JP2008194107A - 歯科用３次元上特性測定・表示装置 - Google Patents

Abstract

【課題】歯科分野に適用される光コヒーレンストモグラフィー装置を提供する。
【解決手段】生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とし、データ演算部を持つ３次元上特性測定・表示装置であって、咬合状態にない歯牙表面の形状データ、咬合運動状態を含む咬合状態にある咬合面の形状データ、咬合運動状態を含む咬合状態にある上下咬合面の形状、咬合運動状態を含む咬合状態にある上下対合歯の咬合面を含む断層データのいずれか少なくともひとつに、上下咬合面の接触点または接触面のデータを前記演算部により演算して表示するか、さらに前記３次元上特性測定・表示装置による演算生成によらず別途得られた咬合状態に無い歯牙表面の形状データを同時表示することにより、口腔組織の表面形状や咬合面形状・咬合状態を測定表示することを特徴とする３次元上特性測定・表示装置である。
【選択図】図２

Description

本発明は、生物体の表面および内部の特性を３次元空間上の特性値として測定し、測定データを演算部において演算処理し、２次元または３次元の画面または印刷物に表示する３次元上特性測定・表示装置であって、歯科分野に適用される装置の新しい機能に関する。３次元上特性測定・表示装置に具体的な例としては、Ｘ線ＣＴ装置・ＭＲＩ装置・３次元超音波画像診断装置・ＰＥＴ装置・ＳＰＥＣＴ装置・光ＣＴ装置および光コヒーレンストモグラフィー装置が含まれる。また、一般に口腔内の画像を撮影するカメラに代表される歯科用画像撮像装置の新しい機能に関する。

従来、歯科の診断において、顎口腔領域を撮影するために、Ｘ線撮影装置、口腔内カメラ、歯科用カメラ、Ｘ線ＣＴ、ＭＲＩ等が使用されてきた。また、最近光コヒーレンストモグラフィーを歯科に適用する発明考案等もなされてきている。
Ｘ線撮影装置で得られる像は、あくまで透過像であり、被計測体のＸ線進行方向の情報は、重ねあわされて検出される。そのため、被計測体の内部構造を３次元的に知ることができない。また、Ｘ線は人体に有害であるため、年間被爆線量が決められており、資格を持った術者しか装置を扱えない上に、鉛・鉛ガラスなどの遮蔽部材に囲まれた部屋でしか使用できない。

口腔内カメラは、口腔内組織の表面のみを撮像するので、歯等の内部情報が得られない。Ｘ線ＣＴは、Ｘ線撮影装置と同様人体に有害である上に、分解能が悪く、装置も大型かつ高価である。ＭＲＩは、分解能が悪く、装置が大型かつ高価である上に、水分のない歯の内部構造は撮影できない。
ところで、Ｘ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置、それにＰＥＴやＳＰＥＣＴおよび３次元超音波画像診断装置・光コヒーレンストモグラフィー装置に関しては生物体の表面および内部の特性を３次元空間上の特性値として測定し、測定データを演算部において演算処理し２次元または３次元の画面または印刷物に表示するものであり、生物体内部の立体的形状・構造情報のみならず、組成や病変の有無・進行度合い等も含む特性情報まで同様に表示可能であり非常に有用な装置として利用されている。

また、特に光コヒーレンストモグラフィー装置（以下、ＯＣＴ装置と称する）は、人体に無害で、被計測体の３次元情報が高分解能で得られるため、角膜や網膜の断層計測等の眼科の分野で応用されている。なお、ＯＣＴは、Ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙの略である。また、ＯＣＴ装置は、光学干渉断層撮影装置と呼ばれることもある。また、歯科分野においてもＯＣＴ装置を応用した発明考案がなされている。（特許文献１〜４、実用新案文献１〜４参照）
ここで、ＯＣＴ装置の基本構成について説明する。
（ＯＣＴ装置の基本構成・基本用語の説明および動作原理）

本発明にかかる歯科用ＯＣＴ装置の形態を図１を持って説明する。図１において、時間的に低コヒーレントまたはコヒーレントな光源１と、ファイバーカップラー２ａ（光分割部・干渉部）と、参照ミラー３と、光検出器４（光検出部）と、コンピュータ５（演算部）をＯＣＴ装置の基本構成として示している。
この基本構成において、光源よりファイバーカップラーへ至る光を光源光、ファイバーカップラーより参照ミラーへ至り参照ミラーから反射して再びファイバーカップラーへ戻る光を参照光、ファイバーカップラーより被計測体Ｔへ至る光を計測光、被計測体各部より反射して再びファイバーカップラーへ戻る光をｚ方向物体反射光、ファイバーカップラーより光検出器４および光源１へ至る光を干渉光という。
この基本構成において、光源より出射した光源光はファイバーカップラーに至って参照光と計測光の２系統に分岐し、参照光は参照ミラー３によって鏡面反射して再びファイバーカップラーに戻り、計測光は被計測体各部より反射・散乱・透過作用を受けその一部である後方散乱光がｚ方向物体反射光として被計測体各部（基本構成においては時間軸上に変換されたｚ方向の被計測体各部）の後方散乱係数情報を担いつつ再びファイバーカップラーへ戻る。ファイバーカップラーへ戻った参照光とｚ方向物体反射光はファイバーカップラーにより干渉し、干渉光となって光源１と光検出器４の方へ分岐出射する。この干渉光の強度を光検出器４で検出し、その干渉光強度をコンピューター５に入力して時間軸上で計測解析し、物体各部の後方散乱係数情報すなわち物体各部の情報を表示するものである。ｚ方向物体反射光はその電磁波としての波形上に物体情報を担っているが、光波形はあまりにも現象が速すぎて時間軸上で直接計測できる光検出器は存在しないが、参照光と干渉させることによって被計測体各部の後方散乱特性情報が光の強度の変化に変換されるので光検出器で時間軸上での検出が可能となる。

説明の都合上、被計測体には計測光の進行方向であるｚ方向、ｚ方向とともにいわゆるＢモードと言われる２次元断面の断層を構成するｘ方向、さらにＢモードの各断層の位置をずらしていわゆるＣモードと言われる３次元的被計測体情報を得るためのずらす方向であるｙ方向を直交座標軸として図１に記載のごとく定義する。これらｘ・ｙ・ｚの各方向の情報を得るために、ｘ方向およびｙ方向に計測光束を走査するためのガルバノミラー８−１〜２を用いる。ｚ軸方向の情報を得るための手段は、参照ミラー３を光軸方向に駆動する参照ミラー駆動法と、レンズ７−６の出力側に回折格子を置いてｚ軸方向の時間軸情報を回折格子の回折方向の空間軸情報に変換し、光検出器４としてＣＣＤ等の１〜２次元の撮像素子を用い、コンピュータ５上で時間軸情報すなわちｚ軸方向情報を再構成するスペクトルドメイン法（従来のフーリエドメイン法）を用いることができる。さらに、光源１として可変波長光源を用い、回折格子を用いないスウェプトソース法（新しいフーリエドメイン法）を歯科用ＯＣＴ装置に適用し、ｚ方向の情報取得手段としている。これは原理的にスペクトルドメイン法と同等であり、フーリエ変換操作を干渉光で行う代わりに光源光で行うものである。
ファイバーカップラー２ａを使ったＯＣＴ装置の基本構成としてはこの他に、ファイバーカップラーへの光の入出力に用いられる光ファイバー６−１〜４、光源光・参照光・干渉光をコリメートまたは集光するためのレンズ７−１〜5、７−７、および計測光を集光しｚ方向物体反射光をコリメートするための対物レンズ７−６が必要である。なお、ファイバーカップラーの代わりにビームスプリッターを使った構成も考えられる。この場合、光ファイバー６−１〜４は必ずしも必要なくなるが、光源１・ビームスプリッター・参照ミラー３・対物レンズ７−６・光検出器５を光学的に適切に配置する必要があり、コンパクトな配置等のために各所にミラーを用いたり場合によっては部分的に光ファイバーを用いたりするが、基本構成としては干渉を行う部材としてファイバーカップラー２ａを用いるかビームスプリッターを用いるかの違いだけであり原理的構成は同一である。
なお、少なくとも計測光およびｚ方向物体反射光の導光部および対物レンズ７−７を含む（被計測体Ｔは含まない）ユニットをプローブユニット（Ｐｒｏｂｅ Ｕｎｉｔ）Ｕ２、少なくとも光源のコントロール出力・光検出器４からの入力およびコンピュータ５を含むユニットをＰＣユニット（ＰＣ Ｕｎｉｔ）Ｕ３、少なくとも光源１・ファイバーカップラー２ａ・参照ミラー３・光検出器４を含むユニットをＯＣＴユニット（ＯＣＴ Ｕｎｉｔ）Ｕ１とする。

この様なＯＣＴ装置によって、非破壊、非接触で生体内部の高分解能な画像を得ることができる。ＯＣＴ装置の歯科の分野への適用については、ＯＣＴ装置を用いて、歯の断層を撮影した例が開示されている（例えば、特許文献１〜５、非特許文献１〜９参照）。
これら従来技術のうち特許文献１〜３は、光コヒーレンストモグラフィーを歯科に適用する場合に従来の歯科用の設備にいかに組み込むかというものであり、また光ファイバーケーブルあるいは電力・信号線をつかって計測用のプローブの把持位置および方向を自由にし、特に深さ方向の走査をプローブ内でいかに行なうか、プローブから計測光をいかに射出するかについて言及している。また、特許文献４は、光源の波長を走査するフーリエドメイン光コヒーレンストモグラフィーを開示し、その波長域やプローブの構成等について言及している。さらに実用新案文献１〜４については歯科用のハンドピースにプローブを組み込む提案がなされている。また、非特許文献１〜９に光コヒーレンストモグラフィーを歯科に適用した場合の描像性能についての報告が成されている。
それに対し本発明は、光コヒーレンストモグラフィーを歯科に適用した場合に付加される新しい機能について考案しており、この様な新しい機能については、ＯＣＴ装置を含む一般の３次元上特性測定・表示装置において従来例は存在しない。

特開２００４−３４４２６０A号 特開２００４−３４４２６２A号 特開２００４−３４７３８０A号 特開２００６−１９１９３７ 実用新案登録第３１１８７１８号 実用新案登録第３１１８８２３号 実用新案登録第３１１８８２４号 実用新案登録第３１１８８３９号 レーザー研究 ２００３年１０月号：医療を中心とする光コヒーレンストモグラフィーの技術展開 Journalof Biomedical Optics, October 2002, Vol.7 No.4：Imagingcaries lesions and lesion progression with polarization sensitive opticalcoherence tomography APPLIEDOPTICS, Vol.37, No.16, 1 June 1998: Imaging of hard-and soft-tissue structureIn the oral cavity by optical coherence tomography OPTICSEXPRESS, Vol.3,No.6,14 September 1998: Dental OCT OPTICSEXPRESS, Vol.3,No.6,14 September 1998: In vivo OCT Imaging of hard and softtissue of the oral cavity ２００４年度日本光学会年次学術講演会予稿集、５ａＦ６、フーリエドメイン光コヒーレンストモグラフィーによる歯科試料計測 ２００５年度日本光学会年次学術講演会予稿集、２４ｐＥ５、３次元歯科計測へのスペクトル干渉断層法の応用 PhotonicsWest 2006, 6079-66, In-Vivo three dimensional Fourier-Domain Optical CoherenceTomography for soft and hard oral tissue measurements PhotonicsWest 2006, 6137-03, Assessment of dental-caries using optical coherencetomography

本発明は、３次元上特性測定・表示装置、特にＯＣＴ装置を歯科に適用した場合に従来では得られなかった新しい機能をもたらすことを目的とする。この新しい機能とは、表面形状や咬合面形状を測定することであり、特に咬合状態・咬合運動状態における上下顎対合歯牙咬合面の接触状態を測定することであり、屈折率で変形を受けているＯＣＴ装置の画像を実物の寸法に補正することであり、また口腔組織各部の屈折率分布を推定するものである。

本発明を解決するための基本的な手段は、生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とし、データ演算部を持ち、口腔組織の表面形状や咬合面形状・咬合状態を測定表示する３次元上特性測定・表示装置であって、咬合状態にない歯牙表面の形状データ、咬合運動状態を含む咬合状態にある上下咬合面の形状データ、咬合運動状態を含む咬合状態にある上下対合歯の咬合面を含む断層データのいずれか少なくともひとつに、上下咬合面の接触点または接触線または接触面のデータを前記演算部により演算生成して表示するか、さらに前記３次元上特性測定・表示装置による演算生成によらず別途得られた咬合状態に無い歯牙表面の形状データを同時表示することである。
請求項２に関してはさらに、生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用ＯＣＴ装置であって、光源と、前記光源から出射した光源光を参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、干渉光を計測する光検出部とを備え、前記光源が一定の波長帯域の光を同時に発生させる方式においては干渉光と光検出部の間に干渉光を波長に応じて分光する回折格子と１次元または２次元の撮像装置による光検出部を成し、前記光源が一定の波長帯域の光を時間的に走査する方式においては１個または２個の光検出素子による光検出部を成し、前記光検出部が計測した干渉光の波長の各段階における強度をフーリエ変換またはフーリエ逆変換することにより、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し前記被計測体の画像を生成する演算部とを備えた歯科用ＯＣＴ装置に上記手段を適用することである。
請求項３に関してはさらに、上記ＯＣＴ装置において、異なる方向から同一部位を撮影した２つ以上のデータから、屈折率分布を推定するか、またはさらに実寸法画像を演算生成するものである。
請求項４に関してはさらに、咬合状態または咬合運動状態にある歯牙の計測において、咬合面の形状データを抽出して出力し、さらにこれらに異なる方向から同一部位を撮影した２つ以上のデータを用いて、画像を実物の寸法に補正することにより、表面形状や咬合面形状を測定表示することである。

本発明によれば、従来では得られなかった新しい機能をもたらすことができる。この新しい機能とは、表面形状や咬合面形状・咬合状態を測定することであり、特に咬合状態・咬合運動状態における上下顎対合歯牙咬合面の接触状態を測定することであり、屈折率で変形を受けているＯＣＴ装置の画像を実物の寸法に補正することであり、また口腔組織各部の屈折率分布を推定するものである。

３次元上特性測定・表示装置のうち、本発明にかかる最良の形態における基本的構成は、生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用ＯＣＴ装置であって、光源と、前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、干渉光を計測する光検出部とを備え、前記光源が一定の波長帯域の光を同時に発生させる方式においては干渉光と光検出部の間に干渉光を波長に応じて分光する回折格子と１次元または２次元の撮像装置による光検出部を成し、前記光源が一定の波長帯域の光を時間的に走査する方式においては光検出部は１個または２個の光検出素子による光検出部を成し、前記光検出部が計測した干渉光に基づいて、前記光検出部が計測した干渉光の前記変化する波長の各段階における強度をフーリエ変換またはフーリエ逆変換することにより前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し前記被計測体の画像を生成する演算部とを備えた歯科用ＯＣＴ装置であることである。具体的には背景技術において図１を例に示した様な基本構成が必要である。

基本構成に加えて、請求項１に関しては、 咬合状態にない歯牙表面の形状データ、咬合運動状態を含む咬合状態にある咬合面の形状データ、咬合運動状態を含む咬合状態にある上下咬合面の形状、咬合運動状態を含む咬合状態にある上下対合歯の咬合面を含む断層データのいずれか少なくともひとつに、上下咬合面の接触点または接触面のデータを前記演算部により演算生成して表示するか、さらに前記歯科用ＯＣＴ装置による演算生成によらず別途得られた咬合状態に無い歯牙表面の形状データを同時表示することにより、口腔組織の表面形状や咬合面形状・咬合状態を測定表示することを特徴とするものである。
（請求項１および２に関する実施の形態１：表面形状データの抽出）この具体的態様として、表面形状データ（２次元空間座標上の残り１次元の（高さ）データ）を抽出する方法について述べる。

ＯＣＴ装置のデータは３次元位置座標値上の１次元後方散乱特性データとして演算算出されるが、この３次元位置座標軸データのうちの計測光方向の深さデータｚについては、計測光が最初に被計測体に進入する表面のデータｚは、実際のデータと同一となるが、内部のデータについては、表面あるいは計測光の照射光学系中に決めたある位置から、着目している深さｚまでの間の屈折率を深さｚを変数として積分した値に引き伸ばされてしまう。これを光学的距離という。これは[速度]×[時間]＝[距離]という原理において光速度を真空光速度（＝空中光速度）と見なして算出した距離のことである。これは、ＯＣＴ装置が光の干渉をその時間軸上での現象として計測・解析するものである（フーリエドメイン方式における周波数軸上も結局は時間軸上の現象を周波数軸上に変換していることになる）ことにその理由がある。

［光学的距離］＝［真空光速度］×［経過時間］
＝［屈折率］×［被計測体中の光速度］×［経過時間］
＝［屈折率］×［被計測体の実距離］
から、実際の距離が屈折率分、引き伸ばされるということになる。しかしながら、大気中の光速度は真空中の光速度にほぼ等しい（屈折率が１）ことから、計測光が最初に被計測体に進入した地点での反射または散乱による像の形状は、実際の形状に等しいということになる。計測光が被計測体に進入するまではノイズや特別な場合（感染防止の透明な保護材等の関与）を除いて、反射や散乱は生じないことから、コンピュータ５（演算部）において、ＯＣＴデータとして得られた（ｘ値、ｙ値、ｚ値、散乱係数ν）×（ｚ方向データ数）×（ｘ方向データ数）×（ｙ方向データ数）の全データの中から、同一ｘ値・ｙ値における（ｚ値、散乱係数ν）×（ｚ方向データ数）のデータを取り出し、ｚ値の小さい（つまり、浅い）方から見て最初に散乱係数が一定水準以上を超えた深さデータをｚ０とし、（ｘ値、ｙ値）に対して（ｚ０値）を対応させたデータを被計測体のＯＣＴ装置からの計測光を最初に反射する表面形状データとすることができる。ＯＣＴ装置において表面形状データを抽出する以上の方法は、３次元超音波画像診断装置においても同様である。すなわち３次元超音波画像診断装置においては計測光の代わりに超音波を用い、後方散乱光の代わりに反射超音波・光速度の代わりに超音波進行速度・屈折率の代わりに超音波進行速度の逆数に置き換えれば良い。大気中の光速度の代わりには、計測超音波・反射超音波が大気中を経由する場合大気中の超音波速度に超音波伝導体を使用する場合は、超音波伝導体の超音波速度に置き換えれば良い。プローブが直接被計測体に接触する場合は、プローブの形状が被写体の表面形状（プローブ形状に被写体が変形する場合も含めて）ということになる。表面形状データに関してＸ線ＣＴやＭＲＩの様に被写体の画像データが変形を受けない(計測手段に用いるＸ線や磁界の進行速度が被計測体によって変化しないあるいは無視できる)場合には、最初に特性の変化が現れた点の集合で構成される面として表面を定めれば良い。

次に、咬合状態にない咬合面を含む歯牙の表面形状であるが、ＯＣＴ装置の場合は計測方向を咬合面に対向する方向から計測することにより、上記方法で抽出可能であるが、咬合状態にある歯牙の表面状態についてはその歯自身や対合歯の影になって、抽出することが出来ない。そこで咬合の接触部分が、点または線状あるいは面で接触していてもその接触面積は非常に小さく点または線状に接触していると見なせることに着目する。すなわち、咬合の接触部分の周辺には後方散乱が無い空間がつまり後方散乱強度がゼロの空間が立体的に分布していることに着目する。この後方散乱強度がゼロの空間を抽出し、これを咬合面に挟まれた中空空間と見なして区別する。この区別によって中空空間からそうでない部分との境界として咬合状態にある歯の咬合面の表面形状データとすることが出来る。３次元超音波画像診断装置やそのほかの３次元上特性測定・表示装置においても、被計測体が存在しない空間として区別すれば、その境界が表面となる。
この様にして、咬合状態における上下の歯の接触している状態をＯＣＴ装置で計測し、非咬合状態をＯＣＴ装置で計測した咬合面形状データと共に、中空空間と区別して表示することは好適である。この様に表示することにより、どこが接触しているかを目視で確認し易くすることができる。また、この非咬合状態で計測した咬合面形状データは、Ｘ線ＣＴや光ＣＴ等、ＯＣＴ以外の方法により計測・抽出したものであってもよい。

これらの表示方法の例を次に述べる。表面形状データは３次元画像で本文上での図示が困難なので、文章で述べる。
１．非咬合状態における３次元咬合面データを特定の向きから見た３次元形状表示（等高線表示もしくはコンター表示（濃淡表示）または鳥瞰表示またはメッシュ表示等）の形式にて、同方向からみて遠方側を適当な平面で切り出した画像を表示する。このデータが３次元上特性測定・表示装置によらない咬合面形状データである場合は切り出された咬合面のエッジとその後方の咬合面データが表示されるが、３次元上特性測定・表示装置による咬合面形状データである場合には、咬合面形状データとその後方の咬合面データ以外に切り出された断面の断層データも表示されていても良い。
２．咬合状態における３次元咬合面データを１．の非咬合状態における３次元咬合面データと並べるか、あるいは重ね合わせるかして３次元上特性測定・表示装置による断層画像を奥行き方向に表示走査するとともに、対応する奥行き位置より奥の咬合面データのみ表示し手前の表示をカットして表示する。
さらに、咬合状態における上下の歯の咬合面の形状を抽出し、非咬合状態で計測した咬合面形状データにもとづいて構成し、表示することはさらに好適である。咬合状態における上下の歯の咬合面の形状を抽出するには、まず非咬合状態で計測した咬合面の形状データにおける特徴形状（特徴点または特徴線または特徴構造）を抽出し、同様に３次元上特性測定・表示装置の（ｘ値、ｙ値、ｚ値、散乱係数ν）により構成される４次元のデータの中から、散乱係数の顕著な変化をトレースする特徴形状（線データまたは線データ上の特徴点データ、面データまたは面データ上の特徴線・特徴点データ、立体データ上の特徴面・特徴線・特徴点データ）を抽出し、この中から前記特徴形状をパターンマッチングさせることにより得るものである。トレースデータや特徴点・特徴線・特徴面データはハフ変換等を用いて抽出しても良い。この際に３次元上特性測定・表示装置の計測は咬合面に対して一定の角度方向を計測光方向として計測される（例えば臼歯であれば頬側方向から咬合面に対して略水平方向からの計測となる。さらに、ｘ方向を歯軸方向、ｙ方向を歯列方向にとる等の位置・方向決めを行なうことも好適であり、以下これを前提に説明する。）ことから、３次元上特性測定・表示装置のデータから抽出する特徴形状は、ｚ方向およびｙ方向に略平行な面内に限定して抽出することが好適である。さらに、３次元上特性測定・表示装置がＯＣＴ装置の場合、ＯＣＴデータは計測光方向に屈折率伸張されていることから、パターンマッチング過程で略ｚ方向に咬合面下の生体材料（例えばエナメル質）の屈折率補正を行なうことは非常に好適である。この場合、ヒトのエナメル質の屈折率として１．４〜１．６を適用するのが良い。
請求項３に関しては、異なる方向から同一部位を撮影した２つ以上のデータを用いることにより、ＯＣＴ装置の画像を実物の寸法に補正することであり、また口腔組織各部の屈折率分布を推定するものである。

（請求項３に関する実施の形態）この具体的態様として、図２ａ〜ｃを用いて説明する。図２ａ〜ｃにおいて、図２ａは一般的な歯の断面の模式図、図２ｂは上方よりの計測光によるＯＣＴ断層計測画像の模式図、図２ｃは側方よりの計測光によるＯＣＴ断層計測画像の模式図である。例示している地点A、Bは画像から得られる特徴点であり、図２ａと図２ｂのＡ点、図２ａと図２ｂのＢ点はそれぞれ同一の点と見なす点である。これは例えば、輝度の変化する断面曲線の中で特に屈曲している点であり、例えば計測方向ｚ方向は屈折率伸張が起こるがｘ方向は起こらないことを利用して、つまりｘ方向から屈曲点を数えてその順番が対応する性質等を利用して同一点と見なした点である。これらをひとたび同一点と見なした場合は、

図において
ｚ１＝ｘ２×λ１
ｚ２＝ｘ１×λ２
となる。ここにλ１は図２ｂにおける計測光方向の、λ２は図２ｃにおける計測光方向の屈折率である。各部の屈折率を得るには上式より
λ１＝ｚ１／ｘ２
λ２＝ｚ２／ｘ１
を行なえば良い。等方性の材料であれば、特徴点を細かくとれば取るほどλＡ＝λＢとなるであろう。さらに、図２ｂより実画像を得るには
ｚ１‘＝ｚ１／λ１
図２ｃより実画像を得るには
ｚ２‘＝ｚ２／λ２
を行なえばよい。

上述の方法は、図２ｂ、図２ｃに示した様に２つの計測画像は互いに直交する計測光により屈折率情報および実画像を得たが、２つの計測方向が直交している必要は無い。２つの計測方向の間の角度がわかっていれば同様の原理で屈折率情報および実画像を得ることができるのは言うまでも無い。
請求項４については、請求項４に述べた方法を利用して咬合状態にある上下の歯の咬合面の実形状を得ることが可能である。つまり咬合状態または咬合運動状態にある歯牙の計測において、異なる方向から同一部位を撮影した２つ以上のデータを用いて、咬合面の実形状データを抽出して出力することや、咬合状態にある静止画像や咬合運動を表す動画像を実物の寸法に補正することすることができる。また、請求項には述べていないが同様にして隣合う２つの歯の対合面あるいは接触面の実形状を得ることも可能となる。

本発明は、３次元上特性測定・表示装置を歯科に適用した場合に従来では得られなかった新しい機能をもたらすことができる。この新しい機能とは、表面形状や咬合面形状を測定することであり、特に咬合状態・咬合運動状態における上下顎対合歯牙咬合面の接触状態を測定することである。さらに３次元上特性測定・表示装置がＯＣＴ装置である場合、屈折率で変形を受けているＯＣＴ装置の画像を実物の寸法に補正することであり、また口腔組織各部の屈折率分布を推定するものである。

ＯＣＴ装置の基本構成図 屈折率補正の原理図

符号の説明

１ 光源
２ａ ファイバーカップラー（光分割部・干渉部）
３ 参照ミラー
４ 光検出器（光検出部）
５ コンピューター（演算部）
６−１〜４ 光ファイバー
７−１〜５、７−７ レンズ
７−６ （対物）レンズ
８−１〜２ ガルバノミラー
Ｕ２ プローブユニット
Ｕ３ ＰＣユニット（PC Unit）
Ｕ１ ＯＣＴユニット

Claims (4)

1. 生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とし、データ演算部を持ち、口腔組織の表面形状や咬合面形状・咬合状態を測定表示する３次元上特性測定・表示装置であって、咬合状態にない歯牙表面の形状データ、咬合運動状態を含む咬合状態にある上下咬合面の形状データ、咬合運動状態を含む咬合状態にある上下対合歯の咬合面を含む断層データのいずれか少なくともひとつに、上下咬合面の接触点または接触線または接触面のデータを前記演算部により演算して表示するか、さらに前記３次元上特性測定・表示装置による演算によらず別途得られた咬合状態に無い歯牙表面の形状データを同時表示することを特徴とする３次元上特性測定・表示装置。
2. 生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、光源と、前記光源から出射した光源光を参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、干渉光を計測する光検出部とを備え、前記光源が一定の波長帯域の光を同時に発生させる方式においては干渉光と光検出部の間に干渉光を波長に応じて分光する回折格子と１次元または２次元の撮像装置による光検出部を成し、前記光源が一定の波長帯域の光を時間的に走査する方式においては１個または２個の光検出素子による光検出部を成し、前記光検出部が計測した干渉光の波長の各段階における強度をフーリエ変換またはフーリエ逆変換することにより、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し前記被計測体の画像を生成する演算部とを備えた歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置である請求項１記載の３次元上特性測定・表示装置。
3. 生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、光源と、前記光源から出射した光源光を参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、干渉光を計測する光検出部とを備え、前記光源が一定の波長帯域の光を同時に発生させる方式においては干渉光と光検出部の間に干渉光を波長に応じて分光する回折格子と１次元または２次元の撮像装置による光検出部を成し、前記光源が一定の波長帯域の光を時間的に走査する方式においては１個または２個の光検出素子による光検出部を成し、前記光検出部が計測した干渉光の波長の各段階における強度をフーリエ変換またはフーリエ逆変換することにより、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し前記被計測体の画像を生成する演算部とを備えた歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、異なる方向から同一部位を撮影した２つ以上のデータから、屈折率分布を推定するか、またはさらに実寸法画像を演算生成することを特徴とする３次元上特性測定・表示装置。
4. 咬合状態または咬合運動状態にある歯牙の計測において、咬合面の形状データを抽出して出力し、さらにこれらに異なる方向から同一部位を撮影した２つ以上のデータを用いて、画像を実物の寸法に補正することにより、表面形状や咬合面形状を測定表示することを特徴とする請求項１〜３記載の３次元上特性測定・表示装置。