DE112006003228B4

DE112006003228B4 - Zahnmedizinischer optischer Kohärenztomograph

Info

Publication number: DE112006003228B4
Application number: DE112006003228.3T
Authority: DE
Inventors: Toyohiko Yatagai; Yoshiaki Yasuno; Masami Tamura
Original assignee: Shofu Inc
Current assignee: Shofu Inc
Priority date: 2005-11-22
Filing date: 2006-11-22
Publication date: 2019-01-17
Anticipated expiration: 2026-11-23
Also published as: WO2007060973A1; JPWO2007060973A1; JP4822454B2; US7823782B2; JP2011240155A; DE112006003228T5; US20090079993A1

Abstract

Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie, die Gewebe in einem stomatognathen Bereich eines lebenden Körpers oder eine künstliche Zusammensetzung im stomatognathen Bereich als Messobjekt verwendet, umfassend:eine Lichtquelle variabler Wellenlänge, die Licht aussendet, dessen Wellenlänge zeitlich wechselt,einen Lichtaufspaltabschnitt, der von der Lichtquelle variabler Wellenlänge ausgesandtes Lichtquellenlicht in Referenzlicht zum Bestrahlen eines Referenzspiegels und in Messlicht zum Bestrahlen eines Messobjekts aufspaltet,einen Interferenzabschnitt, der bewirkt, dass das am Messobjekt reflektierte Messlicht und das am Referenzspiegel reflektierte Referenzlicht miteinander interferieren, und dadurch Interferenzlicht generiert,einen Photodetektionsabschnitt, der das Interferenzlicht, dessen Wellenlänge zeitlich wechselt, misst undeinen arithmetischen Abschnitt, der durch Fouriertransformation oder inverse Fouriertransformation einer vom Photodetektionsabschnitt in jedem Stadium der wechselnden Wellenlänge gemessenen Intensität des Interferenzlichts Reflexionseigenschaftsdaten generiert, die eine Position, an der das Messlicht am Messobjekt reflektiert wird, und dessen Reflexionsintensität repräsentieren, und der ein Bild des Messobjekts generiert,eine Sonde, die das Messlicht ausstrahlt, sodass das Messlicht zum Messobjekt geleitet wird, das am Messobjekt reflektierte Messlicht aufnimmt und das Messlicht zum Interferenzabschnitt leitet, undein Befestigungselement, das an der Sonde befestigt ist und eine Relativposition zwischen der Sonde und dem Messobjekt fixieren kann, indem es mit einem Abschnitt des Messobjekts in Kontakt steht oder über ein Klebeelement mit diesem verbunden ist,wobei das Befestigungselement ein Mundstück mit einer Form, die sich zwischen die oberen und die unteren Zähne schieben lässt und die der Form des das Messobjekt umfassenden Gebisses entspricht, oder einen Schienenkern umfasst, der einen an einem Klebeelement anbringbaren Befestigungsabschnitt umfasst und eine Form aufweist, die der Form des ein Messobjekt umfassenden Gebisses entspricht.

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur optischen Kohärenztomographie (tomographische Messung mit Hilfe von niederkohärentem Licht als Sonde), bei der es sich um eine zerstörungsfreie tomographische Messtechnik handelt. Insbesondere betrifft die Erfindung eine auf zahnmedizinische Messungen anwendbare optische Kohärenztomographievorrichtung.
Hintergrund der Erfindung
Herkömmlicherweise wurden in der Zahndiagnostik zur Darstellung des stomatognathen Bereichs Röntgenvorrichtungen, Intraoralkameras, Dentalkameras, Computertomographen, MRI etc. verwendet.
Mit Röntgenvorrichtungen erhaltene Bilder sind letztlich übertragene Bilder, und die Informationen des Subjekts entlang der Strahlrichtung von Röntgenstrahlen werden in einer überlagerten Weise ermittelt. Allerdings lässt sich so die innere Struktur des Subjekts nicht in einer dreidimensionalen Weise ermitteln. Aufgrund der Tatsache, dass Röntgenstrahlen für den menschlichen Körper schädlich sind, ist außerdem die jährliche Dosis an Röntgenstrahlen begrenzt, und sie dürfen nur von qualifizierten Fachleuten eingesetzt werden. Ferner dürfen sie ausschließlich in Räumen eingesetzt werden, die von Abschirmelementen, wie beispielsweise Blei oder Bleiglas, umgeben sind.
Intraoralkameras bilden lediglich die Oberfläche von intraoralem Gewebe ab, während Informationen aus dem Inneren, wie beispielsweise Informationen über einen Zahn, nicht erhalten werden können. Wie Röntgenvorrichtungen sind auch Computertomographen für den menschlichen Körper schädlich. Ferner haben sie eine geringe Auflösung und bedürfen großer und kostenintensiver Vorrichtungen. MRI hat ebenfalls eine geringe Auflösung und bedarf großer und kostenintensiver Vorrichtungen. Ferner kann MRI nicht die innere Struktur eines Zahns, der keine Feuchtigkeit enthält, darstellen.
Eine optische Kohärenztomographievorrichtung (nachstehend als „OCT-Vorrichtung“ bezeichnet) hingegen ist für den menschlichen Körper unschädlich und kann dreidimensionale Informationen des Subjekts mit einer hohen Auflösung erhalten. Aus diesem Grund werden diese Vorrichtungen im Bereich der Ophthalmologie, beispielsweise für tomographische Messungen der Kornea oder der Retina, eingesetzt (siehe beispielsweise JP2003-329577A , JP2002-310897A , JP11-325849A und JP2001-059714A ). Es wird darauf hingewiesen, dass OCT die Abkürzung für optische Kohärenztomographie ist. Eine optische Kohärenztomographievorrichtung kann auch als optische Interferenztomographievorrichtung bezeichnet werden.
Im Folgenden wird eine herkömmliche OCT-Vorrichtung beschrieben. 30 ist ein Diagramm, das die Anordnung einer herkömmlichen OCT-Vorrichtung zeigt. In einer OCT-Einheit 1, welche die in 30 abgebildete OCT-Vorrichtung darstellt, wird das von einer Lichtquelle 2 ausgesandte Licht durch eine Linse 3 kollimiert und anschließend durch einen Strahlteiler 4 in Referenzlicht 6 und Messlicht 5 geteilt. Das Messlicht 5 gelangt durch einen Galvanospiegel 8 und wird durch eine Linse 9 auf ein Messobjekt 10 fokussiert, wo es gestreut und reflektiert wird. Anschließend gelangt das Messlicht 5 erneut durch die Linse 9, den Galvanospiegel 8 und den Strahlteiler 4 und wird durch eine Linse 7 auf einen Photodetektor 14 fokussiert. Das Referenzlicht 6 gelangt währenddessen durch eine Linse 12, wird an einem Referenzspiegel 13 reflektiert und gelangt erneut durch die Linse 12 und den Strahlteiler 4. Daraufhin überdeckt das Referenzlicht 6 das Messlicht 5, tritt in die Linse 7 ein und wird auf den Photodetektor 14 fokussiert.
Bei der Lichtquelle 2 handelt es sich um eine zeitlich kurzkohärente Lichtquelle. Die von einer Lichtquelle mit niedriger zeitlicher Kohärenz zu unterschiedlichen Zeitpunkten ausgesandten Lichtkomponenten interferieren tendenziell nicht miteinander. So erscheint nur dann ein Interferenzsignal, wenn die Länge des optischen Wegs, den das Messlicht 5 zurücklegt, im Wesentlichen gleich der Länge des optischen Wegs ist, den das Referenzlicht 6 zurücklegt. Dementsprechend lässt sich die Reflektanzverteilung des Messobjekts 10 in der Tiefenrichtung (z-Achsen-Richtung) erhalten, indem mittels des Photodetektors 14 die Intensität des Interferenzsignals erfasst wird, während der Referenzspiegel 13 in Richtung der optischen Achse des Referenzlichts 6 bewegt und so die Differenz zwischen der optischen Weglänge des Messlichts 5 und der des Referenzlichts 6 verändert wird. Das heißt, dass sich die Anordnung des Messobjekts 10 in der Tiefenrichtung durch Abtasten der Differenz der optischen Weglänge ermitteln lässt.
Das am Messobjekt 10 in z-Achsen-Richtung reflektierte Messlicht 5 transportiert die Objektinformationen des Messobjekts 10 in der Wellenform seiner elektromagnetischen Welle. Allerdings sind Photodetektoren nicht in der Lage, die Wellenform unmittelbar auf der Zeitachse zu erfassen, da die optische Wellenform des Messlichts 5 eine äußerst flüchtige Erscheinung ist. Somit bewirkt die OCT-Vorrichtung, dass das am Messobjekt 10 reflektierte Messlicht 5 und das Referenzlicht 6 miteinander interferieren und dadurch die Informationen über die Reflexionseigenschaften jedes Bereichs des Messobjekts 10 in eine Änderung der Intensität des Interferenzlichts umwandeln. Daraufhin kann der Photodetektor 14 die Erfassung auf der Zeitachse vornehmen.
Ein zweidimensionales Schnittbild des Messobjekts 10 lässt sich durch Abtasten in Querrichtung (x-Achsen-Richtung) mit dem Galvanospiegel 8 zusätzlich zum Abtasten des Messobjekts 10 in der Tiefenrichtung (z-Achsen-Richtung) mit dem Referenzspiegel 13 erhalten. Mit einer entsprechenden OCT-Vorrichtung können Messungen mit hoher Auflösung in Größenordnungen von einigen Mikrometern vorgenommen werden. Somit lässt sich mittels einer OCT-Vorrichtung ein hochaufgelöstes Bild vom Körperinneren eines Lebewesens in zerstörungsfreier und berührungsloser Weise erhalten.
Was den Einsatz von OCT-Vorrichtungen im zahnmedizinischen Bereich betrifft, so wurden Beispiele offenbart, bei denen mit Hilfe von OCT-Vorrichtungen Schichtbilder (tomographische Bilder) von Zähnen aufgenommen werden (siehe beispielsweise nachstehende Dokumente 1 bis 5).
Dokument 1: Laser Kenkyu, Oktober 2003: Technical development of the optical coherence tomography centering on medical science.
Dokument 2: Journal of Biomedical Optics, Oktober 2002, Jahrg. 7, Nr.4: Imaging caries lesions and lesion progression with polarization sensitive optical coherence tomography.
Dokument 3: Applied Optics, Jahrg. 37, Nr. 16 vom 1. Juni 1998: Imaging of hard-and softtissue structure In the oral cavity by optical coherence tomography.
Dokument 4: Optics Express, Jahrg. 3, Nr. 6 vom 14. September 1998: Dental OCT.
Dokument 5: Optics Express, Jahrg. 3, Nr. 6 vom 14. September 1998: In vivo OCT Imaging of hard and soft tissue of the oral cavity.
Offenbarung der Erfindung
Von der Erfindung zu lösendes Problem
In der Praxis werden OCT-Vorrichtungen bislang nicht für zahnmedizinische Untersuchungen eingesetzt. Zumindest ist es gegenwärtig noch unpraktikabel, OCT-Vorrichtungen zur zahnmedizinischen Diagnostik einzusetzen, und es ist bislang keine OCT-Vorrichtung für zahnmedizinische Zwecke auf dem Markt. Die Ursache liegt darin, dass die Darstellung mittels einer OCT-Vorrichtung sehr zeitintensiv ist, da für ein einziges Schichtbild eine zweidimensionale mechanische Abtastung einschließlich der Tiefenrichtung erforderlich ist. Ferner sind die Vorrichtungen sehr komplex und kostenintensiv und haben eine relativ kurze Lebensdauer. Aus diesen Gründen war es bislang schwierig, OCT-Vorrichtungen in der Praxis auf zahnmedizinischen Messungen anzuwenden.
Angesichts der vorstehend beschriebenen Probleme besteht eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, eine einfach strukturierte optische Kohärenztomographievorrichtung bereitzustellen, die eine hohe Darstellungs- bzw. Abbildungsgeschwindigkeit gewährleistet und auf zahnmedizinische Messungen anwendbar ist.
Mittel zur Lösung des technischen Problems
Eine erfindungsgemäße Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ist eine Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie zum Messen von Gewebe in einem stomatognathen Bereichs eines lebenden Körpers oder einer künstlichen Zusammensetzung im stomatognathen Bereich als Messobjekt, umfassend: eine Lichtquelle variabler Wellenlänge, die Licht aussendet, dessen Wellenlänge innerhalb eines vorgegebenen Bereichs zeitlich wechselt; einen Lichtaufspaltungsabschnitt, der das von der Lichtquelle variabler Wellenlänge ausgesandte Lichtquellenlicht in Referenzlicht zum Bestrahlen eines Referenzspiegels und in Messlicht zum Bestrahlen eines Messobjekts aufspaltet; einen Interferenzabschnitt, der bewirkt, dass das am Messobjekt reflektierte Messlicht und das am Referenzspiegel reflektierte Referenzlicht miteinander interferieren und dadurch Interferenzlicht generieren; einen Photodetektionsabschnitt, der das Interferenzlicht, dessen Wellenlänge innerhalb eines vorgegebenen Bereichs zeitlich wechselt, misst, und einen arithmetischen Abschnitt, der durch Fouriertransformation bzw. inverse Fouriertransformation einer Intensität des vom Photodetektionsabschnitt in jedem Stadium der wechselnden Wellenlänge gemessenen Interferenzlichts Reflexionseigenschaftsdaten generiert, die eine Position, an der das Messlicht am Messobjekt reflektiert wird, und dessen Reflexionsintensität darstellen, und der ein Bild des Messobjekts generiert.
Wirkungen der Erfindung
Gemäß der vorliegenden Erfindung lässt sich eine einfach strukturierte optische Kohärenztomographievorrichtung bereitstellen, die eine hohe Darstellungsgeschwindigkeit gewährleistet und auf zahnmedizinische Messungen anwendbar ist.
Figurenliste

1 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration einer FD-OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 1 zeigt.
2 ist ein Ablaufdiagramm, das eine beispielhafte Verarbeitung zeigt, bei der ein arithmetischer Abschnitt auf Grundlage von gemessenem Interferenzlicht ein Schnittbild generiert.
3 ist ein Ablaufdiagramm, das den Verarbeitungsfluss des schichtweisen Korrigierens der Reflexionsintensität zeigt.
4 zeigt ein Beispiel, bei dem die Reflexionsintensitätsverteilung in der Tiefenrichtung in eine Mehrzahl an Schichten unterteilt ist.
5 ist ein Ablaufdiagramm, das eine beispielhafte Verarbeitung zeigt, bei welcher der arithmetische Abschnitt ein Bild eines Messobjekts anzeigt.
6 zeigt eine beispielhafte Datenstruktur einer Sammlung von Zahnformvorgaben.
7 zeigt ein Beispiel der Formen, die durch die in einer Zahnformbibliothek enthaltenen Daten repräsentiert sind
8A ist eine Schnittdarstellung, welche die Innenstruktur einer in 1 gezeigten Sondeneinheit 200 zeigt. 8B ist eine Draufsicht der Sondeneinheit 200 aus der x-Achsen-Richtung.
9 ist ein konzeptuelles Diagramm, das ein beispielhaftes Verfahren zeigt, bei dem eine Linse bewegt wird.
[10] 10 zeigt eine weitere beispielhafte Konfiguration eines Mundstücks und eines Mundstückhalters.
11A ist eine Schnittdarstellung der Sondeneinheit bei Verwendung einer Schiene statt eines Mundstücks. 11B ist eine Draufsicht der Sondeneinheit in 11A aus der x-Achsen-Richtung.
12A ist eine Schnittdarstellung eines Mundstücks und eines Mundstückhalters in der yz-Ebene, die mit einem Wangenspreizer 76 versehen sind. 12B ist ein Diagramm, das einen Schnitt des in 12A gezeigten Mundstückhalters 73a und Wangenspreizers 76 entlang der B-B-Linie zeigt.
13 ist eine Schnittdarstellung, die eine Abwandlung des Mundstücks zeigt.
14 ist eine Schnittdarstellung, die eine Abwandlung der Sondeneinheit gemäß dieser Ausführungsform zeigt.
15A ist ein Diagramm, das ein Strukturbeispiel zeigt, bei dem der Mundstückhalter und die Sondeneinheit entlang der Form des Mundstücks gleiten. 15B ist eine Schnittdarstellung des in 15A gezeigten Mundstückhalters und Mundstücks in der xy-Ebene.
16 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Form eines rechtwinklig gebogenen Mundstückhalters zeigt.
17A ist eine Schnittdarstellung einer Sondeneinheit bei Verwendung eines Abstandhalters als Befestigungselement. 17B ist eine Schnittdarstellung, die eine Abwandlung der einen Abstandhalter umfassenden Sondeneinheit zeigt.
18A und 18B sind Diagramme, die Abwandlungen der einen Abstandhalter umfassenden Sondeneinheit zeigen.
19 ist eine Schnittdarstellung in der xy-Ebene, die eine Abwandlung der Sondeneinheit zeigt.
20 ist eine Schnittdarstellung, die eine Abwandlung eines Rotationselements zeigt.
21 ist eine Schnittdarstellung, die eine Abwandlung einer Hülse zeigt.
22 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration einer FD-OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 2 zeigt.
23 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration einer FD-OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 3 zeigt.
24A ist ein Diagramm, das eine Konfiguration eines Lichtquellenlicht-Polarisationsmanipulators 35 schematisch zeigt. 24B ist ein Diagramm, das eine Konfiguration eines Referenzlicht-Polarisationsmanipulators 36 bzw. eines Interferenzlicht-Polarisationsmanipulators 37 schematisch zeigt.
25 ist ein Diagramm, das die Konfiguration einer Lichtquelle der OCT-Vorrichtung zeigt.
26 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration einer FD-OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 5 zeigt.
27A und 27B sind Diagramme, welche die Konfiguration einer OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 6 nahe des Referenzspiegels zeigen.
28 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration einer FD-OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 7 zeigt.
29 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration einer FD-OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 8 zeigt.
30 ist ein Diagramm, das die Konfiguration einer herkömmlichen OCT-Vorrichtung zeigt.

Beschreibung der Erfindung
Eine erfindungsgemäße Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ist eine Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie zum Messen von Gewebe in einem stomatognathen Bereich eines lebenden Körpers oder einer künstlichen Zusammensetzung im stomatognathen Bereich als Messobjekt, umfassend: eine Lichtquelle variabler Wellenlänge, die Licht aussendet, dessen Wellenlänge innerhalb eines vorgegebenen Bereichs zeitlich wechselt; einen Lichtaufspaltungsabschnitt, der das von der Lichtquelle variabler Wellenlänge ausgesandte Lichtquellenlicht in Referenzlicht zum Bestrahlen eines Referenzspiegels und in Messlicht zum Bestrahlen eines Messobjekts aufspaltet; einen Interferenzabschnitt, der bewirkt, dass das am Messobjekt reflektierte Messlicht und das am Referenzspiegel reflektierte Referenzlicht miteinander interferieren und dadurch Interferenzlicht generieren; einen Photodetektionsabschnitt, der das Interferenzlicht, dessen Wellenlänge innerhalb eines vorgegebenen Bereichs zeitlich wechselt, misst, und einen arithmetischen Abschnitt, der durch Fouriertransformation bzw. inverse Fouriertransformation einer Intensität des vom Photodetektionsabschnitt in jedem Stadium der wechselnden Wellenlänge gemessenen Interferenzlichts Reflexionseigenschaftsdaten generiert, die eine Position, an der das Messlicht am Messobjekt reflektiert wird, und dessen Reflexionsintensität repräsentieren, und der ein Bild des Messobjekts generiert.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie kann der Photodetektionsabschnitt das Interferenzlicht, dessen Wellenlänge innerhalb eines vorgegebenen Bereichs zeitlich wechselt, aufgrund der Tatsache, dass Licht, dessen Wellenlänge innerhalb eines vorgegebenen Bereichs zeitlich wechselt, von der Lichtquelle variabler Wellenlänge ausgesandt wird, erfassen. Das heißt, dass der Photodetektionsabschnitt die Interferenzlichtintensität in jedem Stadium der wechselnden Wellenlänge erfasst. Entsprechend erfasst der Photodetektionsabschnitt die Wellenlängenverteilung des Interferenzlichts. Im arithmetischen Abschnitt erfolgt die Fouriertransformation bzw. inverse Fouriertransformation der Interferenzlichtintensität in jedem Stadium der wechselnden Wellenlänge und dadurch deren Umwandlung in Daten, welche die Reflexionsintensität bei jeder der reflektierten Positionen des Messlichts im Messobjekt repräsentieren. Entsprechend kann der arithmetische Abschnitt Reflexionseigenschaftsdaten generieren, die eine Position, an der das Messlicht am Messobjekt reflektiert wird, und dessen Reflexionsintensität repräsentieren. Der arithmetische Abschnitt generiert mittels der Reflexionseigenschaftsdaten ein Schichtbild des Messobjekts. Das heißt, dass der arithmetische Abschnitt anhand der Daten des Interferenzlichts jeder der Wellenlängen die Informationen des Messobjekts in der Tiefenrichtung erhalten kann.
Auf diese Weise lassen sich Informationen des Messobjekts in der Tiefenrichtung ohne mechanisches Abtasten in der Richtung des Messlichts, d.h. in der Tiefenrichtung des Messobjekts, erhalten. Folglich weist die Vorrichtung eine vereinfachte Struktur auf und kann eine hohe Darstellungs- bzw. Abbildungsgeschwindigkeit gewährleisten. Außerdem ist es möglich, die OCT-Vorrichtung neben einem Zahnarztstuhl anzuordnen und so die Durchführung zahnmedizinischer Messungen mit Hilfe der OCT-Vorrichtung zu ermöglichen. Somit ist eine OCT-Vorrichtung zur Anwendung in der zahnmedizinischen Diagnostik bereitstellbar.
Vorteilhafter Weise wird sowohl für die Funktion des Lichtaufspaltungsabschnitts als auch für die des Interferenzabschnitts ein Strahlteiler oder ein Faserkoppler verwendet.
Eine erfindungsgemäße Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ist eine Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie zum Messen von Gewebe in einem stomatognathen Bereich eines lebenden Körpers oder einer künstlichen Zusammensetzung im stomatognathen Bereich als Messobjekt, umfassend: eine Lichtquelle; einen Lichtaufspaltungsabschnitt, der von der Lichtquelle ausgesandtes Lichtquellenlicht in Referenzlicht zum Bestrahlen eines Referenzspiegels und in Messlicht zum Bestrahlen eines Messobjekts aufspaltet; einen Interferenzabschnitt, der bewirkt, dass das am Messobjekt reflektierte Messlicht und das am Referenzspiegel reflektierte Referenzlicht miteinander interferieren und dadurch Interferenzlicht generieren; einen Photodetektionsabschnitt, der das Interferenzlicht misst; einen arithmetischen Abschnitt, der auf Grundlage des vom Photodetektionsabschnitt gemessenen Interferenzlichts Reflexionseigenschaftsdaten generiert, die eine Position, an der das Messlicht am Messobjekt reflektiert wird, und dessen Reflexionsintensität repräsentieren, und der ein Bild des Messobjekts generiert; eine Sonde, die das Messlicht ausstrahlt, sodass das Messlicht zum Messobjekt geleitet wird, das am Messobjekt reflektierte Messlicht aufnimmt und dieses Messlicht zum Interferenzabschnitt leitet, und ein an der Sonde befestigtes Befestigungselement, das eine Relativposition zwischen der Sonde und dem Messobjekt fixieren kann, indem es mit einem Abschnitt des Messobjekts in Verbindung steht bzw. über ein Klebeelement mit diesem verbunden ist.
Da die Sonde das Messlicht ausstrahlt, sodass das Messlicht zum Messobjekt geleitet wird, das am Messobjekt reflektierte Messlicht aufnimmt und dieses Messlicht zum Interferenzabschnitt leitet, kann das Messlicht auf einen komplex strukturierten Messbereich im stomatognathen Bereich, der das Messobjekt darstellt, strahlen und das reflektierte Licht aufnehmen.
Außerdem ist die Relativposition zwischen der Sonde und dem Messobjekt in einem Zustand fixiert, in dem das Befestigungselement an der Sonde befestigt ist und mit dem Messobjekt in Verbindung steht bzw. über das Klebeelement mit dem Messobjekt verbunden ist. Dementsprechend lässt sich durch die Verwendung der Sonde die Strahlungsposition des Messlichts entsprechend der Form des Messobjekts flexibel verändern und die Relativposition zwischen der Sonde und dem Messobjekt fixieren.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ist es vorteilhaft, dass die Sonde eine Objektivlinse umfasst, die das Messlicht auf das Messobjekt fokussiert, und dass das Befestigungselement eine Relativposition zwischen der Sonde und dem Messobjekt fixiert, sodass sich ein Brennpunkt des durch die Objektivlinse fokussierten Messlichts auf einer Oberfläche oder dem Inneren des Messobjekts in einem Zustand, in dem das Befestigungselement mit dem Messobjekt in Verbindung steht, befindet.
Wenn das Befestigungselement mit dem Messobjekt in Kontakt steht, sind die Position und die Orientierung der Sonde bezüglich des Messobjekts so fixiert, dass sich der Brennpunkt der Objektivlinse auf dem Messobjekt befindet. Dementsprechend kann die die Messung ausführende Person die Sonde in der für die Messung geeigneten Position und Orientierung sichern, indem sie die Sonde so hält, dass das Befestigungselement mit dem Messobjekt in Kontakt steht.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ist es vorteilhaft, dass das Befestigungselement vorzugsweise ein Mundstück mit einer Form aufweist, die sich zwischen die oberen und die unteren Zähne schieben lässt, oder dass ein Schienenkern befestigt ist, der einen an einem Klebeelement anbringbaren Befestigungsabschnitt umfasst und eine Form aufweist, die der Form des ein Messobjekt umfassenden Gebisses entspricht. Somit ist die Relativposition zwischen der Sonde und dem Messobjekt in stabiler Weise fixiert.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ist es vorteilhaft, dass die Sonde ferner ein Abtastmittel umfasst, welches das Messlicht zum Bestrahlen des Messobjekts in zur optischen Achse des Messlichts senkrechten Richtungen abtastet bzw. scannt. Wenn die Sonde mit dem Abtastmittel bereitgestellt ist, lässt sich in der Mundhöhle, in der sich das Messobjekt befindet, ein zweidimensionales oder dreidimensionales Abtasten bzw. Scannen ausführen.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ist es vorteilhaft, dass der arithmetische Abschnitt auf Grundlage des Interferenzlichts Reflexionseigenschaftsdaten generiert, die eine Tiefe des in das Messobjekt einfallenden Messlichts und die Reflexionsintensität des Messlichts bei dieser Tiefe repräsentieren, die Reflexionsintensität in Übereinstimmung mit dieser Tiefe zp oder einer Funktion bzw. einer Integralfunktion bezüglich dieser Tiefe zp korrigiert und somit ein Schichtbild des Messobjekts in Richtung einer optischen Achse generiert.
Die Intensität des Messlichts nimmt mit zunehmender Tiefe des Messobjekts in Richtung der optischen Achse ab, sodass die Intensität des reflektierten Lichts ebenfalls abnimmt. Folglich nimmt mit zunehmender Tiefe zp die Reflexionsintensität des Messlichts an der Position der durch die Reflexionseigenschaftsdaten dargestellten Tiefe zp tendenziell ab. Somit kann die Abnahme der Reflexionsintensität durch den Einfluss der Tiefe verringert werden, indem die durch die Reflexionseigenschaftsdaten dargestellte Reflexionsintensität in Übereinstimmung mit der Tiefe zp oder einer Funktion bzw. einer Integralfunktion bezüglich der Tiefe zp korrigiert wird.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ist es vorteilhaft, dass der arithmetische Abschnitt auf Grundlage des Interferenzlichts Reflexionseigenschaftsdaten generiert, die eine Reflexionsintensitätsverteilung des Messlichts in der Tiefenrichtung des in das Messobjekt einfallenden Messlichts repräsentieren, die Reflexionsintensitätsverteilung in eine Mehrzahl an Schichten in dieser Tiefenrichtung unterteilt und die Reflexionsintensität für jede dieser Schichten mittels einer Transmission jeder der geteilten Schichten korrigieren und somit ein Schichtbild des Messobjekts in Richtung einer optischen Achse generiert.
Weist das Messobjekt eine Mehrzahl an Schichten mit unterschiedlichen Lichttransmissionen auf, so variiert der Grad Reflexionsintensitätsabnahme des Messlichts mit zunehmender Tiefe. Da der arithmetische Abschnitt die Lichttransmission jeder der unterteilten Schichten nutzt, um die Reflexionsintensität für jede der Schichten zu korrigieren - vorausgesetzt, dass das Messobjekt eine Mehrzahl an Schichten mit unterschiedlichen Lichttransmissionen aufweist - lässt sich die Korrektur unter Berücksichtigung der Differenz der Reflexionsintensitätsabnahme zwischen den Schichten ausführen. Ein Beispiel eines Messobjekts, das eine Mehrzahl an Schichten mit unterschiedlichen Lichttransmissionen aufweist, ist ein Zahn. Ein Zahn umfasst den Zahnschmelz, das Dentin, den Zahnzement, den Alveolarknochen usw.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ist es vorteilhaft, dass die Lichtquelle zwei oder mehr Lichtquellen mit unterschiedlichen Mittenwellenlängen und einen Lichtquellenschaltabschnitt umfasst, der Licht von einer jeglichen der zwei oder mehr Lichtquellen zu einem Lichtaufspaltungsabschnitt leitet. Dies bietet die Möglichkeit, das Licht als Lichtquellenlicht auszuwählen, dessen Wellenlänge für die Komponenten des Messobjekts geeignet ist.
Vorteilhafter Weise umfasst die erfindungsgemäße Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ferner einen Zahnformdatenaufzeichnungsabschnitt zum Aufzeichnen von Zahnformdaten, welche die Form jedes Gewebebereichs in einem stomatognathen Bereich eines lebenden Körpers angeben, und einen Anzeigeabschnitt zum Anzeigen eines vom arithmetischen Abschnitt generierten Bilds, wobei der arithmetische Abschnitt einen Abschnitt des generierten Bilds, der jeden Bereich, eine Läsion, eine Zahnprothese oder eine Füllung im Gewebe im stomatognathen Bereich mittels der Zahnformdaten repräsentiert, extrahiert und diesen Abschnitt so an den Anzeigeabschnitt ausgibt, dass sich dieser Abschnitt visuell von anderen Abschnitten unterscheiden lässt.
Der arithmetische Abschnitt kann einen Abschnitt des oben beschriebenen Bilds extrahieren, der Form jedes Bereiches, einer Läsion, einer Zahnprothese oder einer Füllung im Gewebe im stomatognathen Bereich auf Grundlage der die Form jedes Bereichs des Gewebes im stomatognathen Bereich angebenden Zahnformdaten angibt. Indem der arithmetische Abschnitt alle dieser extrahierten Abschnitte so an den Anzeigeabschnitt ausgibt, dass sich jeder dieser Abschnitt visuell von anderen Abschnitten unterscheiden lässt, kann eine Bedienperson beim Blick auf die Anzeige leicht die Form jedes Bereichs, einer Läsion, einer Zahnprothese oder einer Füllung im Gewebe im stomatognathen Bereich erkennen.
Eine erfindungsgemäße Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ist eine Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie zum Messen von Gewebe in einem stomatognathen Bereichs eines lebenden Körpers oder einer künstlichen Zusammensetzung im stomatognathen Bereich als Messobjekt, umfassend: eine Lichtquelle; einen Lichtaufspaltungsabschnitt, der von der Lichtquelle ausgesandtes Lichtquellenlicht in Referenzlicht zum Bestrahlen eines Referenzspiegels und in Messlicht zum Bestrahlen eines Messobjekts aufspaltet; einen Interferenzabschnitt, der bewirkt, dass das am Messobjekt reflektierte Messlicht und das am Referenzspiegel reflektierte Referenzlicht miteinander interferieren und dadurch Interferenzlicht generieren; einen Photodetektionsabschnitt, der das Interferenzlicht misst; einen arithmetischen Abschnitt, der Reflexionseigenschaftsdaten, die eine Position, an der das Messlicht am Messobjekt reflektiert wird, und dessen Reflexionsintensität repräsentieren, auf Grundlage des vom Photodetektionsabschnitt gemessenen Interferenzlichts generiert und der ein Bild des Messobjekts generiert; eine Sonde, die das Messlicht ausstrahlt, sodass das Messlicht zum Messobjekt geleitet wird, das am Messobjekt reflektierte Messlicht aufnimmt und das Messlicht an den Interferenzabschnitt leitet; ein Rotationselement, das so an der Sonde befestigt ist, dass es um zumindest eine Richtung als Rotationsachse rotieren kann, und das eine Strahlungsöffnung zum Strahlen des Messlichts in eine Richtung umfasst, die einen festen oder einen veränderlichen Winkel zur Rotationsachse bildet, und einen Antriebsabschnitt, der das Rotationselement dreht.
Da die Strahlungsrichtung des von der Strahlungsöffnung zum Messobjekt strahlenden Messlichts einen festen oder veränderlichen Winkel zur Rotationsachse des Rotationselements bildet, bewirkt die Rotation des Rotationselements, dass sich die Position des auf das Messobjekt strahlenden Messlichts in Richtung dieser Rotation bewegt. Dementsprechend wird bei Drehung des Rotationselements durch den Antriebsabschnitt das von der Strahlungsöffnung des Rotationselements ausgestrahlte Messlicht in Richtung dieser Drehung abgetastet.
Vorteilhafterweise umfasst die erfindungsgemäße Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ferner eine Hülse, die am Rotationselement über ein Lager so bereitgestellt ist, dass die Hülse das Rotationselement bedeckt, und die ein Fenster umfasst, um das von der Strahlungsöffnung ausgestrahlte Messlicht hindurchgelangen zu lassen.
Durch Fixieren der Position des Hülsenfensters bezüglich des Messobjekts wird die Relativposition zwischen der Hülse und dem Messobjekt fixiert. Da die Hülse so bereitgestellt ist, dass sie das Rotationselement über das Lager bedeckt, dreht sich das Rotationselement in der Hülse, deren Position fixiert ist. Folglich ist die Relativposition zwischen dem Rotationselement und dem Messobjekt ebenfalls gesichert. Somit ist es möglich, das Messobjekt in stabiler Weise in einer Richtung abzutasten.
Vorteilhafter Weise umfasst die erfindungsgemäße Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ferner einen Polarisationsmanipulationsabschnitt, der die Polarisationsbedingung von zumindest einem Licht aus der Gruppe des Lichtquellenlichts, des Referenzlichts, des Messlichts und des Interferenzlichts manipuliert.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie kann dadurch, dass der Polarisationsmanipulationsabschnitt die Polarisationsbedingung von zumindest einem Licht aus der Gruppe des von der Lichtquelle zum Lichtaufspaltungsabschnitt strahlenden Lichts, des Referenzlichts, des Messlichts und des Interferenzlichts manipuliert, ein Bild erhalten werden, das die Polarisationseigenschaften oder die Doppelbrechungseigenschaften des Messobjekts reflektiert. Auf diese Weise lässt sich Mundgewebe, einschließlich beispielsweise Initialkaries, Dentin, Zahnschmelz, Zahnfleisch und Alveolarknochen, untersuchen, das einzigartige Polarisierungseigenschaften bzw. einzigartige Doppelbrechungseigenschaften aufweist.
Vorteilhafter Weise umfasst die erfindungsgemäße Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ferner eine Zylinderlinse oder einen Zylinderspiegel, die den Querschnitt des Messlichts in die Form einer Linie bringt, die in einer Richtung in einer Ebene ausgerichtet ist, die senkrecht zur Strahlungsrichtung des Messlichts ist.
Eine „Zylinderlinse“ ist eine Linse, die nur in einer von zwei Richtungen in einem rechten Winkel zur optischen Achse als Linse fungiert. Nur die Form des Querschnitts in der Richtung, in der eine Zylinderlinse als Linse fungiert, weist eine typische Linsenform mit einer gewölbten Kontur auf, während die Form des Querschnitts in der Richtung, in der eine Zylinderlinse nicht als Linse fungiert, beispielsweise rechteckig sein kann.
Ein „Zylinderspiegel“ ist ein Spiegel, der nur in einer von zwei Richtungen in einem rechten Winkel zur optischen Achse als Linse fungiert. Nur die Form des Querschnitts in der Richtung, in der ein Zylinderspiegel als eine Linse fungiert, weist eine typische Linsenform mit einer gekrümmten Kontur auf, während die Form des Querschnitts in der Richtung, in der ein Zylinderspiegel nicht als Linse fungiert, beispielsweise rechteckig sein kann.
Die Zylinderlinse bzw. der Zylinderspiegel bringen den Querschnitt des Messlichts in einer zur optischen Achse rechtwinkligen Ebene in die Form einer Linie, die mit der Richtung einer Achse in einer zur Strahlungsrichtung des Messlichts senkrechten Ebene fluchtet. Dementsprechend wird das Messlicht so gestrahlt, dass es in Richtung der vorstehend beschriebenen einen Achse des Messobjekts verteilt ist. Folglich wird das Messlicht auf eine Linie in Richtung der vorstehend beschriebenen einen Achse im Messobjekt fokussiert. Auf diese Weise lässt sich der Querschnitt des Messobjekts in der Richtung der vorstehend beschriebenen einen Achse ohne mechanisches Abtasten bzw. Scannen in der Richtung der vorstehend beschriebenen einen Achse messen.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie ist es vorteilhaft, dass aus der Gruppe des Lichtquellenlichts, des Messlichts, des Referenzlichts, des Interferenzlichts und des spektral zerlegten Lichts zumindest eines mit einer optischen Faser geleitet wird. Durch Verwendung einer optischen Faser ist die Strahl- bzw. Ausbreitungsrichtung des Lichts flexibel veränderbar. Hierbei ist eine optische Faser, in der eine Mehrzahl optischer Fasern parallel zueinander ausgerichtet sind, oder ein optisches Faserbündel, das so gebündelt ist, dass dessen Querschnitt senkrecht zur optischen Achse im Wesentlichen kreisförmig ist, verwendbar.
Vorteilhafter Weise ist die erfindungsgemäße Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie so gestaltet, dass sie das Messlicht oder ein Muster aus sichtbarem Licht auf die Oberfläche des Messobjekts projiziert und das Oberflächenbild des Messbereichs mittels einer zweidimensionalen Abbildungsvorrichtung überwacht oder ein entsprechendes Bild synchron zu einem gemessenen Schichtbild aufzeichnet. Auf diese Weise kann die Bedienperson den Messbereich während der Messung bestätigen.
Im Folgenden werden Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben.
Ausführungsform 1
1 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Anordnung einer Fourier-Domain-OCT-Vorrichtung (nachstehend als „FD-OCT-Vorrichtung“ bezeichnet) gemäß Ausführungsform 1 zeigt. Es wird darauf hingewiesen, dass FD-OCT die Abkürzung für Fourier-Domain-OCT (Fourierbereich-OCT) ist.
Eine FD-OCT-Vorrichtung ist eine OCT-Vorrichtung, die Interferenzlicht zwischen von einer niederkohärenten Lichtquelle ausgesandtem und an einem Messobjekt reflektiertem Messlicht und von der Lichtquelle ausgesandtem und am Referenzspiegel reflektiertem Referenzlicht misst und die optischen Eigenschaften des Messobjekts in der Tiefenrichtung, d.h. in Richtung der optischen Achse des Messlichts, anhand der Information des Interferenzlichts mittels Fouriertransformation oder inverser Fouriertransformation bestimmt. Mit der FD-OCT-Vorrichtung wird das mechanische Abtasten in Richtung der optischen Achse des Messlichts hinfällig. Es existieren zumindest zwei Arten von FD-OCT-Vorrichtungen, und zwar der Swept-Source-FD-OCT und der Spectral-Domain-FD-OCT. Bei der vorliegenden Ausführungsform wird der Swept-Source-FD-OCT beschrieben.
Eine Spectral-Domain-FD-OCT-Vorrichtung ist eine OCT-Vorrichtung, die dadurch gekennzeichnet ist, dass sie ein durch die Zerlegung von Interferenzlicht mittels eines Beugungsgitters entstandenes Spektrum erfasst und die Informationen über das Messobjekt in Richtung der optische Achse des Messlichts aus diesem Spektrum mittels Fouriertransformation oder inverser Fouriertransformation bestimmt.
Beispielhafte Struktur eines erfindungsgemäßen FD-OCT (vom Swept-Source-Typ)
Wie aus 1 ersichtlich ist, umfasst die Swept-Source-FD-OCT-Vorrichtung eine OCT-Einheit 100, eine Sondeneinheit 200 und eine Rechenmaschine 27. Die OCT-Einheit 100 ist mit einer Lichtquelle 15, einem Faserkoppler 19, einem Referenzspiegel 24 und einem Photodetektor 41 versehen. Die Sondeneinheit 200 ist mit Galvanospiegeln 20a und 20b sowie Linsen 21a und 21b versehen. Die Rechenmaschine 27 ist mit der Lichtquelle 15, dem Photodetektor 41 und den Galvanospiegeln 20 verbunden. Die Rechenmaschine 27 kann beispielsweise ein Computer, wie z.B. ein Personalcomputer, sein und umfasst zumindest einen arithmetischen Abschnitt 27b, wie beispielsweise eine CPU, und einen Aufzeichnungsabschnitt 27c, wie beispielsweise eine Festplatte. Die Rechenmaschine 27 kann ferner beispielsweise einen Anzeigeabschnitt 27a, wie z.B. eine Flüssigkristallanzeige, eine Kathodenstrahlröhre oder einen Plasmadisplay, umfassen.
Es wird darauf hingewiesen, dass die Anordnung der OCT-Einheit 100, der Sondeneinheit 200 und der Rechenmaschine 27 nicht auf die in 1 gezeigte Anordnung beschränkt ist. Beispielsweise kann die Funktion der Rechenmaschine 27 in der OCT-Einheit 100 enthalten sein.
Die Lichtquelle 15 ist eine zeitlich und räumlich niederkohärente Lichtquelle. Folglich handelt es sich dabei um eine Lichtquelle, die Licht aussendet, dessen Wellenlängen über einen schmalen Bereich um eine Mittenwellenlänge verteilt sind. Die Mittenwellenlänge des von der Lichtquelle 15 ausgestrahlten Lichts wechselt zeitlich. Die Wellenlänge des von der Lichtquelle 15 ausgestrahlten Lichts wechselt innerhalb eines der jeweiligen Vorrichtung eigenen Wellenlängenbereichs beispielsweise für jeden festen Zeitraum. Folglich durchläuft (sweep) das von der Lichtquelle 15 ausgestrahlte Licht für jeden festen Zeitraum den vorstehend beschriebenen Wellenlängenbereich.
Als Lichtquelle 15 ist beispielsweise eine Schmalbandlaser-Lichtquelle mit einstellbarer Wellenlänge, wie beispielsweise eine abstimmbare LD (Laserdiode), verwendbar. Die Lichtquelle 15 kann beispielsweise eine Lichtquelle sein, die Licht ausstrahlt, dessen Mittenwellenlänge sich innerhalb eines Variationsbereichs von ±110 nm oder ±55 nm bezüglich der Mittenwellenlänge von 830 nm, 1100 nm, 1300 nm, 1500 nm oder 1600 nm ändert. Ferner kann die Lichtquelle 15 Licht aussenden, dessen Wellenlänge sich beispielsweise innerhalb von 17 Nanosekunden (17 nsec) um 0,064 nm ändert. Folglich kann die Lichtquelle 15 den Wellenlängenvariationsbereich von 110 nm in 1700 Punkte unterteilen und Licht aussenden, während die Wellenlänge um einen Punkt mit einer Frequenz von 60 MHz geändert wird.
Der Faserkoppler 19 ist ein Beispiel für eine optische interferometrische Vorrichtung, welche die Funktion eines Lichtaufspaltungsabschnitts und eines Interferenzabschnitts ausführt. Die optische interferometrische Vorrichtung ist eine schaltbare optische Eingabe-Ausgabe-Komponente, die bewirkt, dass zwei Eingangslichter miteinander interferieren, und sie in zwei Richtungen ausgibt. Beispiele für optische interferometrische Vorrichtungen umfassen neben dem Faserkoppler 19 einen Strahlteiler und einen Halbspiegel.
Ein beispielhafter Photodetektionsabschnitt ist der Photodetektor 41. Als Photodetektor 41 ist beispielsweise eine Photodiode verwendbar. Insbesondere eine Infrarot-Photodiode ist als Photodetektor 41 geeignet. Bei der Swept-Source-FD-OCT-Vorrichtung ist das vom Photodetektor 41 erfasste Licht nulldimensional, d.h. es handelt sich um einen Lichtstrahl.
Bei der Spectral-Domain-FD-OCT-Vorrichtung handelt es sich bei dem vom Photodetektor 41 erfassten Licht um Licht, dass mittels eines Beugungsgitter spektral zerlegt wurde und sich daher in einer Dimension erstreckt. Somit ist ein hochauflösendes ein- oder mehrdimensionales Photodetektionsarray als Photodetektor 41 erforderlich. Ein Beispiel für ein hochauflösendes ein- oder mehrdimensionales Photodetektionsarray ist ein CCD-Bildsensor. Allerdings sind CCD-Bildsensoren, insbesondere solche mit einem 1,3 µ Infrarotbereich, relativ kompliziert strukturiert, groß und kostenintensiv. Die für den Photodetektor 41 der Swept-Source-FD-OCT-Vorrichtung verwendeten Photodioden sind vergleichsweise einfach strukturiert, klein und preiswert. Dies stellt einen deutlichen Vorteil der Anwendung einer Swept-Source-FD-OCT-Vorrichtung im zahnmedizinischen Bereich dar.
Die Sondeneinheit 200 umfasst die Linsen 21a und 21b sowie die Galvanospiegel 20a und 20b. Das vom Faserkoppler 19 der OCT-Einheit 100 ausgesandte Messlicht 28 wird zum Messobjekt 22 geleitet und auf dieses gestrahlt, während die am Messobjekt 22 reflektierte Komponente des Messlichts 28 aufgenommen und zum Faserkoppler 19 geleitet wird. Die detaillierte Konfiguration der Sondeneinheit 200 ist weiter unten beschrieben.
Die Sondeneinheit 200 und die OCT-Einheit 100 sind über eine optische Faser 18 miteinander verbunden, und Lichttransmission zwischen der Sondeneinheit 200 und der OCT-Einheit 100 erfolgt mittels der optischen Faser 18. Somit kann die Sondeneinheit 200 als ein von der OCT-Einheit 100 abweichendes Gehäuse ausgebildet sein. Folglich sind die Position und Orientierung der Sondeneinheit 200 entsprechend den Bedingungen des Messobjekts 22 und unabhängig von der Position und Orientierung der OCT-Einheit 100 flexibel veränderbar. Außerdem vergrößert sich der bewegliche Bereich der Sondeneinheit 200.
Vorzugsweise ist die Sondeneinheit 200 so gestaltet, dass sie als Handbedienungsgerät von einer Bedienperson bedienbar ist. So kann die Bedienperson die Einheit leicht von der Seite eines Zahnarztstuhls bedienen. Die Bedienperson kann die OCT-Vorrichtung in einer Situation bedienen, in der das Lageverhältnis zwischen der Sondeneinheit 200 und dem Patient flexibel ist.
Bei der Anwendung der OCT-Vorrichtung zu zahnmedizinischen Zwecken ist zu erwarten, dass die OCT-Vorrichtung an der Seite des Behandlungsstuhls, auf dem der Patient während der medizinischen Untersuchung in der Regel sitzt, verwendet wird. In diesem Fall muß bei Verwendung eines luftgestützten optischen Systems zur Positionierung der Sondeneinheit 200 (bei dem der optische Weg zur Sonde nicht durch die optische Faser, sondern durch die Luft verläuft) die gesamte OCT-Einheit exakt im Mundraum des Patienten positioniert werden. Darüber hinaus ist es unrealistisch, dass die Bedienperson einen vergleichsweise schweren OCT, den sie in ihrer Hand hält, bedienen würde.
Beispiele für Betriebsweisen von FD-OCT-Vorrichtungen
Im Folgenden werden die Betriebs- bzw. Funktionsweisen der in 1 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung beschrieben. Bei dieser Ausführungsform wird ein Fall beschrieben, bei dem das Messobjekt 22 Gewebe im stomatognathen Bereich eines lebenden Körpers oder einer künstlichen Zusammensetzung im stomatognathen Bereich ist. In der folgenden Beschreibung ist ein Koordinatensystem folgendermaßen definiert: Wie aus 1 ersichtlich ist, ist für das Messobjekt 22 die z-Richtung als Richtung der optischen Achse des Messlichts 28, d.h. die Tiefenrichtung des Messobjekts 22, und die xy-Ebene ist als Ebene senkrecht zur z-Richtung definiert. Die y-Richtung ist als Abtastrichtung des Galvanospiegels 20b und die x-Richtung ist als zur y-Richtung senkrechte Richtung und als Abtastrichtung des Galvanospiegels 20a definiert. Für vom Messobjekt 22 abweichende Bereiche sind die x-, y- und z-Richtungen wie die jeweiligen x-, y-, und z-Richtungen des Messobjekts 22 definiert. „Optische Entsprechung“ bedeutet, dass, selbst wenn die räumliche Richtung durch die Spiegel, Linsen, optische Faser usw. verändert wird, die z-Richtung die Lichtstrahl- bzw. -ausbreitungsrichtung ist, die y-Richtung die Abtast- bzw. Scanrichtung des Galvanospiegels usw. ist und die x-Richtung die zur y- und z-Richtung senkrecht verlaufende Richtung ist.
Das von der Lichtquelle 15 ausgesandte Licht wird durch die Linsen 17a und 17b kollimiert und anschließend durch den Faserkoppler 19 in das Referenzlicht 29 und das Messlicht 28 geteilt. Das Messlicht 28 gelangt durch die optische Faser 18, die Linse 21a und die Galvanospiegel 20a und 20b und wird anschließend durch die Linse 21b auf das Messobjekt 22 fokussiert. Das Messlicht 28 wird am Messobjekt 22 reflektiert und gestreut bzw. durch dieses durchgelassen. Diejenigen Komponenten des am Messobjekt 22 reflektierten und gestreuten bzw. durch dieses durchgelassenen Messlichts, die reflektiert bzw. zurückgestreut wurden (nachstehend vereinfachend als „reflektiertes Licht“ bezeichnet), gelangen erneut durch die Linse 21b, die Galvanospiegel 20a und 20b, die Linse 21a, die optische Faser 18 und den Faserkoppler 19 und werden durch eine Linse 30 zum Photodetektor 41 geleitet.
Unterdessen gelangt das Referenzlicht 29 durch die optische Faser 18 und die Linsen 23a und 23b, wird am Referenzspiegel 24 reflektiert, gelangt erneut durch die Linsen 23a und 23b, und wird durch den Faserkoppler 19 zur Interferenz mit der reflektierten Komponente des Messlichts 28 gebracht, so dass es so in die Linse 30 eintritt, dass es die Reflexionskomponente des Messlichts 28 überlagert, und zum Photodetektor 41 geleitet wird.
Da es sich sowohl beim Messlicht 28 als auch beim Referenzlicht 29 um Licht handelt, dessen Wellenlänge zeitlich wechselt, weist auch das Licht, das am Faserkoppler 19 interferiert und zum Photodetektor 41 geleitet wird, zeitlich wechselnde Wellenlängen auf. Anders formuliert, erfasst der Photodetektor 41 das Interferenzlicht zwischen der reflektierten Komponente des Messlichts 28 und dem Referenzlicht 29 für eine Mehrzahl an Wellenlängen. Das vom Photodetektor 41 gemessene Interferenzlicht mit unterschiedlichen Wellenlängen wird vom arithmetischen Abschnitt 27b in der Rechenmaschine 27 Fourier-transformiert bzw. invers Fourier-transformiert, wodurch eine Korrelation zwischen dem Messlicht 28 und dem Referenzlicht 29 erhalten wird. Aus dieser Korrelation werden die Daten, welche die Position des Messobjekts 22 in der Tiefenrichtung (z-Achsen-Richtung) repräsentieren, und die Intensität des reflektierten Licht an dieser Position erhalten. Folglich lassen sich die Reflexionseigenschaften des Messobjekts 22 erhalten. Aus diesen Reflexionseigenschaften werden Informationen bezüglich der Struktur, der Zusammensetzung oder der optischen Eigenschaften des Messobjekts 22 gewonnen. So generiert der arithmetische Abschnitt 27b der Rechenmaschine 27 beispielsweise anhand des gemessenen Interferenzlichts ein Schnittbild des Messobjekts 22. Ein Beispiel für die Verarbeitung, durch die der arithmetische Abschnitt 27b der Rechenmaschine 27 ein Schnittbild generiert, wird weiter unten beschrieben.
Bei der vorstehend beschriebenen FD-OCT-Vorrichtung ist es nicht erforderlich, den Referenzspiegel 24 zu bewegen, um die optischen Weglängen des Messlichts 28 und des Referenzlichts 29 einzustellen und das Abtasten in der z-Achsen-Richtung auszuführen. Folglich lassen sich die Informationen bezüglich der Struktur des Messobjekts 22 in der Tiefenrichtung (z-Achsen-Richtung) ohne jegliche mechanische Manipulation in z-Achsen-Richtung erhalten. Mit der FD-OCT-Vorrichtung lassen sich Schichtinformationen erhalten, die ein verbessertes S/N-Verhältnis gegenüber den mit herkömmlichen Vorrichtungen erhaltenen Informationen aufweisen. Folglich lässt sich ein hochaufgelöstes Schichtbild (tomographisches Bild) erhalten. Darüber hinaus können aufgrund der Tatsache, dass die Penetration (Reichweite) höher als bei herkömmlichen Vorrichtungen ist, tiefergelegene Punkte innerhalb des Messobjekts untersucht werden.
Wie vorstehend beschrieben, handelt es sich bei der Swept-Source-FD-OCT-Vorrichtung um eine OCT-Vorrichtung, welche die Informationen über das Innere des Messobjekts in z-Achsen-Richtung anhand des Interferenzlichts zwischen dem Messlicht 28 und dem Referenzlicht 29 bei unterschiedlichen Wellenlängen erhält.
Um ein dreidimensionales Schnittbild des Messobjekts 22 zu erhalten, muß das Abtasten zusätzlich zur z-Achsen-Richtung auch in y-Achsen-Richtung und in x-Achsen-Richtung erfolgen. Bei dieser Ausführungsform erfolgt das Abtasten in y-Achsen-Richtung durch Bewegen des Galvanospiegels 20b, und das Abtasten in x-Achsen-Richtung durch Bewegen des Galvanospiegels 20a.
Wie vorstehend beschrieben, lässt sich mit der Swept-Source-FD-OCT-Vorrichtung die Struktur des Messobjekts 22 in z-Achsen-Richtung anhand des Interferenzlichts für die zeitlich wechselnden Wellenlängen ermitteln, sodass kein mechanisches Abtasten erforderlich ist, um ein Schichtbild des Messobjekts 22 zu erhalten. Folglich weist die Vorrichtung eine vereinfachte Struktur auf und kann eine hohe Darstellungs- bzw. Abbildungsgeschwindigkeit gewährleisten. Darüber hinaus sind die Grundeigenschaften, wie beispielsweise die Fähigkeit des quantitativen Erhalts dreidimensionaler Informationen über das Innere des Messobjekts, sowie andere übergeordnete Eigenschaften, wie beispielsweise die Nichtinvasivität und die hohe Auflösung der OCT-Vorrichtung, im zahnmedizinischen Bereich einsetzbar.
Im zahnmedizinischen Bereich handelt es sich beim Messobjekt häufig um hartes Gewebe, wie beispielsweise um einen Zahn oder einen Alveolarknochen. Da hartes Gewebe, wie beispielsweise ein Zahn oder ein Alveolarknochen, stark streuend wirkt, war die Untersuchung mit herkömmlichen OCT-Vorrichtungen bislang problematisch. Durch die Verwendung einer FD-OCT-Vorrichtung, die eine höhere Penetration als herkömmliche OCT-Vorrichtungen für Anwendungen im zahnmedizinischen Bereich erreicht, lassen sich tiefergelegene Punkte innerhalb von hartem Gewebe, wie beispielsweise einem Zahn oder einem Alveolarknochen, untersuchen.
Beispiele für Verarbeitung zum Generieren eines Schnittbilds durch den arithmetischen Abschnitt 27b der Rechenmaschine 27
2 ist ein Ablaufdiagramm, das eine beispielhafte Verarbeitung zeigt, bei welcher der arithmetische Abschnitt 27b der Rechenmaschine 27 auf Grundlage des gemessenen Interferenzlichts ein Schnittbild generiert. Bei dem in 2 gezeigten Beispiel wird die Verarbeitung der Schritte S1 bis S3 für jeden x-y-Koordinatensatz wiederholt. Bei den Schritten S1 bis S3 bestimmt der arithmetische Abschnitt 27b die Reflexionsintensitätsverteilung in z-Achsen-Richtung an einem beispielsweise durch die Koordinaten (xi, yi) repräsentierten Meßpunkt. Der arithmetische Abschnitt 27b erhält zunächst die vom Photodetektor 41 erfasste Intensität für jede Wellenlänge des Interferenzlichts (Schritt S1). So erhält der arithmetische Abschnitt 27b beispielsweise vom Photodetektor 41 einen Wert, der durch Umwandlung der Intensität des Interferenzlichts zwischen den Komponenten des an den Koordinaten (xi, yi) reflektierten Messlichts 28 und des Referenzlichts 29 in einen Strom erhalten wurde. Dabei lässt sich der vom Photodetektor 41 ausgegebene Strom i_det (k), der die Intensität des Interferenzlichts mit der Wellenzahl k (= 2π/Wellenlänge) repräsentiert, beispielsweise durch nachstehende Gleichung (1) ausdrücken. $i_{det} (k) = \frac{η q}{h v} (P_{r} + P_{0} \int r^{2} (z) d z + 2 \sqrt{P_{r} P_{0}} \int r (z) Γ (z) cos {2 k (t) z + ϕ (z)} d z)$

η: Sensitivität der Photodiode
q: Elementarladung (= 1,6 × 10^-19 Coulomb)
hv: Photonenenergie (v = Frequenz)
Pr: Referenzlichtintensität
P0: Detektionslichtintensität
r (z): Intensitätsprofil des Lichtreflexionskoeffizienten in der z-Richtung des Subjekts
φ (z): Phasenprofil des Lichtreflexionskoeffizienten in der z-Richtung des Subjekts
Γ (z): Kohärenzfunktion des Lichtquellenlichts
k (t): = 2 π/λ (t) Wellenzahl des Lichtquellenlichts (von Lichtquelle 15 abgetastet)

In der vorstehenden Gleichung (1) drückt der dritte Term die aus der Interferenz zwischen dem Referenzlicht 29 und der reflektierten Komponente des Messlichts 28 resultierende Lichtintensität aus. Der erste und der zweite Term repräsentieren die Hintergrundlichtintensität, die nicht aus der Interferenz resultiert. Obwohl der erste und der zweite Term bei der nachstehend beschriebenen inversen Fouriertransformation beseitigt werden, beeinflussen sie den Dynamikbereich und das Rauschen des Detektionssystems.
In der vorstehenden Gleichung (1) ändert sich die Wellenzahl k (t) des Lichtquellenlichts in Abhängigkeit von der Zeit t. Folglich tastet die Lichtquelle 15 die Wellenzahl k ab, indem sie die Wellenzahl k des Lichtquellenlichts mit der Zeit t ändert. Der Photodetektor 41 kann die Zeitreihendaten des Stroms i_det (k), der die Intensität des Interferenzlichts repräsentiert, in Synchronisation mit dem Abtasten der Wellenzahl k durch die Lichtquelle 15 ausgeben.
Der arithmetische Abschnitt 27b bestimmt anhand der vom Photodetektor 41 ausgegebenen Daten die Reflexionsintensitätsverteilung F (z) des Messlichts 28 in Z-Achsen-Richtung im Messobjekt 22 (Schritt S2). So kann der arithmetische Abschnitt 27b beispielsweise das Signal der reflektierten Komponente des Messlichts 28 bei der Tiefe z, d.h. die Reflexionsintensitätsverteilung F (z), durch inverse Fouriertransformation der vom Photodetektor 41 ausgegebenen Zeitreihendaten von i_det (k) ermitteln. Beispielsweise lässt sich F (z) durch inverse Fouriertransformation mittels nachstehender Gleichung (2) bestimmen. $F (z) = \int i_{d e t} (k) exp (2 π j k z) d k$
i_det (k) wird durch den Photodetektor 41 als ein diskreter Wert i_det (k_m) für jede zeitlich wechselnde Wellenzahl k_m (m = 0, 1, 2 ...) erfasst. Dementsprechend kann der arithmetische Abschnitt 27b auch den Wert F (Z₁), der die Reflexionsintensität bei der Tiefe Z, (1 = 0, 1, 2 ...) repräsentiert, durch diskrete inverse Fouriertransformation (diskrete inverse Fouriertransformation) beispielsweise mittels nachstehender Gleichung (3) ermitteln. $F (z_{1}) = \frac{Δ k}{N_{S}} \sum_{m = 0}^{N_{S} - 1} {i_{d e t} ((k_{m}) exp (2 π j k_{m} z_{1})}$

m: DFT (diskrete Fouriertransformation)-Diskretisierungszahl der Wellenzahl k
1: DFT (diskrete Fouriertransformation)-Diskretisierungszahl bei der Tiefe z
Δk: Abtastbreite der Wellenzahl der Lichtquelle

Die Operation mittels der Gleichungen (1) bis (3) ist nicht nur für die Swept-Source-FD-OCT-Vorrichtung, sondern auch für die Spectral-Domain-FD-OCT-Vorrichtung verwendbar. Außerdem ist es vorteilhaft, dass der arithmetische Abschnitt 27b den bekannten schnellen Fouriertransformationsalgorithmus zur diskreten inversen Fouriertransformation der vom Photodetektor 41 erhaltenen Daten anwendet.
Anschließend korrigiert der arithmetische Abschnitt 27b das Signal bei der Tiefe z, d.h. den Wert F (z), der die Reflexionsintensität repräsentiert, in Übereinstimmung mit der Tiefe z (Schritt S3). Der arithmetische Abschnitt 27b kann außerdem F (zp) korrigieren, beispielsweise durch Multiplizieren der Reflexionsintensität F (zp) mit dem durch eine jegliche der nachstehenden Gleichungen (4), (5), (6) oder (7) ausgedrückten Korrekturkoeffizient C (zp) bei der Tiefe zp. $C (z p) = {(\frac{\int_{0}^{z p} F (z) d z}{F (z p)})}^{2}$
$C (z p) = \frac{\int_{0}^{z p} F (z) d z}{\int_{0}^{z} F (z) d z}$
$C (z p) = \frac{\int_{0}^{z p} F (z) d z}{F (z p)}$
$C (z p) = {(\frac{\int_{0}^{z p} F (z) d z}{\int_{0}^{z} F (z) d z})}^{2}$
Obwohl der Korrekturkoeffizient C (zp) Null sein kann, gilt, dass bei Darstellung eines Bilds auf Grundlage der korrigierten Daten die Helligkeit dieser Stelle der Referenzwert wird, und es gilt nicht zwangsläufig, dass die Helligkeit Null (tiefschwarz) wird. Gleichungen (4) bis (7) können dergestalt sein, dass die Abschwächung des Messlichts in der Tiefenrichtung korrigierbar ist, und repräsentieren nicht zwangsläufig die Helligkeit des Endbilds. Ferner sind die Korrekturgleichungen nicht auf die Gleichungen (4) bis (7) beschränkt, und die Korrektur muß nicht zwangsläufig mittels eines durch eine Gleichung vorgegebenen Werts erfolgen. Wichtig ist die Korrektur der Intensität in der Tiefenrichtung selbst.
Die Helligkeit des Messlichts 28, das die Tiefe z des Messobjekts der OCT-Vorrichtung erreicht, nimmt mit zunehmender Reflexionsintensität des Lichts bei einer Tiefe von 0 bis z ab. Das Messlicht 28, das die Tiefe z des Messobjekts erreicht hat, wird rückgestreut oder mit einem für diesen Bereich spezifischen Reflexionsgrad R reflektiert, gelangt zurück zur Oberfläche des Messobjekts, wobei es zwischen einer Tiefe von 0 bis zp(s) schwächer wird, und wird als reflektierte Komponente des Messlichts 28 bei der Tiefe z erfasst. Somit lässt sich eine Korrektur in Übereinstimmung mit der Tiefe zp beispielsweise durch Multiplizieren der Reflexionsintensität F (zp) bei der Tiefe zp mit einem Korrekturkoeffizient C (zp), der mit dem die Intensität des reflektierten Lichts bei einer Tiefe von 0 bis zp repräsentierenden Wert mittels einer der vorstehenden Gleichungen (4) bis (7) ermittelt wurde, ausführen.
Der arithmetische Abschnitt 27b wiederholt die vorstehend beschriebenen Verarbeitungsschritte S1 bis S3 für jeden x-y-Koordinatensatz. Wenn der Galvanospiegel 20b beispielsweise mit y = 0 bis 10000 (µm) in y-Achsen-Richtung abtastet und der Photodetektor 41 Interferenzlicht in Abständen von 1 µm misst, sind vorzugsweise die vorstehend beschriebenen Verarbeitungsschritte S1 to S3 für jede y-Koordinate mit yi = 0, 10, 20...10000 (µm) zu wiederholen. Analog gilt, wenn der Galvanospiegel 20a mit x = 0 bis 10000 (µm) in x-Achsen-Richtung abtastet und der Photodetektor 41 Interferenzlicht in Abständen von 10 µm misst, dass vorzugsweise die vorstehend beschriebenen Verarbeitungsschritte S1 bis S3 für jede x-Koordinate mit xi = 0, 10, 20 ...10000 (µm) wiederholt werden.
Auf diese Weise kann der arithmetische Abschnitt 27b durch Bestimmen der Reflexionsintensitätsverteilung in der z-Richtung für jeden xy-Koordinatensatz im Abtastbereich ein dreidimensionales Bild des Messobjekts erhalten. Der arithmetische Abschnitt 27b kann beispielsweise ein Bild generieren, das eine zweidimensionale Querschnittansicht (einen so genannten „B-Scan“) darstellt. Daneben kann der arithmetische Abschnitt 27b aus einer Mehrzahl an durch den B-Scan dargestellten Schnittansichten dreidimensionale Subjektinformationen (einen so genannten „C-Scan“) erhalten.
Da das Grundprinzip der OCT-Vorrichtung darin besteht, dass in einer bestimmten Tiefe reflektiertes Licht extrahiert und als Messinformation genutzt wird, nimmt nicht nur die Intensität des zu Diagnosezwecken genutzten Messlichts selbst, sondern auch die Intensität des reflektierten Lichts mit zunehmender Tiefe ab. Folglich nimmt die Intensität der Messinformation pro Abschnitt umgekehrt proportional zum Quadrat des Integralwerts der Lichttransmission ab. Dementsprechend wird identisches Gewebe, das sich in unterschiedlichen Tiefen befindet, bei der direkten Umwandlung der Messinformation der OCT-Vorrichtung in ein Bild nicht mit derselben Helligkeit abgebildet. Entsprechende Diagnoseinformationen sind für Fachleute und diagnostizierende Personen, die herkömmliche Röntgenbilder gewohnt sind, schwer zu interpretieren.
Die OCT-Vorrichtung als solche funktioniert nach dem Grundprinzip, dass sowohl das Messlicht als auch das reflektierte Licht mit zunehmender Tiefe eines untersuchten Gewebebereichs schwächer werden. Dementsprechend gilt, dass der Einfluss von Rauschen um so stärker wird, je tiefer der zu messende Bereich liegt.
Durch die Korrektur der Reflexionsintensität mittels des arithmetischen Abschnitts 27b entsprechend des vorstehend beschriebenen Schritts S3 lässt sich dieses Manko, das auf einer oben beschriebenen mit der Tiefe abnehmenden Reflexionsintensität beruht, abschwächen. Darüber hinaus ist das Verfahren zur Korrektur der Reflexionsintensität nicht auf das vorstehend beschriebene Beispiel beschränkt.
Abwandlung der Korrekturverarbeitung
Obwohl im Vorstehenden ein Korrekturverarbeitungsbeispiel beschrieben wurde, das die Tiefe zp oder eine Integralfunktion bezüglich der Tiefe zp nutzt, kann der arithmetische Abschnitt 27b auch die Reflexionsintensitätsverteilung in der Tiefenrichtung in eine Mehrzahl an Schichten unterteilen und die Reflexionsintensität schichtweise, beispielsweise mittels des die Lichttransmission jeder Schicht repräsentierenden Transmissionskoeffizienten(= Abschwächungsfaktor), korrigieren. 3 ist ein Ablaufdiagramm das den Verarbeitungsfluss des schichtweisen Korrigierens der Reflexionsintensität zeigt.
Wie aus 3 ersichtlich ist, unterteilt der arithmetische Abschnitt 27b die Reflexionsintensitätsverteilung in der Tiefenrichtung in eine Mehrzahl an Schichten (Schritt S31). 4 zeigt ein Beispiel, bei dem die Reflexionsintensitätsverteilung in der Tiefenrichtung in eine Mehrzahl von Schichten unterteilt ist. Bei dem in 4 gezeigten Beispiel sind ausgehend von einer Oberfläche 22a, von der das Messlicht 28 in das Messobjekt 22 einfällt, in eine Tiefenrichtung eine Schicht H1, eine Schicht H2, eine Schicht H3 und eine Schicht H4 in dieser Reihenfolge vorhanden.
Wenn es sich beim Messobjekt 22 um einen Zahn handelt, kann der arithmetische Abschnitt 27b die Positionen, die beispielsweise dem Zahnschmelz, dem Dentin, dem Zahnzement und dem Alveolarknochen des Zahns entsprechen, jeweils in die Schicht H1, die Schicht H2, die Schicht H3 und die Schicht H4 unterteilen. Folglich lässt sich ein Bereich mit gleichen Eigenschaften als eine Einzelschicht betrachten. So kann der arithmetische Abschnitt 27b beispielsweise einen Bereich mit identischen Eigenschaften als eine Einzelschicht definieren, indem er die Reflexionsintensitätsverteilung in der Tiefenrichtung in eine Mehrzahl an Schichten unterteilt, wobei eine Stelle, an sich der die Reflexionsintensität plötzlich ändert, als Grenze gilt.
Der arithmetische Abschnitt 27b ermittelt den Transmissionskoeffizienten für die erste Schicht H1, die direkt unterhalb der Oberfläche 22a liegt (Schritt S32). Wenn in der Schicht H1die Intensität des von der Oberfläche 22a einfallenden Messlichts 28 I_H1 ist, lässt sich die Intensität I’_H1 des durch die Schicht H1 hindurch gelassenen Lichts des auf die Schicht H1 auftreffenden Lichts durch nachstehende Gleichung (8) ausdrücken. $I'_{H 1} = I_{H 1} e^{- μ_{H 1} Z_{H 1}}$
Anschließend kann der arithmetische Abschnitt 27b den Transmissionskoeffizienten µH1 der ersten Schicht H1 anhand der Helligkeit b_H1, welche die Reflexionsintensität an der Oberfläche 22a repräsentiert, der Helligkeit b’_H1, welche die Reflexionsintensität an der tiefsten Stelle der Schicht H1 repräsentiert, und der Tiefe Z_H1 der Schicht H1 beispielsweise durch nachstehende Gleichung (9) berechnen. $μ_{H 1} = - \frac{1}{Z_{H 1}} log (\frac{b'_{H 1}}{b_{H 1}})$
Es wird darauf hingewiesen, dass das Verfahren zur Bestimmung des Transmissionskoeffizienten µ_H1 nicht auf das Verfahren mittels vorstehender Gleichung (9) beschränkt ist. So ist beispielsweise möglich, statt der Verwendung der die Reflexionsintensität an der tiefste Stelle repräsentierenden Helligkeit b’_H1 nach vorstehender Gleichung (9) den Transmissionskoeffizient an einer Mehrzahl von Positionen mit unterschiedlichen Tiefen innerhalb der Schicht H1 mittels der Helligkeit an unterschiedlichen Positionen zu berechnen und deren Mittelwert als Transmissionskoeffizient in der Schicht H1 zu nutzen. Alternativ können die Transmissionskoeffizienten geeigneter benachbarter Bereiche in einer zur Tiefenrichtung senkrechten Ebene ermittelt und deren Mittelwert als Transmissionskoeffizient genutzt werden. Dies ist ein wirksames Verfahren zum Entfernen von Artefakten. So lassen sich beispielsweise Artefakte, die in linearer oder gürtelartiger Weise in Richtung des Messlichts im mit der OCT-Vorrichtung erhaltenen Messbild erscheinen, durch Ausführen der nachstehend beschriebenen Korrekturverarbeitung mittels des Mittelwerts der Transmissionskoeffizienten in einer zur Tiefenrichtung senkrechten Richtung entfernen.
Da die Intensität I’_H1 des durch die Schicht H1 durchgelassenen Durchlasslichts gleich der Intensität I_H2 des in die Schicht H2 einfallenden Einfallslichts ist, lässt sich I_H2 durch nachstehende Gleichung (10) ausdrücken. $I_{H 2} = I_{H 1} e^{- μ_{H 1} Z_{H 1}}$
Anschließend korrigiert der arithmetische Abschnitt 27b die Reflexionsintensität der zweiten Schicht H2 mittels des Transmissionskoeffizienten in der ersten Schicht H1 (Schritt S33). So kann der arithmetische Abschnitt 27b B_H2 beispielsweise mittels nachstehender Gleichung (11) anhand der Helligkeit b_H2, welche die auf der vorstehenden Gleichung (10) basierende Reflexionsintensität an der äußeren Fläche innerhalb der Schicht H2 repräsentiert, berechnen und die Helligkeit der Schicht H2 auf B_H2 korrigieren. $B_{H 2} = \frac{I_{H 1}}{I_{H 2}} b_{H 2} = b_{H 2} e^{μ_{H 1} Z_{H 1}}$
Analog wiederholt der arithmetische Abschnitt 27b die Verarbeitungsschritte S32 und S33 für die Schicht H2 und die Schicht H3. Folglich wiederholt der arithmetische Abschnitt 27b das Verfahren zur Bestimmung des Transmissionskoeffizienten (Schritt S32) der Schicht H2 und das Verfahren zur Korrektur der Reflexionsintensität (Schritt S33) der Schicht H3. Auf diese Weise wird die Reflexionsintensität für die zweite und weitere Schicht/-en korrigiert. Darüber hinaus wird die Helligkeit B_H1 der ersten Schicht H1 auf B_H1 = b_H1 mittels der Helligkeit b_H1 an der äußeren Fläche der Schicht H1 auf Grundlage vorstehender Beschreibung korrigiert.
Der für das Korrekturverfahren von Schritt S33 verwendete Transmissionskoeffizient muß nicht zwangsläufig durch Berechnung ermittelt werden. So ist es auch möglich, den Wert des Transmissionskoeffizienten im Voraus schichtweise im aufzeichnenden Abschnitt 27c aufzuzeichnen und das Korrekturverfahren anhand dieser Werte auszuführen.
Die Dicke jeder dieser Schichten muß nicht zwangsläufig die charakteristische Dicke des Messobjekts sein. So kann der Zahnschmelz beispielsweise, obwohl dessen Dicke ca. 0,5 bis 2 mm beträgt, in 5 bis 20 Schichten mit einer jeweiligen Dicke von 0,1 unterteilt werden. In diesem Fall treten, im Gegensatz zum tatsächlichen Zahnschmelz, in der Helligkeit jeder Schicht stufenweise ineinander übergehende Artefakte auf, was sich durch lineare Approximation erster Ordnung oder parabolische Approximation zweiter Ordnung abschwächen lässt.
Beispiel einer Bildanzeige
Im Folgenden wird ein Verarbeitungsbeispiel beschrieben, bei dem der arithmetische Abschnitt 27b ein auf Grundlage der vom Photodetektor 41 erfassten Daten generiertes Bild des Messobjekts 22 anzeigt. 5 ist ein Ablaufdiagramm, das eine beispielhafte Verarbeitung zeigt, bei welcher der arithmetische Abschnitt 27b ein Bild eines Messobjekts 22 anzeigt. Wie aus 5 ersichtlich ist, erhält der arithmetische Abschnitt 27b vom Aufzeichnungsabschnitt 27c dreidimensionale Daten, welche die Form des Messobjekts 22 repräsentieren (Schritt S41). Die dreidimensionalen Daten können beispielsweise durch die Werte repräsentiert sein, welche die Reflexionsintensität an den entsprechenden Koordinaten repräsentieren.
Der arithmetische Abschnitt 27b extrahiert aus den erhaltenen dreidimensionalen Daten gekrümmte Flächen, an denen sich die Reflexionsintensität plötzlich geändert hat (Schritt S42). Der arithmetische Abschnitt 27b verbindet die extrahierten gekrümmten Flächen, um eine geschlossene Fläche zu bilden (Schritt S43). Falls keine geschlossene Fläche gebildet werden kann (Nein in Schritt S44), ergänzt der arithmetische Abschnitt 27b eine geschlossene Fläche unter Bezugnahme auf die zuvor im Abschnitt 27c aufgezeichneten Zahnformdaten (Schritt S45). Die Zahnformdaten können beispielsweise eine Sammlung von Zahnformvorgaben und eine Zahnformbibliothek sein. 6 zeigt eine beispielhafte Datenstruktur einer Sammlung von Zahnformvorgaben. Bei dem in 6 gezeigten Beispiel werden die Datensätze, die den Bereich, die Dicke, die Form und den Reflexionsgrad (Relativwert) repräsentieren, jeweils für den Zahnschmelz, das Dentin, den Zahnzement und den Alveolarknochen aufgezeichnet.
7 zeigt ein Beispiel der Formen, die durch die in einer Zahnformbibliothek enthaltenen Daten repräsentiert sind. 7 zeigt die jeweils durch die Datensätze des Zahnschmelzes, des Dentins, des Zahnzements und des Alveolarknochens repräsentierten Formen.
Der arithmetische Abschnitt 27b kann beispielsweise ein Schichtbild einer bestimmten geschlossenen Fläche aus dreidimensionalen, ein Bild des Messobjekts 22 repräsentierenden Daten extrahieren, die Kreuzkorrelation zwischen diesem Schichtbild und der Form, die durch die in der Bibliothek enthaltenen Daten repräsentiert ist, berechnen und durch Prüfung, ob die Kreuzkorrelation ein bestimmtes Niveau erreicht, ermitteln, welcher Bereich des Zahns der geschlossenen Fläche entspricht. Die vorstehend beschriebene Kreuzkorrelation kann beispielsweise eine das Produkt einer Funktion umfassende Integration sein, wobei der Mittelwert beider Formdatensätze gleich Null ist.
Die durch die Zahnformdaten repräsentierten Zahnformen sind nicht auf die in 6 und 7 gezeigten Beispiele beschränkt. So können im Aufzeichnungsabschnitt 27c beispielsweise auch Zahnformdaten aufgezeichnet werden, welche die Form einer Zahnprothese, einer Läsion, einer Füllung etc. repräsentieren.
Der arithmetische Abschnitt 27b beurteilt, ob eine Entsprechung zwischen der Position, Anordnung, Form, Größe etc. der gebildeten geschlossenen Fläche bzw. der Sammlung der Zahnformvorgaben und der Zahnformbibliothek vorliegt (Schritt S46). Dabei wird der Bereich, welcher der geschlossenen Fläche entspricht, extrahiert. So lässt sich beispielsweise eine bestimmte geschlossene Fläche als oberer Teil des Zahnfleischs oder Zahnschmelzes bestimmen. Der arithmetische Abschnitt 27b kann ermitteln, welcher Bereich des Zahns der geschlossenen Fläche entspricht, indem er einen Musterabgleich zwischen den Zahnformdaten und der geschlossenen Fläche vornimmt. Falls die Daten, welche die Form einer Zahnprothese, einer Läsion, einer Füllung etc. repräsentieren, in den Zahnformdaten enthalten sind, kann die geschlossene Fläche, welche den die Läsion, die Zahnprothese oder die Füllung repräsentierenden Bereich repräsentiert, in gleicher Weise extrahiert werden. Entspricht die geschlossene Fläche keinem Bereich (Nein in Schritt S46), so bildet der arithmetische Abschnitt 27b erneut eine geschlossene Fläche (Schritt S43). Wird der Bereich der geschlossenen Fläche hingegen ermittelt (Ja in Schritt S46), so beurteilt der arithmetische Abschnitt 27b, ob die geschlossene Fläche für alle Bereiche im Messobjekt 22 extrahiert wurde (Schritt S47).
Falls die geschlossene Fläche für alle Bereiche extrahiert wurde (Ja in Schritt S47), gibt der arithmetische Abschnitt 27b jeden der Bereiche so an den Anzeigeabschnitt 27a aus, dass er von anderen Bereichen visuell unterscheidbar ist (Schritt S48). Beispielsweise können die Bildbereiche des Messobjekts 22 für die Anzeige segmentiert werden. Eine entsprechende Segmentierung kann beispielsweise erfolgen, indem jeder der Bereiche in einer unterschiedlichen Farbe angezeigt wird. Neben der Segmentierung kann auch ein bestimmter Bereich für die Anzeige hervorgehoben oder extrahiert werden. Eine entsprechende Segmentierung, Hervorhebung oder Extraktion zum Anzeigen des Messobjekts 22 erleichtert es einer Bedienperson, die das Bild betrachtet, eine Diagnose zu stellen.
Beispiel für die Struktur der Sondeneinheit 200
Im Folgenden wird die Struktur der Sondeneinheit 200 beschrieben. 8A ist eine Schnittdarstellung, die die innere Struktur der in 1 gezeigten Sondeneinheit 200 zeigt. Die Sondeneinheit 200 umfasst Linsen 21a und 21b, Linsenhalter 210a und 210b, Galvanospiegel 20a und 20b, Galvanospiegel-Antriebsmotoren 43a und 43b, die innerhalb eines Gehäuses 47 vorgesehen sind, sowie ein Mundstück 73 und einen Mundstückhalter 73a, die außerhalb des Gehäuses 47 vorgesehen sind.
Die Linsenhalter 210a und 201b fixieren die Linsen 21a und 21b am Gehäuse 47 innerhalb der Sondeneinheit 200. Der Galvanospiegel-Antriebsmotor 43a dreht den Galvanospiegel 20a um die y-Achsen-Richtung, und der Galvanospiegel-Antriebsmotor 43b dreht den Galvanospiegel 20b um eine zur xy-Ebene parallele Richtung. Der Galvanospiegel-Antriebsmotor 43b ist mit einem Abstandhalter 45 am Gehäuse 47 befestigt, und der Galvanospiegel-Antriebsmotor 43a ist mit einem weiteren Abstandhalter (nicht abgebildet) am Gehäuse 47 befestigt.
Der Betrieb der Galvanospiegel-Antriebsmotoren 43a und 43b ist beispielsweise durch ein Signal der in 1 gezeigten Rechenmaschine 27 steuerbar. Die Rechenmaschine 27 kann die Galvanospiegel-Antriebsmotoren 43a und 43b beispielsweise so betreiben, dass die Galvanospiegel 20a und 20b innerhalb eines vorgegebenen Winkelbereichs rotieren.
Darüber hinaus ist die Sondeneinheit 200 über die optische Faser 18 mit der OCT-Einheit 100 verbunden. Das über die optische Faser 18 in die Sondeneinheit 200 eintretende Messlicht 28 gelangt durch die Linse 21a, wird an den Galvanospiegeln 20a und 20b reflektiert, gelangt durch die Linse 21b und wird auf das Messobjekt 22 fokussiert. Die am Messobjekt 22 reflektierte Komponente des Messlichts 28 gelangt erneut durch die Linse 21b, wird an den Galvanospiegeln 20b und 20a reflektiert, gelangt durch die Linse 21a und wird zur optischen Faser 18 geleitet.
Die Rechenmaschine 27 kann das Abtasten in y-Achsen-Richtung auf dem Messobjekt 22 für das am Galvanospiegel 20b reflektierte und auf das Messobjekt 22 strahlende Messlicht 28 ausführen, indem sie beispielsweise den Galvanospiegel 20a stoppt und den Galvanospiegel 20b um eine zur zy-Ebene parallele Richtung um einen festen Winkel dreht. Alternativ kann die Rechenmaschine 27 das Abtasten in x-Achsen-Richtung des Messobjekts 22 für das am Galvanospiegel 20a reflektierte, anschließend am Galvanospiegel 20b reflektierte und auf das Messobjekt 22 eintreffende Messlicht 28 ausführen, indem sie beispielsweise den Galvanospiegel 20b stoppt und den Galvanospiegel 20a um die y Achsen-Richtung um einen festen Winkel dreht.
Bei dieser Ausführungsform sind die Sondeneinheit 200 und die OCT-Einheiten 100, die ein Interferometer, wie beispielsweise den Faserkoppler 19, umfassen, über eine einzelne optische Faser 18 verbunden. So ist die Sondeneinheit 200 in Übereinstimmung mit der Position und der Form des Messobjekts 22 flexibel bewegbar. Darüber hinaus umfasst die Sondeneinheit 200 ein Mittel zum Abtasten in x-Achsen- und in y-Achsen-Richtung. Auf diese Weise lassen sich dreidimensionale Informationen des Messobjekts 22, welche die Tiefenrichtung (z-Achsen-Richtung) umfassen, erhalten. Bei diesen dreidimensionalen Informationen werden Informationen einer Dimension durch elektrisches/optisches Abtasten der Lichtquellenwellenlänge erhalten, während die Informationen der verbleibenden zwei Dimensionen durch mechanisches Abtasten mit der Sondeneinheit 200 erhalten werden. Auf diese Weise ist die Messung unabhängig von Einschränkungen der Position der OCT-Einheit durchführbar, und es können dreidimensionale Informationen des Messobjekts erhalten werden. Dies bietet einen außergewöhnlichen Vorteil für den zahnmedizinischen Bereich.
Neben dem Verfahren, bei dem die Galvanospiegel 20a und 20b bewegt werden, kann als Abtastverfahren in y-Achsen-Richtung und in x-Achsen-Richtung auch ein Verfahren unter Verwendung einer zylindrischen Linse, Verfahren, bei denen eine Linse, eine optische Faser oder das Messobjekt 22 bewegt werden, ein Verfahren, bei dem die Bedienperson die Sondeneinheit 200 bewegt oder ähnliche nachstehend beschriebene Verfahren eingesetzt werden. Darüber hinaus ist das Verfahren, bei dem die Galvanospiegel 20a und 20b bewegt werden, nicht auf Fälle beschränkt, bei denen die vorstehend beschriebenen Galvanospiegel-Antriebsmotoren 43a und 43b eingesetzt werden.
Nachstehend wird als Abwandlung des Verfahrens zur Abtastung in y-Achsen-Richtung ein Verfahren beschrieben, bei dem eine Linse bewegt wird.
9 ist ein konzeptuelles Diagramm, das ein beispielhaftes Verfahren zeigt, bei dem eine Linse bewegt wird. Mit einem Ende der Linse 30 ist ein linearer Aktuator 31 verbunden, das andere Ende der Linse 30 ist an der Vorrichtung befestigt. Die Linse 30 wird durch den linearen Aktuator 31 in der z-Richtung angetrieben und vollzieht dadurch eine kreisbogenförmige Hin- und Herbewegung um eine Drehachse 32. Durch die kreisbogenförmige Hin- und Herbewegung der Linse 30 bewegt sich die optische Achse der Linse 30 in der zy-Ebene, wodurch das Messobjekt wird in der y-Richtung abgetastet wird.
Um eine dreidimensionale Struktur des Messobjekts 22 zu erhalten, muss neben dem Abtasten in z-Achsen-Richtung durch den Durchlauf der Wellenlänge der Lichtquelle 15 und das mechanische Abtasten in y-Achsen-Richtung auch das Abtasten in x-Achsen-Richtung erfolgen. Das Abtasten in x-Achsen-Richtung kann erfolgen, indem der Galvanospiegel 20, wie beim Abtasten in y-Achsen-Richtung, auch in x-Achsen-Richtung bewegt wird. Verfahren, die den Beispielen der Verfahren zum Abtasten in y-Achsen-Richtung ähneln, sind zum Abtasten in x-Achsen-Richtung ebenfalls einsetzbar. Das Abtasten in der y-Achsen- und x-Achsen-Richtung kann durch Kombination eines jeden geeigneten, vorstehend beschriebenen Verfahrens zum Abtasten in y-Achsen-Richtung erfolgen.
Ferner ist eine Anordnung, bei der die Sondeneinheit 200 mit einem bidirektionalen Abtastmittel bereitgestellt ist, wie das in 8A gezeigte Beispiel, nicht nur auf FD-OCT-Vorrichtungen, sondern auch auf herkömmliche OCT-Vorrichtungen anwendbar.
Beispielhafte Konfiguration des Mundstücks
Im Folgenden werden das Mundstück 73 und der Mundstückhalter 73a, die außerhalb der in 8A gezeigten Sondeneinheit 200 bereitgestellt sind, beschrieben. 8B ist eine Draufsicht der Sondeneinheit 200 aus x-Achsen-Richtung. Wie aus 8A und 8B hervorgeht, ist der Mundstückhalter 73a am Gehäuse 47 der Sondeneinheit 200 befestigt. Das Mundstück 73 ist an der Spitze des Mundstückhalters 73a vorgesehen. Das Mundstück 73 weist aus der Perspektive der x-Achsen-Richtung beispielsweise eine Hufeisenform auf, die der Form des menschlichen Gebisses entspricht. Folglich weist das Mundstück 73 eine gekrümmte Form auf, die so gestaltet ist, dass sie der Form des Gebisses entspricht. Zusätzlich ist das Mundstück vorzugsweise anhand eines Abdrucks (einer Form) des individuellen Gebisses eines Patienten ausgebildet.
Handelt es sich beim Messobjekt 22 um den Zahn eines lebenden Körpers, so wird die Relativposition zwischen dem das Messobjekt 22 darstellenden Zahn der untersuchten Person und der Sondeneinheit 200 dadurch fixiert, dass die untersuchte Person so auf das Mundstück 73 beißt, dass ihr Gebiss der Form des Mundstücks 73 folgt. In einem Zustand, bei dem das dreidimensionale Lageverhältnis zwischen der Sondeneinheit 200 und dem Zahn der untersuchten Person auf diese Weise fixiert ist, wird das Messlicht 28 von der Sondeneinheit 200 auf den Zahn, der das Messobjekt 22 darstellt, gestrahlt. Dadurch wird das Messobjekt 22 in Bezug auf das Messlicht 28 exakt positioniert.
Die Strahlungsposition des Messlichts 28 lässt sich entsprechend der Form des Messobjekts 22 durch Bewegen der Sondeneinheit 200 flexibel verändern, und die Relativposition zwischen der Sondeneinheit 200 und dem Messobjekt 22 kann durch die Person fixiert werden, indem sie mit ihrem Zahn, der das Messobjekt 22 darstellt, auf das Mundstück 73 beißt.
Vorzugsweise ist das Mundstück 73 aus einem elastischen Material ausgebildet. Beim Beißen mit den Zähnen auf das Mundstück beißen die Zähne in das Mundstück 73, sodass die Relativposition zwischen den das Messobjekt 22 darstellenden Zähnen der untersuchten Person und der Sondeneinheit 200 in stabiler Weise fixiert ist.
Es wird darauf hingewiesen, dass die Konfiguration des Mundstücks 73 und des Mundstückhalters 73a nicht auf die in 8A und 8A gezeigte Form beschränkt ist. 10 zeigt eine weitere beispielhafte Konfiguration des Mundstücks 73 und des Mundstückhalters 73a. Bei dem in 10 gezeigten Beispiel unterscheidet sich der Kontaktbereich zwischen einem Mundstück 74 und einem Mundstückhalter 74a von dem des in 8A gezeigten Beispiels. Das in 8A gezeigte Mundstück 73 ist so gestaltet, dass der Scheitelpunkt des gekrümmten Abschnitts am Mundstückhalter 73a befestigt ist und das Messobjekt 22 der Frontzahnbereich ist. Das Mundstück 74 in 10 ist hingegen so gestaltet, dass die laterale Seite des gekrümmten Abschnitts des Mundstücks 74 am Mundstückhalter 74a befestigt ist und das Messobjekt 22 ein Eckzahn, der Molarbereich o. ä. ist.
Neben dem Mundstück sind eine Schiene und ein Schienenhalter als Mittel zur Befestigung der Sondeneinheit 200 am Messobjekt 22 verwendbar. 11A ist eine Schnittdarstellung der Sondeneinheit 200 bei Verwendung einer Schiene statt eines Mundstücks. 11B ist eine Draufsicht der Sondeneinheit 200 in 11A aus der x-Achsen-Richtung.
Bei dem in 11A und 11B gezeigten Beispiel ist ein Schienenhalter 75a am Gehäuse 47 befestigt. An der Spitze des Schienenhalters 75a ist ein Schienenkern 75b vorgesehen. Zwischen dem Schienenkern 75b und dem Zahn ist ein Klebeelement 75c bereitgestellt. Vorteilhafter Weise ist das Klebeelement 75c so ausgebildet, dass es der Form des Zahns entspricht. Als Klebeelement 75c ist beispielsweise ein im Handel erhältliches selbsthärtendes Harz verwendbar. Es wird darauf hingewiesen, dass das Klebeelement 75c keine Komponente der Sondeneinheit 200 ist.
Somit lassen sich die Position und die Orientierung der Sondeneinheit 200 in Bezug auf das Gebiss fixieren, indem das Klebeelement 75c so geformt ist, dass es der Form des das Messobjekt 22 umfassenden Gebisses entspricht. Darüber hinaus lässt sich die Sondeneinheit 200 in derselben Position und in derselben Orientierung in Bezug auf das Messobjekt 22 wie bei einer vorherigen Messung anordnen, indem die Sondeneinheit 200 einmal vom Messobjekt 22 entfernt wird und dann wieder an das Messobjekt herangebracht wird, um das Klebeelement 75c an dem das Messobjekt 22 umfassenden Gebiss zu befestigen.
Muss beispielsweise ein bereits untersuchter Patient erneut untersucht werden, so lassen sich die Orientierung und die Position der Sondeneinheit 200 in Bezug auf das Messobjekt 22 von der vorherigen Messung wiederherstellen. Bei neuen Messungen und klinischer Beobachtung lassen sich Messungen mit Reproduzierbarkeit in Bezug auf vorangegangene Messungen vornehmen. Folglich können bei Untersuchung von Veränderungen im behandelten Bereich, beispielsweise bei Messungen vor und nach der Behandlung, insbesondere eine Woche, einen Monat oder ein Jahr nach Behandlungsabschluss, Messungen mit derselben Position und derselben Orientierung vorgenommen werden. Dies empfiehlt sich nicht nur zur Ermittlung des Auftretens einer Erkrankung nach der Behandlung, sondern dient auch als objektiver Nachweis einer korrekten (bzw. fehlerhaften) Behandlung. Ferner kann das Mundstück so ausgebildet sein, dass es der Form des Gebisses entspricht.
Handelt es sich beim Messobjekt 22 beispielsweise um einen Zahn in einem Okklusionszustand, wie in 8A gezeigt, so lässt sich die Position der Sondeneinheit 200 und des Messobjekts 22 nicht fixieren, indem die untersuchte Person auf das Mundstück 73 beißt. In diesem Fall sind beispielsweise der Schienenhalter 75a und der Schienenkern 75b, wie in 11 gezeigt, als Befestigungselement verwendbar.
Der Mundstückhalter 73a und der Schienenhalter 75a können so gestaltet sein, dass sie von der Sondeneinheit 200 abnehmbar und austauschbar sind. Sind der Mundstückhalter 73a und der Schienenhalter 75a abnehmbar gestaltet, so lassen sich Mundstückhalter 73a und der Schienenhalter 75a zu Desinfektionszwecken abnehmen. Außerdem können der Mundstückhalter 73a und der Schienenhalter 75a abnehmbar und wegwerfbar sein. Ferner ist es möglich, bei der Anwendung eine Einweghülle am Mundstück zu befestigen.
Beispielhaftes, einen Wangenspreizer umfassendes Mundstück
Das Mundstück oder die Schiene kann mit einem Wangenspreizer bereitgestellt versehen, um zu verhindern, dass ein Hindernis, wie beispielsweise Lippen, zwischen die Austrittsöffnung des Messlichts 28 der Sondeneinheit 200 und das Messobjekt 22 gelangt. 12A ist eine Schnittdarstellung des Mundstücks 73 und des Mundstückhalters 73a in der yz-Ebene, mit denen ein Wangenspreizer 76 vorgesehen ist. 12B ist ein Diagramm, das einen Querschnitt des in 12A gezeigten Mundstückhalters 73a und Wangenspreizers 76 entlang der B-B-Linie zeigt. Wie aus 12A und 12B ersichtlich ist, handelt es sich beim Wangenspreizer 76 um einen den Mundstückhalter 73a mittig umgebenden Ring. Der Wangenspreizer 76 ist am Mundstückhalter 73a über einen Verbindungsabschnitt 76a befestigt, der die Innenseite des Rings mit dem Mundstückhalter 73a verbindet.
Bei der in 12 gezeigten Anordnung bleiben beispielsweise die Lippen einer untersuchten Person, wenn diese mit dem Zahn, der das Messobjekt 22 darstellt, auf das Mundstück 73 beißt, an der Außenseite des Rings des Wangenspreizers 76 und gelangen nicht in das Ringinnere des Wangenspreizers 76. Anders formuliert, wird der Mund der untersuchten Person durch den Wangenspreizer 76 offengehalten. Auf diese Weise lässt sich verhindern, dass die Lippen der untersuchten Person in den optischen Weg des Messlichts 28, der sich im Ringinneren befindet, gelangen. Der gestrichelte Kreis 28a in 12B kennzeichnet einen Querschnitt des in z-Richtung strahlenden Messlichts 28.
Ferner ist die Anordnung, in der die Sondeneinheit 200 mit dem Befestigungselement, wie beispielsweise einem Mundstück oder einer Schiene versehen ist, nicht nur auf FD-OCT-Vorrichtungen, wie im vorstehend beschriebenen Beispiel, sondern auch auf herkömmliche OCT-Vorrichtungen anwendbar.
Abwandlung des Mundstücks
13 ist eine Schnittdarstellung, die eine Abwandlung des Mundstücks zeigt. Ein in 13 gezeigtes Mundstück 78 ist röhrenförmig ausgeführt, sodass es einen Hohlraum umschließt. Das Mundstück 78 ist so am Gehäuse 47 der Sondeneinheit 200 befestigt, dass das Messlicht 28 von der Sondeneinheit 200 in den Hohlraum innerhalb des Mundstücks 78 gestrahlt werden kann. An einer Seitenfläche des Mundstücks 78 ist eine Öffnung 78a ausgebildet, durch die das Messlicht 28 gelangt. Ferner ist innerhalb des Mundstücks 78 ein Objektivspiegel 82e zum Leiten des Messlichts 28 durch die Öffnung 78a bereitgestellt.
Handelt es sich beim Messobjekt 22 um einen Zahn, so lässt sich beispielsweise die Relativposition zwischen dem Messobjekt 22 und der Sondeneinheit 200 fixieren, indem die untersuchte Person so auf das Mundstück 78 beißt, dass das Loch 78a durch den Zahn, der das Messobjekt 22 darstellt, bedeckt wird.
Das von der Sondeneinheit 200 ausgesandte Messlicht 28 wird am Objektivspiegel 82e reflektiert und durch das Loch 78a auf das außerhalb des Mundstücks 78 befindliche Messobjekt 22 gestrahlt. Die am Messobjekt 22 reflektierte Komponente des Messlichts 28 tritt aus dem Loch 78a in den Hohlraum innerhalb des Mundstücks 78 und wird am Objektivspiegel 82e reflektiert, sodass es in die Sondeneinheit 200 geleitet wird.
Das in 8 gezeigte Mundstück 73 ist geeignet, um das Messlicht 28 an die Labialfläche eines Zahns oder Zahnfleischs zu strahlen, während das in 13 gezeigte Mundstück 78 geeignet ist, um das Messlicht 28 auf die Okklusalfläche eines Zahns oder Zahnfleischs zu strahlen.
Abwandlung der Sondeneinheit
14 ist eine Schnittdarstellung, die eine Abwandlung der Sondeneinheit gemäß dieser Ausführungsform zeigt. Eine in 14 gezeigte Sondeneinheit 203 umfasst ferner eine aus dem Gehäuse 47 ragende Führung 48. Ein Lichtstrahlungsabschnitt 48a mit einem Fenster zum Ein- und Ausdringenlassen des Messlichts 28 ist an der Spitze der Führung 48 vorgesehen. Das Fenster zum Ein- und Austretenlassen des Messlichts 28 ist an einer Fläche des Lichtstrahlungsabschnitts 48a auf der Seite der Sondeneinheit 203 vorgesehen. Die Führung 48 und der Lichtstrahlungsabschnitt 48a umfassen einen Zwischenspiegel 81a bzw. einen Objektivspiegel 81b zum Ändern der Strahlrichtung des Messlichts 28.
Das aus dem Gehäuse 47 durch die Linse 21b ausgesandte Messlicht 28 wird am Zwischenspiegel 81a und am Objektivspiegel 81b reflektiert, wodurch es seine Strahlrichtung um 180 Grad ändert, und tritt aus dem Fenster des Lichtstrahlungsabschnitt 48a aus. Mit der in 14 gezeigten Konfiguration der Sondeneinheit 203 sind Messungen beispielsweise eines Messobjekts 22, das sich an einer schwer zugänglichen Position, wie beispielsweise der Lingualfläche eines Zahns, befindet, durchführbar.
Darüber hinaus sind an der oberen und der unteren Fläche der Führung 48 ein Mundstück 77 und ein Mundstückhalter 77a vorgesehen, auf die eine untersuchte Person mit einem das Messobjekt 22 darstellenden Zahn so beißen kann, dass die Führung 48 zwischen den oberen und den unteren Zähnen eingeklemmt wird. Auf diese Weise wird die Relativposition zwischen der Sondeneinheit 203 und dem Zahn, der das Messobjekt 22 darstellt, fixiert.
Weitere Abwandlungen des Mundstücks
Es ist ferner möglich, eine Konfiguration anzuwenden, bei der die Sondeneinheit am Mundstück 73 oder am Schienenkern 75b befestigt ist und entlang einer dem Gebiss folgend ausgebildeten Führung bewegbar ist. Es ist beispielsweise außerdem vorteilhaft, eine Struktur einsetzen, bei welcher der Mundstückhalter 73a und die Sondeneinheit 200 entlang der Form des in 8A gezeigten Mundstücks in 8A gleiten.
15A ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Struktur zeigt, bei welcher der Mundstückhalter 73a und die Sondeneinheit 200 entlang der Form des Mundstücks 73 gleiten. 15B ist eine Schnittdarstellung in der xy-Ebene des in 15A gezeigten Mundstückhalters 73a und Mundstücks 73.
Bei dem in 15A und 15B gezeigten Mundstück 73 ist eine Führungsrinne 73c ausgebildet. Die Führungsrinne 73c ist in einer U-Form so ausgebildet, dass sie dem Gebiss der auf das Mundstück 73 beißenden Zähne folgt. Der Mundstückhalter 73a ist an der Sondeneinheit 200 befestigt. Die Spitze des Mundstückhalters 73a ist in einen oberen Abschnitt und einen unteren Abschnitt unterteilt und weist eine Form auf, die das Mundstück 73 zwischen dem oberen Abschnitt und dem unteren Abschnitt einklemmen kann. Am oberen und unteren Abschnitt der Spitze des Mundstückhalters 73a ist jeweils eine Klaue 73b bereitgestellt. Die Klaue 73b ist so ausgelegt, dass sie in die Führungsrinne 73c des Mundstücks 73 passen kann. Auf diese Weise lässt sich das Mundstück 73 mit der Klaue 73b am Mundstückhalter 73a befestigen.
Der Mundstückhalter 73a ist so gestaltet, dass er einen Hohlraum 73d umschließt, wenn das Mundstück 73 an dessen Spitze eingeklemmt ist. Bei einer Krafteinwirkung auf den Hohlraumabschnitt 73d von der oberen und unteren Seite wird die durch die Klaue 73b ausgeübte Kraft zum Einklemmen des Mundstücks 73 verringert. So lässt sich beispielsweise die Befestigung des Mundstückhalters 73a am Mundstück 73 lockern, indem eine Bedienperson mit ihrem Finger auf den Hohlraumabschnitt 73d des Mundstücks 73 drückt. Wurde die Befestigung gelockert, kann die Bedienperson den Mundstückhalter 73a entlang der Führungsrinne 73c bewegen. Wenn die Bedienperson nun ihren Finger entfernt, greift die Klaue 73b so in die Führungsrinne 73c, dass das Mundstück 73 wieder am Mundstückhalter 73a befestigt ist.
Mit der vorstehend beschriebenen Anordnung können der Mundstückhalter 73a und die Sondeneinheit 200 entlang der Führungsrinne 73c des Mundstücks 73 gleiten. Folglich sind Messungen für eine Mehrzahl von Zähnen in einem Gebiss, das auf das Mundstück 73 beißt, durchführbar.
Wie aus 16 ersichtlich ist, kann der Mundstückhalter 73a auch so ausgebildet sein, dass er in einem rechten Winkel gebogen ist. In diesem Fall ist es - obwohl nicht dargestellt - von Vorteil, eine Führung 48 bereitzustellen, die einen Spiegel 81a, wie in 14 in der Sondeneinheit 200 gezeigt, aufweist. So lässt sich die optische Achse des von der Sondeneinheit 200 ausgesandten Messlichts um 90 Grad abwinkeln. Folglich ist es auch möglich, die Sondeneinheit 200 durch eine Öffnung in der Mundhöhle einzuführen und das Messlicht in einem Schrägwinkel auf einen Molarbereich zu strahlen.
Anwendungsbeispiel für einen Abstandhalter als Befestigungselement
Neben dem Mundstück bzw. der Schiene ist beispielsweise auch ein Abstandhalter als Befestigungselement zur Befestigung der Sondeneinheit 200 am Messobjekt verwendbar. 17A ist eine Schnittdarstellung der Sondeneinheit 200 bei Verwendung eines Abstandhalters als Befestigungselement. Bei dem in 17A gezeigten Beispiel ist ein Abstandhalter 211 an der Sondeneinheit 200 befestigt. An der Spitze des Abstandhalters 211 ist eine mit dem Messobjekt 22 in Verbindung zu bringende Fläche ausgebildet. Die Länge des Abstandhalters 211 wird in Übereinstimmung mit der Brennweite der Linse 21b bestimmt. Folglich wird die Länge des Abstandhalters 211 so bestimmt, dass sich der durch die Linse 21b fokussierte Brennpunkt des Messlichts 28 auf der Oberfläche oder im Inneren des Messobjekts 22 befindet, wenn der Abstandhalter 211 mit dem Messobjekt 22 in Kontakt steht.
Bei Verwendung des vorstehend beschriebenen Mundstücks als Befestigungselement wird die Befestigung in einem Zustand erreicht, in dem die oberen und unteren Zähne, die das Messobjekt 22 darstellen, so auf das Mundstück beißen, dass eine stabile Sicherung erreicht wird. Allerdings kann es, wenn die Fixierung bzw. Befestigung einmal hergestellt wurde, problematisch sein, die Messposition der Sondeneinheit zu verändern. Bei Verwendung des Abstandhalters 211 als Befestigungselement hingegen wird die Position der Sondeneinheit 200 durch den mit dem Messobjekt 22 in Kontakt stehenden Abstandhalter 211 gesichert, wodurch sich die Messposition der Sondeneinheit 200 leicht verändern lässt. Folglich kann die Bedienperson die Messposition der Sondeneinheit 200 frei verändern und die Messposition während der Messung sichern.
17B ist eine Schnittdarstellung, die eine Abwandlung der den Abstandhalter umfassenden Sondeneinheit zeigt. Bei der in 17B gezeigten Sondeneinheit 203 handelt es sich um dieselbe Sondeneinheit 203 wie in 14. Die in 17B gezeigte Sondeneinheit 203 ist mit dem Abstandhalter 211 statt des Mundstückhalters 77a und des Mundstücks 77 versehen. Die Position und Orientierung der Sondeneinheit 203 in Bezug auf das Messobjekt 22 lassen sich sichern, indem das Messobjekt 22 mit einem Teil des Abstandhalters 211 in Kontakt gebracht wird.
18A und 18B sind Diagramme, die Abwandlungen der den Abstandhalter umfassenden Sondeneinheit zeigen. Eine in 18A gezeigte Sondeneinheit 206 umfasst Linsen 21a und 21b zum Leiten des Messlichts von der optischen Faser 18 zum Messobjekt 22. Ferner ist die Sondeneinheit 206 mit einem Fenster 206a zum Austretenlassen des Messlichts 28 versehen. Der Abstandhalter 211 ist an der Seite der Sondeneinheit 206 befestigt, an der das Fenster 206a versehen ist.
Bei der in 18A gezeigten Sondeneinheit 206 wird das Messlicht 28 von der Faser 18 ausgesandt, durch die Linse 21a kollimiert, durch die Linse 21b fokussiert und zum Messobjekt 22 geleitet. Die Länge des Abstandhalters 211 in Richtung der optischen Achse des Messlichts 28 wird in Übereinstimmung mit der Brennweite der Linse 21b bestimmt. Folglich wird Länge des Abstandhalters 211 so bestimmt, dass sich der Brennpunkt der Linse 21b innerhalb des Messobjekts 22 befindet, wenn der Abstandhalter 211 mit dem Messobjekt 22 in Verbindung steht.
Die in 18B gezeigte Sondeneinheit 206 umfasst kein Mittel zum Abtasten des Messlichts in x-Achsen- oder y-Achsen-Richtung. Die Bedienperson kann das Abtasten vornehmen, indem sie die Sondeneinheit 206, die sie in ihrer Hand hält, in x-Achsen- oder y-Achsen-Richtung bewegt. Dabei kann die Bedienperson das Abtasten durch Bewegen der Sondeneinheit 206 mit dem Abstandhalter 211, der mit dem Messobjekt 22 in Kontakt steht, vornehmen, wobei ein konstanter Abstand zwischen dem Messobjekt 22 und der Sondeneinheit 206 beibehalten wird. Auf diese Weise lassen sich mittels eines Sondeneinheitstyps, der von der Bedienperson als Handbedienungsgerät frei über dem Messobjekt 22 gehalten wird, Messungen mit einer hohen Auflösung und großen Reichweite (maximale Tiefe, in die das Messlicht vordringen kann und von der das reflektierte Licht erfasst werden kann) ausführen.
Eine in 18B gezeigte Sondeneinheit 207 umfasst einen Spiegel 83, der die Richtung der optischen Achsen der Linsen 21a und 21b sowie des Messlichts 28 um 90 Grad ändert. Die Sondeneinheit 207 ist mit einem Fenster 207a zum Austretenlassen des Messlichts 28 versehen, dessen optische Achse durch den Spiegel 83 geändert wurde. Der Abstandhalter 211 ist an der Fläche der Sondeneinheit 207 befestigt, auf der das Fenster 207a ausgebildet ist.
Bei der in 18B gezeigten Sondeneinheit 207 wird das von der Faser 18 ausgesandte Messlicht 28 durch die Linse 21a kollimiert und am Spiegel 83 reflektiert. Anschließend wird das Messlicht 28 durch die Linse 21b fokussiert und zum Messobjekt 22 geleitet. Die Länge des Abstandhalters 211 wird so bestimmt, dass sich der Brennpunkt der Linse 21b innerhalb des Messobjekts 22 befindet, wenn der Abstandhalter 211 mit dem Messobjekt 22 in Verbindung steht.
Beispielhafte, ein Rotationselement umfassende Sondeneinheit
19 ist eine Schnittdarstellung in der xy-Ebene, die eine weitere Abwandlung der Sondeneinheit gemäß dieser Ausführungsform zeigt. Ein Gehäuse 471 einer in 19 gezeigten Sondeneinheit 204 ist in einer zylindrischen Form mit einem runden Querschnitt in der yz-Ebene ausgebildet. An der Sondeneinheit 204 ist ein Rotationselement 131 befestigt.
Das Rotationselement 131 weist ebenfalls eine zylindrische Form mit einem runden Querschnitt in der yz-Ebene auf. Der Spitzenabschnitt des Rotationselements 131 ist kuppelförmig bedeckt. Entlang des Innendurchmessers des Rotationselements 131 am Ende der Gehäuseseite ist ein zylinderförmiger Rotationselementhalter 154 bereitgestellt. Ein Abschnitt des Rotationselementhalters 154 ragt aus der Innenseite des Rotationselements 131, und zwischen dem herausragenden Abschnitt und dem Gehäuse 471 ist ein Lager 153 vorgesehen. So kann das Rotationselement 131 um die Richtung der Mittelachse der zylindrischen Form als Rotationsachse rotieren.
Entlang des Außendurchmessers der Gehäuseseite des Rotationselements 131 ist ein Motor-Rotor 151 bereitgestellt. Ein Motor-Stator 152 ist in einem Abschnitt des Gehäuses 471 eingebracht, der entlang des Innendurchmessers des Gehäuses 471 dem Motor-Rotor 151 entspricht. Der Motor-Rotor 151 und der Motor-Stator 152 fungieren als Antriebsabschnitt, der das Rotationselement 131 dreht.
Die von einem Faserhalterungsabschnitt 471a des Gehäuses 471 gehaltene optischen Faser 18 wird in das Innere des Rotationselements 131 in Richtung der Rotationsachse des Rotationselements 131 geleitet. An der Spitze der optischen Faser 18 ist eine Linse 21c vorgesehen, die das von der optischen Faser 18 ausgesandte Messlicht 28 in paralleles Licht kollimiert. Die Linse 21c ist am Inneren des Rotationselements 131 durch einen Linsenhalter 210c befestigt.
Ferner ist innerhalb des Rotationselements 131 ein Objektivspiegel 82b vorgesehen. Der Objektivspiegel 82 ändert die Richtung des optischen Wegs des von der optischen Faser 18 ausgesandten Messlichts 28 von der Richtung der Rotationsachse des Rotationselements 131 in eine einen festen Winkel mit der Rotationsachse bildende Richtung.
An einer Seitenfläche des Rotationselements 131 ist eine Strahlungsöffnung 131a zum Ausstrahlen des Messlichts 28, dessen optischer Weg durch den Objektivspiegel 82b aus dem Inneren des Rotationselements 131 nach außen gerichtet wurde, ausgebildet. An der Strahlungsöffnung 131a ist eine Linse 21d bereitgestellt.
Mit der vorstehend beschriebenen Konfiguration wird das von der optischen Faser 18 ausgesandte und in Richtung der Rotationsachse des Rotationselements 131 geleitete Messlicht 28 am Objektivspiegel 82b reflektiert und ändert seine Strahlrichtung in eine einen festen Winkel mit der Richtung der Rotationsachse bildende Richtung. Das Messlicht 28, das seine Strahlrichtung geändert hat, tritt durch die Linse 21d an der Strahlungsöffnung 131a aus dem Rotationselement 131 aus und wird auf das Messobjekt 22 fokussiert.
Daraufhin tritt die am Messobjekt 22 reflektierte Komponente des Messlichts 28 über die Strahlungsöffnung 131a durch die Linse 21d in das Rotationselement 131 ein. Die in das Rotationselement 131 durch die Strahlungsöffnung 131a eingetretene reflektierte Komponente des Messlichts 28 wird am Objektivspiegel 82b reflektiert und ändert ihre Strahlrichtung in die Richtung der Rotationsachse des Rotationselements 131. Die reflektierte Komponente des Messlichts 28, die ihre Strahlrichtung geändert hat, wird durch die Linse 21c fokussiert, tritt in die optische Faser 18 ein und wird zur OCT-Einheit 100 geleitet.
Wird das Rotationselement 131 durch den Motor-Rotor 151 und den Motor-Stator 152 gedreht, so bewegt sich das aus der Strahlungsöffnung 131a strahlende Messlicht 28 in Richtung dieser Rotation. Auf diese Weise wird das Messlicht 28 in y-Achsen-Richtung des Messobjekts 22 abgetastet.
Hierbei kann im Rotationselement 131 beispielsweise ein Aktuator vorgesehen sein, der den Objektivspiegel 82b um die y-Achsen-Richtung als Rotationsachse dreht. Durch das Drehen des Objektivspiegels 82b lässt sich der Winkel zwischen der optischen Achse des vom Objektivspiegel 82b zum Messobjekt 22 gelangenden Messlichts 28 und der Rotationsachse des Rotationselements 131 verändern. Durch das Drehen des Objektivspiegels 82b um die y-Achsen-Richtung als Rotationsachse durch den vorstehend beschriebenen Aktuator ist das Messlicht 28 in der x-Achsen-Richtung des Messobjekts 22 abtastbar.
Es wird darauf hingewiesen, dass das Mittel zum Abtasten in x-Achsen-Richtung nicht auf das vorstehend beschriebene Verfahren beschränkt ist. So kann das Rotationselement 131 beispielsweise einen Aktuator umfassen, der den Objektivspiegel 82b oder die Linse 21c in Richtung der Rotationsachse des Rotationselements 131 verschiebt.
Bei der in 19 gezeigten Sondeneinheit 204 lässt sich das Messobjekt 22 mittels des Rotationselements 131 selbst dann messen, wenn es sich in einem schmalen Bereich, wie beispielsweise Gewebe im stomatognathen Bereich, befindet.
Abwandlung des Rotationselements
20 ist eine Schnittdarstellung, die eine Abwandlung des Rotationselements zeigt. Ein in 20 gezeigtes Rotationselement 132 ist aus einem flexiblen Material ausgebildet. Somit ist die Drehachse des Rotationselements 132 so biegbar, dass sich die Strahlrichtung des Messlichts 28 einstellen lässt. Ferner ist das Rotationselement 132 vorteilhafter Weise in Richtung der Rotationsachse länger als das in 19 gezeigte Rotationselement 131.
Eine zylinderförmige Hülse 161, die den Außenumfang des Rotationselements 132 bedeckt, ist nahe der Strahlungsöffnung 132a des Rotationselements 132 vorgesehen. Zwischen der Hülse 161 und dem Rotationselement 132 ist ein Lager 162 vorgesehen. Dadurch wird, wenn das Rotationselement 132 rotiert, diese Rotation nicht auf die Hülse 161 übertragen. Auf diese Weise kann das Rotationselement 132 durch die Befestigung der Hülse 161 in gebogenem Zustand und gesicherter Position rotieren. So lässt sich das Messobjekt 22 in einem Zustand messen, in dem die Relativposition zwischen dem Rotationselement 132 und dem Messobjekt 22 gesichert ist.
Das Messobjekt 22 lässt sich beispielsweise in einem Zustand messen, in dem die Bedienperson das Rotationselement 132 in einer geeigneten Position hält, indem sie die Hülse 161 in ihrer Hand hält. Ferner lässt sich das Messobjekt 22 in einem Zustand messen, in dem die Hülse 161 an der Spitze eines an einem stationären Gestell oder Stab oder an einem Behandlungstisch befestigten Mehrgelenkarms fixiert bzw. gesichert ist.
Mit dem in 20 gezeigten Rotationselement 132 lassen sich die Richtung und die Position der Strahlung des Messlichts 28 entsprechend einem zu messenden Bereich des Messobjekts 22 flexibel verändern und die Relativposition zwischen dem Rotationselement 132 und dem Messobjekt 22 während der Messung fixieren. Somit lässt sich die Sondeneinheit 205, die das Rotationselement 132 gemäß der vorliegenden Abwandlung umfasst, in Situationen, in denen das Messobjekt 22 ein Objekt von komplexer Form, wie beispielsweise Gewebe im stomatognathen Bereich, ist, effektiv einsetzen.
Abwandlung der Hülse
21 ist eine Schnittdarstellung, die eine Abwandlung der Hülse zeigt. Eine in 21 gezeigte Hülse 163 ist am Außenumfang des Rotationselements 132 so vorgesehen, dass die Strahlungsöffnung 132a und die Spitze des Rotationselements 132 vollständig umhüllt sind. Die Hülse 163 ist ein Zylinder, der den Außenumfang des Rotationselements 132 umhüllt und dessen Spitze in kuppelförmiger Weise geschlossen ist. Zwischen der Hülse 163 und dem Rotationselement 132 ist ein Lager 162 bereitgestellt. Dadurch wird, wenn das Rotationselement 132 rotiert, die Rotation nicht auf die Hülse 163 übertragen.
Ferner sind in einem Bereich der Hülse 163, welcher der Strahlungsöffnung 132a des Rotationselements 132 auf einer Seitenfläche der Hülse 163 entspricht, zwei einander gegenüberliegende Fenster 163a und 163b ausgebildet, durch die das Messlicht 28 hindurchgelangt. Die Relativposition zwischen dem Messobjekt 22 und dem Rotationselement 132 wird fixiert bzw. gesichert, indem das Messobjekt 22 so mit der Hülse 163 in Kontakt gebracht wird, dass es das Fenster 163a oder das Fenster 163b bedeckt.
Handelt es sich beispielsweise beim Messobjekt 22 um einen Zahn oder ein Freiend- bzw. Schaltlücke (ein Zahnfleischbereich in einem Zustand nach Extraktion von Zähnen) in der Mundhöhle einer untersuchten Person, so lässt sich die Relativposition zwischen dem Rotationselement 132 und dem Messobjekt 22 fixieren bzw. sichern, indem die untersuchte Person mit den oberen und unteren Zähnen oder der Freiend- bzw. Schaltlücke so auf die Hülse 163 beißt, dass die Fenster 163a und 163b damit bedeckt werden. Daraufhin kann das Rotationselement 132 in einem Zustand rotieren, in dem die Relativposition zum Messobjekt 22 gesichert ist, sodass sich das Messlicht 28 in der y-Richtung in stabiler Weise abtasten lässt.
Es wird darauf hingewiesen, dass die Hülse 163 so ausgebildet sein kann, dass das gesamte Rotationselement 132 damit bedeckt ist. In diesem Fall ist das untere Ende der Hülse 163 vorteilhafter Weise am Gehäuse 471 befestigt. Ferner ist in diesem Fall die Hülse 163 vorzugsweise, wie das Rotationselement 132, aus einem flexiblen Material ausgebildet.
Obwohl die vorstehend beschriebenen Rotationselemente 131 und 132 sowie die Hülsen 161 und 163 in den dargestellten Beispielen zylindrisch dargestellt sind, ist deren Form nicht auf eine zylindrische Form beschränkt. So können sie beispielsweise auch eine Prismenform aufweisen.
Bei dieser Ausführungsform sind die Sondeneinheiten 200, 203, 204 und 205 über eine flexible optische Faser 18 mit der OCT-Einheit 100 verbunden und bildet somit eine Freihandanordnung. Anstelle dieser Konfiguration ist auch eine Konfiguration anwendbar, bei der die Sondeneinheit 200 beispielsweise an einem stationären Tisch oder Stab oder an einem Behandlungstisch befestigt ist. In diesem Fall wird die Relativposition zwischen der Sondeneinheit 200 und dem Zahn, der das Messobjekt 22 darstellt, fixiert bzw. gesichert, indem die untersuchte Person (der Patient) auf das Mundstück 73 der befestigten Sondeneinheit 200 beißt. Ferner muß in diesem Fall das Messlicht 28 nicht zwangsläufig über die optische Faser 18 zwischen der OCT-Einheit 100 und der Sondeneinheit 200 geführt werden, sondern kann auch über die Luft übertragen werden. Folglich ist statt des Faserkopplers 19 ein Strahlteiler, wie nachstehend in Ausführungsform 2 beschrieben, verwendbar. In diesem Fall ist es vorteilhaft, eine Zylinderlinse zu verwenden, um die mechanischen Einflüsse in x-Achsen-Richtung oder y-Achsen-Richtung zu unterdrücken.
Darüber hinaus kann die Sondeneinheit 200 an der Spitze eines an einem stationären Tisch oder Stab oder an einem Behandlungstisch befestigten Mehrgelenkarms befestigt sein. In diesem Fall wird das Messlicht über die optische Faser 18 zwischen der OCT-Einheit 100 und der Sondeneinheit 200 geleitet.
Ausführungsform 2
22 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration einer FD-OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 2 zeigt. Diejenigen Bauteile in 22, die mit denen der in 1 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung übereinstimmen, sind mit denselben Bezugszeichen gekennzeichnet und werden hier nicht beschrieben.
Die in 22 gezeigte FD-OCT-Vorrichtung unterscheidet sich von der in 1 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung darin, dass eine Zylinderlinse 33 vorgesehen ist, anstelle des Faserkopplers 19 ein Strahlteiler 34 verwendet wird, kein Galvanospiegel zum Abtasten in y-Achsen-Richtung vorgesehen ist und der Photodetektor 42 ein zweidimensionaler Photodetektor ist.
Während Ausführungsform 1 das Verfahren, bei dem der Galvanospiegel 20b zum Abtasten in y-Achsen-Richtung verwendet wird, einsetzt, nutzt diese Ausführungsform Lichtausbreitung in der y-Achsen-Richtung mittels einer Zylinderlinse 33 statt des Abtastens der y-Achsen-Richtung mittels des Galvanospiegels 20b.
Die Zylinderlinse 33 ist hinsichtlich ihres Querschnitts in einer die optische Achse und eine Richtung, in der die Zylinderlinse 33 als Linse fungiert, umfassenden Ebene eine gewöhnliche Linse, wobei die Form dieses Querschnitts unabhängig von der Position der Zylinderlinse 33 in einer Richtung, in der sie nicht als Linse fungiert, gleich ist. Die Zylinderlinse 33 ist so gestaltet, dass die Richtung, in der sie als Linse fungiert, die y-Richtung ist. Folglich wird das durch die Zylinderlinse 33 in der y-Richtung ausgebreitete Licht so gestrahlt, dass es in die y-Richtung des Messobjekts 22 verteilt wird (die y-Richtung der Zylinderlinse 33 und die y-Richtung des Messobjekts 22 sind optisch identische Richtungen, müssen aber nicht zwangsläufig räumlich identische Richtungen sein). Die Zylinderlinse 33 dient als Mittel zum Aufweiten des Lichts in der y-Richtung. Der Querschnitt des Messlichts weist entlang der y-Achsen-Richtung eine lineare Form auf.
Darüber hinaus lässt sich eine ähnliche Funktion, wie die der Zylinderlinse 33, auch mittels eines Zylinderspiegels realisieren.
Das Messlicht ist das Licht, das in der y-Achsen-Richtung räumlich aufgeweitet wurde. Um dieses Licht mittels der optischen Faser zu leiten, muss die optische Faser 18 ein so gebündeltes optisches Faserbündel, dass die Querschnitte der Fasern auf einer eindimensionalen Linie ausgerichtet sind, oder ein so gebündeltes optisches Faserbündel, dass die Querschnitte der Fasern in einem zweidimensionalen Kreis ausgerichtet sind, sein. Obwohl das Messlicht 28 und das Referenzlicht 29 bei der in 22 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung mittels der optischen Faser geleitet werden, muß nicht unbedingt eine optische Faser verwendet werden. Folglich kann die FD-OCT-Vorrichtung auch so gestaltet sein, dass sich das Messlicht 28 und das Referenzlicht 29 ohne eine optische Faser räumlich ausbreiten können.
Da das Messlicht 28 so ausgestrahlt wird, dass es in y-Achsen-Richtung des Messobjekts 22 verteilt wird, lässt sich der Querschnitt des Messobjekts 22 in y-Achsen-Richtung mit dem zweidimensionalen Photodetektor 42 ohne mechanisches Abtasten in y-Achsen-Richtung erfassen. Dementsprechend lässt sich die dreidimensionale räumliche Struktur des Messobjekts 22 durch ledigliches Abtasten in x-Achsen-Richtung mit dem Galvanospiegel 20a erhalten.
Folglich wird die Vorrichtung einfach und preiswert, sodass sich eine für zahnmedizinische Messungen anwendbare FD-OCT-Vorrichtung erhalten lässt.
Es wird darauf hingewiesen, dass die FD-OCT-Vorrichtung gemäß dieser Ausführungsform vorzugsweise für zahnmedizinische Anwendungen eingesetzt wird. Allerdings ist sie nicht auf zahnmedizinische Messungen beschränkt, sondern kann auch für Messungen in anderen Bereichen eingesetzt werden. Obwohl in dieser Ausführungsform eine FD-OCT-Vorrichtung beschrieben wurde, muß die Vorrichtung nicht zwangsläufig eine FD-OCT-Vorrichtung sein, sondern kann auch eine herkömmliche OCT-Vorrichtung sein.
Ausführungsform 3
23 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Anordnung einer FD-OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 3 zeigt. Diejenigen Bauteile in 23, die mit denen der in 1 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung übereinstimmen, sind mit denselben Bezugszeichen gekennzeichnet und werden hier nicht beschrieben.
Die in 23 gezeigte FD-OCT-Vorrichtung unterscheidet sich von der in 1 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung darin, dass ein Lichtquellenlicht-Polarisationsmanipulator 35, ein Referenzlicht-Polarisationsmanipulator 36 und ein Interferenzlicht-Polarisationsmanipulator 37 vorgesehen sind.
24A ist ein Diagramm, das eine Konfiguration des Lichtquellenlicht-Polarisationsmanipulators 35 schematisch zeigt. In 24A ist ein Polarisator 67 ein Bauteil, das lediglich eine spezifische Polarisationskomponente hindurch lässt, eine Halbwellenplatte 68 ist ein Bauteil, das die Wellenlänge des durchgelassenen Lichts um eine halbe Wellenlänge verschiebt. und eine Viertelwellenplatte 69 ist ein Bauteil, das die Wellenlänge des durchgelassenen Lichts um eine viertel Wellenlänge verschiebt. Zunächst verleiht der Polarisator 67 dem Lichtquellenlicht bzw. dem Messlicht 28 grundlegende Polarisationseigenschaften. Darüber hinaus lässt sich die Polarisationsrichtung durch Drehen der Halbwellenplatte 68 und der Viertelwellenplatte 69 in einem geeigneten Winkel um die optische Achse verändern. Die Polarisationsbedingung des Lichtquellenlichts oder des Messlicht lässt sich mittels der Wellenplatten 68 und 69 frei einstellen.
2B ist ein Diagramm, das eine Konfiguration des Referenzlicht-Polarisationsmanipulators 36 bzw. des Interferenzlicht-Polarisationsmanipulators 37 schematisch zeigt. Diese Manipulatoren bestehen jeweils aus einer Halbwellenplatte 70 und einer Viertelwellenplatte 71, und die Polarisationsbedingung des reflektierten Lichts lässt sich durch Einstellen derer Winkel prüfen.
Im Allgemeinen lässt sich die Polarisationsbedingung bzw. der Polarisationszustand von Licht durch einen Vektor Si mit vier Komponenten (vierdimensionaler Vektor) darstellen. Wenn Licht mit einem bestimmten Polarisationszustand auf ein Objekt trifft, dieses durchdringt bzw. an diesem reflektiert wird, ändert sich der Polarisationszustand des Lichts durch die Wechselwirkungen mit dem Objekt. Folglich unterscheidet sich der vierdimensionale Vektor S0, der den Polarisationszustand des reflektierten Lichts repräsentiert, vom vierdimensionalen Vektor Si, der den Polarisationszustand des einfallenden Lichts repräsentiert. Dementsprechend lassen sich die „Eigenschaften, welche den Polarisationszustand ändern (z.B. Doppelbrechungseigenschaften)“ des Objekts durch eine 4 x 4-Matrix M (Mueller-Matrix) darstellen. Wenn also Licht mit einem durch den Vektor Si repräsentierten Polarisationszustand auf ein Material mit den durch die Matrix M repräsentierten Doppelbrechungseigenschaften trifft, lässt sich der Vektor S0, der den Polarisationszustand des aus diesem Material austretenden Lichts repräsentiert, durch S0 = M x Si bestimmen.
Somit kann zur Bestimmung der Matrix M, welche die Doppelbrechungseigenschaften eines bestimmten Materials repräsentiert, Licht mit einem durch vier beliebige Vektoren repräsentierten Polarisationszustand durch das Material geleitet werden, und die vier Vektorkomponenten des durchgelassenen Lichts können ermittelt werden. Diese Mueller-Matrix kann an jedem Meßpunkt des Objekts gemessen werden.
Bei dieser Ausführungsform wird der Lichtquellenlicht-Polarisationsmanipulator 35, der sich im optischen Weg des Messlichts befindet, so betrieben, dass das Messlicht zumindest vier unabhängige Polarisationszustände aufweist. Anschließend wird der Referenzlicht-Polarisationsmanipulator 36 bzw. der Interferenzlicht-Polarisationsmanipulator 37 betrieben, um das aus den vier Vektorkomponenten, welche die vorstehend beschriebenen Polarisationszustände darstellen, resultierende Interferenzlicht festzustellen. Auf diese Weise lassen sich 16 unterschiedliche Mueller-Matrixbilder aus der Beziehung der vorstehend beschriebenen Vektorkomponenten erhalten. Diese Bilder fungieren als Bilder, welche die „Eigenschaft, welche die Polarisationsbedingung ändert = spezifische Eigenschaften eines Subjekts“ von unterschiedlichen Teilen eines Schichtbilds des Subjekt zeigen.
Hierbei ist es auch möglich, je nach Bedarf nur einen Referenzlicht-Polarisationsmanipulator 36 oder Interferenzlicht-Polarisationsmanipulator 37 bereitzustellen.
Da Körpergewebe, einschließlich Mundgewebe, spezifische Polarisationseigenschaften, Doppelbrechungseigenschaften u.ä. aufweist, können gemäß dieser Ausfiihrungsform die Doppelbrechungseigenschaften eines Zahnkeims oder Zahnfleischgewebe ermittelt werden. Insbesondere Kollagen besitzt markante Doppelbrechungseigenschaften. So lässt sich beispielsweise Zahnschmelz, der kein Kollagen enthält, von Dentin, das eine hohe Konzentration an Kollagen aufweist, unterscheiden. Darüber hinaus lassen sich 16 unterschiedliche Bilder erhalten, welche die spezifischen Polarisationseigenschaften, Doppelbrechungseigenschaften u.ä. unterschiedlicher Bereiche des Mundgewebe repräsentieren, so dass nicht nur eine Differenzierung von normalem Gewebe, sondern auch eine Visualisierung von geschädigtem Gewebe, wie beispielsweise Karies oder Kongestion, möglich ist.
Obwohl diese Ausführungsform für ein Beispiel beschrieben wurde, bei dem die in 1 gezeigte FD-COT Vorrichtung einen Polarisationslichtmanipulator umfasst, ist die vorliegende Erfindung nicht darauf beschränkt. So ist diese Ausführungsform beispielsweise auch auf die FD-OCT-Vorrichtung gemäß der in 22 gezeigten Ausführungsform 2 anwendbar.
Ausführungsform 4
25 ist ein Diagramm, dass eine beispielhafte Konfiguration einer Lichtquelle gemäß dieser Ausführungsform zeigt. Die Lichtquelle gemäß dieser Ausführungsform ist für eine OCT-Vorrichtung verwendbar. Bei der Lichtquelle 15 der in 1 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung handelt es sich um eine Lichtquelle mit einer einzigen Wellenlänge. Bei dieser Ausführungsform dagegen werden statt der Lichtquelle 15 zwei oder mehr Lichtquellen 56a, 56b, und 56c verwendet, die jeweils unterschiedliche Wellenlängen aufweisen. So kann die Lichtquelle 56a beispielsweise eine Lichtquelle mit einer Mittenwellenlänge von 830 nm, die Lichtquelle 56b beispielsweise mit einer Mittenwellenlänge von 1300 nm und die Lichtquelle 56c beispielsweise mit einer Mittenwellenlänge von 1600 nm sein. Die Lichtquellen 56a, 56b und 56c können beispielsweise abstimmbare LDs (Laserdioden) sein. Das Umschalten zwischen den Lichtquellen 56a, 56b und 56c erfolgt durch Bewegen eines Rotationsspiegels 57 zur Verwendung durch die OCT-Meßvorrichtung. Folglich sind die Lichtquellen 56a, 56b und 56c in einer dem spezifischen Winkel des Rotationsspiegels 57 entsprechenden Position angeordnet. Als Rotationsspiegel 57 ist ein Galvanospiegel verwendbar.
Im Übrigen unterscheiden sich die Wellenlängenabhängigkeiten des Absorptionskoeffizienten, des Transmissionskoeffizienten und des Reflexionskoeffizienten von Licht bei Mundgewebe, oralem Läsionsgewebe oder einer Zahnprothese. So haben Zahnzement und Alveolarknochen bei Licht von einer Wellenlänge nahe 800 nm einen hohen Transmissionskoeffizienten, während Zahnschmelz und Dentin einen vergleichsweise großen Reflexionskoeffizienten aufweisen. Da weiches Gewebe, wie beispielsweise Zahnfleisch, eine bei Licht von einer Wellenlänge nahe 1300 nm oder 1500 nm hohe Transmission aufweisen, ist die Verwendung von solchem Licht als Lichtquelle für die Messung des unterhalb des Zahnfleischs befindlichen Alveolarknochens sowie des noch tiefer gelegenen Zahnkeimgewebes optimal. Da sich ferner die Fluoreszenzeigenschaften von Zahnkariesgewebe in sichtbarem Licht von denen normalen Gewebes unterscheiden, ist es hier notwendig, eine an die Wellenlänge der Fluoreszenz angepaßte Lichtquelle zu verwenden. Daher war es mit herkömmlichen OCT-Vorrichtungen, die eine Lichtquelle mit einer einzigen Wellenlänge verwenden, bislang problematisch, alle Strukturen des Mundgewebe zu visualisieren.
Die OCT-Vorrichtung gemäß dieser Ausführungsform umfasst die zwei oder mehr Lichtquellen 56a, 56b und 56c, die unterschiedliche Wellenlängen aufweisen, sodass sie in der Lage ist, die Feinstruktur von Materialien mit unterschiedlichen Absorptionskoeffizienten, Transmissionskoeffizienten und Reflexionskoeffizienten von Licht, wie beispielsweise Mundgewebe oder oralem Läsionsgewebe, beispielsweise durch Auswählen der geeigneten Lichtquellenwellenlänge zu visualisieren. Obwohl sich Licht einer längeren Wellenlänge nahe 1300 nm bis 1500 nm nicht so gut streuen lässt wie Licht einer kürzeren Wellenlänge nahe 800 nm, wird es beispielsweise tendenziell von Wasser absorbiert. Dementsprechend ist Licht einer längeren Wellenlänge nahe 1300 nm bis 1500 nm für Messungen von hartem Gewebe, wie beispielsweise einem Zahn oder einem Alveolarknochen, geeignet.
Bei der OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 4 sind alle Bauteile mit Ausnahme der vorstehend beschriebenen Bauteile auf die OCT-Vorrichtungen gemäß den Ausführungsformen 1 bis 3 oder herkömmliche OCT-Vorrichtungen anwendbar. Ferner sind die Lichtquellen 56a, 56b und 56c nicht auf die abstimmbare LD (Laserdiode) im vorstehend beschriebenen Beispiel beschränkt. So kann es sich bei den Lichtquellen 56a, 56b und 56c beispielsweise auch um Superlumineszenzdioden mit einer Wellenlänge im Bereich von 800 nm bis 16000 nm handeln.
Ausführungsform 5
26 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration einer FD-OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 5 zeigt. Diejenigen Bauteile in 26, die mit denen der in 22 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung übereinstimmen, sind mit denselben Bezugszeichen gekennzeichnet und werden hier nicht beschrieben. Es wird darauf hingewiesen, dass diese Ausführungsform nicht nur auf die in 22 gezeigte FD-OCT-Vorrichtung, sondern auch auf die FD-OCT-Vorrichtungen gemäß den Ausführungsformen 1 bis 3 auf oder herkömmliche OCT-Vorrichtungen anwendbar ist.
Die in 26 gezeigte FD-OCT-Vorrichtung unterscheidet sich von der in 22 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung darin, dass eine Prüflichtquelle 59 und Halbspiegel 58 und 60 vorgesehen sind und dass statt des Photodetektors 42 eine CCD-Kamera 26 vorgesehen ist.
Die Prüflichtquelle 59 ist vorgesehen, um das auf das Messobjekt 22 projizierte Prüflicht auszustrahlen. Prüflicht ist Licht, das auf einen Abbildungsbereich gestrahlt wird, damit die Bedienperson, welche die Messung mittels einer OCT-Vorrichtung vornimmt, eine Abbildungsfläche bzw. den Abbildungsbereich während, vor oder nach der Aufnahme prüfen kann. Vorzugsweise handelt es sich bei dem von der Prüflichtquelle 59 ausgestrahlten Prüflicht um sichtbares Licht.
Das von der Prüflichtquelle 59 ausgesandte Prüflicht wird mit einem Halbspiegel 58 auf dieselbe optische Achse wie das von der Lichtquelle 15 ausgesandte Lichtquellenlicht geleitet. Das Prüflicht wird zusammen mit dem Lichtquellenlicht und dem Messlicht auf das Messobjekt 22 projiziert. Diese Projektion lässt sich visuell beobachten und ermöglicht eine Bestrahlung des vom Messlicht bestrahlten Bereichs, sodass die Bedienperson den Messbereich erkennen kann.
Der Querschnitt des Prüflichts in einer zu dessen optischer Achse senkrechten Ebene kann punktförmig oder linienförmig ausgebildet sein. Weist das Prüflicht einen punktförmigen Querschnitt auf, so ist die optische Achse des Prüflichts vorzugsweise auf der mittleren optischen Achse des Messlichts angeordnet. Weist das Prüflicht einen linienförmigen Querschnitt auf, so ist der vorstehend beschriebene Querschnitt des Prüflichts vorzugsweise entlang der y-Achsen-Richtung des Messlichts 28 angeordnet. Da die in 26 gezeigte OCT-Vorrichtung die Zylinderlinse 33 verwendet, wird das Prüflicht, indem es durch Zylinderlinse 33 gelangt, so geformt, dass es einen linienförmigen Querschnitt aufweist, und anschließend auf das Messobjekt 22 gestrahlt.
Das am Messobjekt 22 reflektierte Prüflicht gelangt zusammen mit der reflektierten Komponente des Messlichts 28 erneut durch den Strahlteiler 34 und wird zusammen mit dem Interferenzlicht auf die CCD-Kamera 26 gestrahlt. Das Interferenzlicht und das Prüflicht werden von der CCD-Kamera 26 erfasst.
Vorteilhafter Weise fungiert die CCD-Kamera 26 sowohl als 2D-CCD-Kamera mit einem Sensitivitätsbereich in sichtbarem Licht als zweidimensionale Abbildungsvorrichtung, als auch als 2D-CCD-Kamera als zweidimensionaler Photodetektor, der für FD-OCT mittels einer Zylinderlinse verwendet wird. So lässt sich mittels der CCD-Kamera 26 neben einem mittels FD-OCT erhaltenen interferenzspektroskopischen Bild von Zähnen ein sichtbares Lichtbild von Zähnen erhalten.
Alternativ lässt sich ein sichtbares Lichtbild des Messobjekts 22 auch durch Verwendung einer von der CCD-Kamera 26 separaten 2D-CCD-Kamera mit einem Sensitivitätsbereich in sichtbarem Licht als zweidimensionale Abbildungsvorrichtung und durch Verwendung eines Halbspiegels 60 o. ä. von oberhalb der optischen Achse des Messlichts zum Leiten des Prüflichts zur 2D-CCD-Kamera mit einem Sensitivitätsbereich in sichtbarem Licht erhalten. Hierbei ist eine zweidimensionale Abbildungsvorrichtung mit einem Sensitivitätsbereich von 300 nm bis 3000 nm als 2D-CCD-Kamera mit einem Sensitivitätsbereich in sichtbarem Licht verwendbar.
Es wird darauf hingewiesen, dass die optische Faser 18 vorzugsweise aus Bildfaser besteht, die in der Lage ist, Bilder zu übertragen.
Das Bild des mit dem Prüflicht gemessenen Bereichs lässt sich am Computer 27 anzeigen. Ferner lässt sich ein sichtbares Lichtbild des mit dem Prüflicht gemessenen Bereichs synchron zu einem gemessenen Schichtbild aufzeichnen.
Ausführungsform 6
27 zeigt eine Anordnung einer OCT-Vorrichtung gemäß dieser Ausführungsform 6 nahe dem Referenzspiegel. Bei der OCT-Vorrichtung gemäß dieser Ausführungsform wird die Phase des Referenzlichts durch Einbringen eines Phasenmodulationselements in den optischen Weg des Referenzlichts oder durch Bewegen des Referenzspiegels in Richtung einer optischen Achse geändert. 27A ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration der Vorrichtung zeigt, bei dem ein Phasenmodulationselement in den optische Weg des Referenzlichts eingebracht ist. Bei 27A ist ein Phasenmodulationselement 62 vor dem Referenzspiegel 24 eingebracht. Das Phasenmodulationselement 62 wird durch ein elektrisches Steuersignal angesteuert. Beispielsweise ist als Phasenmodulationselement 62 vorzugsweise eine schnell abtastende optische Verzögerungsleitung (Rapid Scanning Optical Delay (RSOD)), ein akusto-optisches Element, ein elektro-optisches Element etc. verwendbar.
27B ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration der Vorrichtung bei Änderung der Referenzlichtphase durch Bewegen des Referenzspiegels in Richtung einer optischen Achse zeigt. Der Referenzspiegel 24 in 27B ist mit einem piezoelektrischen Element 63 versehen. Das piezoelektrische Element 63 wird durch ein elektrisches Steuersignal angesteuert. Der Referenzspiegel 24 schwingt in derselben Richtung wie die Richtung der optischen Achse des Referenzlichts, indem das piezoelektrische Element 63 in Richtung der optischen Achse des Referenzlichts schwingt. Auf diese Weise wird die Phase des Referenzlichts geändert.
Gemäß dieser Ausführungsform lässt sich die Phase des Referenzlichts mittels des Phasenmodulationselements 62 oder des piezoelektrischen Elements 63 verschieben, sodass beispielsweise fünf Intensitätsverteilungsmengen von gebeugtem und spektral zerlegtem Interferenzlicht erhalten werden können, bei denen die Phase des Referenzlichts um 90 Grad verschoben ist. Durch Messen der Form des Messobjekts in der Tiefenrichtung (z-Achsen-Richtung) mittels der Intensitätsverteilungen von gebeugtem und spektral zerlegtem Interferenzlicht lässt sich der Messbereich in der Tiefenrichtung zweifach erweitern. Dieses Prinzip wird nachstehend detailliert beschrieben.
Im Allgemeinen wird der Messbereich der FD-OCT theoretisch durch die Auflösung eines Beugungselements, einer Objektivlinse und einer CCD-Kamera ermittelt. Auf diese Weise wird der Messbereich in der Tiefenrichtung ermittelt. Bei der FD-OCT wird die durch die CCD erhaltene Lichtintensitätsverteilung (ein- oder zweidimensional) auf der ξ-Achse des Beugungselements mittels eines Computers Fourier-transformiert bzw. invers Fourier-transformiert und in eine Verteilung auf der Zeitachse konvertiert (d.h. in eine Verteilung der Reflexionseigenschaftenverteilung auf der z-Achse (Tiefenachse) des Messobjekts). In diesem Fall ist die Lichtintensitätsverteilung eine Spektraldichte, und somit sind die Ergebnisse der inversen Fouriertransformation dergestalt, dass sich die Autokorrelation des Referenzlichts und ein komplex konjugiertes Signal der Kreuzkorrelation zwischen dem Referenzlicht und dem in z-Richtung am Objekt reflektierten Licht in der Verteilung in z-Achsen-Richtung (Tiefenachsen-Richtung) infolge eines Defekts der Vorrichtung, der mit dem ursprünglichen Subjekt nicht in Verbindung steht, als ein Bild (Artefakt) überlagern. Dementsprechend setzt die Messung des beugungsspektrometrischen Interferenzbilds am Beugungselement voraus, dass nicht nur die Lichtintensitätsverteilung, sondern auch die optische Phasenverteilung gemessen wurde, sodass der Messbereich in der Tiefenrichtung im Vergleich zu einem Fall, bei dem eine komplexe inverse Fouriertransformation vollständig ausgeführt wurde, die Hälfte beträgt.
Es existiert kein Hochgeschwindigkeits-Photodetektor, der in der Lage ist, die Phase von gebeugtem und spektral zerlegtem Interferenzlicht direkt zu erfassen, da es sich bei diesem Licht um eine sehr flüchtige Erscheinung handelt (einige Femtosekunden oder weniger, bestimmbar durch Division der Lichtwellenlänge durch die Lichtgeschwindigkeit). Dadurch wird statt der zeitlichen Phase die räumliche Phase moduliert, und es wird eine entsprechende indirekte Messung der Phase von gebeugtem und spektral zerlegtem Interferenzlicht ausgeführt. Auf diese Weise lassen sich mittels des Phasenmodulationselements 62 oder des piezoelektrischen Elements 63 beispielsweise fünf Intensitätsverteilungsmengen von Beugungsspektroskopie-Interferenzlicht erhalten, bei denen die Phase des Referenzlichts um 90 Grad verschoben ist. Durch Ausführen komplexer inverser Fouriertransformation für diese Intensitätsverteilungen von Beugungsspektroskopie-Interferenzlicht am Computer 27 werden die aus der Autokorrelation des Referenzlichts und dem komplex konjugierten Signal der Kreuzkorrelation zwischen dem Referenzlicht und dem in der z-Richtung am Messobjekt reflektierten Licht (reflektierte Komponente des Messlichts) resultierenden Artefakte eliminiert, wodurch ein inhärenter Messbereich in der Tiefenrichtung der FD-OCT geschaffen wird.
Ferner lässt sich eine Verbesserung der Auflösung und eine Erweiterung des Messbereichs erzielen, indem das Rauschen durch synchrone Erfassung des Erfassungssignals der CCD durch geeignete Wahl der Phasenmodulationsfrequenz eliminiert wird.
Die FD-OCT-Vorrichtungen gemäß den Ausführungsformen 1 bis 3 oder herkömmliche OCT-Vorrichtungen sind, mit Ausnahme der Bauteile der OCT-Vorrichtungen dieser Ausführungsform, die von den vorstehend beschriebenen Bauteilen abweichen, für diese Ausführungsform geeignet.
Ausführungsform 7
28 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration einer FD-OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 7 zeigt. Diejenigen Bauteile in 28, die mit denen der in 1 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung übereinstimmen, sind mit denselben Bezugszeichen gekennzeichnet und werden hier nicht beschrieben. Es wird darauf hingewiesen, dass diese Ausführungsform nicht nur für die in 1 gezeigte FD-OCT-Vorrichtung, sondern auch für die FD-OCT-Vorrichtungen gemäß den Ausführungsformen 1 bis 3 oder auf herkömmliche OCT-Vorrichtungen geeignet ist.
Die in 28 gezeigte FD-OCT-Vorrichtung unterscheidet sich von der in 1 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung darin, dass zwischen einem Computer 27 und einer Lichtquelle 15 ein elektrischer Modulator 64 vorgesehen ist.
Der Computer 27 sendet ein Lichtmengenmodulationssignal zusammen mit einem EIN/AUS-Signal an den elektrisches Modulator 64. Der elektrische Modulator 64 sendet ein auf dem Lichtmengenmodulationssignal basierendes Lichtmengensteuersignal an die Lichtquelle 15. Die von der Lichtquelle 15 ausgesandte Lichtmenge wird durch das vom elektrischen Modulator 64 ausgegebene Lichtmengensteuersignal gesteuert.
Die vom Photodetektor 41 erfassten Daten werden im Computer 27 in Übereinstimmung mit dem Lichtmengenmodulationssignal demoduliert. Das S/N-Verhältnis der ermittelten Daten wird durch diese Modulation und Demodulation verbessert.
Das Modulations- und Demodulationsverfahren kann beispielsweise eine AM-Modulation oder eine FM-Modulation sein. Ferner kann statt eines elektrischen Modulators 64 ein Lichtmodulator im optischen Weg des von der Lichtquelle 15 ausgestrahlten Lichts vorgesehen sein. Alternativ kann ein Lichtmodulator im optischen Weg der reflektierten Komponente (am Objekt reflektiertes Licht) des Messlichts 28 oder im optischen Weg des Referenzlichts 29 vorgesehen sein. Alternativ kann ein Modulator vorgesehen sein, der die Modulation in Übereinstimmung mit den Positionen des Messobjekts 22 und des Referenzspiegels 24 ausführt.
Im Allgemeinen wird der Messbereich einer OCT-Vorrichtung durch den Einfluss von Rauschen verkleinert. Folglich wird das Messlicht beim Eindringen in das Messobjekt 22 immer schwächer, sodass es um so stärker durch Rauschen gestört wird, je tiefer sich das am Objekt in z-Richtung reflektierte Licht im Messobjekt befindet. Dies führt zu einer Verkleinerung des Messbereichs in der Tiefenrichtung.
Gemäß dieser Ausführungsform wird das Lichtquellenlicht, das Messlicht oder das Referenzlicht moduliert und ein Detektionssignal detektiert, was zu einer Verbesserung des S/N Verhältnisses und zu einer Erweiterung des messbaren Bereichs führt.
Ausführungsform 8
29 ist ein Diagramm, das eine beispielhafte Konfiguration einer FD-OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 8 zeigt. Diejenigen Bauteile in 29, die mit denen der in 1 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung übereinstimmen, sind mit denselben Bezugszeichen gekennzeichnet und werden hier nicht beschrieben. Es wird darauf hingewiesen, dass diese Ausführungsform nicht nur für die in 1 gezeigte FD-OCT-Vorrichtung, sondern auch für die FD-OCT-Vorrichtungen gemäß den Ausführungsformen 1 bis 3 oder auf herkömmliche OCT-Vorrichtungen geeignet ist.
Die in 29 gezeigte FD-OCT-Vorrichtung unterscheidet sich von der in 1 gezeigten FD-OCT-Vorrichtung darin, dass ein nichtlineares optisches Element 65 im optischen Weg des Referenzlicht 29 vorgesehen ist und dass ein Filter 66 vorgesehen ist. Bei dem nichtlinearen optischen Element 65 handelt es sich um ein optisches Element, das Oberschwingungen in einer periodischen Wellenform von Licht erzeugt und vorzugsweise beispielsweise ein Beta-Bariumborat sein kann.
Ferner ist im optischen Weg des Interferenzlichts, das durch den Faserkoppler 19 gelangt ist, der Filter 66 vorgesehen, welcher die Wellenlängenkomponente des Lichtquellenlichts filtert und eine Halbwellenlängenkomponente des Lichtquellenlicht durchlässt.
Im Allgemeinen erzeugt ein lebender Körpers ein gewisses Maß an Fluoreszenz, wobei es sich bei dieser Fluoreszenz zumeist um Fluoreszenz sekundärer Oberschwingungen handelt. Insbesondere diese Fluoreszenzeigenschaften von Zahnkeimgewebe wird durch eine Läsion, wie beispielsweise Karies, häufig verändert.
Gemäß dieser Ausführungsform werden Oberschwingungen in einer periodischen Wellenform des Referenzlichts 29 durch Bereitstellung des nichtlinearen optischen Elements 65 auf dem Referenzlicht erzeugt. Der Faserkoppler 19 bewirkt, dass die in diesen Referenzoberschwingungen enthaltene Komponente sekundärer Oberschwingungen und die reflektierte Komponente (in der z-Richtung am Objekt reflektiertes Licht) des Messlichts 28 interferieren. Auf diese Weise lassen sich die Fluoreszenzeigenschaften des Messobjekts 22 deutlicher erfassen. Somit lassen sich Schichtbilder beispielsweise einer Läsion, wie Karies, besser unterscheiden.
Dieses Prinzip wird nachstehend detailliert beschrieben.
Ein lebender Körpers weist markante Doppelfrequenz-Fluoreszenzeigenschaften (second harmonic fluorescence) durch Zwei-Photonen-Absorption auf. Diese Fluoreszenz wird ausgesandt, wenn Elektronen, die an ein einzelnes Atom eines Körpers gebunden sind, als Reaktion auf die Energie des Messlichts, die äquivalent zu zwei Photonen ist, auf ein hohes Niveau potenzieller Energie springen und von diesem wieder in den Ausgangszustand zurückkehren. Bei einem lebenden Körper liegt das Niveau potenzieller Energie der Doppelfrequenz-Fluoreszenz nahe einem fast kontinuierlichen Bereich, und dieses Niveau existiert in nahezu allen Wellenlängenbereichen. Eine Charakteristikum dieser Doppelfrequenz-Fluoreszenz besteht darin, dass eine mit dem einfallenden Messlicht synchronisierte Fluoreszenz generiert wird, d.h. die Kohärenz der OCT-Vorrichtung wird beibehalten. Dieses Doppelfrequenz-Fluoreszenzlicht wird aus dem Inneren des Messobjekts 22 ausgestrahlt, und ein Teil davon kehrt als das in z-Richtung am Objekt reflektierte Licht (reflektierte Komponente des Messlichts 28) zurück. Da nun auf dem Weg des Referenzlichts 29 das nichtlineare optische Element 65 vorgesehen ist, werden Oberschwingungen in einer periodischen Wellenform des Referenzlichts 29 generiert. Durch Messen des Interferenzlichts zwischen dem Referenzlicht 29 und dem in z-Richtung am Objekt reflektierten Licht (reflektierte Komponente des Messlichts 28) lassen sich die Fluoreszenzeigenschaften innerhalb des Messobjekts 22 erfassen. Somit eignet sich dies zur Untersuchung einer Läsion, wie beispielsweise Karies, die eine Veränderung der Fluoreszenzeigenschaften aufweist.
Ausführungsform 9
Die FD-OCT-Vorrichtungen gemäß den Ausführungsformen 1 bis 3 oder herkömmliche OCT-Vorrichtungen sind, mit Ausnahme der nachstehend beschriebenen Bauteile, für die Ausführungsform 9 geeignet. Daher werden die anderen Bauteile der OCT-Vorrichtung gemäß Ausführungsform 9 nicht beschrieben.
Bei einer OCT-Vorrichtung wird ein durch Messung erhaltenes Bild beispielsweise mittels des im Computer 27 vorgesehenen Anzeigeabschnitts 27a angezeigt. Wird allerdings ein OCT-Schichtbild so angezeigt, wie es ist, erscheint das Bild in gewisser Weise unnatürlich. Bei der OCT-Vorrichtung gemäß dieser Ausführungsform lässt sich durch Ausführung der nachstehend beschriebenen Anzeige ein einfach zu betrachtendes Bild bereitstellen.
Bei der Anzeige eines Bilds des Messobjekts ist es vorteilhaft, einen durchleuchteten Abschnitt anzuzeigen, der einen Bereich, an dem das Messlicht in das Messobjekt eingetreten ist und dieses erreicht hat, und einen Abschnitt, der sich in einem tieferen, vom Messlicht nicht erreichten Bereich des Messobjekt befindet, umfasst, sodass diese einander gegenüber gestellt werden können.
Der Messbereich der OCT-Vorrichtung ist bei einer einzigen Aufnahme im Vergleich zur Größe eines Zahns sehr klein, sodass sich anhand nur eines einzigen Bilds nur schwer bestimmen lässt, welcher Bereich des Zahns und aus welcher Richtung dieser Bereich dargestellt wurde. Daher ist es vorteilhaft, eine Zusammenstellung einer Mehrzahl von Bildern anzuzeigen.
Ferner handelt es sich beim Abstand des Messobjekts in der Tiefenrichtung (z-Achsen-Richtung) bei einem OCT-Bild um einen optischen und nicht um einen tatsächlichen Abstand. Daher ist es vorteilhaft, ein Bild anzuzeigen, bei dem der optische Abstand in einen räumlichen Abstand korrigiert wurde.
Da die Menge des Messlichts mit zunehmendem Abstand in z-Richtung von der Oberfläche des Messobjekts abnimmt, nimmt auch die Menge des in z-Richtung am Objekt reflektierten Lichts ab. Dies führt bei der Anzeige zu einem „dunklen“ bzw. „gering reflektierten“ Bildbereich. Daher ist es vorteilhaft, ein Bild anzuzeigen, bei dem auf Grundlage des optischen Abstands oder des integrierten Werts der Reflexionsmenge eine Schattenkorrektur für die Tiefenrichtung ausgeführt wurde.
Bei Darstellung eines Bilds auf einem herkömmlichen Bildschirm eines PCs, insbesondere in vergrößerter Weise, ist die Auflösung der Messung grober als die Auflösung des PC-Bildschirms, was zu einer Punktanzeige oder Punktdichteanzeige oder zu einer groben Graustufenanzeige führt. Aus diesem Grund ist es vorteilhaft, ein Bild anzuzeigen, bei dem die Anzeige von Hell und Dunkel, welche durch die Punktdichte erreicht wird, zwecks einer besseren Anzeige korrigiert wurde.
Da das durch Messung erhaltene Bild letztlich ein tomographisches Bild eines Objekts ist, sind die räumliche Position und Orientierung relativ schwer erkennbar. Somit ist vorteilhaft, eine stereoskopische Anzeige des Schichtbilds auf einem Prüfmonitorbild zu erzeugen. Es ist ferner vorteilhaft, eine Benutzerschnittstelle bereitzustellen, mittels derer die Bedienperson einen anzuzeigenden Querschnitt frei auswählen kann.
In einigen Fällen kann in einem erhaltenen Bild Rauschen enthalten sein. Daher ist es vorteilhaft, eine Anzeige mit verbesserter räumlicher Auflösung zu erzeugen, indem zeitliches Rauschen durch Bestimmen eines integrierten Mittels einer Mehrzahl von Schichtbildern oder einer Mehrzahl von Bildern entfernt wird. Alternativ lässt sich eine Anzeige erhalten, in der räumliches Rauschen in der x-Richtung durch Bestimmen eines integrierten Mittels einer Mehrzahl von durch Abtasten in der Längsrichtung (x-Richtung) erhaltenen Schichtbildern entfernt wurde. Ferner lässt sich eine Anzeige erhalten, in der Rauschen in der x- und/oder y-Richtung durch Erhalten eines integrierten Mittels einer Mehrzahl an Schichtbildern entfernt wurde.
Ferner lässt sich ein Bild in einer OCT-Vorrichtung in Kombination mit einem Bild einer Intraoralkamera erstellen und anzeigen.
Es wird darauf hingewiesen, dass die 1 bis 16, auf die im Zusammenhang mit der vorstehenden Beschreibung der Ausführungsformen Bezug genommen wurde, die Größen- und Längenverhältnisse der in den Zeichnungen gezeigten Merkmale, die Brennweiten etc. die tatsächlichen Verhältnisse nicht zwangsläufig präzise wiedergeben.
Wie bereits erwähnt, werden mit einer erfindungsgemäßen zahnmedizinischen OCT-Vorrichtung durch die Verwendung von Licht nicht nur Informationen über die Oberfläche eines Messobjekts, bei dem es sich um Zahn- oder Periodontalgewebe oder eine Zahnprothese handelt, sondern auch über dessen Inneres erhalten und angezeigt. Folglich betrifft die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie, die Zahneigenschaftsdaten eines winzigen Bereichs in verschiedenen Bereichen auf einer Meßauflösungsskala erhält, analysiert und anzeigt.
Die erfindungsgemäße zahnmedizinische OCT-Vorrichtung umfasst einen Aktuator, um zweidimensionales Abtasten in der Sondeneinheit auszuführen. Vorteilhafter Weise wird ein Mundstück oder eine Schiene zum Fixieren bzw. Sichern der Relativposition zwischen der Sondeneinheit und dem Messobjekt verwendet.
Es ist ferner vorteilhaft, dass der arithmetische Abschnitt in der zahnmedizinischen OCT-Vorrichtung eine Helligkeitskorrektur in der Tiefenrichtung ausführt, um ein Meßbild mit guter Erkennbarkeit anzuzeigen. Ferner kann der arithmetische Abschnitt durch rechnerische Verarbeitung der durch das Messlicht von zeitlich unterschiedlichen Wellenlängen erhaltenen Meßergebnisse die Notwendigkeit des Abtastens in der Tiefenrichtung des Messobjekts vermeiden oder die Sensitivität und den Messbereich ausweiten. Anders formuliert, handelt es sich bei der erfindungsgemäßen zahnmedizinischen OCT-Vorrichtung um eine Vorrichtung, die durch Anwendung einer sogenannten Swept-Source-OCT-Vorrichtung im zahnmedizinischen Bereich erhalten wird.
Gewerbliche Anwendbarkeit
Die vorliegende Erfindung ist insbesondere im zahnmedizinischen Bereich als kostengünstige optische Kohärenztomographievorrichtung, die in der Lage ist, Hochgeschwindigkeitsmessungen durchzuführen, und eine einfache Struktur aufweist, anwendbar.

Claims

Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie, die Gewebe in einem stomatognathen Bereich eines lebenden Körpers oder eine künstliche Zusammensetzung im stomatognathen Bereich als Messobjekt verwendet, umfassend: eine Lichtquelle variabler Wellenlänge, die Licht aussendet, dessen Wellenlänge zeitlich wechselt, einen Lichtaufspaltabschnitt, der von der Lichtquelle variabler Wellenlänge ausgesandtes Lichtquellenlicht in Referenzlicht zum Bestrahlen eines Referenzspiegels und in Messlicht zum Bestrahlen eines Messobjekts aufspaltet, einen Interferenzabschnitt, der bewirkt, dass das am Messobjekt reflektierte Messlicht und das am Referenzspiegel reflektierte Referenzlicht miteinander interferieren, und dadurch Interferenzlicht generiert, einen Photodetektionsabschnitt, der das Interferenzlicht, dessen Wellenlänge zeitlich wechselt, misst und einen arithmetischen Abschnitt, der durch Fouriertransformation oder inverse Fouriertransformation einer vom Photodetektionsabschnitt in jedem Stadium der wechselnden Wellenlänge gemessenen Intensität des Interferenzlichts Reflexionseigenschaftsdaten generiert, die eine Position, an der das Messlicht am Messobjekt reflektiert wird, und dessen Reflexionsintensität repräsentieren, und der ein Bild des Messobjekts generiert, eine Sonde, die das Messlicht ausstrahlt, sodass das Messlicht zum Messobjekt geleitet wird, das am Messobjekt reflektierte Messlicht aufnimmt und das Messlicht zum Interferenzabschnitt leitet, und ein Befestigungselement, das an der Sonde befestigt ist und eine Relativposition zwischen der Sonde und dem Messobjekt fixieren kann, indem es mit einem Abschnitt des Messobjekts in Kontakt steht oder über ein Klebeelement mit diesem verbunden ist, wobei das Befestigungselement ein Mundstück mit einer Form, die sich zwischen die oberen und die unteren Zähne schieben lässt und die der Form des das Messobjekt umfassenden Gebisses entspricht, oder einen Schienenkern umfasst, der einen an einem Klebeelement anbringbaren Befestigungsabschnitt umfasst und eine Form aufweist, die der Form des ein Messobjekt umfassenden Gebisses entspricht.
Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie, die Gewebe in einem stomatognathen Bereich eines lebenden Körpers oder eine künstlichen Zusammensetzung im stomatognathen Bereich als Messobjekt verwendet, umfassend: eine Lichtquelle, einen Lichtaufspaltabschnitt, der von der Lichtquelle ausgesandtes Lichtquellenlicht in Referenzlicht zum Bestrahlen eines Referenzspiegels und in Messlicht zum Bestrahlen eines Messobjekts aufspaltet, einen Interferenzabschnitt, der bewirkt, dass das am Messobjekt reflektierte Messlicht und das am Referenzspiegel reflektierte Referenzlicht miteinander interferieren, und dadurch Interferenzlicht generiert, einen Photodetektionsabschnitt, der das Interferenzlicht misst, einen arithmetischen Abschnitt, der auf Grundlage des vom Photodetektionsabschnitt gemessenen Interferenzlichts Reflexionseigenschaftsdaten generiert, die eine Position, an der das Messlicht am Messobjekt reflektiert wird, und dessen Reflexionsintensität repräsentieren, und der ein Bild des Messobjekts generiert, eine Sonde, die das Messlicht ausstrahlt, sodass das Messlicht zum Messobjekt geleitet wird, das am Messobjekt reflektierte Messlicht aufnimmt und das Messlicht zum Interferenzabschnitt leitet, und ein Befestigungselement, das an der Sonde befestigt ist und eine Relativposition zwischen der Sonde und dem Messobjekt sichern kann, indem es mit einem Abschnitt des Messobjekts in Kontakt steht oder über ein Klebeelement mit diesem verbunden ist. wobei das Befestigungselement ein Mundstück mit einer Form, die sich zwischen die oberen und die unteren Zähne schieben lässt und die der Form des das Messobjekt umfassenden Gebisses entspricht, oder einen Schienenkern umfasst, der einen an einem Klebeelement anbringbaren Befestigungsabschnitt umfasst und eine Form aufweist, die der Form des ein Messobjekt umfassenden Gebisses entspricht.
Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie nach Anspruch 2, wobei die Sonde eine Objektivlinse umfasst, die das Messlicht auf das Messobjekt fokussiert, und das Befestigungselement eine Relativposition zwischen der Sonde und dem Messobjekt so fixiert, dass sich ein Brennpunkt des durch die Objektivlinse fokussierten Messlichts auf einer Oberfläche oder im Inneren des Messobjekts in einem Zustand, in dem das Befestigungselement mit dem Messobjekt in Kontakt steht, befindet.
Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie nach Anspruch 2, wobei die Sonde ferner ein Abtastmittel umfasst, welches das Messlicht zum Bestrahlen des Messobjekts in zwei zur optischen Achse des Messlichts senkrechten Richtungen abtastet.
Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie nach Anspruch 2, wobei der arithmetische Abschnitt auf Grundlage des Interferenzlichts Reflexionseigenschaftsdaten generiert, die eine Tiefe des in das Messobjekt einfallenden Messlichts und die Reflexionsintensität des Messlichts bei dieser Tiefe repräsentieren, die Reflexionsintensität in Übereinstimmung mit dieser Tiefe oder einer Funktion bzw. einer Integralfunktion bezüglich dieser Tiefe korrigiert und dadurch ein Schichtbild des Messobjekts in Richtung einer optischen Achse generiert.
Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie nach Anspruch 2, wobei der arithmetische Abschnitt auf Grundlage des Interferenzlichts Reflexionseigenschaftsdaten generiert, die eine Reflexionsintensitätsverteilung des Messlichts in der Tiefenrichtung des in das Messobjekt einfallenden Messlichts repräsentieren, die Verteilung der Reflexionsintensität in eine Mehrzahl an Schichten in dieser Tiefenrichtung teilt, die Reflexionsintensität für jede der geteilten Schichten mittels einer Transmission jeder der geteilten Schichten korrigiert und so ein Schichtbild des Messobjekts in Richtung einer optischen Achse generiert.
Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie nach Anspruch 2, wobei die Lichtquelle zwei oder mehr Lichtquellen mit unterschiedlichen Mittenwellenlängen und einen Lichtquellenschaltabschnitt, der Licht von einer jeglichen der zwei oder mehr Lichtquellen zum Lichtaufspaltungsabschnitt leitet, umfasst.
Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie nach Anspruch 2, ferner umfassend: einen Zahnformdatenaufzeichnungsabschnitt zum Aufzeichnen von Zahnformdaten, welche die Form jedes Gewebebereichs in einem stomatognathen Bereich eines lebenden Körpers angeben; und einen Anzeigeabschnitt zum Anzeigen eines durch den arithmetischen Abschnitt generierten Bilds, wobei der arithmetische Abschnitt einen Abschnitt des generierten Bilds, der jeden Bereich, eine Läsion, eine Zahnprothese oder eine Füllung im Gewebe im stomatognathen Bereich repräsentiert, mit Hilfe der Zahnformdaten extrahiert und den Abschnitt so an den Anzeigeabschnitt ausgibt, dass der Abschnitt von anderen Abschnitten visuell unterscheidbar ist.
Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie zum Messen von Gewebe in einem stomatognathen Bereich eines lebenden Körpers oder einer künstlichen Zusammensetzung im stomatognathen Bereich als Messobjekt, umfassend: eine Lichtquelle; einen Lichtaufspaltabschnitt, der von der Lichtquelle ausgesandtes Lichtquellenlicht in Referenzlicht zum Bestrahlen eines Referenzspiegels und in Messlicht zum Bestrahlen eines Messobjekts aufspaltet; einen Interferenzabschnitt, der bewirkt, dass das am Messobjekt reflektierte Messlicht und das am Referenzspiegel reflektierte Referenzlicht miteinander interferieren und dadurch Interferenzlicht generiert; einen Photodetektionsabschnitt, der das Interferenzlicht misst; einen arithmetischen Abschnitt, der Reflexionseigenschaftsdaten, die eine Position, bei der das Messlicht am Messobjekt reflektiert wird, und dessen Reflexionsintensität repräsentieren, auf Grundlage des vom Photodetektionsabschnitt gemessenen Interferenzlichts generiert und ein Bild des Messobjekts generiert; eine Sonde, die das Messlicht ausstrahlt, so dass das Messlicht zum Messobjekt geleitet wird, das am Messobjekt reflektierte Messlicht aufnimmt und das Messlicht zum Interferenzabschnitt leitet; ein Rotationselement, das so an der Sonde befestigt ist, dass es um zumindest eine Richtung als Rotationsachse rotieren kann, und das eine Strahlungsöffnung zum Strahlen des Messlichts in eine Richtung, die einen festen oder veränderlichen Winkel mit der Rotationsachse bildet, umfasst; und einen Antriebsabschnitt, der das Rotationselement dreht.
Vorrichtung zur zahnmedizinischen optischen Kohärenztomographie nach Anspruch 9, ferner umfassend: eine Hülse, die über ein Lager so am Rotationselement vorgesehen ist, dass sie das Rotationselement bedeckt, und ein Fenster umfasst, um den Übergang des aus der Strahlungsöffnung strahlenden Messlichts zu ermöglichen.