JP5062816B2 - Reflective tomography system - Google Patents
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Description
本発明は、医科・歯科または動物に用いられる反射型の３次元断層撮影装置に関する。反射型とは計測ヘッドが被計測体に対向する形で計測される方式のことで、光・電磁波・音・電界・磁界のいずれかの計測波を被計測体に照射し、計測体表面および内部で反射した計測波を計測することにより、被計測体の表面や内部の３次元的な反射強度情報を得て、これを断層表示または印刷するものである。具体的には超音波断層撮影装置、光コヒーレンストモグラフィー装置、散乱光ＣＴ装置、反射型ＭＲＩ装置に適用される。また、本発明は特に非破壊断層計測技術の1つである光コヒーレンストモグラフィー装置に関する。また、特に歯科に用いられる光コヒーレンストモグラフィー装置に関する。なお、屈折率とは計測波全般に適用される用語とするが、光コヒーレンストモグラフィー装置に関しては計測光の屈折率のことである。また光コヒーレンストモグラフィー装置に関しては反射光とは後方散乱光のことである。以下明細書は歯科における光コヒーレンストモグラフィー装置に関して説明するが、光コヒーレンストモグラフィー装置ついて記述された本発明はこれら反射型断層撮影装置にも全く同様に適用可能なものである。 The present invention relates to a reflection-type three-dimensional tomography apparatus used in medical / dental or animals. The reflection type is a method in which the measurement head is measured so as to face the object to be measured, and the object to be measured is irradiated with a measurement wave of light, electromagnetic waves, sound, electric field, or magnetic field, and the surface of the measurement object and By measuring the measurement wave reflected inside, three-dimensional reflection intensity information on the surface of the measurement object and inside is obtained, and this is displayed in a tomographic display or printed. Specifically, the present invention is applied to an ultrasonic tomography apparatus, an optical coherence tomography apparatus, a scattered light CT apparatus, and a reflective MRI apparatus. The present invention also relates to an optical coherence tomography apparatus that is one of the non-destructive tomographic techniques. In particular, the present invention relates to an optical coherence tomography apparatus used for dentistry. The refractive index is a term applied to all measurement waves, but for the optical coherence tomography apparatus, it is the refractive index of measurement light. In the optical coherence tomography apparatus, the reflected light is backscattered light. The following description will be made with reference to an optical coherence tomography apparatus in dentistry, but the present invention described for an optical coherence tomography apparatus is equally applicable to these reflection tomography apparatuses.
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。
Conventionally, an X-ray imaging apparatus, an intraoral camera, a dental camera, X-ray CT, MRI, and the like have been used for imaging a jaw and mouth region in dental diagnosis. Recently, inventions that apply optical coherence tomography to dentistry have been devised.
An image obtained by the X-ray imaging apparatus is merely a transmission image, and information on the X-ray traveling direction of the measurement target is detected by being superimposed. Therefore, it is impossible to know the internal structure of the measurement object three-dimensionally. Also, because X-rays are harmful to the human body, the annual exposure dose is determined, and only qualified surgeons can handle the device, and only in rooms surrounded by shielding materials such as lead and lead glass. I can not use it.
Since the intraoral camera images only the surface of the intraoral tissue, internal information such as teeth cannot be obtained. X-ray CT is harmful to the human body as well as an X-ray imaging apparatus, has low resolution, and is large and expensive. MRI has poor resolution, the apparatus is large and expensive, and the internal structure of teeth without moisture cannot be photographed.
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、光コヒーレンストモグラフィー装置は、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光コヒーレンストモグラフィー装置を応用した発明考案がなされている。（特許文献１〜４、特許文献５〜８参照）
ここで、ＯＣＴ装置の基本構成について説明する。
By the way, for X-ray CT apparatus, MRI apparatus, PET, SPECT, 3D ultrasound diagnostic equipment and optical coherence tomography apparatus, the surface and internal characteristics of living organisms are measured as characteristic values in 3D space. The data is processed in the calculation unit and displayed on a 2D or 3D screen or printed matter, and includes not only the three-dimensional shape / structure information inside the organism, but also the composition, presence / absence / degree of progression, etc. Information can be displayed in the same manner, and it is used as a very useful device.
In particular, an optical coherence tomography apparatus (hereinafter referred to as an OCT apparatus) is harmless to the human body and can obtain three-dimensional information of a measured object with high resolution, so that it is applied in the field of ophthalmology such as tomographic measurement of the cornea and the retina. Has been. Note that OCT is an abbreviation for Optical coherence tomography. Further, the optical coherence tomography apparatus is sometimes called an optical coherence tomography apparatus. Also in the dental field, inventions that apply optical coherence tomography devices have been made. (See Patent Documents 1 to 4, Patent Documents 5 to 8)
Here, the basic configuration of the OCT apparatus will be described.
（OCT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光コヒーレンストモグラフィー装置の形態を図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の基本構成として示している。光源は例えばある方式では、時間的に非コヒーレントで一定の幅の波長成分を持つ空間的にはコヒーレントなスーパールミネッセントダイオードを、別の方式では波長走査光源を用いる。
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。
(Basic configuration of OCT, explanation of basic terms and operating principle)
An embodiment of a dental optical coherence tomography apparatus according to the present invention will be described with reference to FIG. In FIG. 1, a temporally low coherent or coherent light source 1, a fiber coupler 2a (light splitting unit / interference unit), a reference mirror 3, a photodetector 4 (light detecting unit), and a computer 5 (calculating unit). ) Is shown as the basic configuration of OCT. As a light source, for example, a spatially coherent superluminescent diode having a wavelength component having a constant width and a non-coherent temporal component is used in one method, and a wavelength scanning light source is used in another method.
In this basic configuration, light from the light source to the fiber coupler is light source light, light from the fiber coupler to the reference mirror, reflected from the reference mirror and returned to the fiber coupler again, reference light, and light from the fiber coupler to the object T to be measured The measurement light and the light reflected from each part of the measured object and returning to the fiber coupler are referred to as z-direction object reflection light, and the light from the fiber coupler to the light detector 4 and the light source 1 is referred to as interference light.
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物体反射光として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。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。上記動作の結果として、被写体中の計測光路上で参照光と同一光路長となる計測点の情報を取得するものである。 In this basic configuration, the light source light emitted from the light source reaches the fiber coupler and branches into two systems of reference light and measurement light. The reference light is specularly reflected by the reference mirror 3 and returns to the fiber coupler, and the measurement light is measured. Reflected / scattered / transmitted by each part of the body, the backscattered light as a part thereof returns to the fiber coupler as object reflected light while carrying backscattering coefficient information of each part of the measured object. The reference light returning to the fiber coupler and the z-direction object reflected light interfere with each other by the fiber coupler, and are branched and emitted toward the light source 1 and the photodetector 4 as interference light. The intensity of the interference light is detected by the photodetector 4, the interference light intensity is input to the computer 5 and measured and analyzed on the time axis, and the backscattering coefficient information of each part of the object, that is, the information of each part of the object is displayed. is there. Object reflected light carries object information on the waveform as an electromagnetic wave, but the optical waveform is too fast to be detected, and there is no photodetector that can be measured directly on the time axis, but it must interfere with the reference light. As a result, the backscattering characteristic information of each part of the measured object is converted into a change in light intensity, so that detection on the time axis is possible with the photodetector. As a result of the above operation, information on a measurement point having the same optical path length as the reference light on the measurement optical path in the subject is acquired.
（座標の定義）説明の都合上、座標系を次の様に定義する。すなわち計測光の入射方向をｚ方向およびｚ’方向、計測光の１次走査方向をｘ方向、計測光の２次走査方向をｙ方向、計測光の進む向きをｚおよびｚ’の増す向き、計測光または後方散乱光の進む距離を光学的距離、ｚおよびｚ’方向の実距離による座標をｚ、光学的距離による座標をｚ’とする。計測域に含まれる計測データの集合は［ｚ’またはｚ、ｘ、ｙ］空間上上にマッピングされる。ｚまたはｚ’方向の直線上の後方散乱特性プロファイルを得る過程をAモード、ｚまたはｚ’方向およびｘ方向に広がる平面上の後方散乱特性プロファイルを得る過程をＢモード、さらにｙ方向にも広がる立体領域上の後方散乱特性プロファイルを得る過程をＣモードという。
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。さらに本発明請求項５に関する構成においては、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。
(Definition of coordinates) For convenience of explanation, the coordinate system is defined as follows. That is, the incident direction of the measuring light is the z direction and the z ′ direction, the primary scanning direction of the measuring light is the x direction, the secondary scanning direction of the measuring light is the y direction, the direction in which the measuring light advances is the direction in which z and z ′ increase, The distance traveled by the measurement light or the backscattered light is an optical distance, the coordinate based on the actual distance in the z and z ′ directions is z, and the coordinate based on the optical distance is z ′. A set of measurement data included in the measurement area is mapped on the [z ′ or z, x, y] space. The process of obtaining a backscattering characteristic profile on a straight line in the z or z ′ direction is A mode, the process of obtaining a backscattering characteristic profile on a plane extending in the z or z ′ direction and the x direction is spread in the B mode, and further in the y direction. The process of obtaining the backscattering characteristic profile on the three-dimensional region is called C mode.
In order to obtain information in each of the x, y, and z directions, galvanometer mirrors 8-1-2 for scanning the measurement light beam in the x direction and the y direction are used. The means for obtaining information in the z-axis direction includes a reference mirror driving method for driving the reference mirror 3 in the optical axis direction, and a diffraction grating placed on the output side of the lens 7-6 to diffract time-axis information in the z-axis direction. Spectral domain method (converted to spatial axis information in the diffraction direction of the grating, and using a one- or two-dimensional imaging device such as a CCD as the photodetector 4 to reconstruct time axis information, that is, z-axis direction information on the computer 5 ( The conventional Fourier domain method can be used. Furthermore, in the configuration relating to the fifth aspect of the present invention, a variable wavelength light source is used as the light source 1, and a swept source method (new Fourier domain method) not using a diffraction grating is applied to dental OCT to obtain z-direction information acquisition means. . This is in principle equivalent to the spectral domain method, and the Fourier transform operation is performed with the light source light instead of the interference light.
ファイバーカップラー２ａを使ったＯＣＴ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２ｂ（図示無し）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２ｂ・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２ｂ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１〜４、特許文献５〜８、非特許文献１〜９参照）。
In addition to the basic configuration of OCT using the fiber coupler 2a, optical fibers 6-1 to 4 used for input / output of light to / from the fiber coupler, collimating or condensing light source light / reference light / interference light. The lenses 7-1 to 5 and 7-7 and the objective lens 7-6 for collecting the measurement light and collimating the z-direction object reflection light are required. A configuration using a beam splitter 2b (not shown) instead of the fiber coupler is also conceivable. In this case, although the optical fibers 6-1 to 4 are not necessarily required, the light source 1, the beam splitter 2b, the reference mirror 3, the objective lens 7-6, and the photodetector 5 need to be optically appropriately disposed and are compact. Although mirrors are used in various places for arrangement, etc., or optical fibers are partially used in some cases, the basic configuration is only the difference between using a fiber coupler 2a or a beam splitter 2b as a member that causes interference. The principle configuration is the same.
A unit including at least the measurement light and the z-direction object reflected light guiding unit and the objective lens 7-7 (not including the measurement target T) is a probe unit U2, and at least a light source control output / light detection A unit including the input from the unit 4 and the computer 5 is referred to as a PC unit U3, and a unit including at least the light source 1, the fiber coupler 2a, the reference mirror 3, and the photodetector 4 is referred to as an OCT unit U1.
With such an OCT apparatus, a high-resolution image inside the living body can be obtained in a non-destructive and non-contact manner. As for the application of the OCT apparatus to the dental field, examples in which a tomogram of a tooth is photographed using the OCT apparatus are disclosed (for example, Patent Documents 1 to 4, Patent Documents 5 to 8, Non-Patent Documents 1 to 4). 9).
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。さらに特許文献５〜８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。
上記構成では被写体中のただ１地点のみが計測されるだけであるが、被写体各部の情報を取得するために以下の構成が採用される。まず、１次元の情報取得のためにｚ方向に走査してｚ方向の１次元情報を取得するAモード、２次元の情報を取得するためにｚ方向走査に加えてｚ方向に垂直で被写体や走査の都合上適宜決めたｘ方向の走査を加えて２次元情報を取得するBモード、３次元の情報を取得するためにｚおよびｘ双方に垂直なｙ方向の走査を加えて３次元情報を取得するCモードの走査が必要となる。機械的走査を代替する手法も含めてこれらの走査を如何に行なうかによってタイムドメイン方式、フーリエドメイン方式、ラインフィールド方式、フルフィールド方式等の方式が派生している。フーリエドメイン方式にはスペクトルドメイン方式とスウェプトソース方式がある。これらは計測時間や分解能等の性能の違いも生じている。
Among these prior arts, Patent Documents 1 to 3 describe how to incorporate optical coherence tomography into conventional dental equipment when applying to dentistry, and for measurement using optical fiber cables or power / signal lines. In this example, the position and direction of the probe are freely set, and in particular, how the scanning in the depth direction is performed in the probe and how the measurement light is emitted from the probe are mentioned. Patent Document 4 discloses Fourier domain optical coherence tomography that scans the wavelength of a light source, and mentions the wavelength range, the configuration of the probe, and the like. Further, Patent Documents 5 to 8 propose to incorporate a probe into a dental handpiece. Also, Non-Patent Documents 1 to 9 report on imaging performance when optical coherence tomography is applied to dentistry.
In the above configuration, only one point in the subject is measured, but the following configuration is adopted to acquire information on each part of the subject. First, an A mode in which one-dimensional information is obtained by scanning in the z direction to obtain one-dimensional information in the z direction. In addition to z-direction scanning in order to obtain two-dimensional information, B mode for obtaining 2D information by adding x-direction scanning as appropriate for the convenience of scanning. 3D information is obtained by adding y-direction scanning perpendicular to both z and x to obtain 3D information. A C-mode scan to be acquired is required. Methods such as a time domain method, a Fourier domain method, a line field method, a full field method, and the like are derived depending on how these scans are performed including a method for replacing mechanical scanning. The Fourier domain method includes a spectral domain method and a swept source method. There are also differences in performance such as measurement time and resolution.
タイムドメイン方式は最初に提案された最も基本的な方式で、計測光方向であるｚ方向の走査を参照ミラーをｚ方向（参照光の方向）に前後させる機械的走査によってAモード計測を実現している。これには一部、計測光の光路長を走査するタイプも提案・発表されている。
フーリエドメイン方式はタイムドメイン方式では失われている計測点を中心とするｚ方向の一定の範囲の１次元空間上の情報を光速を介した時間軸上情報を経て周波数（もしくは波長）空間上情報に変換してデータ取得し、コンピュータ上で逆フーリエ変換することにより、時間軸もしくはｚ方向空間軸上情報に変換することによってｚ方向のAモード計測を実現している。つまりフーリエドメイン方式ではｚ方向の機械的走査は不要である。フーリエドメイン方式のうち、スペクトルドメイン方式は、干渉光のもつ時間軸上情報（元は被写体のｚ方向空間軸上情報）を回折格子によって周波数（波長）軸上情報に変換し、１次元以上の光検出器（リニアCCDもしくは２次元イメージセンサ）によって検出する。またフーリエドメイン方式のうち、スウェプトソース方式は、源信号である光源光を時間的にも空間的にもコヒーレントな単一波長としその波長を時間的に走査することにより、回折格子を用いることなく、被写体のｚ方向空間軸上情報を各波長応答情報に変換して０次元の光検出器で検出するものである。
２次元の断面を得るにはBモード計測が必要であるが、これは多くの場合計測光をガルバノミラーでz方向に垂直なｘ方向に走査して２次元の断面情報を得ている。さらに多くの場合計測光をｚおよびｘに垂直な方向であるｙ方向に走査することで多数のｙ方向に走査されたBモード断面画像を得ることによりCモード計測を実現している。
以上が一般的なOCTのABC各モードの構成手法である。以下にこれに当てはまらない方法について簡単に述べる。
ラインフィールド方式においては、計測光・後方散乱光および参照光をシリンドリカルレンズ等を使ってｚ方向１本の光線ではなくｘ方向に分布させた光帯にしてそのまま後方散乱光と干渉させて光検出器（１次元CCD）で干渉光検出を行なうことでｙ方向機械走査を代替する。もっとも簡単には光源光を光帯にするのが一般的である。
フルフィールド方式においては、計測光・後方散乱光および参照光をｚ軸方向に垂直な面内に広げてｘとｙ方向に分布させて干渉させるもので、干渉光を２次元イメージセンサで検出する。この場合、ｘとｙ方向の機械的走査は不要である。フルフィールド方式でかつフーリエドメイン方式であればすべての機械的走査が不要であるが、適切な光源が一般に実現していないので、時間的にも空間的にも非コヒーレントなハロゲンランプ等の一般光源をもちいたフルフィールド方式はタイムドメイン方式に限定されており、ｚ方向の機械的走査が必要となっている。
これら従来技術は全て光コヒーレンストモグラフィーの本来機能である断層画像をいかにして得るかということに関する技術である。それに対し、本発明の様な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付加される新しい機能については従来例は存在しない。
The time domain method is the most basic method proposed first, and realizes A-mode measurement by mechanical scanning that moves the reference mirror back and forth in the z direction (the direction of the reference light) in the z direction, which is the measurement light direction. ing. In part, a type that scans the optical path length of the measurement light has been proposed and announced.
In the Fourier domain method, information in the one-dimensional space in a certain range in the z direction centered on the measurement point that is lost in the time domain method is passed through information on the time axis via the speed of light and information in the frequency (or wavelength) space. The data is acquired by converting the data into the data, and the A-mode measurement in the z direction is realized by performing the inverse Fourier transform on the computer to convert the information into the time axis or the information on the z direction space axis. That is, in the Fourier domain method, mechanical scanning in the z direction is unnecessary. Among Fourier domain methods, the spectral domain method converts information on the time axis (originally information on the subject's z-direction spatial axis) of interference light into frequency (wavelength) axis information by a diffraction grating, and is one-dimensional or higher. Detection is performed by a photodetector (linear CCD or two-dimensional image sensor). Among the Fourier domain methods, the swept source method uses a light source light, which is a source signal, as a single wavelength that is coherent in terms of time and space, and scans the wavelength temporally without using a diffraction grating. The information on the z-direction spatial axis of the subject is converted into each wavelength response information and detected by a zero-dimensional photodetector.
In order to obtain a two-dimensional cross section, B-mode measurement is required. In many cases, two-dimensional cross-section information is obtained by scanning measurement light with a galvano mirror in the x direction perpendicular to the z direction. Further, in many cases, C-mode measurement is realized by obtaining a large number of B-mode cross-sectional images scanned in the y-direction by scanning the measurement light in the y-direction perpendicular to z and x.
The above is a configuration method of each ABC mode of general OCT. The following briefly describes a method that does not apply to this.
In the line field method, the measurement light, backscattered light, and reference light are detected using a cylindrical lens or the like by making it a light band distributed in the x direction instead of a single ray in the z direction, and directly interfering with the backscattered light. The y-direction mechanical scanning is replaced by detecting interference light with a detector (one-dimensional CCD). In the simplest case, the light source light is generally in the light band.
In the full field method, measurement light, backscattered light, and reference light are spread in a plane perpendicular to the z-axis direction and are distributed in the x and y directions to interfere with each other, and the interference light is detected by a two-dimensional image sensor. . In this case, mechanical scanning in the x and y directions is not necessary. If the full-field method and Fourier domain method are used, all mechanical scanning is not required, but since a suitable light source is not generally realized, general light sources such as halogen lamps that are non-coherent in time and space The full field method using the method is limited to the time domain method, and requires mechanical scanning in the z direction.
These conventional techniques are all related to how to obtain a tomographic image which is an original function of optical coherence tomography. On the other hand, there is no conventional example of a new function added when optical coherence tomography like the present invention is applied to dentistry.
上記従来のOCTでは、撮影時に次の様な問題点があった。例えば歯科においては、ＯＣＴによる計測対象が単一組織・単一病変に限定されない。つまり、硬組織においてはエナメル質・象牙質・セメント質・歯槽骨・人工補綴物・人工充填物、軟組織においては口腔粘膜・歯槽粘膜・辺縁歯肉・付着歯肉・歯間乳頭歯肉・歯根粘膜等である。つまり、同一の装置・同一の計測データ内で軟組織から硬組織まで計測深さ方向を含む空間的に広い範囲の幅広い種類の組成物を同時にあるいは個別に計測する。一方、ＯＣＴの計測データの特徴としてまず第1に挙げられるのは、ＯＣＴば超音波画像診断機器と同様な反射型の計測原理を応用したものであり、同一組成の部分でも深さによって後方散乱強度が異なる。 The conventional OCT described above has the following problems at the time of shooting. For example, in dentistry, the object to be measured by OCT is not limited to a single tissue / single lesion. In other words, enamel, dentin, cementum, alveolar bone, artificial prosthesis, artificial filling in hard tissues, oral mucosa, alveolar mucosa, marginal gingiva, attached gingiva, interdental papillary gingiva, root mucosa, etc. It is. In other words, a wide variety of compositions in a wide range including a measurement depth direction from a soft tissue to a hard tissue are measured simultaneously or individually in the same apparatus and the same measurement data. On the other hand, the first characteristic of OCT measurement data is that OCT is a reflection-type measurement principle similar to that used in ultrasonic diagnostic imaging equipment. The strength is different.
また、一定の組成であれば深くなればなるほど後方散乱強度は小さくなり後方散乱無しに至る。これは計測光が深くなればなるほど指数関数的に減衰すると同時に後方散乱光も反射後、表面に戻るに従って指数関数的に減衰するからである。第2に、ＯＣＴのデータは計測域における３次元空間上の各計測点における後方散乱強度値によって構成されることを特徴としている。つまり各計測点における被計測体の特性を反映するのは、限定された範囲の後方散乱強度値のみである。結果、歯科組織独特の広範な後方散乱特性を持つ各組織を同時にあるいは個別に、ＯＣＴ独特の後方散乱強度特性をもって計測することとなるが、後方散乱強度の計測値そのままの単純なデータでは空間的に広い範囲の広範な各組織を同時にあるいは個別に表示・評価するのは困難である。また、同様の理由で、各組織・各病変およびその程度、補綴物・充填物およびその品質を分別評価することも困難であるかまたはＯＣＴ独特の特性・画像に関する深い理解と熟練を要する。これは歯科に携わる専門家のみならず、患者に自身の画像データを見せて説明をしたり、患者自身が判断したりすることも困難であり、せっかくのＯＣＴによる診断データを有効に患者説明に活用できないことになる。これは反射型断層撮影装置全般に共通の課題である。 In addition, if the composition is constant, the deeper the backscattering intensity becomes, the less backscattering occurs. This is because the deeper the measurement light, the more exponentially decays, and the backscattered light also decays exponentially as it returns to the surface after reflection. Secondly, the OCT data is characterized by comprising backscattering intensity values at each measurement point in a three-dimensional space in the measurement area. That is, only the backscattering intensity value in a limited range reflects the characteristics of the measurement object at each measurement point. As a result, each tissue having a wide range of backscattering characteristics peculiar to dental tissues can be measured simultaneously or individually with a backscattering intensity characteristic peculiar to OCT. It is difficult to display and evaluate a wide range of various organizations simultaneously or individually. For the same reason, it is difficult to separately evaluate each tissue / lesion and its degree, prosthesis / filling and quality thereof, or a deep understanding and skill about OCT unique characteristics / images are required. This is difficult not only for dentists, but also for patients to explain their own image data and make judgments, and it is difficult for patients to make judgments. It cannot be used. This is a problem common to all reflection tomography apparatuses.
計測データから断層の画像を表示または印刷する為の反射型断層撮影装置において、本発明は計測域に含まれる計測データの集合から、術者が直接または間接的に指定する一定の反射強度の範囲について反射強度を強調したデータを作成または保存し、断層の画像を表示することを特徴とする反射型断層撮影装置である。
In a reflection type tomography apparatus for displaying or printing a tomographic image from measurement data, the present invention provides a range of constant reflection intensity specified directly or indirectly by an operator from a set of measurement data included in the measurement area. The reflection type tomography apparatus is characterized in that data in which reflection intensity is emphasized is created or stored, and a tomographic image is displayed.
計測データから断層の画像を表示または印刷する為の反射型断層撮影装置において、本発明は計測域に含まれる計測データの集合を領域分割表示、または特定領域強調表示、
またはさらに領域決定表示する場合に、表示された領域または領域の境界の一部分、またはさらに領域の名称について、術者が修正、または追加、または指定、または選択枝の中から選択指定することにより、断層の画像を前期領域分割表示・特定領域強調表示・領域決定表示を行うことを特徴とする反射型断層撮影装置である。
In a reflection type tomography apparatus for displaying or printing a tomographic image from measurement data, the present invention provides an area-divided display of a set of measurement data included in the measurement area, or a specific area highlighting display,
Or, in the case of further area determination display, the operator corrects, adds, or designates, or selects and designates a part of the displayed area or part of the boundary of the area, or further, from the selection branch, A reflection tomography apparatus that performs tomographic image division display, specific area emphasis display, and area determination display on a tomographic image.
本発明は計測域に含まれる計測データの集合から、反射強度が計測光方向に極大または極小または変曲となる１次元または２次元的に連続した少なくともひとつ以上の特徴線または特徴面を分割または抽出または区別し、またはさらに界面とすることを特徴とする反射型断層撮影装置である。 The present invention divides or collects at least one or more feature lines or feature surfaces that are one-dimensionally or two-dimensionally continuous so that the reflection intensity becomes maximum, minimum, or inflection in the measurement light direction from a set of measurement data included in the measurement area. It is a reflection type tomography apparatus characterized in that it is extracted or distinguished, or further used as an interface.
本発明は計測ヘッドに最も近い（ｚ値の小さい）特徴線または特徴面を分割または抽出または区別し、またはさらに被写体表面とすることを特徴とする反射型断層撮影装置である。 The present invention is a reflection type tomography apparatus characterized in that a feature line or feature surface closest to a measuring head (small z value) is divided, extracted or distinguished, or further used as a subject surface.
本発明は隣り合う特徴面またはひとつおいて隣り合う特徴面の間の面間領域を分割または抽出または区別し、またはさらに被計測体の特定部位とすることを特徴とする反射型断層撮影装置である。 The present invention relates to a reflection type tomography apparatus characterized in that adjacent feature surfaces or an inter-surface region between adjacent feature surfaces is divided, extracted or distinguished, or further used as a specific part of a measurement object. is there.
本発明はすべてのＡモードデータに対し、第１層目の面間領域の反射強度を該第１層面間領域の裏面までにわたってｚ方向の深さに応じて対数的に増幅補正することを増幅補正の出発点とし、第ｎ層目の表面に施された増幅補正率で第ｎ層目の反射強度を該第ｎ層面間領域の深い側の特徴面までにわたって一律に１次増幅補正し、かつ第ｎ層目の面間領域の反射強度を該第ｎ層面間領域の深い側の特徴面までにわたってｚ方向の深さに応じて対数的に２次増幅補正することを、計測されたすべての面間領域および特徴面に対して順次行なうことを特徴とする反射型断層撮影装置である。 The present invention amplifies the logarithmic amplification correction according to the depth in the z direction over the back surface of the first layer inter-surface region for all A-mode data. As a starting point of correction, the first-layer amplification correction is uniformly performed over the deeper feature surface of the region between the n-th layers with the amplification correction factor applied to the surface of the n-th layer, In addition, all the measured values of the secondary amplification correction logarithmically in accordance with the depth in the z direction over the deeper feature surface of the n-th inter-layer region are reflected. This is a reflection tomography apparatus which is sequentially performed on the inter-surface region and the feature surface.
本発明は面間領域内での反射強度の対数的減衰係数を補正前のデータより計算し、対数的な反射強度の１次増幅補正の補正係数とするか、またはあらかじめわかっている被計測体組織各部の反射強度の対数的減衰係数と一致させるかを特徴とする反射型断層撮影装置である。 In the present invention, the logarithmic attenuation coefficient of the reflection intensity in the inter-plane region is calculated from the data before correction, and is used as the correction coefficient for the primary amplification correction of the logarithmic reflection intensity, or the object to be measured is known in advance. It is a reflection type tomography apparatus characterized by matching with a logarithmic attenuation coefficient of reflection intensity of each part of tissue.
本発明は被計測体組織各部の屈折率に応じて深さ方向の距離を縮小して表示または印刷またはデータ再構成することを特徴とする反射型断層撮影装置である。 The present invention is a reflection tomography apparatus that displays, prints, or reconstructs data by reducing the distance in the depth direction according to the refractive index of each part of the tissue to be measured.
本発明は計測域に含まれる計測データの集合の表示と、これら計測データから抽出した１次元または２次元的に連続した少なくともひとつ以上の特徴線または特徴面または界面の表示または、計測ヘッドに最も近い特徴線または特徴面を分割または抽出または区別しまたは被写体表面としての表示または、隣り合う特徴面またはひとつおいて隣り合う特徴面の間の面間領域を分割または抽出または区別しまたは歯科の特定部位としての表示のいずれかひとつ以上を同時または別に表示することを特徴とする反射型断層撮影装置である。 The present invention is most suitable for display of a set of measurement data included in a measurement area, display of one or more one-dimensional or two-dimensional continuous feature lines or feature surfaces or interfaces extracted from these measurement data, or a measurement head. Divide or extract or distinguish near feature lines or feature surfaces or display them as subject surfaces, or divide, extract or distinguish between adjacent feature surfaces or inter-surface regions between adjacent feature surfaces, or identify dentistry A reflection tomography apparatus that displays one or more of the display as a part simultaneously or separately.
本発明は増幅補正したデータか、または屈折率深さ補正を行なったデータを表示または印刷することを特徴とする反射型断層撮影装置である。 The present invention is a reflection tomography apparatus that displays or prints data that has been subjected to amplification correction or data that has been subjected to refractive index depth correction.
本発明は反射強度差または反射強度の空間微分値または反射強度のいずれかを表示をする際、その表示を強調するデータの空間範囲を、着目している被計測体組織各部の反射強度を含む一定の強度範囲を示しているデータの範囲とすることを特徴とする反射型断層撮影装置である。 In the present invention, when displaying either the reflection intensity difference or the spatial differential value of the reflection intensity or the reflection intensity, the spatial range of the data for emphasizing the display includes the reflection intensity of each part of the measured tissue of the subject. A reflection tomography apparatus characterized in that a data range indicating a certain intensity range is used.
本発明は強調する範囲または強調する範囲の中心値を、組織各部に応じてあらかじめ内蔵または、以前のデータより蓄積している反射型断層撮影装置である。 The present invention is a reflection type tomography apparatus in which an emphasis range or a center value of an emphasis range is stored in advance according to each part of tissue or accumulated from previous data.
本発明は強調する範囲または強調する範囲の中心値を走査しながら、強調後の画像を表示し、術者の操作により、決定することを特徴とする反射型断層撮影装置である。 The present invention is a reflection type tomography apparatus characterized in that an emphasized range or a center value of the emphasized range is scanned, an image after enhancement is displayed, and determined by an operator's operation.
本発明はＢモード断面における空中部分を除いた領域において、セグメンテーションされた各層毎にすべてのＡモードプロファイルにおける反射強度の層平均値を取得し、各Ａモードプロファイルにおける反射乱強度の平均値が層平均値に一致する様に反射強度補正を行なうことを特徴とする反射型断層撮影装置である。 The present invention obtains a layer average value of the reflection intensity in all the A mode profiles for each segmented layer in the region excluding the aerial part in the B mode cross section, and the average value of the reflection disturbance intensity in each A mode profile is the layer. The reflection tomography apparatus is characterized in that reflection intensity correction is performed so as to match an average value.
組織独特の広範な反射特性または後方散乱特性を持つ各組織を同時にあるいは個別に計測し、空間的に広い範囲の広範な各組織の各微細構造あるいは反射特性または後方散乱強度の組成性質を反映した同時にあるいは個別の表示・評価を行うことおよび、ＯＣＴ独特の特性・画像に関する深い理解や熟練を要することなく各組織・各病変およびその程度、補綴物・充填物およびその品質を弁別評価することを可能ならしめるものである。また、患者に自身の画像データを見せて説明をしたり、患者自身が判断したりすることで、ＯＣＴによる診断データを有効に患者説明に活用可能ならしめるものである。 Each tissue with a wide range of tissue-specific reflection or backscattering properties is measured simultaneously or individually, reflecting the microstructure of each of a wide range of tissues or the composition of the reflection or backscattering intensity. Simultaneous or individual display / evaluation, and discriminating evaluation of each tissue / lesion and its degree, prosthesis / filling and its quality without deep understanding and skill of OCT's unique characteristics / images If possible. In addition, it is possible to effectively utilize diagnostic data by OCT for explaining a patient by showing the patient's own image data to explain or making a judgment by the patient himself / herself.
計測域に含まれる計測データの集合から、術者が直接または間接的に指定する一定の後方散乱強度の範囲について後方散乱強度解像度を強調したデータを作成または保存し、画像表示することにより、計測域各部の細かい部分・細かい構造が評価しやすくなるので、有効な診断に結びつく。例えば、ウ蝕領域から健全領域に至る境界領域のウ蝕の進行具合の分布が評価可能となる。エナメル質に存在するシャーペ繊維や象牙質の象牙細管等の微細構造が強調されることにより、ウ蝕の進行とこれら微細構造との位置関係が評価可能となる。歯槽骨の構造や、再生の分布具合もより鮮明に表示することが可能となる。また、術者が直接的または間接的に、値や部位・組織・材料を選択的に指定することにより、空間的に広い範囲の広範な各組織の各微細構造あるいは後方散乱強度の組成性質を反映した同時にあるいは個別に表示・評価することが可能となる。 Measurement is performed by creating or saving data that emphasizes the backscattering intensity resolution for a certain range of backscattering intensity specified directly or indirectly by the operator from the collection of measurement data included in the measurement area, and displaying the image. Since it becomes easy to evaluate the detailed parts and structures of each part of the region, it leads to an effective diagnosis. For example, it becomes possible to evaluate the distribution of the progress of the caries in the boundary area from the caries area to the healthy area. By emphasizing the fine structures such as the chape fibers and the dentinal tubules present in the enamel, the progress of caries and the positional relationship between these fine structures can be evaluated. The structure of the alveolar bone and the distribution of regeneration can be displayed more clearly. In addition, the operator can directly or indirectly specify the value, region, tissue, and material, so that the microstructure of each wide range of tissues or the composition properties of backscattering intensity can be determined. It is possible to display and evaluate the reflected information simultaneously or individually.
分割または抽出または区別した面データを、それぞれ分けて表示または印刷すること、該面データより計測ヘッド側と被写体内部側を分割または抽出または区別して表示または印刷することにより、術者もしくは画像の評価者または患者にわかりやすい画像の提供が可能である。また、次のプロセス（セグメンテーション抽出プロセス、あるいは増幅補正プロセス、あるいは屈折率補正プロセス、あるいは平均散乱強度判定プロセス等）に効果的なデータとして特徴面データを渡すことが出来る。また、アイディンティフィケーション（部位の特定）により、あらかじめ部位毎に解っている屈折率をそのセグメントに適用特定し、屈折率深さ補正に使用することが可能となる。
（増幅補正の効果）表示画像を見やすくすることができる。また、同一組成の部位を同一後方散乱強度に補正することで、同一仕様の表示とすることができる。
（屈折率深さ補正の効果）OCTの画像は深さ方向が屈折率で引き伸ばされ、変形した画像である。これを補正することで術者が慣れている形状に近づけ、見やすくすることが出来る。
（特定部位強調）特定部位の詳細データを見やすくすることが出来る。
（深さ方向アーティファクト除去の効果）被写体本来の像を見やすくすることが出来る。
Evaluation of the operator or image by separately displaying or printing the divided or extracted or differentiated surface data, and dividing or extracting or distinguishing and displaying or printing the measurement head side and the subject inside side from the surface data. It is possible to provide easy-to-understand images for the person or patient. Also, the feature plane data can be passed as effective data for the next process (segmentation extraction process, amplification correction process, refractive index correction process, average scattering intensity determination process, etc.). In addition, by identification (part identification), it is possible to apply and specify the refractive index previously known for each part to the segment and use it for refractive index depth correction.
(Effect of amplification correction) The displayed image can be easily seen. Moreover, the display of the same specification can be performed by correcting the site | part of the same composition to the same backscattering intensity | strength.
(Effect of Refractive Index Depth Correction) The OCT image is a deformed image whose depth direction is stretched by the refractive index. By correcting this, it is possible to make it closer to the shape that the surgeon is used to making it easier to see.
(Specific part emphasis) The detailed data of a specific part can be made easy to see.
(Effect of depth direction artifact removal) The original image of the subject can be easily seen.
＜後方散乱強度解像度の術者補助による強調の形態＞
まず、計測域に含まれる計測データの集合から、術者が直接または間接的に指定する一定の後方散乱強度の範囲について後方散乱強度解像度を強調したデータを作成または保存し画像表示することの形態について述べる。解像度を強調する形態としては、計測域における３次元空間上の各計測点における後方散乱強度値によって構成される計測データの強度分布において特定の後方散乱強度の範囲に属するデータについて後方散乱強度の差もしくは空間上の変化を強調する様なデータを生成することである。例えば、後方散乱強度の最大値を１００、最小値をゼロとした数値に各データを線形に対応させた場合において０〜４０、４０〜６０、６０〜１００の対応値をそれぞれ０〜２０、２０〜８０、８０〜１００に変更することによって、それぞれの範囲にある画像領域の濃淡が強調されるほか、４０〜６０の範囲にある画像領域の濃淡も強調される。逆に０〜４０、６０〜１００の範囲にある領域の濃淡は減退される。あるいは４０〜６０の範囲のデータについて、そのデータが３次元的に分布している範囲についてその空間微分値の分布を得て、その微分値の最小値を４０に最大値を６０に対応させて変更すること等が変化を強調する場合に該当する。空間微分とは深さ方向の微分、横方向、縦方向の微分（以上一次元の微分）、広がり方向の微分（二次元の微分）、三次元空間微分等が考えられる。それぞれ次式による微分になる。Iは後方散乱強度値である。
<Background intensity resolution with emphasis by the operator>
First, from the set of measurement data included in the measurement area, data that emphasizes the backscattering intensity resolution for a certain range of backscattering intensity specified directly or indirectly by the surgeon is created or saved and displayed as an image Is described. As a form of emphasizing the resolution, the difference in backscattering intensity for data belonging to a specific range of backscattering intensity in the intensity distribution of measurement data composed of backscattering intensity values at each measurement point in the three-dimensional space in the measurement area. Or to generate data that emphasizes spatial changes. For example, in a case where each data is linearly associated with a numerical value where the maximum value of the backscattering intensity is 100 and the minimum value is zero, the corresponding values of 0 to 40, 40 to 60, and 60 to 100 are set to 0 to 20, 20 respectively. By changing to -80 and 80-100, the shading of the image area in each range is emphasized, and the shading of the image area in the range of 40-60 is also emphasized. On the contrary, the shade of the region in the range of 0 to 40 and 60 to 100 is reduced. Alternatively, for the data in the range of 40 to 60, the distribution of the spatial differential value is obtained for the range in which the data is three-dimensionally distributed, and the minimum value of the differential value is set to 40 and the maximum value is set to 60. This is the case when changing changes emphasize changes. Spatial differentiation includes depth direction differentiation, horizontal direction and vertical direction differentiation (one-dimensional differentiation above), spread direction differentiation (two-dimensional differentiation), three-dimensional spatial differentiation, and the like. Each is differentiated by the following equation. I is the backscattering intensity value.
後方散乱強度解像度を強調する形態は、この様に一定の後方散乱強度の範囲のデータを変更することにより、該当する後方散乱強度に該当する領域において、後方散乱強度の空間における変化が強調される。これは計測域各部の細かい部分・細かい構造が強調される、つまり解像度が強調されることになるので、後方散乱強度解像度を強調とはこのことを意味する。
術者が直接指定する形態は、後方散乱強度に対応する値を術者の操作により決定指定する方法による指定である。術者が間接指定する形態は、術者が部位・組織・材料等のメニューを指定することにより、その部位・組織に対応する後方散乱強度に対応する値を決定指定する方法による指定である。
In the form of emphasizing the backscattering intensity resolution, by changing the data in the range of the constant backscattering intensity in this way, the change in the space of the backscattering intensity is emphasized in the area corresponding to the corresponding backscattering intensity. . This emphasizes the fine parts and the fine structure of each part of the measurement area, that is, the resolution is emphasized. Therefore, the enhancement of the backscattering intensity resolution means this.
The form directly designated by the surgeon is designation by a method in which a value corresponding to the backscattering intensity is determined and designated by the operator's operation. The form indirectly designated by the surgeon is designation by a method in which the surgeon designates a menu such as a region / tissue / material, and determines and designates a value corresponding to the backscattering intensity corresponding to the region / tissue.
＜セグメンテーション・アイデンティフィケーションの術者補助の実施の形態＞
計測域に含まれる計測データの集合を領域分割表示、または特定領域強調表示、またはさらに領域決定表示する場合に、表示された領域または領域の境界の一部分、またはさらに領域の名称について、術者が修正、または追加、または指定、または選択枝の中から選択指定することにより、前期領域分割表示・特定領域強調表示・領域決定表示を行うことの最良の形態として、歯科用OCTにおいて、得られたデータをデータ処理して、領域分割・領域強調・領域決定を自動的に行うことが大変便利であるが、本請求項に基づく歯科用OCTは、自動的に行われたこれら領域分割・領域強調・領域決定が不完全だったりあるいは間違えていたり、術者による指針情報の提供が必要な場合がある。これらの情報を術者が付与・修正することにより、自動的に行われた領域分割・領域強調・領域決定の表示をより確かなものにすることである。
<Emergency-assisted embodiment of segmentation and identification>
When a set of measurement data included in the measurement area is displayed in divided areas, highlighted in a specific area, or further determined, the surgeon will select the displayed area or part of the boundary of the area, or even the name of the area. It was obtained in the dental OCT as the best mode of performing the previous period segmentation display, specific area emphasis display, and area determination display by correcting, adding, specifying, or selecting and selecting from the selection branches It is very convenient to perform data segmentation, region enhancement, region enhancement, and region determination automatically, but the dental OCT based on this claim performs these region division / region enhancement automatically.・ Area determination may be incomplete or wrong, or guide information may need to be provided by the surgeon. The operator assigns and corrects this information to make the display of automatically performed region division, region enhancement, and region determination more reliable.
＜セグメンテーション・アイデンティフィケーションの実施の形態＞
図２に界面セグメンテーションの実施の概念図を示す。横軸ｚは計測光の深さ方向の距離または光学的距離を示す。光学的距離とは光の進行時間に光の速さを掛けた距離のことである。縦軸は後方散乱強度を示す。図中の実線や破線（領域境界や軸直線等を除く）は各々のｚ方向Aモードの後方散乱のｚ方向プロファイル（各深さｚにおける後方散乱強度数値をグラフ化したもの）である。実線はｙ方向に走査した各ｚ方向プロファイルを奥行き方向に並べたものであり、破線はｘ方向に走査した各ｚ方向プロファイルを上下方向に並べたものである。すべてのプロファイルを並べると本図に解り易く表現できないので、特定のxｚ面上およびｙｚ面上のｚ方向プロファイルのみを描いている。この各々のｚ方向プロファイルにおいて、ｚの最も小さい部分（左側）の後方散乱強度がｚ方向に一定値を保っている部分は、被計測体の表面に計測光が到達する手前の領域つまり空中（必ずしも空中とは限らない。計測ヘッド先端部材や水中、ガラス等の被計測体に接する部分）を示す。またｚが増加するにつれて生じている後方散乱強度の急峻なピークは表面からの反射を示す。そこより深い部分のなだらかな増加は、この場合被計測体として歯を想定しているのでこれはエナメル質領域でのプロファイルを示す。さらに深さｚが増すにつれてもう一度後方散乱強度のピークが生じ、その後深くなるにつれてなだらかな変化をしている。ここの２つめのピークより深い領域は象牙質でのプロファイルを示す。図２に示したプロファイルは一例であり、実際の歯のすべてがこの様なエナメル質・象牙質領域内でなだらかな変化を示すプロファイルである訳ではない。通常、深さ方向に同一組成が続く場合にはそのプロファイルは指数関数的に減衰していく。この例の様に急激な減少のあとになだらかな増加を示す場合は、エナメル質・象牙質各領域内で後方散乱係数が増加しており、計測光の深さ方向の減衰係数の２倍よりも大きい後方散乱係数のｚ方向増加率になっていることを示している。
<Embodiment of segmentation and identification>
FIG. 2 shows a conceptual diagram of the implementation of interface segmentation. The horizontal axis z represents the distance in the depth direction of the measurement light or the optical distance. The optical distance is a distance obtained by multiplying the traveling time of light by the speed of light. The vertical axis represents the backscattering intensity. The solid line and the broken line (excluding the region boundary and the axis straight line) in the figure are the z-direction profiles of backscattering in the z-direction A mode (graphs of backscattering intensity numerical values at each depth z). The solid line shows the z direction profiles scanned in the y direction in the depth direction, and the broken line shows the z direction profiles scanned in the x direction in the vertical direction. If all the profiles are arranged, they cannot be expressed in an easy-to-understand manner in this figure, so only the z-direction profiles on a specific xz plane and yz plane are drawn. In each z-direction profile, the portion where the backscattering intensity of the portion with the smallest z (left side) maintains a constant value in the z-direction is a region immediately before the measurement light reaches the surface of the measurement object, that is, in the air ( It is not necessarily in the air, and shows a measurement head tip member, a part in contact with a measurement object such as water or glass). A steep peak of the backscattering intensity generated as z increases indicates reflection from the surface. The gentle increase in the deeper part assumes a tooth as the object to be measured in this case, and this indicates a profile in the enamel region. Further, as the depth z increases, the peak of the backscattering intensity occurs once again, and then gradually changes as the depth z increases. The region deeper than the second peak here shows a profile in dentin. The profile shown in FIG. 2 is an example, and not all actual teeth are profiles showing a gentle change in such an enamel / dentin region. Normally, when the same composition continues in the depth direction, the profile attenuates exponentially. As shown in this example, when there is a gentle increase after a rapid decrease, the backscattering coefficient increases in each area of enamel and dentin, which is twice the attenuation coefficient in the depth direction of the measurement light. It is also shown that the rate of increase in the z direction of the backscattering coefficient is large.
さて、図２の各プロファイルにおいて後方散乱干渉強度が計測光方向（ｚ方向）に極大または極小または変曲となる点を連ねていくと、ｙ方向またはｘ方向に連ねた場合に１次元の曲線が得られる。またはｙ方向とｘ方向の双方にこれらの点を連ねた場合には２次元的に連続した曲面が得られる。これらの曲線または曲面が特徴線または特徴面であり、これらの操作を特徴線または特徴面の分割または抽出または区別としてコンピュータ５でその操作を行うものである。図では特徴面の代表例として表面と各yでのlx、または各xでのlyを連ねた面Sを示した。なお、各特徴面の境界としている曲線は特徴線となる。次にこれらの操作をまとめる。
・ｚ方向に変化している略相似の多数の曲線はそれぞれが、ある（x,y）上でのｚ方向を横軸とした後方散乱強度のプロファイルである。
・各プロファイルで最初の急峻なピークは表面の後方散乱強度を表す。
・このｚ方向のプロファイルについて、その極大点を求めることが出来る。
・各x,yについてこの極大点を求め、近傍の極大点を連ねると連続した面が得られる。これが特徴面である。
・もっとも顕著な特徴面として表面が得られる。
以上の実施の好ましいバリエーションとしては次の様なものが挙げられる。
・計測域および計測データが３次元の場合、計測域に含まれる３次元の計測データに対して本処理を行って特徴面を得ることは好ましい。
・計測域および計測データが３次元の場合、データに含まれる２次元のBモード断層面データに対して本処理を行なって特徴線を得ることは好ましい。また、Cモードデータ中の複数のBモード断層面から得た複数の特徴線から特徴面を得ることも好ましい。
・計測域および計測データが２次元の場合、データに含まれるBモード断層面データに対して本処理を行なって特徴線を得ることは好ましい。
・計測データに含まれるイレギュラーなノイズやアーティファクトを除去するために、ｚ方向の極大点、極小点、変曲点を計算する前に、計測データに空間的なフィルタリングを行なうことは好ましい。
・計測データに含まれるイレギュラーなノイズやアーティファクトを除去するために、ｚ方向の極大値を与える深さの分布をとり、標準偏差範囲外のデータをその後の近似計算処理の対象外とすることは好ましい。
・計測データに含まれるイレギュラーなノイズやアーティファクトを除去し被写体の界面を的確にトレースするために、極大、極小、変曲となる１次元または２次元に連続した面または面内の線を最小二乗法により滑らかな曲線または局面に近似することは好ましい。
・計測データに含まれる被写体表面より計測ヘッド側のアーティファクトやノイズを取り除くために、局所的に連続な面をデータから除去し、再計算することは好ましい。
・分割または抽出または区別した面データを、区別して表示または印刷すること、該面データより計測ヘッド側と被写体内部側を分割または抽出または区別して表示または印刷することは好ましい。
・分割または抽出または区別した被写体表面データを、その後の画像処理において使用することは好ましい。
・分割または抽出または区別した面データを、その後の画像処理において使用することは好ましい。
2, when the points where the backscatter interference intensity is maximum, minimum, or inflection are connected in the measurement light direction (z direction) in each profile in FIG. 2, a one-dimensional curve is obtained when the points are connected in the y direction or the x direction. Is obtained. Alternatively, when these points are connected in both the y direction and the x direction, a two-dimensional continuous curved surface is obtained. These curves or curved surfaces are feature lines or feature surfaces, and these operations are performed by the computer 5 by dividing, extracting, or distinguishing the feature lines or feature surfaces. In the figure, as a representative example of the feature surface, a surface S that connects lx at each y or ly at each x is shown. In addition, the curve used as the boundary of each feature surface becomes a feature line. These operations are summarized below.
Each of a plurality of substantially similar curves changing in the z direction is a profile of backscattering intensity with the z direction on a certain (x, y) as the horizontal axis.
The first sharp peak in each profile represents the surface backscatter intensity.
-The maximum point of this z-direction profile can be obtained.
・ If this local maximum point is obtained for each x and y and adjacent local maximum points are connected, a continuous surface can be obtained. This is a characteristic aspect.
・ Surface is obtained as the most prominent feature surface.
Preferred variations of the above implementation include the following.
-When a measurement area and measurement data are three-dimensional, it is preferable to perform this process with respect to the three-dimensional measurement data included in the measurement area to obtain a feature plane.
When the measurement area and the measurement data are three-dimensional, it is preferable to obtain a feature line by performing this process on the two-dimensional B-mode tomographic plane data included in the data. It is also preferable to obtain a feature plane from a plurality of feature lines obtained from a plurality of B-mode tomographic planes in the C-mode data.
When the measurement area and the measurement data are two-dimensional, it is preferable to obtain a feature line by performing this process on the B-mode tomographic plane data included in the data.
In order to remove irregular noise and artifacts included in the measurement data, it is preferable to spatially filter the measurement data before calculating the maximum point, minimum point, and inflection point in the z direction.
・ To remove irregular noise and artifacts included in measurement data, take a depth distribution that gives the maximum value in the z direction, and exclude data outside the standard deviation range from the subsequent approximate calculation processing. Is preferred.
・ In order to remove irregular noise and artifacts contained in measurement data and to accurately trace the subject's interface, minimize the one-dimensional or two-dimensional continuous surface or line within the surface that becomes maximum, minimum, or inflection. It is preferable to approximate a smooth curve or aspect by the square method.
In order to remove artifacts and noise on the measurement head side from the subject surface included in the measurement data, it is preferable to remove a locally continuous surface from the data and recalculate.
It is preferable to display or print the divided or extracted or distinguished surface data separately, or display or print the measurement head side and the subject inside side separately or extracted or distinguished from the surface data.
It is preferable to use the subject surface data divided or extracted or distinguished in the subsequent image processing.
It is preferable to use the divided or extracted or distinguished surface data in subsequent image processing.
＜特徴領域のセグメンテーション・アイデンティフィケーションの実施の形態＞
・図３を用いて説明する。図３は平面状に描いてはいるが、特徴面Ａと特徴面Ｂは同一平面上にあるのではなく、３次元空間上の曲面として立体配置されている。図３でセグメントＡＢは立体領域であり、特徴面Ａと特徴面Ｂにはさまれている部分である。図３の例ではセグメントＡＢの境界面のうち、左右は特徴面Ａと特徴面Ｂに挟まれているが、前後および上下方向のセグメントＡＢの領域境界は示されていない。実は前後および上下方向のセグメントＡＢの領域境界は走査データの端であることを想定している。これにより特徴面Ａと特徴面Ｂおよび走査データの端面によって囲まれた立体領域をセグメントＡＢとするものである。
・空中に孤立した特徴線または特徴面を、ノイズまたはアーティファクトとして除去することは好ましい。この場合、空中であることの領域判定は後方散乱係数が最小であることやｚ方向における減衰がゼロであることをもって空中であることとすることはさらに好ましい。
・被写体表面より計測ヘッドに近い２次元または３次元領域を分割または抽出または区別し、またはさらに空中とすることは好ましい。
・分割または抽出または区別した被写体表面データを、区別して表示または印刷すること、被写体表面データより計測ヘッド側と被写体内部側を分割または抽出または区別して表示または印刷することは好ましい。
・歯科においては、被写体表面を含むその内部が計測対象となっている場合が多いので、被写体表面およびその内部が計測域に入っている必要がある。これはとりもなおさず、被写体表面より計測ヘッド側の計測域に空中のデータが含まれることを意味する。本請求項の実施により、空中のデータを削除または圧縮したりすることでデータ容量を減じ、その後のデータ処理を速くすることができる。また、空中のデータに存在するノイズを除去して、表示画像を見やすくすることができる。あるいは、空中計測域のｚ方向距離を判断して、計測域を自動的に前後させたり、術者に報知したりすることが出来る。
・計測ヘッドに近い方から数えて第１の特徴面つまり被写体表面と第２の特徴面との間の第１層目の領域をエナメル質、セメント質、歯根粘膜、口腔粘膜、う蝕・腫瘍等の病変部分または修復部分のいずれかとすることは好ましい。
・同様に第２の特徴面と第３の特徴面の間の第２層目の領域を象牙質、セメント質、歯槽骨、血管、う蝕・腫瘍等の病変部分、修復部分、う蝕深部の健全エナメル質部分のいずれかとすることは好ましい。
・同様にして特定した第３層目の領域を歯槽骨下の歯根粘膜、う蝕部分、う蝕深部の健全象牙質部分のいずれか、第４層目の領域を歯髄、歯周軟組織深部のセメント質、象牙質、う蝕部分、修復部分のいずれかとして分割または抽出または区別することは好ましい。
・エナメル質の最下層曲面は変極面として扱うことは好ましい。
・有効な後方散乱率が得られている最深層には深い側の特徴面は存在しないが、この場合は有効な後方散乱率が得られている深さまでを最深層とすることは好ましい。
<Embodiment of segmentation and identification of feature region>
-It demonstrates using FIG. Although FIG. 3 is drawn in a planar shape, the feature surface A and the feature surface B are not on the same plane but are three-dimensionally arranged as curved surfaces in a three-dimensional space. In FIG. 3, the segment AB is a three-dimensional area and is a portion sandwiched between the feature plane A and the feature plane B. In the example of FIG. 3, the left and right sides of the boundary surface of the segment AB are sandwiched between the feature surface A and the feature surface B, but the region boundaries of the segment AB in the front-rear and up-down directions are not shown. Actually, it is assumed that the region boundary of the segment AB in the front-rear and up-down directions is the end of the scan data. As a result, the three-dimensional region surrounded by the feature surface A, the feature surface B, and the end face of the scan data is defined as the segment AB.
It is preferable to remove feature lines or feature surfaces that are isolated in the air as noise or artifacts. In this case, it is more preferable that the region determination of being in the air is in the air with a minimum backscattering coefficient and zero attenuation in the z direction.
It is preferable to divide or extract or distinguish a two-dimensional or three-dimensional area closer to the measurement head than the subject surface, or to make it further in the air.
It is preferable that the subject surface data divided or extracted or distinguished is displayed or printed separately, or the measurement head side and the subject inner side are divided or extracted or distinguished from the subject surface data and displayed or printed.
In dentistry, the inside of the subject including the subject surface is often the object of measurement, so the subject surface and the inside must be within the measurement area. This means that airborne data is included in the measurement area on the measurement head side from the subject surface. By implementing this claim, it is possible to reduce the data capacity by deleting or compressing the air data and to speed up the subsequent data processing. In addition, noise present in the air data can be removed to make the display image easier to see. Alternatively, the distance in the z direction of the aerial measurement area can be determined, and the measurement area can be automatically moved back and forth, or the operator can be notified.
-The first feature surface, counting from the side closer to the measurement head, that is, the first layer area between the subject surface and the second feature surface is enamel, cementum, root mucosa, oral mucosa, caries / tumor It is preferable to use either a lesioned part or a repaired part.
Similarly, the region of the second layer between the second feature surface and the third feature surface is a dentin, cementum, alveolar bone, blood vessel, caries / tumor lesions, repaired part, caries deep part. It is preferable to use any one of the healthy enamel parts.
-The third layer region identified in the same way is either the root mucosa under the alveolar bone, the carious portion, or the healthy dentin portion of the deep carious portion, and the fourth layer region is the pulp, periodontal soft tissue deep region. It is preferable to divide or extract or distinguish as any of cementum, dentin, carious part, or repaired part.
-It is preferable to treat the lowermost curved surface of enamel as an inflection surface.
-There is no deep feature surface in the deepest layer where an effective backscattering rate is obtained, but in this case, it is preferable to make the deepest layer up to a depth where an effective backscattering rate is obtained.
＜増幅補正の実施の形態＞
・第１層目の表面である被写体表面の後方散乱強度は特別の場合を除いて請求項６記載の増幅補正は１次２次とも行なわないことを意味する。なぜならそれより上層は空中であり計測光および後方散乱光の減衰は無いものと見なすからである。また第１層目については２次補正は行なうが１次補正は行なわれないことになる。なぜなら第１層目の表面は１次２次とも増幅補正がされないからである。さらに第２層目の表面から深い方向にわたって第２層の表面の増幅補正率と同一の補正率で一律な１次増幅補正が行なわれる。第２層はさらに第２層の補正係数でもって対数的な２次増幅補正が行なわれる。以降この補正を深いほうに向かって繰り返す。
・第１層目については増幅補正率１で一律に１次増幅される（つまり補正はなされない）とすることは好ましい。
・後方散乱強度を増幅補正して表示または印刷することは好ましい。
・補正されていない後方散乱強度Iまたは１次補正された後方散乱強度I’を対数的に２次増幅補正する場合、補正係数をμとして次の様にI’’に補正することが好ましい。
<Amplification Correction Embodiment>
The backscattering intensity of the surface of the subject which is the surface of the first layer means that the amplification correction according to claim 6 is not performed for both the primary and secondary, except in special cases. This is because it is considered that the upper layer is in the air and there is no attenuation of the measurement light and the backscattered light. For the first layer, secondary correction is performed but primary correction is not performed. This is because the surface of the first layer is not subjected to amplification correction for both the primary and secondary surfaces. Further, uniform primary amplification correction is performed at the same correction rate as the amplification correction rate of the surface of the second layer from the surface of the second layer in a deep direction. The second layer is further subjected to logarithmic secondary amplification correction with the correction coefficient of the second layer. Thereafter, this correction is repeated deeper.
It is preferable that the first layer is uniformly amplified at the amplification correction factor of 1 (that is, no correction is performed).
-It is preferable to amplify and correct the backscattering intensity for display or printing.
When the uncorrected backscattering intensity I or the first-order corrected backscattering intensity I ′ is logarithmically corrected for secondary amplification, it is preferable that the correction coefficient is μ and is corrected to I ″ as follows.
・後方散乱係数を一律に２次増幅補正するとは、１次補正および２次補正によりI’’に増幅補正が行なわれた第ｎ−１層の裏面の増幅補正率Kを次式で定義し、 ・ The uniform secondary amplification correction of the backscattering coefficient is defined by the following equation, the amplification correction factor K on the back surface of the (n−1) -th layer where the amplification correction is performed to I ″ by the primary correction and the secondary correction. ,
第ｎ層の後方散乱強度を一律に次式で２次増幅補正することを意味する。 This means that the backscattering intensity of the nth layer is uniformly subjected to secondary amplification correction by the following equation.
＜１次増幅補正係数の実施の形態＞
・補正前のデータより対数的減衰係数を計算するとは、次の様に算出することが好ましい。すなわち、同一層内の後方散乱強度を深さｚに応じてプロットして減衰データを得る。次式で示す減衰曲線をこの減衰データにカーブフィットさせ、対数的減衰係数を得る。
<Embodiment of primary amplification correction coefficient>
-The logarithmic attenuation coefficient is preferably calculated from the data before correction as follows. That is, the backscattering intensity in the same layer is plotted according to the depth z to obtain attenuation data. A logarithmic attenuation coefficient is obtained by curve-fitting an attenuation curve represented by the following equation to the attenuation data.
Ｉ0は層表面の後方散乱強度、I(Δz)は層内でΔｚでの後方散乱強度である。この作業は実際はコンピュータ内で行なわれる。
・あらかじめわかっている後方散乱強度の対数的減衰係数μを次の様に算出することは好ましい。
I0 is the backscattering intensity on the surface of the layer, and I (Δz) is the backscattering intensity at Δz in the layer. This work is actually done in a computer.
It is preferable to calculate the logarithmic attenuation coefficient μ of the backscattering intensity known in advance as follows.
ここにμSampleは、口腔組織各部の後方散乱に対する基本減衰係数であり、μOCTはＯＣＴシステムの持つ基本減衰係数である。
＜屈折率深さ補正の実施の形態＞
・口腔組織各部の屈折率をαとして各部ｚ方向の距離Δｚを次式に応じてΔｚ’に補正するのが好ましい。
Here, μSample is a basic attenuation coefficient for backscattering of each part of the oral tissue, and μOCT is a basic attenuation coefficient of the OCT system.
<Embodiment of refractive index depth correction>
-It is preferable to correct | amend distance (DELTA) z of each part z direction to (DELTA) z 'according to following Formula by making the refractive index of each part of oral tissue into (alpha).
・補正は被写体表面のｚ値を変更せず、まず、第１層の屈折率に応じて第１層の厚みを補正する。その結果第２層以深の各部の深さ方向の位置も変更される。さらに第２層の屈折率に応じて第２層の厚みを補正する。という風に補正することが好ましい。この補正はコンピュータ内で行なわれ、必ずしも順次補正される必要は無い。
・第１層の領域をエナメル質、セメント質、歯根粘膜、口腔粘膜、う蝕・腫瘍等の病変部分、修復部分のいずれか、または第２層の領域を象牙質、セメント質、歯槽骨、血管、う蝕・腫瘍等の病変部分、修復部分、う蝕深部の健全エナメル質部分のいずれか、または第３層を歯槽骨下の歯根粘膜、う蝕部分またはう蝕深部の健全象牙質部分のいずれか、または第４層を歯髄、歯周軟組織深部のセメント質、象牙質、う蝕部分、修復部分のいずれかとして、それぞれの屈折率で深さ方向の距離を縮小して表示または印刷またはデータ再構成することは好ましい。各部の屈折率を1.3〜1.7とすることはさらに好ましい。
各部の屈折率を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、計算して算出することはさらに好ましい。これは実物の寸法に補正するためであり、また口腔組織各部の屈折率分布を推定するものである。
Correction does not change the z value of the subject surface, but first corrects the thickness of the first layer according to the refractive index of the first layer. As a result, the position in the depth direction of each part deeper than the second layer is also changed. Further, the thickness of the second layer is corrected according to the refractive index of the second layer. It is preferable to correct in such a manner. This correction is performed in the computer and does not necessarily have to be corrected sequentially.
-The first layer area is enamel, cementum, root mucosa, oral mucosa, caries / tumor lesions, repaired parts, or the second layer area is dentine, cementum, alveolar bone, Vascular lesions, caries / tumor lesions, repaired parts, deep enameled healthy enamel part, or third layer of root mucosa below the alveolar bone, carious or deeply carious dentin part Or the fourth layer as a pulp, cementum, dentin, caries or restoration of deep periodontal soft tissue, with the respective refractive index reduced or displayed or printed Or it is preferable to reconstruct data. It is further preferable that the refractive index of each part is 1.3 to 1.7.
It is further preferable to calculate and calculate the refractive index of each part by using two or more data obtained by photographing the same part from different directions. This is to correct the actual size, and to estimate the refractive index distribution of each part of the oral tissue.
この具体的態様として、図４ａ〜ｃを用いて説明する。図４ａは一般的な歯の断面の模式図、図４ｂは上方よりの計測光によるＯＣＴ断層計測画像の模式図、図４ｃ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４ｂと図４ｃのＡ点、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×λA
ｚ２＝ｘ１×λB
となる。ここにλ１は図４ｂにおける計測光方向の、λ２は図４ｃ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
λA＝ｚ１／ｘ２
λB＝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。
This specific embodiment will be described with reference to FIGS. Fig. 4a is a schematic diagram of a general tooth cross section, Fig. 4b is a schematic diagram of an OCT tomographic measurement image by measurement light from above, and Fig. 4c is a schematic diagram of an OCT tomography measurement image by measurement light from the side. The illustrated points A and B are feature points obtained from the image, and points A and B in FIGS. 4b and 4c are points regarded as the same point. This is, for example, a point that is particularly bent in a cross-sectional curve where the luminance changes. For example, the measurement direction z direction is bent from the x direction by utilizing the fact that the refractive index expansion occurs but the x direction does not occur. This is a point that is regarded as the same point by using the property of counting the points and corresponding order. If these are regarded as the same point, z1 = x2 × λA in the figure
z2 = x1 × λB
It becomes. Here, λ1 is the refractive index in the measurement light direction in FIG. 4b, and λ2 is the refractive index in the measurement light direction in FIG. 4c. To obtain the refractive index of each part, λA = z1 / x2
λB = z2 / x1
Should be done. For isotropic materials, the finer the feature points, the more likely it will be λA = λB.
さらに、図４ｂより実画像を得るには
ｚ１‘＝ｚ１／λＡ
図４ｃより実画像を得るには
ｚ２‘＝ｚ２／λＢ
を行なえばよい。
上述の方法は、図４ｂ、図４ｃ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。
Furthermore, to obtain a real image from FIG. 4b, z1 ′ = z1 / λA
To obtain a real image from FIG. 4c, z2 ′ = z2 / λB
Should be done.
In the above-described method, as shown in FIGS. 4B and 4C, the two measurement images have the refractive index information and the actual image obtained by the measurement light orthogonal to each other, but the two measurement directions do not need to be orthogonal. Needless to say, if the angle between the two measurement directions is known, the refractive index information and the actual image can be obtained by the same principle.
＜特定部位強調の実施の形態＞
後方散乱強度を前述の様に０〜１００の尺度に再配置した表現で、例えばエナメル質が４０〜６０の範囲であるということがあらかじめデータとして保有しており、測定した被計測体の後方散乱強度が４０〜６０の範囲の領域でかつ、エナメル質に領域特定（アイデンティフィケート）された領域について強調表示を行うことである。あらかじめデータとして保有する方法としては、最初からエナメル質の特性として装置に保有させるか、または術者によりエナメル質と指定された領域についての後方散乱データの平均値と標準偏差によりその範囲データとして取得・更新する方法が好ましい。また、強調表示は前述の様に４０〜６０の範囲を３０〜７０に広げて領域内部のコントラストを強調したり、カラー表示をしたり、点滅させたり、コンピュータが付加する補助曲線で囲んだりすることが好ましい。
<Embodiment for emphasizing specific parts>
As described above, the backscattering intensity is rearranged on a scale of 0 to 100. For example, the fact that enamel is in the range of 40 to 60 is stored in advance as data, and the backscattering of the measured object is measured. It is to perform highlighting on a region whose strength is in the range of 40 to 60 and whose region is identified (identified) by enamel. As a method of storing as data in advance, it is stored in the device as an enamel characteristic from the beginning, or it is acquired as range data by the average value and standard deviation of backscattering data for the area designated as enamel by the operator -Updating method is preferable. Further, as described above, the highlighting is performed by expanding the range of 40 to 60 to 30 to 70 to emphasize the contrast inside the area, display the color, blink it, or surround it with an auxiliary curve added by the computer. It is preferable.
＜深さ方向アーティファクト除去の実施の形態＞
ＯＣＴの欠点として、計測ヘッドに近い側に後方散乱強度（１８０に近い対物レンズの有効立体角方向への散乱強度）・散乱強度（後方散乱以外の散乱の強度）・吸収強度（被計測体の組織により吸収され光以外のエネルギーに変換される分の強度）の大きい部分があった場合に、この部分より深い領域が影となって現われる現象である。これを解消するために、まず、セグメンテーションされた各層毎にすべてのＡモードプロファイルにおける後方散乱強度の層平均値と標準偏差を取得する。この操作により、層平均値は深さ方向アーティファクトに依存しない値として取得される。その次に各Ａモードプロファイルの後方散乱強度を各層毎の平均値と標準偏差を算出し、それらが層平均値と層標準偏差に一致する様にその層のＡモードプロファイルの後方散乱強度分布を補正する。そのＡモードプロファイルのすべての層についてこの操作を行い、さらにすべてのＡモードプロファイルについてこれらの操作を行う。すると、深さ方向アーティファクトが除去されたデータが得られる。この方法は深さ方向アーティファクトがＡモードプロファイルの方向であるｚ方向に平行な影として生じることを利用しているものである。
<Embodiment of depth direction artifact removal>
Disadvantages of OCT include backscattering intensity (scattering intensity in the effective solid angle direction of the objective lens close to 180), scattering intensity (scattering intensity other than backscattering), absorption intensity (measurement object) This is a phenomenon in which when there is a portion having a large intensity) that is absorbed by the tissue and converted into energy other than light, a region deeper than this portion appears as a shadow. In order to solve this problem, first, the layer average value and standard deviation of the backscattering intensity in all the A mode profiles are obtained for each segmented layer. By this operation, the layer average value is acquired as a value independent of the depth direction artifact. Next, the backscattering intensity of each A mode profile is calculated as the average value and standard deviation of each layer, and the backscattering intensity distribution of the A mode profile of that layer is calculated so that they match the layer average value and layer standard deviation. to correct. This operation is performed for all layers of the A mode profile, and these operations are performed for all A mode profiles. Then, the data from which the depth direction artifact is removed is obtained. This method makes use of the fact that depth direction artifacts appear as shadows parallel to the z direction, which is the direction of the A mode profile.
本発明は、医科・歯科または動物に用いられる反射型の３次元断層撮影装置全般に適用可能である。また、本発明は特に非破壊断層計測技術の1つである光コヒーレンストモグラフィー装置に関する。また、特に歯科に用いられる光コヒーレンストモグラフィー装置に関する。本明細書は歯科における光コヒーレンストモグラフィー装置に関して説明するが、光コヒーレンストモグラフィー装置ついて記述された本発明はこれら反射型断層撮影装置にも全く同様に適用可能なものである。反射型とは計測ヘッドが被計測体に対向する形で計測される方式のことで、反射型断層撮影装置は光・電磁波・音・電界・磁界のいずれかの計測波を被計測体に照射し、計測体表面および内部で反射した計測波を計測することにより、被計測体の表面や内部の３次元的な反射強度情報を得て、これを断層表示または印刷するものである。具体的には超音波断層撮影装置、光コヒーレンストモグラフィー装置、散乱光ＣＴ装置、反射型ＭＲＩ装置に適用される。 The present invention is applicable to all reflection-type three-dimensional tomography apparatuses used in medical / dentistry or animals. The present invention also relates to an optical coherence tomography apparatus that is one of the non-destructive tomographic techniques. In particular, the present invention relates to an optical coherence tomography apparatus used for dentistry. Although this specification will be described with reference to optical coherence tomography devices in dentistry, the invention described for optical coherence tomography devices is equally applicable to these reflection tomography devices. The reflection type is a method in which the measurement head is measured so as to face the object to be measured, and the reflection tomography device irradiates the object to be measured with one of the measurement waves of light, electromagnetic wave, sound, electric field, or magnetic field. Then, by measuring the measurement wave reflected on the surface of the measurement body and inside, three-dimensional reflection intensity information on the surface and inside of the measurement object is obtained, and this is displayed in a tomographic display or printed. Specifically, the present invention is applied to an ultrasonic tomography apparatus, an optical coherence tomography apparatus, a scattered light CT apparatus, and a reflective MRI apparatus.
１ 光源
２ａ ファイバーカップラー（光分割部・干渉部）
２ｂ ビームスプリッタ−
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
1 Light source 2a Fiber coupler (light splitting / interference part)
2b Beam splitter
3 Reference mirror 4 Photodetector (photodetector)
5 Computer (calculation unit)
6-1-4 Optical fibers 7-1-5, 7-7 Lens 7-6 (Objective) lens 8-1-2 Galvano mirror U2 Probe unit U3 PC unit (PC Unit)
U1 OCT unit
Claims (4)
計測域に含まれる計測データの集合から、反射強度が計測光方向に極大または極小または変曲となる１次元または２次元的に連続した少なくともひとつ以上の特徴線または特徴面を分割または抽出または区別し、またはさらに界面とし、
隣り合う特徴面またはひとつおいて隣り合う特徴面の間の面間領域を分割または抽出または区別し、またはさらに被計測体の特定部位とし、
すべてのＡモードデータに対し、第１層目の面間領域の反射強度を該第１層面間領域の裏面までにわたってｚ方向の深さに応じて対数的に増幅補正することを増幅補正の出発点とし、第ｎ層目の表面に施された増幅補正率で第ｎ層目の反射強度を該第ｎ層面間領域の深い側の特徴面までにわたって一律に１次増幅補正し、かつ第ｎ層目の面間領域の反射強度を該第ｎ層面間領域の深い側の特徴面までにわたってｚ方向の深さに応じて対数的に２次増幅補正することを、計測されたすべての面間領域および特徴面に対して順次行なうことを特徴とする反射型断層撮影装置。 Displayed when a set of measurement data included in a measurement area is displayed in a segmented display, a specific area highlighted display, or a further area determination display in a reflection tomography apparatus for displaying or printing a tomographic image from measurement data The surgeon modifies, adds, designates, or selects the selected region from the selected region or part of the boundary of the region, or even the region name. Perform area emphasis display and area determination display,
At least one or more one-dimensional or two-dimensional continuous feature lines or feature surfaces whose reflection intensity is maximum, minimum, or inflection in the measurement light direction are divided, extracted, or distinguished from a set of measurement data included in the measurement area. Or even an interface,
Dividing or extracting or distinguishing between adjacent feature surfaces or between adjacent feature surfaces, or further as a specific part of the measurement object,
Starting from the amplification correction, the reflection intensity of the first layer inter-surface region is logarithmically amplified and corrected according to the depth in the z direction over the back surface of the first inter-layer region for all A mode data. The reflection intensity of the nth layer is uniformly primary amplified and corrected up to the deep feature surface of the region between the nth layers with the amplification correction factor applied to the surface of the nth layer, and the nth layer All of the measured inter-surface areas are subjected to logarithmic secondary amplification correction according to the depth in the z direction over the deeper characteristic surface of the n-th inter-layer area. A reflection tomography apparatus, which is sequentially performed on a region and a feature surface.
In the area excluding the aerial part in the B mode cross section, the layer average value of the reflection intensity in all the A mode profiles is obtained for each segmented layer, and the average value of the reflection turbulence intensity in each A mode profile becomes the layer average value. 4. The reflection type tomography apparatus according to claim 3, wherein the reflection intensity is corrected so as to match.
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