WO2009139110A1 - 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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WO2009139110A1
WO2009139110A1 PCT/JP2009/001603 JP2009001603W WO2009139110A1 WO 2009139110 A1 WO2009139110 A1 WO 2009139110A1 JP 2009001603 W JP2009001603 W JP 2009001603W WO 2009139110 A1 WO2009139110 A1 WO 2009139110A1
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light
image
measured
oral
unit
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PCT/JP2009/001603
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太田禎章
濱野誠司
菅田文雄
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パナソニック株式会社
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    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/107—Measuring physical dimensions, e.g. size of the entire body or parts thereof
    • A61B5/1076—Measuring physical dimensions, e.g. size of the entire body or parts thereof for measuring dimensions inside body cavities, e.g. using catheters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/24—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor for the mouth, i.e. stomatoscopes, e.g. with tongue depressors; Instruments for opening or keeping open the mouth
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    • A61C9/006—Optical means or methods, e.g. scanning the teeth by a laser or light beam projecting one or more stripes or patterns on the teeth
    • G—PHYSICS
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    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
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    • G—PHYSICS
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    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
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    • G06T7/50—Depth or shape recovery
    • G06T7/521—Depth or shape recovery from laser ranging, e.g. using interferometry; from the projection of structured light
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Definitions

  • the present invention relates to an intra-oral measurement device and an intra-oral measurement system which directly measure the intraoral area.
  • a method of producing a dental prosthesis such as an inlay, a crown, and a bridge
  • a method of casting and producing a metal material or a ceramic material by a lost wax method is generally employed.
  • intraoral measurement of teeth and gingiva can be performed by directly reading the shapes of the abutment tooth, cavity-formed tooth, adjacent tooth, and opposite tooth in the oral cavity using an optical three-dimensional camera.
  • an optical three-dimensional camera a camera for performing non-contact three-dimensional measurement represented by a phase shift method or a space coding method is used.
  • an optical three-dimensional camera of this type for example, there is one described in Patent Document 1 (Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-74635).
  • FIG. 15 is an explanatory view showing the configuration of a conventional optical three-dimensional camera.
  • a conventional optical three-dimensional camera includes a light source 102, a pattern mask 103, diaphragms 104 and 105, a prism 106, and an image sensor 107 such as a CCD inside an exterior case 101.
  • the light emitted from the light source 102 passes through the pattern mask 103 and becomes stripe pattern light.
  • the fringe pattern light passes through the diaphragm 104 to finely adjust its optical axis, is refracted by the prism 106, and is projected onto the object to be measured 108.
  • the fringe pattern light projected onto the object to be measured 108 is reflected by the surface of the object to be measured 108, enters the prism 106, and is refracted by the prism 106.
  • the refracted light passes through the diaphragm 105 and is received by the image sensor 107 such as a CCD.
  • Design of a dental prosthesis using a CAD / CAM system by converting data of a two-dimensional still image received (captured) by the image sensor 107 into data of three-dimensional coordinates using triangulation. And three-dimensional image data of the object 108 to be manufactured can be obtained.
  • a dental prosthesis can be produced more efficiently than the lost wax method, and a dental excellent in the accuracy of fitting into the oral cavity.
  • a prosthesis can be made.
  • metal powder such as titanium oxide is sprayed into the oral cavity so as to equalize the difference (variation) in the surface reflectance in the oral cavity.
  • Non-Patent Document 1 Leo J. Miserendino, Robert M. Pick, Tadamasa Tsuda, "Lasers in Dentistry", 1st Edition, Quintessence Publishing Co., Ltd., 2004 10) May 10) and Non-patent document 2 (Taketaka Takeda, "Colorimetric study of gingiva by spectroradiometry of the gingiva-for anterior teeth of young people-", The Japan Prosthodontic Society Journal, Japan Prosthodontic Society, 1987 On April 1, 2001, vol. 31, No. 2, pp. 363-370).
  • Non-Patent Document 1 describes that the peak of the surface reflectance of enamel is around 550 nm, and the peak of the surface reflectance of dentin is around 700 nm. Further, Non-Patent Document 2 describes that the peak of the surface reflectance of the gum is in the vicinity of 650 nm.
  • Patent Document 1 spraying metal powder as described in Patent Document 1 is an act accompanied by bitterness and discomfort for the patient, and a doctor is required to spray uniformly in the oral cavity so that time and skill can be obtained. It is a necessary act.
  • an object of the present invention is to solve the above-mentioned problems, and to provide an intra-oral measurement device capable of accurately measuring the inside of the oral cavity without spraying metal powder in the oral cavity. is there.
  • a light projecting section which emits light of at least two different wavelengths with the same optical axis toward an object to be measured including at least teeth in the oral cavity,
  • An imaging unit for receiving and imaging the light reflected by the object to be measured;
  • An intraoral measurement device comprising:
  • the intraoral measurement device according to the first aspect, wherein the light projecting part comprises at least two LED light sources different in at least two wavelengths.
  • an intraoral cavity according to the first aspect, wherein the light projecting unit comprises a white light source and at least two different wavelength filters of different wavelengths movable on the optical axis of the white light source.
  • the light projecting unit comprises a white light source and at least two different wavelength filters of different wavelengths movable on the optical axis of the white light source.
  • the intraoral measurement device according to the first aspect, wherein the light projecting unit emits light having a coded fringe pattern.
  • the intraoral measurement device wherein the light of different wavelengths comprises light of wavelengths of 500 to 565 nm and light of wavelengths of 625 to 740 nm. .
  • a plurality of images of light of different wavelengths captured by the imaging unit are combined, the combined image is converted into three-dimensional coordinates, and a three-dimensional image of the object is measured.
  • An intraoral measurement device comprising an image processing unit to be obtained.
  • the intra-oral measurement according to the sixth aspect wherein the image processing unit combines a plurality of images of light of different wavelengths based on luminance information of each pixel of the image.
  • the image processing unit combines a plurality of images of light of different wavelengths based on luminance information of each pixel of the image.
  • a light projecting section which emits light of at least two different wavelengths with the same optical axis toward an object to be measured including at least teeth in the oral cavity,
  • An imaging unit for receiving and imaging the light reflected by the object to be measured;
  • An image processing unit that combines a plurality of images of different wavelengths captured by the imaging unit, converts the combined image into three-dimensional coordinates, and obtains a three-dimensional image of the object to be measured;
  • An intra-oral measurement system comprising:
  • the intra-oral measurement device and the intra-oral measurement system according to the present invention since the above configuration is provided, it is possible to accurately measure the shape in the oral cavity without spraying the metal powder in the oral cavity.
  • FIG. 1 is an explanatory view showing a schematic configuration of an intra-oral measurement system having an oral scanner according to a first embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is a view from below of the oral scanner shown in FIG.
  • FIG. 3 is a schematic perspective view showing measurement of the surface shape of the patient's back teeth using the oral scanner shown in FIG.
  • FIG. 4 is a schematic perspective view showing measurement of the surface shape of the patient's front teeth using the oral scanner shown in FIG.
  • FIG. 1 is an explanatory view showing a schematic configuration of an intra-oral measurement system having an oral scanner according to a first embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is a view from below of the oral scanner shown in FIG.
  • FIG. 3 is a schematic perspective view showing measurement of the surface shape of the patient's back teeth using the oral scanner shown in FIG.
  • FIG. 4 is a schematic perspective view showing measurement of the surface shape of the patient's front teeth using the oral scanner shown in FIG.
  • FIG. 1 is an explanatory view showing a schematic configuration
  • FIG. 5 is a block diagram of the intra-oral measurement system according to the first embodiment of the present invention
  • 6 is an explanatory view showing a schematic configuration of a light projecting unit of the intraoral measurement system shown in FIG.
  • FIG. 7 is a flowchart for measuring the shape of the object using the intra-oral measurement system according to the first embodiment of the present invention
  • FIG. 8 is a view showing an example of a gray pattern as fringe pattern light projected onto the object to be measured
  • FIG. 9 is a flowchart of image photographing of an object in the intra-oral measurement system according to the first embodiment of the present invention
  • FIG. 10 is a flowchart of an image combining process in the intra-oral measurement system according to the first embodiment of the present invention
  • FIG. 11A is a diagram showing a G signal image captured in the intraoral measurement system according to the first embodiment of the present invention
  • 11B is a histogram of luminance values at respective pixels of the G signal image of FIG. 11A
  • FIG. 11C is a graph in which the histogram of FIG. 11B is connected by a smooth line using the method of least squares
  • FIG. 12 is an explanatory view showing a schematic configuration of an oral scanner incorporating an image processing unit
  • FIG. 13 is a flowchart of an image combining process of the intra-oral measurement system according to the second embodiment of the present invention
  • FIG. 14 is an explanatory view showing a schematic configuration of a light projecting unit of the intra-oral measurement system according to the third embodiment of the present invention
  • FIG. 15 is a conceptual view showing the measurement of teeth and gums described in Patent Document 1.
  • FIG. 1 is an explanatory view showing a schematic configuration of an intra-oral measurement system having an intra-oral measurement device (hereinafter referred to as an oral scanner) according to a first embodiment of the present invention.
  • an oral scanner an intra-oral measurement device
  • the oral scanner 1 is provided with an outer case 2 of a size that can be inserted directly into the oral cavity of a patient and made of a material that does not affect the human body.
  • a rubber attachment portion 3 is provided at the tip of the outer case 2, and the rubber 4 which is an example of a gap holding member is detachably attached to the rubber attachment portion 3.
  • the rubber 4 is disposed adjacent to the irradiation port 5 provided on the front end side of the outer case 2.
  • the rubber 4 is a disposable member for keeping the gap between the irradiation port 2 and the measurement object 21 at a constant distance L (for example, 5 mm), and is made of a material having no problem in terms of hygiene.
  • L for example, 5 mm
  • the rubber 4 has a predetermined hardness so that the gap between the irradiation port 5 and the object 2 can be held constant, its tip can be deformed according to the shape of the portion in contact in the oral cavity It's getting softer.
  • the rubber 4 is made of rubber having a two-layer structure in which the material is different between the main body and the tip.
  • the oral scanner 1 When measuring the surface shape of the back teeth of a patient using the oral scanner 1, as shown in FIG. 3, a portion where the rubber 4 is adjacent to the object to be measured 21 (for example, the tooth next to the tooth to be measured)
  • the oral scanner 1 may be arranged to be in contact with
  • the attachment position and the number of rubbers 4 are not particularly limited, and may be appropriately set according to the object 21 to be measured.
  • FIG. 3 and 4 show the configuration of the oral scanner 1 in a simplified manner.
  • a pattern mask 12 composed of a light projecting unit 10, a condensing lens 11, an LCD shutter (liquid crystal shutter), etc., a beam splitter 13, a diaphragm 14, an objective condensing lens 15 are disposed on the same axis, and in parallel to them, the mirror 16, the imaging lens 17, and the image sensor 18 such as a CCD are disposed on the same axis. Further, the oral scanner 1 is connected to an external device 20 such as a PC (personal computer) via a transfer cable 19.
  • an external device 20 such as a PC (personal computer) via a transfer cable 19.
  • the light emitted from the light projecting unit 10 passes through the condensing lens 11 and is condensed, and is converted into stripe pattern light by the pattern mask 12.
  • the converted stripe pattern light is incident on the beam splitter 13 and is separated by the beam splitter 13 into a projection light path 31 directed to the object 21 side and an observation light path 32 directed to the image sensor 18 side.
  • the stripe pattern light traveling on the projection light path 31 passes through the diaphragm 14 and the objective condenser lens 15 and is projected onto the object to be measured 21.
  • the stripe pattern light projected onto the object to be measured 21 is reflected by the object to be measured 21, passes through the objective condenser lens 15, the diaphragm 14, the beam splitter 13, the mirror 16 and the imaging lens 17 in this order, The light is received and imaged. Data of a two-dimensional image captured by the image sensor 18 is transferred to the image processing unit 40 through the transfer cable 19.
  • the image processing unit 40 is stored in a CPU (central processing unit: not shown) of the external device 20.
  • the image processing unit 40 converts the transferred two-dimensional image data into three-dimensional coordinate data to obtain three-dimensional image data of the object to be measured 21 for designing and manufacturing a dental prosthesis.
  • the image processing unit 40 includes a photographing control unit 41, an image storage unit 42, a two-dimensional image processing unit 43, a low precision three-dimensional image conversion unit 44, and a three-dimensional image storage unit 45. , A three-dimensional image determination unit 46, and a high-precision three-dimensional image conversion unit 47.
  • the functions of the units of the image processing unit 40 will be described in detail later.
  • FIG. 6 is an explanatory view showing a schematic configuration of a light projecting unit of the intra-oral measurement system according to the first embodiment of the present invention.
  • the light projecting unit 10 is a light source for clearly photographing the object to be measured 21 including at least the teeth 22 in the oral cavity of the patient.
  • the light projector 10 emits an LED light source 24 which is an example of a first light source that emits light with a wavelength of 500 to 565 nm (green color), and a second light source that emits light with a wavelength of 625 to 740 nm (red color).
  • An LED light source 25, which is an example of a light source, and a mirror group 30 configured of mirrors 26 to 28 and a beam splitter 29 are provided.
  • the light from the two LED light sources 24 and 25 is adjusted and illuminated through the mirror group 30 so that the respective optical axes are aligned, ie, the same optical axis.
  • Table 1 shows the visual states at each projection wavelength for the teeth 22 and the gums 23 in the oral cavity from various experiments and documents, and summarizes them.
  • the circle shows the case where a clear image was obtained
  • the triangle shows a case where a partially unsharp but distinguishable image was obtained
  • a cross does not give a distinguishable image. The case is shown.
  • the intraoral measurement system obtains clear images in all of enamel, dentin and gum by using two LED light sources 24 and 25 having different wavelengths of irradiation light. It is configured to be able to.
  • FIG. 7 shows a flowchart for measuring the inside of the oral cavity using the intraoral measurement system according to the first embodiment.
  • the oral scanner 1 is set in the patient's oral cavity, and when the dentist presses the video imaging start button (not shown) of the external device 20, for example, the intraoral video imaging with the oral scanner 1 starts. (Step S1).
  • Video shooting with the oral scanner 1 is performed by receiving light shot by the object to be measured 21 by the image sensor 18 and shooting while emitting light from the light emitting unit 10 under the control of the shooting control unit 41. .
  • An image taken by the oral scanner 1 is transferred to the imaging control unit 41 through the transfer cable 19, and is displayed on the display unit 50 of the external device 20 under the control of the imaging control unit 41.
  • the oral scanner 1 performs the same operation as a normal video camera.
  • the oral scanner 1 is moved so that the object to be measured 21 is accurately displayed on the display unit 50, and it is confirmed whether the image of the object to be measured 21 projected is good (step S2).
  • the imaging position of the oral scanner 1 can be more accurately positioned on the object 21 It can be fitted.
  • the judgment of the quality of the image of the object to be measured 21 is carried out, for example, by using an LED light source with an output of 3 W as the light projecting unit 10 and expressing the luminance value with 256 gradations. It is determined whether the average gradation is 40 gradations or more. That is, if it is 40 gradations or more, it will be judged as favorable, and if less than 40 gradations, it will be judged that it is not favorable. Note that this determination may be performed by a dentist or may be automatically performed by the image processing unit 40.
  • step S3 This imaging may be performed, for example, by the dentist stepping on a foot switch provided on a medical examination table.
  • the image of the object 21 is irradiated with the stripe pattern light by the control of the photographing control unit 41. Capture the image. Thereby, image (two-dimensional still image) data of the object to be measured 21 is obtained.
  • the wavelength of light emitted from the light projecting unit 10 is changed (for example, the light source of the light projecting unit 10 is changed from the LED light source 24 to the LED light source 25), and the object to be measured 21 is imaged. Thereafter, under the control of the imaging control unit 40, the object to be measured 21 is irradiated with the stripe pattern light to capture an image of the object to be measured 21. Thereby, image (two-dimensional still image) data of the object to be measured 21 is obtained.
  • the captured image (two-dimensional still image) data is stored in the image storage unit 42 in order to convert it into a three-dimensional image using triangulation.
  • the image photography method of the to-be-measured object 21 using the light from which a wavelength mutually differs is demonstrated in detail later.
  • a plurality of image data of the obtained object to be measured 21 are synthesized as follows. First, in order to improve the contrast of the fringe pattern of the image data stored in the image storage unit 42, the two-dimensional image processing unit 43 performs noise removal, gradation correction, gamma correction, etc. on the image data. The dimensional image processing is performed (step S4).
  • the two-dimensional image processing unit 43 determines each pixel of the image data as a pixel group corresponding to the area of the teeth 22 and a pixel corresponding to the area of the gum 23 based on the luminance value of each pixel of the image data. Divide into groups.
  • the teeth (enamel) 22 are clearly shown in the image captured using the LED light source 24, and the gums 23 are clear in the image captured using the LED light source 25. Is projected. For this reason, the two-dimensional image processing unit 43 selects data of the pixel group corresponding to the area of the teeth 22 in the image captured using the LED light source 24 and the gums 23 in the image captured using the LED light source 25.
  • the data of the pixel group corresponding to the area of (1) is synthesized (step S5).
  • tone correction of the pixel group to be converted into the three-dimensional coordinates may be performed with reference to the histogram of the luminance value of each pixel.
  • the image synthesis processing method of the area of the teeth 22 and the area of the gums 23 will be described in detail later.
  • the low-accuracy three-dimensional image conversion unit 44 thins out the data amount of the combined image data, and converts the data, for example, into 10% to 50% data amount, into three-dimensional coordinates using triangulation. Do. Thereby, a low precision three-dimensional image is obtained (step S6).
  • the low precision three-dimensional image is stored in the three-dimensional image storage unit 45.
  • the three-dimensional image determination unit 46 determines whether the low-accuracy three-dimensional image is good (step S7). When the three-dimensional image determination unit 46 determines that the low-accuracy three-dimensional image is not good, the process returns to the step S1.
  • the high-accuracy three-dimensional image conversion unit 47 uses triangulation for all of the synthesized image data. Convert to three-dimensional coordinates.
  • the obtained three-dimensional coordinates are stored, for example, as point cloud data or STL (Stereo Lithography) data in the three-dimensional image storage unit 45 and displayed on the display unit 50 (step S8).
  • a high-precision three-dimensional image can be obtained by combining these point cloud data or STL data.
  • the space coding method or the phase shift method for measuring the three-dimensional coordinates of the object to be measured 21.
  • measurement accuracy can be improved.
  • a pattern called a gray code hereinafter referred to as a gray pattern
  • FIG. 8 shows an example of seven gray patterns.
  • the phase shift method it is desirable to use a known gray-scale pattern that changes in a sine wave as the fringe pattern light projected onto the object to be measured 21. If high measurement accuracy is not required, a normal code pattern may be used as the fringe pattern light projected onto the object to be measured 21.
  • step S6 when the obtained three-dimensional image differs from the surface shape of the object to be measured 21 due to poor imaging etc., the time taken to obtain the three-dimensional image is wasted There is no need to perform this process.
  • the determination of the quality of the low accuracy three-dimensional image in step S6 may be performed by the dentist by displaying the low accuracy three-dimensional image on the display unit 50. That is, in this case, the dentist determines the quality of the low accuracy three-dimensional image by comparing the shape of the object to be measured 21 seen by oneself with the shape of the object to be measured 21 of the low accuracy three-dimensional image. I do.
  • FIG. 9 is a flowchart of image photographing of an object to be measured in the intra-oral measurement system according to the first embodiment. Note that the image capturing of the object to be measured 21 is performed under the control of the imaging control unit 41 unless otherwise noted.
  • step S11 only the LED light source 24 that emits light with a wavelength of 500 to 565 nm (green color) is made to emit light (step S11).
  • step S12 image data of the object to be measured 21 imaged using light of a wavelength of 500 to 565 nm is referred to as a G signal.
  • the G signal is stored in the image storage unit 42 (step S13).
  • the LED light source 24 for emitting light of a wavelength of 500 to 565 nm is quenched (step S14).
  • the LED light source 25 that emits light of a wavelength (red) of 625 to 740 nm is made to emit light (step S15).
  • step S16 image data of the object to be measured 21 imaged using light of a wavelength of 625 to 740 nm is referred to as an R signal.
  • the R signal is stored in the image storage unit 42 (step S17).
  • FIG. 10 is a flowchart of the image combining process in the intra-oral measurement system according to the first embodiment.
  • the object to be measured 21 is the teeth 22 and the gums 23.
  • the image combining processing is performed under the control of the two-dimensional image processing unit 43 unless otherwise noted.
  • G and R signals stored in the image storage unit 42 are fetched (step S21).
  • pre-processing such as noise removal is performed on the captured G signal and R signal (step S22).
  • the preprocessed G signal and R signal are converted from analog signals to digital signals (step S23).
  • the G signal and the R signal converted into the digital signal are stored in the image storage unit 42 as a G signal image and an R signal image (step S24).
  • a luminance value is extracted for each pixel from the G signal image and the R signal image as luminance information used to determine the area of the tooth 22 and the gum 23 which are the object to be measured 21 (step S25).
  • a luminance value is taken as an example of information used to determine the area of the teeth 22 and the gums 23, but when a color CCD is used as the image sensor 18, saturation or hue may be substituted for the luminance value. Specific color signals may be used.
  • a threshold value of the luminance value used to determine the area of the teeth 22 and the gums 23 is calculated (step S26).
  • the image used to calculate the threshold may be either a G signal image or an R signal image. The method of setting this threshold will be described in detail later.
  • each pixel in the G signal image and the R signal image is compared with the calculated threshold value for area determination, and the pixel whose luminance value is less than the threshold value is It determines that it is a corresponding pixel, and determines that a pixel whose luminance value is equal to or greater than a threshold value is a pixel that corresponds to the area of the tooth 22. Based on these determination results, each pixel in the G signal image and the R signal image is divided into a pixel group corresponding to the area of the tooth 22 and a pixel group corresponding to the gingiva 23 (step S27).
  • the area signal GA of the gum 23 is added to the data of the pixel group determined to correspond to the area of the gum 23 in step S27 (step S28).
  • the gums 23 are clearly displayed in the R signal image as described above, it is preferable to apply the area signal GA only to the pixel group of the R signal image corresponding to the area of the gums 23.
  • step S29 histogram data of the luminance value of the pixel group corresponding to the region of the gum 23 is acquired.
  • step S30 gradation correction is appropriately performed on the pixel group corresponding to the region of the gum 23 (step S30).
  • the histogram data of the luminance value of the pixel group corresponding to the region of the gum 23 is concentrated in the low gradation portion. For this reason, it is preferable to perform gradation correction so as to increase the luminance value of the pixel group corresponding to the region of the gingiva 23 (step S30).
  • the area signal DA of the tooth 22 is added to the data of the pixel group determined to correspond to the area of the tooth 22 in step S27 (step S31).
  • the teeth 22 are clearly displayed in the G signal image as described above, it is preferable to apply the area signal DA only to the pixel group of the G signal image corresponding to the area of the teeth 22.
  • step S32 histogram data of the luminance value of the pixel group corresponding to the area of the tooth 22 is acquired.
  • gradation correction is appropriately performed on the pixel group corresponding to the area of the tooth 22.
  • the histogram data of the luminance values of the pixel group corresponding to the area of the teeth 22 is concentrated in the high gradation part. For this reason, it is not necessary to perform tone correction to increase the luminance value of the pixel group corresponding to the area of the teeth 22.
  • step S34 the data of the pixel group corresponding to the area of the gum 23 to which the area signal GA is applied and the data of the pixel group corresponding to the area of the tooth 22 to which the area signal DA is applied.
  • the image combining process is completed by carrying out the steps S21 to S34.
  • the G signal image includes images of the teeth 22 and gums 23 and their peripheral area (here, space).
  • FIG. 11A is a diagram showing a G signal image.
  • FIG. 11B is a histogram of luminance values in the G signal image of FIG. 11A.
  • FIG. 11C is a graph in which the histogram of FIG. 11B is connected by a smooth line using the method of least squares.
  • the vertical axis indicates the frequency of the luminance value
  • the horizontal axis indicates the gradation.
  • the peak gradation 33 is the peak gradation of the tooth 22
  • the peak gradation 34 is the peak gradation of the gingiva 23
  • the peak gradation 35 is the peak gradation of the peripheral area.
  • the purpose is to set a threshold between the area of the tooth 22 and the area of the gum 23, for example, the midpoint between the peak tone 33 of the tooth 22 and the peak tone 34 of the gum 23 is used as the threshold.
  • the threshold is 100 tones.
  • the middle point of the peak gradation 33 and the peak gradation 34 is used as a threshold here, this invention is not limited to this.
  • this invention may be set in a range R1 between the gray level which is a half frequency of the peak gray level 33 and the gray level which is a half frequency of the peak gray level 34.
  • the two LED light sources 24 and 25 having different wavelengths are provided, clear images of both the area of the teeth 22 and the area of the gums 23 can be obtained. You can get it. Thereby, the inside of the oral cavity can be measured accurately. At this time, it is not necessary to spray the metal powder in the oral cavity.
  • the present invention is not limited to the first embodiment, and can be implemented in other various modes.
  • the image processing unit 40 may be built in the oral scanner 1A.
  • the oral scanner 1A may be provided with a data extracting mechanism 81 for extracting data of three-dimensional coordinates of the object 2 measured by the oral scanner 1A to the outside.
  • the data extracting mechanism 81 is, for example, a cable connector, a wireless communication (wireless LAN) transmitting / receiving unit, and a slot of an SD memory.
  • the small-sized display unit 82 capable of changing the angle is provided in the oral scanner 1A, the necessity of connecting the oral scanner 1A to the external device 20 provided with the display unit 50 can be eliminated. The convenience can be further improved.
  • FIG. 13 is a flowchart of an image combining process of the intra-oral measurement system according to the second embodiment of the present invention.
  • the intra-oral measurement system according to the second embodiment differs from the intra-oral measurement system according to the first embodiment in that steps S41 to S44 in place of steps S25 to S27 shown in FIG. Is the point to do.
  • Steps S21 to S24 and steps S28 to S34 in FIG. 13 are the same as those in the first embodiment described with reference to FIG. 10, and thus redundant description will be omitted, and only steps S41 to S44 will be described.
  • a comparison area frame is set in the G signal image and the R signal image.
  • the comparison area frame includes the boundary between the teeth 22 and the gums 23 and is set so that the teeth 22 and the gums 23 have the same area. Further, the comparison area frame is set at mutually corresponding positions of the G signal image and the R signal image.
  • step S42 the luminance value of each pixel located in the comparison area frame of the G signal image and the R signal image is extracted.
  • step S43 an average value of the luminance values of each pixel in the extracted comparison area frame (hereinafter, referred to as comparison area average luminance value) is calculated.
  • the image used to calculate the comparison area average luminance value may be either the G signal image or the R signal image. In the second embodiment, this comparison area average luminance value is used as a threshold.
  • step S44 for each pixel in the comparison area frame, the luminance value of the pixel is compared with the calculated comparison area average luminance value, and the pixel whose luminance value is less than the comparison area average luminance value is gummed A pixel corresponding to the area 23 is determined, and a pixel having a luminance value equal to or greater than the comparison area average luminance value is determined as a pixel corresponding to the area of the tooth 22.
  • each pixel in the comparison area frame of the G signal image and each pixel in the comparison area frame of the R signal image are a pixel group corresponding to the area of the teeth 22 and a pixel group corresponding to the gingiva 23 Divide into and.
  • the division of the area of the teeth 22 and the area of the gums 23 is performed only in the vicinity of the boundary between the teeth 22 and the gums 23. That is, in regions other than the vicinity of the boundary, it is clear whether the G signal image or the R signal image is clearly displayed. Therefore, the teeth 22 or a part of the pixels of the G signal image and the R signal image It is determined which of the regions of the gums 23 it corresponds to. As a result, it is possible to shorten the time of the image combining process.
  • FIG. 14 is an explanatory view showing a schematic configuration of a light projecting unit of the intra-oral measurement system according to the third embodiment of the present invention.
  • the intra-oral measurement system according to the third embodiment is different from the intra-oral measurement system according to the first embodiment in that a light projecting unit 10A is provided instead of the light projecting unit 10.
  • a light projecting unit 10A is provided instead of the light projecting unit 10.
  • the second embodiment is the same as the first embodiment, the overlapping description is omitted, and only the difference will be described.
  • the light projecting unit 10A includes one white light source 36, and an R (red) wavelength filter 38 and a G (green) wavelength filter 39 movable on the optical axis of the white light source 36.
  • the R wavelength filter 38 converts light emitted from the white light source 36 into light having a wavelength of 500 to 565 nm
  • the G wavelength filter 39 generates light emitted from the white light source 36 to a wavelength of 625 to 740 nm. It is converted to light.
  • the R wavelength filter 38 and the G wavelength filter 39 are disposed on the rotary disk 37, and are configured to be able to move on the optical axis of the white light source 36 by rotating the rotary disk 37.
  • the number of light sources can be reduced to one.
  • light projection part 10A can be designed comparatively compactly.
  • the wavelength of the light emitted from the light emitting unit 10A can be switched at high speed.
  • the rotary disk 37 is provided with the two wavelength filters 38 and 39, but the present invention is not limited to this, and three or more wavelength filters may be provided.
  • the present invention is not limited to this.
  • resin dentures plastic dentures
  • metal dentures by appropriately setting the surface reflectance and the gradation of luminance. This allows the individual patient to know the current condition such as dentures.
  • plaque and tartar can be determined by appropriately setting the surface reflectance and the gradation of luminance. In this case, it is considered that tartar prophylaxis can be performed even at home by regularly checking the presence or absence of plaque and tartar.
  • the intra-oral measurement apparatus and the intra-oral measurement system according to the present invention can accurately measure the shape of an object to be measured in the oral cavity such as teeth and gums having different surface reflectances of light. It can be applied to the application of measuring the compatibility of different dental prostheses directly in the oral cavity.

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Abstract

　本発明の口腔内測定装置は、口腔内に金属粉末を噴霧することなく、口腔内を正確に形状測定するため、口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、前記被測定物で反射された光を撮像する撮像部と、を備える。

Description

口腔内測定装置及び口腔内測定システム
　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ものである。
　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成方法として、セレックシステムに代表されるような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の設計及び作製する方法が注目されている。
　この方法においては、支台歯や、窩洞形成した歯牙、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１５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１５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ー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によって屈折して、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の表面で反射してプリズム１０６に入射し、プリズム１０６によって屈折する。当該屈折した光は、絞り１０５を通過してＣＣＤ等のイメージセンサー１０７に受光される。
　このイメージセンサー１０７にて受光（撮像）された二次元静止画像のデータを、三角測量法を用いて三次元座標のデータに変換することで、ＣＡＤ／ＣＡＭシステムを用いて歯科用補綴物の設計及び製造を行うための被測定物１０８の三次元画像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ともに、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。
　しかしながら、このような光学三次元カメラとＣＡＤ／ＣＡＭシステムとを用いた作製方法では、測定した歯の形状を加工用の情報にするための計算はコンピュータで自動計算することが可能であるが、正確な歯及び歯肉の形状の測定は困難である。これは、口腔内の形状が患者一人一人によって異なり、虫歯の状態や、歯を構成するエナメル質と象牙質さらには歯肉の組成の違いにより、各組織の光の表面反射率が異なり、鮮明な画像を取り込むことができないためである。このため、前記作製方法では、口腔内への適合精度に優れた理想的な歯科用補綴物を作製することが困難である。
　このような問題を解決するため、前述のセレックシステムにおいては、酸化チタンなどの金属粉末を口腔内に噴霧して、口腔内の表面反射率の異なり（バラツキ）を均一化するようにしている。
　なお、歯と歯肉の表面反射率の特性に関しては、非特許文献１（Ｌｅｏ　J.　Ｍｉｓｅｒｅｎｄｉｎｏ、Ｒｏｂｅｒｔ　Ｍ．　Ｐｉｃｋ、津田忠政、「Ｌａｓｅｒｓ　ｉｎ　Ｄｅｎｔｉｓｔｒｙ」、第１版、クインテッセンス出版株式会社、２００４年１０月１０日
）、及び非特許文献２（武田友孝、「歯肉の分光放射測定法による色彩学的研究－若年者の前歯部について－」、日本補綴歯科学会雑誌、社団法人日本補綴歯科学会、１９８７年４月１日、第３１巻、第２号、ｐｐ．３６３－３７０）に記載されている。
　非特許文献１には、エナメル質の表面反射率のピークが５５０ｎｍ近傍、象牙質の表面反射率のピークが７００ｎｍ近傍にあることが記載されている。また、非特許文献２には、歯肉の表面反射率のピークが６５０ｎｍ近傍にあることが記載されている。
　しかしながら、前記特許文献１に記載のような金属粉末の噴霧は、患者にとっては苦みや不快感を伴う行為であり、医師にとっては口腔内に均一に噴霧することが求められるために時間と熟練を要する行為となっている。
　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、口腔内に金属粉末を噴霧することなく、口腔内を正確に形状測定することが可能な口腔内測定装置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実施形態によれば、口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、
　前記被測定物で反射された光を受光し撮像する撮像部と、
　を備える、口腔内測定装置。
　本発明の第２態様によれば、前記投光部は、少なくとも２つの波長の異なるＬＥＤ光源を少なくとも２つ備えている、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、前記投光部は、白色光源と、前記白色光源の光軸上に移動可能な少なくとも２つの波長の異なる波長フィルタを備える、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４態様によれば、前記投光部は、コード化された縞パターンの光を照射するものである、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５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１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、前記撮像部が撮像した前記異なる波長の光による複数の画像を合成し、当該合成した画像を三次元座標に変換して前記被測定物の三次元画像を得る画像処理部を備える、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７態様によれば、前記画像処理部は、前記異なる波長の光による複数の画像を、当該画像の各画素の輝度情報に基づいて合成する、第６態様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、口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、
　前記被測定物で反射された光を受光し撮像する撮像部と、
　前記撮像部が撮像した前記波長が異なる複数の画像を合成し、当該合成した画像を三次元座標に変換して前記被測定物の三次元画像を得る画像処理部と、
　を備える、口腔内測定システムを提供する。
　本発明にかかる口腔内測定装置及び口腔内測定システムによれば、前記構成を有しているので、口腔内に金属粉末を噴霧することなく、口腔内を正確に形状測定することができる。
　本発明のこれらと他の目的と特徴は、添付された図面についての好ましい実施の形態に関連した次の記述から明らかになる。この図面においては、
図１は、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であり、 図２は、図１に示すオーラルスキャナを下方から見た図であり、 図３は、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であり、 図４は、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であり、 図５は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムのブロック図であり、 図６は、図１に示す口腔内測定システムの投光部の概略構成を示す説明図であり、 図７は、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被測定物の形状を測定するフローチャートであり、 図８は、被測定物に投影する縞パターン光としてのグレイパターンの例を示す図であり、 図９は、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であり、 図１０は、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画像合成処理のフローチャートであり、 図１１Ａは、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いて撮像したＧ信号画像を示す図であり、 図１１Ｂは、図１１ＡのＧ信号画像の各画素における輝度値のヒストグラムであり、 図１１Ｃは、図１１Ｂのヒストグラムを、最小二乗法を利用して滑らかな線で結んだグラフであり、 図１２は、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であり、 図１３は、本発明の実施の形態２にかかる口腔内測定システムの画像合成処理のフローチャートであり、 図１４は、本発明の実施の形態３にかかる口腔内測定システムの投光部の概略構成を示す説明図であり、 図１５は、特許文献１に記載の歯および歯肉の測定を示す概念図である。
　本発明の記述においては、添付図面において同じ部品については同じ参照符号を付して説明を省略している。
　以下、本発明の実施の形態については、図面を参照しながら説明する。
　（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１において、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で構成され、人体に影響がない材料で構成された外装ケース２を備えている。
　外装ケース２の先端部には、ゴム取付け部３が設けられており、当該ゴム取付け部３に着脱可能に隙間保持用部材の一例であるゴム４が取り付けられている。ゴム４は、図２に示すように、外装ケース２の先端側に設けられた照射口５に隣接して配置されている。ゴム４は、照射口２と被測定物２１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４は、照射口５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４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。
　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４が被測定物２１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を配置すればよい。
　なお、ゴム４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２１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２の内部には、投光部１０と、集光レンズ１１と、ＬＣＤシャッター（液晶シャッター）などで構成されたパターンマスク１２と、ビームスプリッター１３と、絞り１４と、対物集光レンズ１５とが同一軸上に配置され、それらに並列して、ミラー１６と、撮像レンズ１７と、ＣＣＤ等のイメージセンサー１８とが同一軸上に配置されている。更に、オーラルスキャナ１は、転送ケーブル１９を介してＰＣ（パーソナルコンピュータ）等の外部機器２０に接続されている。
　投光部１０から照射された光は、集光レンズ１１を通過して集光され、パターンマスク１２により縞パターン光に変換される。変換された縞パターン光は、ビームスプリッター１３に入射し、ビームスプリッター１３により、被測定物２１側に向かう投影光経路３１と、イメージセンサー１８側に向かう観察光経路３２とに分離される。投影光経路３１を進む縞パターン光は、絞り１４と対物集光レンズ１５とを通過して、被測定物２１に投影される。被測定物２１に投影された縞パターン光は、被測定物２１で反射して、対物集光レンズ１５、絞り１４、ビームスプリッター１３、ミラー１６、撮像レンズ１７の順に通過し、イメージセンサー１８にて受光され撮像される。イメージセンサー１８にて撮像された二次元画像のデータは、転送ケーブル１９を通じて画像処理部４０に転送される。
　画像処理部４０は、外部機器２０のＣＰＵ（中央処理装置：図示せず）に格納されている。画像処理部４０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うための被測定物２１の三次元画像データを得る。画像処理部４０は、図５に示すように、撮影制御部４１と、画像記憶部４２と、二次元画像処理部４３と、低精度三次元画像変換部４４と、三次元画像記憶部４５と、三次元画像判定部４６と、高精度三次元画像変換部４７とを備えている。画像処理部４０の各部の機能については、後で詳しく説明する。
　次に、図６を用いて、投光部１０の構成について説明する。図６は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムの投光部の概略構成を示す説明図である。
　投光部１０は、患者の口腔内の少なくとも歯２２を含む被測定物２１を鮮明に撮影するための光源である。図６において、投光部１０は、５００～５６５ｎｍの波長（緑色）の光を照射する第１光源の一例であるＬＥＤ光源２４と、６２５～７４０ｎｍの波長（赤色）の光を照射する第２光源の一例であるＬＥＤ光源２５と、ミラー２６～２８及びビームスプリッター２９により構成されたミラー群３０とを備えている。
　２つのＬＥＤ光源２４、２５からの光は、ミラー群３０を通して、それぞれの光軸が揃うように、すなわち同一光軸となるように調整されて照射される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　前記表１は、様々な実験や文献より、口腔内の歯２２や歯肉２３に対する各投光波長における可視状態を導き出し、それらをまとめたものである。この表１では、丸印が鮮明な画像が得られた場合を示し、三角印が一部不鮮明だが識別可能な画像が得られた場合を示し、バツ印が識別可能な画像が得られなかった場合を示している。
　前記表１に示すように、エナメル質においては、５００～５６５ｎｍの波長の光に対する表面反射率が高いため、当該波長の光を照射することによって、エナメル質の鮮明な画像を得ることができる。象牙質及び歯肉においては、６２５～７４０ｎｍの波長の光に対する表面反射率が高いため、当該波長の光を照射することによって、象牙質及び歯肉の鮮明な画像を得ることができる。このため、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムは、互いに照射光の波長が異なる２つのＬＥＤ光源２４、２５を用いることにより、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ように構成されている。
　次に、図１、図５、及び図７を用いて、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムによる被測定物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をセットし、例えば歯科医が外部機器２０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が開始される（ステップＳ１）。
　このとき、ゴム４により被測定物２１と照射口５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４１の制御により、投光部１０から光を照射しながら、被測定物２１で反射した光をイメージセンサー１８にて受光して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１９を通じて撮影制御部４１に転送され、撮影制御部４１の制御により外部機器２０の表示部５０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５０に被測定物２１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２１の映像が良好であるか否かを確認する（ステップＳ２）。なお、このとき、例えば、表示部５０に表示された表示範囲選択用のフレームや十字等のマークを被測定物２１に合わせるによって、より正確にオーラルスキャナ１の撮影位置を被測定物２１に位置合わせすることができる。
　被測定物２１の映像の良否の判定は、例えば、投光部１０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２１（例えば歯肉２３）の平均階調が４０階調以上であるか否かで判定する。すなわち、４０階調以上であれば良好と判定し、４０階調未満であれば良好でないと判定する。なお、この判定は、歯科医がしてもよいし、画像処理部４０が自動的に行うようにしてもよい。
　被測定物２１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２１の画像を撮像する（ステップＳ３）。この撮像は、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。
　次いで、例えば空間コード化法や位相シフト法により被測定物２１の三次元座標を得るために、撮影御部４１の制御により被測定物２１に縞パターン光を照射して被測定物２１の画像を撮像する。これにより、被測定物２１の画像（二次元静止画像）データを得る。
　次いで、投光部１０から照射される光の波長を変更（例えば、投光部１０の光源をＬＥＤ光源２４からＬＥＤ光源２５に変更）して、被測定物２１を撮像する。その後、撮影制御部４０の制御により被測定物２１に縞パターン光を照射して被測定物２１の画像を撮像する。これにより、被測定物２１の画像（二次元静止画像）データを得る。
　前記撮像した画像（二次元静止画像）データは、三角測量法を用いて三次元画像に変換するため、画像記憶部４２に記憶させる。なお、互いに波長の異なる光を用いた被測定物２１の画像撮影方法については、後で詳しく説明する。
　次いで、前記得られた被測定物２１の複数の画像データを、以下のようにして合成する。
　まず、二次元画像処理部４３が、画像記憶部４２に保存された前記画像データの縞パターンのコントラストを改善する為に、前記画像データに対してノイズ除去、階調補正、ガンマ補正等の二次元画像処理を行う（ステップＳ４）。
　次いで、二次元画像処理部４３が、前記画像データの各画素の輝度値等に基づいて、前記画像データの各画素を、歯２２の領域に対応する画素群と歯肉２３の領域に対応する画素群に分割する。ここで、前述したように、ＬＥＤ光源２４を用いて撮像された画像には、歯（エナメル質）２２が鮮明に映し出され、ＬＥＤ光源２５を用いて撮像された画像には、歯肉２３が鮮明に映し出されている。このため、二次元画像処理部４３は、ＬＥＤ光源２４を用いて撮像された画像のうち歯２２の領域に対応する画素群のデータと、ＬＥＤ光源２５を用いて撮像された画像のうち歯肉２３の領域に対応する画素群のデータとを合成する（ステップＳ５）。なお、このとき、各画素の輝度値のヒストグラムを参照しながら、前記三次元座標に変換する画素群の階調補正を行ってもよい。歯２２の領域と歯肉２３の領域の画像合成処理方法については、後で詳しく説明する。
　次いで、低精度三次元画像変換部４４が、前記合成された画像データのデータ量を間引いて、例えば１０％～５０％のデータ量としたデータを、三角測量法を用いて三次元座標に変換する。これにより、低精度の三次元画像が得られる（ステップＳ６）。この低精度三次元画像は、三次元画像記憶部４５に記憶される。
　次いで、三次元画像判定部４６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Ｓ７）。
　三次元画像判定部４６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４６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４７が、前記合成された画像データの全てを、三角測量法を用いて三次元座標に変換する。得られた三次元座標は、例えば点群データ又はＳＴＬ（Ｓｔｅｒｅｏ　Ｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ）データなどとして、三次元画像記憶部４５に保存されるとともに表示部５０に表示される（ステップＳ８）。これらの点群データ又はＳＴＬデータなどを合成処理することで、高精度の三次元画像が得られる。
　なお、被測定物２１の三次元座標の測定には、前述したように、空間コード化法又は位相シフト法を利用することが好ましい。これにより、測定精度を向上させることができる。なお、空間コード化法を利用する場合には、被測定物２１に投影する縞パターン光として、図８に示すようなグレイコードと呼ばれるパターン（以下、グレイパターンという）を用いることが好ましい。図８には、７つのグレイパターンの例を示している。また、位相シフト法を用いる場合は、被測定物２１に投影する縞パターン光として、正弦波状に変化する既知の濃淡パターンを用いることが望ましい。なお、高い測定精度が求められない場合には、被測定物２１に投影する縞パターン光として、通常のコードパターンを用いてもよい。
　また、前記ステップＳ５，Ｓ６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２１の表面形状と異なってしまい、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、前記ステップＳ６の低精度三次元画像の良否の判定は、表示部５０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２１の形状と、低精度三次元画像の被測定物２１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６、及び図９を参照しつつ、被測定物２１の画像撮影方法について、さらに具体的に説明する。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２１の画像撮影は、特に断りが無い限り撮影制御部４１の制御の下に行われる。
　まず、５００～５６５ｎｍの波長（緑色）の光を照射するＬＥＤ光源２４のみを発光させる（ステップＳ１１）。
　次いで、被測定物２１に縞パターン光を照射しながら、被測定物２１の画像を撮像する（ステップＳ１２）。以下、５００～５６５ｎｍの波長の光を用いて撮像した被測定物２１の画像データをＧ信号という。
　次いで、前記Ｇ信号を画像記憶部４２に保存する（ステップＳ１３）。
　次いで、５００～５６５ｎｍの波長の光を照射するＬＥＤ光源２４を消光させる（ステップＳ１４）。
　次いで、６２５～７４０ｎｍの波長（赤色）の光を照射するＬＥＤ光源２５を発光させる（ステップＳ１５）。
　次いで、被測定物２１に縞パターン光を照射しながら、被測定物２１の画像を撮像する（ステップＳ１６）。以下、６２５～７４０ｎｍの波長の光を用いて撮像した被測定物２１の画像データをＲ信号という。
　次いで、前記Ｒ信号を画像記憶部４２に保存する（ステップＳ１７）。
　前記ステップＳ１１～Ｓ１７を実施することによって、互いに波長の異なる光を用いた被測定物２１の画像撮影が完了する。
　次に、図１、図６、及び図１０を参照しつつ、画像合成処理方法について説明する。図１０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画像合成処理のフローチャートである。なお、ここでは、被測定物２１が歯２２及び歯肉２３であるものとする。また、画像合成処理は、特に断りが無い限り二次元画像処理部４３の制御の下に行われる。
　まず、画像記憶部４２に保存されたＧ信号及びＲ信号を取り込む（ステップＳ２１）。
　次いで、取り込んだＧ信号及びＲ信号に対して、ノイズ除去等の前処理を施す（ステップＳ２２）。
　次いで、前記前処理したＧ信号及びＲ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、前記デジタル信号に変換したＧ信号及びＲ信号を、Ｇ信号画像及びＲ信号画像として画像記憶部４２に保存する（ステップＳ２４）。
　次いで、前記Ｇ信号画像及びＲ信号画像から被測定物２１である歯２２と歯肉２３の領域判定に用いる輝度情報として、各画素毎に輝度値を抽出する（ステップＳ２５）。なお、ここでは、歯２２と歯肉２３の領域判定に用いる情報として、輝度値を例に挙げたが、イメージセンサー１８としてカラーＣＣＤを用いた場合には、輝度値に代えて彩度や色相などの特定の色信号を用いてもよい。
　次いで、前記抽出した各画素の輝度値に基づいて、歯２２と歯肉２３の領域判定に用いる輝度値の閾値を算出する（ステップＳ２６）。なお、このとき、閾値の算出に用いる画像は、Ｇ信号画像又はＲ信号画像のいずれか一方でよい。この閾値の設定方法については、後で詳しく説明する。
　次いで、Ｇ信号画像及びＲ信号画像における各画素毎に、当該画素の輝度値と、前記算出した領域判定用の閾値とを比較して、輝度値が閾値未満である画素を歯肉２３の領域に対応する画素と判定し、輝度値が閾値以上である画素を歯２２の領域に対応する画素と判定する。これらの判定結果に基づいて、Ｇ信号画像及びＲ信号画像における各画素を、歯２２の領域に対応する画素群と歯肉２３に対応する画素群とに分割する（ステップＳ２７）。
　次いで、ステップＳ２７にて歯肉２３の領域に対応すると判定した画素群のデータに、歯肉２３の領域信号ＧＡを付与する（ステップＳ２８）。ここで、歯肉２３は前述したようにＲ信号画像において鮮明に映し出されるので、歯肉２３の領域に対応するＲ信号画像の画素群のみに領域信号ＧＡを付与することが好ましい。
　次いで、歯肉２３の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータを取得する（ステップＳ２９）。
　次いで、歯肉２３の領域に対応する画素群に対して適宜階調補正を行う（ステップＳ３０）。なお、本実施の形態１では、後で説明するように、歯肉２３の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータは、低階調の部分に集中している。このため、歯肉２３の領域に対応する画素群の輝度値を高くするような階調補正を行うことが好ましい（ステップＳ３０）。
　前記ステップＳ２８～Ｓ３０と同時又はその前後において、ステップＳ２７にて歯２２の領域に対応すると判定した画素群のデータに歯２２の領域信号ＤＡを付与する（ステップＳ３１）。ここで、歯２２は前述したようにＧ信号画像において鮮明に映し出されるので、歯２２の領域に対応するＧ信号画像の画素群のみに領域信号ＤＡを付与することが好ましい。
　次いで、歯２２の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータを取得する（ステップＳ３２）。
　次いで、歯２２の領域に対応する画素群に対して適宜階調補正を行う。なお、本実施の形態１では、後で説明するように、歯２２の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータは、高階調の部分に集中している。このため、必ずしも、歯２２の領域に対応する画素群の輝度値を高くするような階調補正を行う必要はない。
　次いで、領域信号ＧＡが付与された歯肉２３の領域に対応する画素群のデータと、領域信号ＤＡが付与された歯２２の領域に対応する画素群のデータとを合成する（ステップＳ３４）。
　前記ステップＳ２１～Ｓ３４を実施することによって、画像合成処理が完了する。
　次いで、図１１Ａ～図１１Ｃを参照しつつ、Ｇ信号画像を用いて前記領域判定用の閾値の設定方法について説明する。Ｇ信号画像には、歯２２と歯肉２３とそれらの周辺領域（ここでは、空間）の画像が含まれている。
　図１１Ａは、Ｇ信号画像を示す図である。図１１Ｂは、図１１ＡのＧ信号画像における輝度値のヒストグラムである。図１１Ｃは、図１１Ｂのヒストグラムを、最小二乗法を利用して滑らかな線で結んだグラフである。図１１Ｂ及び図１１Ｃでは、縦軸が輝度値の度数を示し、横軸が階調を示している。
　図１１Ｃより、Ｇ信号画像の輝度値のヒストグラムには、３つのピーク階調３３～３５があることが分かる。Ｇ信号画像においては、表面反射率の違いにより、歯２２、歯肉２３、周辺領域の順に輝度が低くなる。このため、本実施の形態１では、ピーク階調３３が歯２２のピーク階調となり、ピーク階調３４が歯肉２３のピーク階調となり、ピーク階調３５が周辺領域のピーク階調となる。
　ここでは、歯２２の領域と歯肉２３の領域との閾値を設定するのが目的であるため、例えば、歯２２のピーク階調３３と歯肉２３のピーク階調３４の中点を閾値とする。例えば、出力３ＷのＬＥＤ光源２４を用い、２５６階調で輝度値を表現した場合には、歯２２のピーク階調３３は１５０階調となり、歯肉２３のピーク階調３４は５０階調となる。この場合、閾値は１００階調となる。
　なお、ここでは、ピーク階調３３とピーク階調３４の中点を閾値としたが、本発明はこれに限定されない。例えば、図１１Ｃに示すように、ピーク階調３３の半分の度数となる階調と、ピーク階調３４の半分の度数となる階調との間の範囲Ｒ１で設定すればよい。
　以上、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムによれば、互いに波長の異なる２つのＬＥＤ光源２４，２５を備えているので、歯２２の領域と歯肉２３の領域の両方について鮮明な画像を得ることができる。これにより、口腔内を正確に形状測定することができる。このとき、口腔内に金属粉末を噴霧する必要はない。
　なお、本発明は、前記実施の形態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、前記実施の形態１においては、画像処理部４０が外部機器２０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４０を、図１２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１２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の三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、ケーブルコネクタ、無線通信（無線ＬＡＮ）の受発信部、ＳＤメモリのスロットである。また、図１２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５０を備える外部機器２０にオーラルスキャナ１Ａを接続する必要性を無くすることができ、利便性をさらに向上させることができる。
　（実施の形態２）
　図１３は、本発明の実施の形態２にかかる口腔内測定システムの画像合成処理のフローチャートである。本実施の形態２にかかる口腔内測定システムが前記第１実施形態にかかる口腔内測定システムと異なる点は、画像合成処理のフローにおいて、図１０に示すステップＳ２５～Ｓ２７に代えてステップＳ４１～Ｓ４４を行う点である。図１３において、ステップＳ２１～Ｓ２４、Ｓ２８～Ｓ３４は、図１０を用いて説明した前記実施の形態１と同様であるため、重複する説明は省略し、ステップＳ４１～Ｓ４４についてのみ説明する。
　ステップＳ４１では、Ｇ信号画像及びＲ信号画像において、比較領域枠を設定する。当該比較領域枠は、歯２２と歯肉２３との境界を含み、且つ、歯２２と歯肉２３とが同一面積となるように設定する。また、当該比較領域枠は、Ｇ信号画像とＲ信号画像の互いに対応する位置に設定する。
　ステップＳ４２では、前記Ｇ信号画像及びＲ信号画像の比較領域枠内に位置する各画素の輝度値を抽出する。
　ステップＳ４３では、前記抽出した比較領域枠内の各画素の輝度値の平均値（以下、比較領域平均輝度値という）を算出する。なお、このとき、比較領域平均輝度値の算出に用いる画像は、前記Ｇ信号画像及びＲ信号画像のいずれか一方でよい。本実施の形態２においては、この比較領域平均輝度値を閾値とする。
　ステップＳ４４では、前記比較領域枠内の各画素毎に、当該画素の輝度値と、前記算出した比較領域平均輝度値とを比較して、輝度値が比較領域平均輝度値未満である画素を歯肉２３の領域に対応する画素と判定し、輝度値が比較領域平均輝度値以上である画素を歯２２の領域に対応する画素と判定する。これらの判定結果に基づいて、Ｇ信号画像の比較領域枠内の各画素及びＲ信号画像の比較領域枠内の各画素を、歯２２の領域に対応する画素群と歯肉２３に対応する画素群とに分割する。
　本実施の形態２にかかる口腔内測定システムにおいては、歯２２の領域と歯肉２３の領域との分割を、歯２２と歯肉２３との境界付近のみに行うようにしている。すなわち、境界付近以外の領域においては、Ｇ信号画像又はＲ信号画像のいずれに鮮明に映し出されているか明らかであるので、Ｇ信号画像及びＲ信号画像の一部の画素に対して、歯２２又は歯肉２３の領域のいずれに対応するか判定するようにしている。これにより、画像合成処理の時間の短縮を図ることができる。
　（実施の形態３）
　図１４は、本発明の実施の形態３にかかる口腔内測定システムの投光部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第１実施形態にかかる口腔内測定システムと異なる点は、投光部１０に代えて投光部１０Ａを備えている点である。投光部１０Ａ以外は、前記実施の形態１と同様であるため、重複する説明は省略し、相違点についてのみ説明する。
　図１４において、投光部１０Ａは、１つの白色光源３６と、白色光源３６の光軸上に移動可能なＲ（赤色）波長フィルタ３８とＧ（緑色）波長フィルタ３９とを備えている。Ｒ波長フィルタ３８は、白色光源３６から照射された光を５００～５６５ｎｍの波長の光に変換するものであり、Ｇ波長フィルタ３９は、白色光源３６から照射された光を６２５～７４０ｎｍの波長の光に変換するものである。Ｒ波長フィルタ３８とＧ波長フィルタ３９とは、回転式円盤３７に設置され、回転式円盤３７が回転することで白色光源３６の光軸上に移動することができるように構成されている。
　本実施の形態３にかかる口腔内測定システムによれば、投光部１０Ａが前記のように構成されているので、光源の数を１つにすることができる。これにより、投光部１０Ａを比較的コンパクトに設計することができる。また、投光部１０Ａから照射する波長の切換えを高速に行うことができる。
　なお、前記では、回転式円盤３７は２つの波長フィルタ３８，３９を備えるものとしたが、本発明はこれに限定されず、波長フィルタを３つ以上備えてもよい。
　なお、本発明の各実施の形態においては、歯（エナメル質と象牙質）２２と歯肉２３とを区別して測定する方法について説明したが、本発明はこれに限定されない。表面反射率や輝度の階調を適宜設定すれば、歯２２と歯肉２３に加えて、レジン床義歯（プラスチック製の義歯）や金属床義歯を区別して測定することができる。これにより、患者個人が入れ歯などの現在の状態を知ることができる。
　また、表面反射率や輝度の階調などを適宜設定することで、歯垢と歯石とを判別することもできる。この場合、定期的に歯垢や歯石の有無をチェックすることで、家庭内においても歯石予防を行うことができると考えられる。
　なお、前記様々な実施形態のうちの任意の実施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。
　本発明にかかる口腔内測定装置及び口腔内測定システムは、光の表面反射率の異なる歯及び歯肉などの口腔内の被測定物を正確に形状測定することができるので、光の表面反射率の異なる歯科用補綴物の適合性を口腔内で直接測定する用途に適用できる。
　本発明は、添付図面を参照しながら好ましい実施の形態に関連して充分に記載されているが、この技術に熟練した人々にとっては種々の変形や修正は明白である。そのような変形や修正は、添付した請求の範囲による本発明の範囲から外れない限りにおいて、その中に含まれると理解されるべきである。
　２００８年５月１３日に出願された日本国特許出願Ｎｏ．２００８－１２５５３７号の明細書、図面、および特許請求の範囲の開示内容は、全体として参照されて本明細書の中に取り入れられるものである。

Claims (8)

  1. 　口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、
    　前記被測定物で反射した光を受光し撮像する撮像部と、
    　を備える、口腔内測定装置。
  2. 　前記投光部は、少なくとも２つの波長の異なるＬＥＤ光源を備えている、請求項１に記載の口腔内測定装置。
  3. 　前記投光部は、白色光源と、前記白色光源の光軸上に移動可能な少なくとも２つの波長の異なる波長フィルタと、を備えている、請求項１に記載の口腔内測定装置。
  4. 　前記投光部は、コード化された縞パターンの光を照射するものである、請求項１に記載の口腔内測定装置。
  5. 　前記波長が異なる光は、５００～５６５ｎｍの波長の光と、６２５～７４０ｎｍの波長の光とを含む、請求項１に記載の口腔内測定装置。
  6. 　前記撮像部が撮像した前記異なる波長の光による複数の画像を合成し、当該合成した画像を三次元座標に変換して前記被測定物の三次元画像を得る画像処理部を備える、請求項１に記載の口腔内測定装置。
  7. 　前記画像処理部は、前記異なる波長の光による複数の画像を、当該画像の各画素の輝度情報に基づいて合成する、請求項６に記載の口腔内測定装置。
  8. 　口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、
    　前記被測定物で反射された光を受光し撮像する撮像部と、
    　前記撮像部が撮像した前記波長が異なる複数の画像を合成し、当該合成した画像を三次元座標に変換して前記被測定物の三次元画像を得る画像処理部と、
    　を備える、口腔内測定システム。
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