electrical signal. Alternatively, the light from the light source 11 may be incident on each probe via the optical fiber 12, and the interference light may be converted into a received light signal by a photodiode via a single optical fiber. In this case, since only the photodiode is sufficient instead of the optical circulator 13, the optical fiber 15, and the balanced receiver 18, the configuration can be simplified.

又各実施の形態では、プローブはハンドル部とセンサ部とを一体化しているが、センサ部をハンドル部に対して着脱可能とし、患者毎に使い捨て型のセンサ部とすることができる。 Moreover, in each embodiment, although the probe united the handle | steering-wheel part and the sensor part, the sensor part can be attached or detached with respect to a handle | steering-wheel part, and can be used as a disposable sensor part for every patient.

本発明は走査型光源を用い、この画像表示システムに適したトリガ回路を設けることにより、歯科的検査を行うものである。本装置を用いることで、
（１）歯周病診断
１．歯周ポケット検査
２．肉眼で判断できない歯石の画像
（２）硬組織診断
１．齲蝕診断
２．歯髄までの距離検査
３．根菅長の測定検査
４．歯牙破折診断
５．骨内嚢胞（根尖病巣）診断
（３）口腔内疾患診断
１．口腔腫瘍と口腔粘膜疾患
（良性腫瘍と悪性腫瘍の診断と前癌疾患診断）
（４）軟組織診断
１．小唾液腺
２．舌痛症
３．軟組織嚢胞
などの種々の疾患の診断に利用することができる。
本発明のこうした診断技術を利用することにより、体系化できなかった口腔健康診断システムを具現化することも可能となる。さらに、歯科用途に限らず、比較的硬い固定部分を有し、固定部分に対して相対的な位置を計測可能な部分であれば、それらの断面、断層計測に幅広く有効に利用することができる。 The present invention performs a dental examination by using a scanning light source and providing a trigger circuit suitable for the image display system. By using this device,
(1) Periodontal disease diagnosis Periodontal pocket inspection Tartar image that cannot be judged with the naked eye (2) Hard tissue diagnosis Caries diagnosis 2. Distance inspection to dental pulp Measurement of root-knot length 4. 4. Dental fracture diagnosis Diagnosis of intraosseous cyst (apical lesion) (3) Diagnosis of oral disease Oral tumor and oral mucosal disease (diagnosis of benign tumor and malignant tumor and diagnosis of precancerous disease)
(4) Soft tissue diagnosis Small salivary gland Tongue pain 3. It can be used for diagnosis of various diseases such as soft tissue cysts.
By utilizing such a diagnostic technique of the present invention, it becomes possible to embody an oral health diagnostic system that could not be systematized. Furthermore, it is not limited to dental use, and any portion having a relatively hard fixed portion and capable of measuring a relative position with respect to the fixed portion can be widely and effectively used for their cross-section and tomographic measurement. .

本発明の第１の実施の形態による走査型光断層表示システムの全体構成を示すブロック図である。1 is a block diagram showing an overall configuration of a scanning optical tomography display system according to a first embodiment of the present invention. 本実施の形態によるプローブの断面図である。It is sectional drawing of the probe by this Embodiment. 本実施の形態によるプローブのＡ−Ａ線断面図である。It is AA sectional view taken on the line of the probe by this Embodiment. 本実施の形態による光の走査と測定対象となる歯肉部を示す図である。It is a figure which shows the scanning of the light by this Embodiment, and the gingival part used as a measuring object. 光源１１の発振波長の時間との変化を示すグラフである。It is a graph which shows the change with time of the oscillation wavelength of the light source 11. トリガ発生部２２からのトリガ信号を示す図である。It is a figure which shows the trigger signal from the trigger generation part 22. FIG. 光の走査位置の時間的な変化を示す図である。It is a figure which shows the time change of the scanning position of light. 光の走査に対応して得られる反射光の変化を示す図である。It is a figure which shows the change of the reflected light obtained corresponding to the scanning of light. 本実施の形態による表示システムの断層画像の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the tomographic image of the display system by this Embodiment. 本発明の第２の実施の形態による走査型光断層表示システムの全体構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the whole structure of the scanning optical tomography display system by the 2nd Embodiment of this invention. 本実施の形態によるプローブの断面図である。It is sectional drawing of the probe by this Embodiment. 本発明の第２の実施の形態による位置センサを示す図である。It is a figure which shows the position sensor by the 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第２の実施の形態による位置センサを示す図である。It is a figure which shows the position sensor by the 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第３の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the position sensor by the 3rd Embodiment of this invention. 本発明の第３の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the position sensor by the 3rd Embodiment of this invention. 本発明の第４の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the position sensor by the 4th Embodiment of this invention. 本発明の第４の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the position sensor by the 4th Embodiment of this invention. 本発明の第５の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the position sensor by the 5th Embodiment of this invention. 本発明の第５の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the position sensor by the 5th Embodiment of this invention. 本発明の第６の実施の形態による走査型光断層表示システムの全体構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the whole structure of the scanning optical tomography display system by the 6th Embodiment of this invention. 本発明の第６の実施の形態によるプローブの断面図である。It is sectional drawing of the probe by the 6th Embodiment of this invention. この実施の形態によるＭＥＭＳアクチュエータの動作を示す斜視図である。It is a perspective view which shows operation | movement of the MEMS actuator by this embodiment. この実施の形態によるＭＥＭＳアクチュエータの断面図である。It is sectional drawing of the MEMS actuator by this embodiment. ＭＥＭＳアクチュエータを用いた場合の光の走査位置の時間的な変化を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the time change of the scanning position of the light at the time of using a MEMS actuator. 光の走査に対応して得られる散乱光の変化を示す図である。It is a figure which shows the change of the scattered light obtained corresponding to the scanning of light.

符号の説明Explanation of symbols

１１光源
１２，１４，１５，１７光ファイバ
１２，２０レンズ
１３光サーキュレータ
１４，１７結合部
１６干渉光学計
１６Ａ〜１６Ｆプローブ
１８バランスドレシーバ
２０ローパスフィルタ
２１ＡＤ変換部
２２トリガ発生部
２３信号処理部
２４画像表示部
３３，４０コリメータ
３４光学ブロック
３５，３６ミラー
３９参照ミラー
４１回転ミラー
４２モータ
４３集光レンズ
５１，６１，７１，８１位置センサ
５２ａ，５２ｂ支持部
５３ジョイント部
５４，６２レーザ
５５ＣＣＤ
５６，６５，８５信号処理部
６３スケール板
６４フォトダイオード
７２ポテンショメータ
７３操作ピン
８２ＰＳＤ
９１ＭＥＭＳアクチュエータ
９６チルトミラー
９７トリガミラー DESCRIPTION OF SYMBOLS 11 Light source 12, 14, 15, 17 Optical fiber 12, 20 Lens 13 Optical circulator 14, 17 Coupling part 16 Interferometric optical meter 16A-16F Probe 18 Balanced receiver 20 Low-pass filter 21 AD conversion part 22 Trigger generation part 23 Signal processing part 24 Image display unit 33, 40 Collimator 34 Optical block 35, 36 Mirror 39 Reference mirror 41 Rotating mirror 42 Motor 43 Condensing lens 51, 61, 71, 81 Position sensor 52a, 52b Support unit 53 Joint unit 54, 62 Laser 55 CCD
56, 65, 85 Signal processor 63 Scale plate 64 Photodiode 72 Potentiometer 73 Operation pin 82 PSD
91 MEMS actuator 96 Tilt mirror 97 Trigger mirror

Claims

周期的に光の発振波長を走査する走査型光源と、
前記走査型光源より得られる出射光を被検体に照射しつつ掃引するプローブと、
前記プローブで受光された光の干渉光からビート信号を得る受光素子と、
少なくとも前記走査型光源の光を前記プローブに導く第１の光ファイバと、
前記プローブで受光された光の干渉光を前記受光素子に導く第２の光ファイバと、
前記走査型光源の光の等周波数の発振にタイミングを合せて前記受光素子に得られる受光信号をフーリエ変換すると共に、前記プローブからの出射に応じて配置することにより、歯及び歯茎部の断層画像を生成する画像信号処理部と、を具備し、
前記プローブは、
前記第１の光ファイバより得られる前記走査型光源の光を出射光と参照光とに分岐する分岐ミラーを含み、出射光を被検体に出射すると共に、前記被検体からの散乱光と前記参照光とを干渉させる干渉光学計と、
前記分岐ミラーで分岐した出射光を前記被検体に向けて掃引し、前記被検体からの散乱光を前記干渉光学計に入射する偏向部と、
前記プローブと前記被検体との相対移動量を検出する位置センサと、を具備し、
前記信号処理部は、前記位置センサからの出力に基づいて３次元の断面画像を生成するものである歯科用光断層画像表示システム。 A scanning light source that periodically scans the oscillation wavelength of light;
A probe that sweeps while irradiating a subject with emitted light obtained from the scanning light source;
A light receiving element for obtaining a beat signal from the interference light of the light received by the probe;
A first optical fiber for guiding at least light from the scanning light source to the probe;
A second optical fiber that guides interference light of light received by the probe to the light receiving element;
A tomographic image of teeth and gums is obtained by Fourier-transforming the received light signal obtained by the light receiving element in synchronization with the oscillation of the equal frequency of the light of the scanning light source, and arranging it according to the emission from the probe. An image signal processing unit for generating
The probe is
A branching mirror for branching the light of the scanning light source obtained from the first optical fiber into outgoing light and reference light; emitting the outgoing light to the subject; and scattered light from the subject and the reference An interferometer that interferes with the light;
A deflecting unit that sweeps outgoing light branched by the branch mirror toward the subject, and makes scattered light from the subject enter the interference optical meter;
A position sensor for detecting a relative movement amount between the probe and the subject,
The said signal processing part is a dental optical tomographic image display system which produces | generates a three-dimensional cross-sectional image based on the output from the said position sensor.

前記プローブの偏向部は、
モータと、
前記モータの回転軸に取付けられ、前記出射光を反射させるミラーと、有するものであり、
前記プローブは、出射光を外部に導き反射光を受光する開口を有するものであり、
前記信号処理部は、前記プローブの開口端部で得られる干渉光信号の変化に基づいて同期信号を得る請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。 The deflection part of the probe is
A motor,
A mirror that is attached to the rotating shaft of the motor and reflects the emitted light;
The probe has an opening for guiding outgoing light to the outside and receiving reflected light,
The dental optical tomographic image display system according to claim 1, wherein the signal processing unit obtains a synchronization signal based on a change in an interference light signal obtained at an opening end of the probe.

前記プローブの偏向部は、
ＭＥＭＳスキャナであり、
前記ＭＥＭＳスキャナで走査される光の端部に光を同一方向に反射するトリガ用ミラーを更に具備し、
前記信号処理部は、
前記ミラーで反射される受光信号に基づいてトリガ信号を得る請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。 The deflection part of the probe is
A MEMS scanner,
A trigger mirror that reflects light in the same direction at the end of the light scanned by the MEMS scanner;
The signal processing unit
The dental optical tomographic image display system according to claim 1, wherein a trigger signal is obtained based on a light reception signal reflected by the mirror.

前記位置センサは、
レーザマウス用位置センサである請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。 The position sensor is
Dental optical tomographic image display system according to claim 1, wherein the position sensor laser mice.

前記位置センサは、
ポテンショメータ、光エンコーダ、位置検出素子（ＰＳＤ）のうちのいずれか１つを用いた請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。 The position sensor is
Potentiometer, dental optical tomographic image display system of claim 1 wherein using one of the light encoder, the position detection element (PSD).