JP2010509993A

JP2010509993A - 歯牙撮像用ｏｃｔ装置

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Publication number: JP2010509993A
Application number: JP2009537236A
Authority: JP
Inventors: ロンガンリャン; マイケルアランマーカス; デイビッドエルパットン; ビクターシーワン; ポールオーマクローリン; マークエドワードブリッジズ; ローリーエルヴォシ
Original assignee: ケアストリームヘルスインク
Priority date: 2006-11-21
Filing date: 2007-11-19
Publication date: 2010-04-02
Also published as: EP2091420A2; CN101563021A; WO2008063605A2; WO2008063605A3; US20080118886A1

Abstract

歯牙（２０）を撮像する装置（１０）であって、イメージセンサと、多色広帯域光を発する白色光源（１２）と、狭帯域光を発する紫外光源と、その多色広帯域光及び狭帯域光を歯牙照明光として同じ照明光路上に送出する結合器（１５）と、その照明光中のある偏向成分を通し歯牙に至る光軸（２１６）上に送出する偏向ビームスプリッタ（１８）と、低コヒーレンス光を標本光路向けのものと基準光路向けのものとに分岐させる光干渉断層撮像（ＯＣＴ）装置（７０）と、偏向照明光及び標本光路向け低コヒーレンス光を光軸（２１６）上に送出するダイクロイック素子（７８）と、白色光像（１２４）、蛍光像（１２０）又はその双方に基づき注目領域を特定するイメージプロセッサ（１００）と、を備える。ＯＣＴ装置（７０）はその注目領域のＯＣＴ走査像を捉える。

Description

本発明は歯牙撮像方法及び装置、特に可視光撮像法、蛍光撮像法及び低コヒーレンシーＯＣＴ（Optical Coherence Tomography：光干渉断層撮像）法を併用して齲蝕を検知する装置に関する。

その検知、処置及び予防技術の進歩にもかかわらず、様々な世代の広範な人々が今なお歯牙の齲蝕（虫歯）に悩まされている。齲蝕による恒久的な損傷が歯牙に残ることや、その歯牙そのものがなくなることを防ぐには、その齲蝕を適正且つ迅速に処置する必要がある。

そのため、以前から目視検査や歯科医用鋭利探針での触診による齲蝕検知が広く行われている。その補助として放射線（Ｘ線）撮像が用いられることも多いが、そうした手法での探知結果には若干であれ主観が作用するものであるし、歯科医の熟練度、齲蝕部位置、齲蝕進行度、表示状況、Ｘ線撮像装置・処理の精度等、数多くの要因によってその精度が左右されがちである。更に、それら従来の検知手法には、Ｘ線輻射への露出ばかりでなく、脆くなっている歯牙が触診で欠損する、触診によって他の歯牙に感染が拡がる等といった恐れもある。そして、目視検査や触診で見つかるときには初期段階を行き過ぎていることが多く、最低でも齲蝕部充填（詰め物）、ひどければ抜歯が必要になる。

このように齲蝕検知手法の改良が期待されているところ、昨今多大な関心を集めているのは非Ｘ線撮像による齲蝕検知法である。なかでも商品化が進んでいるのは、強力な青色光で照明したとき歯牙から発せられる蛍光を捉えるＱＬＦ（Quantitative Light-induced Fluorescence：光誘導蛍光定量）法である。ＱＬＦ法の原理は、“齲蝕が進みつつありそのエナメル質の石灰分浸食が進んでいる歯牙より、そのエナメル質が健常で問題のない歯牙の方が、ある種の励起波長下での蛍光強度が高い”というものである。青色光励起下での蛍光に生じる強度低下分は石灰欠損量と強い相関を有しているので、その相関を利用して歯牙の齲蝕部を検知することやその進行度を調べることが可能である。これとは別に、赤色光で照明すると齲蝕部に住むバクテリア及びその産生物がその光を吸収し、健常部より強く蛍光する現象も知られている。

既提案の光学式齲蝕検知法としては、
・レーザ光を用い励起エネルギを供給して別波長の蛍光を発生させることで齲蝕部位置を特定する特許文献１（発明者：Ingmar）記載の方法
・特許文献２（発明者：de Josselin de Jong et al.）に記載の蛍光撮像型検知装置で虫歯を検知する手法
・蛍光する組織の像を高度な画像解析に供する特許文献３（発明者：de Josselin de Jong et al.）記載の方法
等がある。

市販の蛍光撮像型歯牙撮像システムとしては、蘭国アムステルダム所在のＩｎｓｐｅｋｔｏｒＲｅｓｅａｒｃｈＳｙｓｔｅｍｓＢＶから入手可能なＱＬＦ臨床システムがある。これとは違い、米国イリノイ州レイクチューリッヒ所在のＫａＶｏＤｅｎｔａｌＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから入手可能なＤＩＡＧＮＯｄｅｎｔレーザ齲蝕検知支援システムでは、赤色光照明下でバクテリア産生物の蛍光強度をモニタすることによって齲蝕活動を検知する（ＤＩＡＧＮＯは登録商標；ＤＩＡＧＮＯｄｅｎｔは商標）。

そして、特許文献４（発明者：Stookey et al.）には、蛍光波長の変化を数学的に処理し、様々な進行段階の齲蝕を精度よく検知する手法が記載されている。また、この文献では、波長別蛍光計測による早期検知の困難性に言及した上で、その波長成分を強調する手法について説明している。その手法によれば、蛍光撮像用カメラの波長応答に適合するよう波長組成（スペクトル）データを変換することができる。

これらの方法及び装置は、撮像及びそれによる齲蝕検知を非侵襲的且つ非電離的なものするのに役立つものであるが、その反面でまだ改良の余地が残っている。例えば、蛍光撮像法を使用する既提案手法に関しては、画像のコントラスト比に関わる問題が明らかになっている。即ち、ＱＬＦ法等で得られる像は蛍光による像であるので、健常部齲蝕部間コントラストがはっきりしておらず、得られた像に基づき正確な診断を下すのが難しいことがある。特に、その齲蝕が初期段階だと齲蝕によるスペクトル変化及び強度変化はほんの僅かであるので、特許文献４に記載の通り、その初期齲蝕を健康な歯牙の表面凹凸と見分けられないことがある。

総じて明らかなことは、蛍光撮像法で得られる像のコントラスト比が患部の重症度に相応することである。即ち、蛍光撮像法で正確に検知できるのはある程度進んだ段階の齲蝕に限られる。これは、初期段階の齲蝕部から発せられる蛍光と、歯牙の健常部から発せられる蛍光との差が非常に小さいためである。初期乃至早期段階の齲蝕（初期齲蝕）の場合、蛍光撮像法でも正確な検知ができず、従来手法のそれとあまり変わらない齲蝕検知精度しか得られないことがある。この問題、即ち初期齲蝕を正確に検知困難であるという現実の壁があるため、蛍光現象を活用したとしても、従来同様、齲蝕部充填等が必要になる段階まで進行しないと齲蝕を検知できない状況が残るであろう。

予防歯科医術の見地からするとごく初期の段階で齲蝕を検知することが特に重要であるが、これまで述べた通り、既存手法で齲蝕部を検知できる段階まで進んでしまうと重症化から治癒へと反転させるのが難しくなる。即ち、その損傷が軽く、そのエナメル質に全く又はほとんど孔があいていないため象牙質部分に脅威が及んでいない初期段階にて齲蝕を発見できれば、経験的にいって、歯牙の再石灰化を促して症状の進行を反転させることができ詰め物が必要にならないことが多い。しかし、その機を逸すると齲蝕が急速に進行して処置がかなり難しくなり、多くの場合、齲蝕部充填等の補修的処置を執らざるを得なくなる。

非侵襲的歯科技法の機を活かし齲蝕の進行に先んずるにはごく初期の段階での齲蝕検知が必要であるが、特許文献４に記載の通りそうした高水準の検知を既存の蛍光撮像法例えばＱＬＦ法で実行するのは難しい。しかし、初期齲蝕は往々にして見落とされる。見落とされた齲蝕はその症状が進み、見つかる頃には省費用の予防的処置での進行反転が不可能になっている。

他方、特許文献５（発明者：Everett et al.）には偏向計測原理を応用した歯科撮像システムが記載されている。このシステムでは、歯牙に偏向光が照射されるよう照明光の光路（照明光路）上に第１偏光器をまた反射光の光路（反射光路）上に第２偏光器を配し、その偏光器を透過した反射光の強度を水平偏向ポジション時と垂直偏向ポジション時との間で比較する。二種類の偏向状態間での反射光強度比較結果からその歯牙による散乱反射光の脱偏向度が判るので、その歯牙が齲蝕に感染しているか否かやその齲蝕の進行度を知ることができる。

ただ、特許文献５の記載に従い後方散乱光の脱偏向度を調べる装置及び手法では、照明光路上に１個、反射光路上に１個、というように複数個の偏光器を使用する必要がある。更に、反射光路上の偏光器を基準偏向（水平偏向）ポジションから直交偏向（垂直偏向）ポジションへと迅速に切り替えねばならないため、特許文献５に記載の手法では本質的に齲蝕検知用光学系の小型化が難しい。従って、撮像による齲蝕検知を脱偏向度計測無しのより簡便な形態で行えるようにすること、ひいては使用部材点数をより少なくし且つ２ポジション間で偏光器の向きを切り替える必要をなくすことが求められる。

その一方、特許文献５に例示されている通り、歯科歯周撮像や医用撮像に当たりＯＣＴ法による断層撮像（ＯＣＴ走査）を行う手法も既に提案されている。例えば
・特許文献６（発明者：Quadling et al.）記載の時間乃至フーリエ領域ＯＣＴシステムを用い歯牙を撮像する手法
・ＯＣＴ法を用い歯牙及び歯茎を撮像する特許文献７（発明者：Nathel et al.）記載の手法
・特許文献８（発明者：Everett et al.）記載の歯科検査具を用いＯＣＴ走査像を得る手法
・特許文献９（発明者：野口国寿他）記載の歯科光診断装置を使用する手法；即ち可視光源で歯牙表面を照らしてその部位の画像をカメラで捉え、その画像上で指定された部位を信号光で照らしてＯＣＴシステムで走査する手法
・ＯＣＴ法とラマン分光とを併用する特許文献１０（発明者：Choo-Smith et al.）記載の手法
・医用撮像にＯＣＴ走査・計測原理を適用する特許文献１１（発明者：Swanson et al.）記載の手法
等である。

加えて、ＯＣＴ走査に言及する論文も多数刊行されている。例えば
・複数種類の波長を使用してＯＣＴ法を実施する技術に言及する非特許文献１
・高性能で光学的複屈折に対する感度が低いＯＣＴ走査システムの使用に言及する非特許文献２
・フーリエ領域ＯＣＴ法による歯牙撮像法に言及する非特許文献３
・歯科医学におけるＯＣＴ法を概観する非特許文献４
等である。

これらのＯＣＴ走査技術によれば、その表面下を含め歯牙組織を子細に撮像できる反面、撮像自体に多大な時間及び多大な情報処理能力が必要になるという問題が生じうる。また、ＯＣＴ走査による像（ＯＣＴ走査像）は１個乃至数個の注目部位から得られれば足り、多数の個所から普く得る必要はない。これを実現するには、歯科専門医が注目部位を指定し、その部位に絞ってＯＣＴ走査を行うようにする必要があった。

また、従来のＯＣＴ走査技術では、オペレータが、歯牙上の撮像対象部位へと撮像プローブを差し向け、そのプローブの位置及び向きを正確に合わせてから、ＯＣＴ走査像を捉えるようにする必要がある。この位置合わせが正確でないと、最も注目すべき部位のＯＣＴ走査像をなかなか得ることができない。

その点、特許文献１２（発明者：Gowda et al.）に記載の光学撮像プローブは、分光撮像用プローブ素子とＯＣＴ走査用プローブ素子を併有している。このプローブでは、得られた蛍光像を手がかりにＯＣＴ走査を行う途もある。しかしながら、この文献には、ＯＣＴ走査部位をどのようにして選定するか、またそのＯＣＴ走査をどのようにして準備及び実行するかに関して記載がない。

このように、表面撮像とＯＣＴ走査を併用する方法及び装置が提案されてはいるが、それにはなお多大な改良の余地が残っている。特に、引用した諸特許文献・非特許文献に記載の光学部品配置では、それらの撮像機能を併有する歯牙撮像装置を十分高画質且つ小型で使いやすい装置にすることができない。

米国特許第４５１５４７６号明細書米国特許第６２３１３３８号明細書米国特許出願公開第２００４／０２４０７１６号明細書米国特許出願公開第２００４／０２０２３５６号明細書米国特許第６５２２４０７号明細書米国特許出願公開第２００５／００２４６４６号明細書米国特許第５５７０１８２号明細書米国特許第６１７９６１１号明細書特開２００４−３４４２６０号公報米国特許出願公開第２００５／０２８３０５８号明細書米国特許第５３２１５０１号明細書米国特許第６５０７７４７号明細書米国特許第６５６３１０５号明細書米国特許第６９５９１３０号明細書米国特許第６９７５８９８号明細書

"In vivo imaging of hard and soft tissue of the oral cavity" by Feldchtein, et al., available from Optics Express, Vol. 3, No. 6, pp. 239-250, 14 Sept. 1998 "Dental OCT" by Colston, Jr. et al., available from Optics Express, Vol. 3, No. 6, pp. 230-238 "Investigations of soft and hard tissues in oral cavity by Spectral Domain Optical Coherence Tomography" by Madjarova et al. from Coherence Domain Optical Methods and Optical Coherence Tomography in Biomedicine, Processes of SPIE, Vol. 6079 (2006) "Optical Coherence Tomography in Dentistry" by Bill W. Colston Jr. et al. in Handbook of Optical Coherence Tomography edited by Brett E Bouma and Guillermo J. Tearney, pp. 591-612, Marcel Dekker Inc., New York 2002 "Reference Optical Delay Scanning" by Andrew Rollins and Joseph Izatt in Handbook of Optical Coherence Tomography edited by Brett E Bouma and Guillermo J. Tearney, pp. 99-123, Marcel Dekker Inc. New York 2002

従って、表面撮像とＯＣＴ走査を共に行えるコンパクトな歯牙撮像装置が、いま求められているといえよう。

概略、本発明の一実施形態に係る歯牙撮像装置は、イメージセンサと、多色広帯域光を発する白色光源と、狭帯域光を発する紫外光源と、その多色広帯域光及び狭帯域光を同じ照明光路上に送出する結合器と、その照明光のうちのある偏向成分を通し光軸沿いに歯牙に送る偏向ビームスプリッタと、低コヒーレンス光を標本光路向けと基準光路向けとに分岐させるＯＣＴ（光干渉断層撮像）装置と、偏向照明光及び標本光路向け低コヒーレンス光を光軸上に送出するダイクロイック素子と、白色光像、蛍光像又はその双方に基づき注目領域を特定するイメージプロセッサと、を備える。ＯＣＴ装置はその注目領域についてのＯＣＴ走査像を捉える。

本発明の実施形態に係る手法は、表面撮像を利用して注目領域を特定し、その領域についてＯＣＴ走査を行い詳細な評価を下せるようにしている点で、従前のＯＣＴ法利用形態よりも優れている。また、ＯＣＴ走査対象となる注目領域を画像解析論理によって種々の表面像から求めうる点でも、本発明は優れている。

本発明の一実施形態に係る表面撮像ＯＣＴ走査併用型齲蝕検知用撮像装置の構成を模式的に示すブロック図である。そのＯＣＴ走査システムの構成部材を示す模式的ブロック図である。ＯＣＴ走査時オペレータ操作手順の例を示すフローチャートである。本発明の他の実施形態に係る蛍光表面撮像ＯＣＴ走査併用型齲蝕検知用撮像装置の構成を模式的に示すブロック図である。本発明の他の実施形態に係る複数光源利用且つ表面撮像ＯＣＴ走査併用型齲蝕検知用撮像装置の構成を模式的に示すブロック図である。本発明の諸実施形態における付加部材の例を模式的に示す図である。本発明の他の実施形態に係るプローブの構成を模式的に示す図である。本発明の他の実施形態に係るプローブ及びその接続先処理部材の構成を模式的に示す図である。本発明の諸実施形態に係る方法で得られるＯＣＴ走査像と諸表面像との関係を示す平面図である。本発明の諸実施形態に係る装置で得られた像の画面表示形態例を示す平面図である。ライン走査位置指定用オペレータインタフェースの例を示す図である。ライン走査位置調整用オペレータインタフェースの例を示す図である。ライン走査位置調整用オペレータインタフェースの別例を示す図である。エリア走査位置指定用オペレータインタフェースの例を示す図である。エリア走査位置調整用オペレータインタフェースの例を示す図である。オートフォーカス機構の例を模式的に示す図である。オートフォーカス機構の別例を模式的に示す図である。単一光源型オートフォーカス機構の例を模式的に示す図である。オートフォーカス装置による合焦状態検知原理を示す側面図である。本発明の他の実施形態に係る像中継レンズ付きプローブの構成を模式的に示す図である。本発明の他の実施形態に係る面前表面撮像レンズ付プローブの構成を模式的に示す図である。本発明の他の実施形態に係る光ファイバ走査型撮像装置の構成を模式的に示す図である。その光ファイバによる走査手法の例を示す光路図である。本発明の実施形態に係るプローブの形状を模式的に示す図である。それとは傾斜角が違う別の実施形態に係るプローブの形状を模式的に示す図である。

以下、別紙図面を参照しつつ本発明の実施形態に関し詳細に説明する。本件技術分野で習熟を積まれた方々（いわゆる当業者）であれば、それらを参照することにより、上述していないものも含めて本発明の目的、構成及び効果をより好適に理解できよう。但し、当該説明及び図面は本発明の理解を助けるためのものであるので、本発明の構成要件については別紙特許請求の範囲を参照されたい。更に、以下の説明では、本発明の実施形態に係る装置を構成し又は当該装置と密接に関連する部材に的を絞ることとする。具体的な説明や図示がない部材については、いわゆる当業者にとり周知の様々な形態を採りうるものと了解されたい。

本発明では表面撮像機能とＯＣＴ走査機能を併用する。即ち、歯牙表面上にある注目すべき部位（注目領域）を表面撮像によって１個又は複数個特定し、その領域に対応する歯牙上の領域をＯＣＴ走査して詳細なＯＣＴ走査データを取得する。注目領域とは、齲蝕部らしき外見的特徴を呈している部分等、歯牙のうちＯＣＴ走査による精査が必要とされうる欠陥が見られる部分のことである。以下、本発明の本質及び技術的範囲をご理解頂くため、まずは表面撮像機能について説明し、次いでＯＣＴ走査機能について説明することとする。後述の通り、ＯＣＴ走査機能に組み合わせうる表面撮像機能は多様である。

［表面撮像］
まず、先に背景技術の欄で述べた通り、蛍光を利用し虫歯を検知する手法としては、青色光による励起で歯牙の健常部が緑色蛍光する反応を利用する手法と、赤色光による励起でバクテリア産生物が齲蝕部形状で赤色蛍光する反応を利用する手法とが知られている。

本発明では、蛍光に加えて反射光乃至後方散乱光を使用する。その形態をご理解頂くため、ここで、生物医学における用語「反射光」「後方散乱光」の意味、特に本発明の実施形態に係る装置及び方法における意味を厳密に定義しておく。そのポイントは、散乱反射光，鏡面反射光双方を包括する広い意味で「反射光」なる語を使用する光学の分野と違い、本発明が属する歯科医学等、生物医学の分野では、一般に、役に立たないばかりか撮像なり標本計測なりの邪魔をする鏡面反射光（反射光のうち照明光と等角に反射した成分）を撮像素子に至る光路上から除去例えば阻止することが求められ、反射光のうち後方散乱光だけが注目の対象となることである。こうした事情に鑑み、本願では、「後方散乱光」なる用語を、反射光中の注目対象成分、即ち歯牙組織による照明光の弾性後方散乱で生じ広角に亘り拡がる光のことを表す意味で使用する。また、鏡面反射光が除去乃至抑圧されることから、本願では、「反射光像」データなる用語を、後方散乱光のみから得られる画像データという意味で使用する。なお、科学技術関係の文献では、後方散乱光のことを後方反射光或いは散乱反射光と表すこともある。後方散乱光は照明光と同一波長になる。

既知の通り、歯牙の後方散乱特性は健常部・齲蝕部間で異なっている。特に、照明先部位が健常部かそれとも齲蝕部かによって生じる後方散乱光強度差は検知可能な程度まで大きくなる。ただ、計測可能とはいえその強度差はごく僅かであるので、それだけを調べて所見を示すのは容易でない。例えば、軽症段階から重症段階へと齲蝕が進行するにつれ、後方散乱光は齲蝕検知に役立ちにくくなる。

そのため、従来は、ＱＬＦ法等による蛍光計測結果から反射それ自体の影響を除去していた。即ち、反射を利用するのではなく、撮像素子前段のフィルタで照明光波長成分を阻止するのが普通であった。こうしたことから、照明光から生じる後方散乱光における僅かなしかし検知可能な変化が、齲蝕診断に際し注意を惹くことはほとんどなかった。

ここに、本発明の発明者は、後方散乱光強度変化を蛍光現象と併用すれば齲蝕部位置をより明確且つ正確に指し示せることを見出した。発明者は、更に、後方散乱挙動の変化を観測した結果から、その齲蝕の発症部位が一般にどこであれ、後方散乱光強度の変化から初期齲蝕部をよりはっきりと捉えうることも見出した。蛍光現象があまりはっきり現れない初期齲蝕でも、後方散乱光強度変化ははっきりと現れる。

本発明では、初期齲蝕によるこうした後方散乱光強度変化を背景技術の欄で説明済の蛍光現象と組み合わせることで、歯牙撮像による虫歯検知をより好適に行えるようにしている。そうした手法、即ち本願でＦＩＲＥ（Fluorescence Imaging with Reflectance Enhancement：反射光補強型蛍光撮像）法と称する手法によれば、従前の手法に比べ像のコントラスト比が増すだけでなく、まだ予防的処置で再石灰化できそうな初期齲蝕を検知することもでき、面倒な修復的措置が必要になるより大分前の段階にて齲蝕感染による損傷を治癒させることができる。更に、ＦＩＲＥ法によれば、蛍光しか捉えない従来の蛍光撮像法に比べて正確に、感染初期段階の齲蝕を検知することができる。

［ＯＣＴ走査］
ＯＣＴ（光干渉断層撮像）法は干渉計測原理に基づく非侵襲的撮像法である。この手法によれば、歯牙その他の組織の微細内部構造を表す断層像を得ることができ、しかもその解像度が従前の撮像法では得られないほど高くなる。更に、歯牙エナメル質からの後方散乱には齲蝕部健常部間差異が現れるので、ＯＣＴ法では歯牙内部への齲蝕浸透度を求めることができ、またその齲蝕が象牙質エナメル質界面に達しているか否かを判別することができる。ＯＣＴ法に従い歯牙表面を二軸走査（エリア走査）すれば、その歯牙に占める齲蝕部のサイズ、形状及び深さ、ひいてはその体積を示す数値データを得ることができる。

ＯＣＴ走査システムを用い生体組織を撮像する際には、例えばＬＥＤ等の低コヒーレンス光源から二種類の光路即ちその光路長が既知の基準光路及び歯牙に至る標本光路へと光を送り込み、基準光路から返ってくる反射光（基準光路遅延光）と標本光路から返ってくる反射光（標本光路遅延光）とを再結合させ、その再結合によって生じる干渉光を利用し標本内部形状の特質を調べる。基準光路遅延光と標本光路遅延光の再結合で干渉光が生じるのは、それらの光路間の光路長差がその光源の可干渉距離（コヒーレンス長）以下の場合である。また、両光路間の光路長差が変化すると、標本内への浸透深さもそれと同じ傾向で変化する。例えばその標本が典型的な生体組織例えば歯牙組織であり、使用する光が近赤外光（約１３００ｎｍ）なら、その光は標本内に約３〜４ｍｍに亘り浸透する。そのため、時間領域ＯＣＴシステムでは、標本光路に対する基準光路の光路長（遅延時間）について単調増加と単調減少とを繰返し実施する、という深さ方向走査を高速で実行する。この深さ方向走査を行う位置を直線的に動かすことにより、標本内部を二次元的に撮像（断層撮像）することができる。

［撮像装置］
図１Ａに、本発明の一実施形態に係る撮像装置１０の構成を示す。この装置１０はＦＩＲＥ法とＯＣＴ法を併用する装置である。この装置１０の表面撮像用光学系には可視域の照明光を発する第１光源１２が設けられている。その照明光はレンズ１４越しに光源結合器１５例えばダイクロイック結合器に入射する。光源結合器１５はその照明光を偏向乃至偏光ビームスプリッタ１８に送り、偏向ビームスプリッタ１８はその照明光中の所望偏向状態成分を通過させて光軸Ｏ上に送出する。送出された成分即ち偏向照明光は、ダイクロイック結合器７８更には転向ミラー８２を介し歯牙２０に到達する。視野レンズ２２を設け、歯牙側照明／像空間をテレセントリック化してもよい。次に、第２光源１３は可視域外の光例えば紫外光を発する。この光は歯牙２０を蛍光させるための励起光であり、対応するレンズ１４越しに光源結合器１５に入射し、更にその光源結合器１５により光軸Ｏ上に送出される。この励起光がダイクロイック結合器７８を経て歯牙２０に達すると、その歯牙２０が反応して蛍光を発する。そして、これらの像形成光は歯牙２０から光軸Ｏ沿いにダイクロイック結合器７８を経て偏向ビームスプリッタ１８へと遡行する。偏向ビームスプリッタ１８は、光源１２，１３からの照明光，励起光に対しては偏光器として作用するが、像形成光に対しては好適にも検光器として作用するので、偏向を利用した光路管理に便利である。その機能がどのようにして発揮されるかを理解するには、照明光の光路（照明光路）及び像形成光の光路（像形成光路）を辿るのがよいであろう。まず、光源１２，１３からの照明光，励起光は本質的に無偏向光である。偏向ビームスプリッタ１８は、例えばそのうちのＰ偏向成分を透過させる一方Ｓ偏向成分を反射して歯牙２０に送る。齲蝕部はその光を後方散乱させる。その際にその光は脱偏向される。偏向ビームスプリッタ１８は後方散乱光に対しても同様に作用し、Ｓ偏向成分を反射する一方Ｐ偏向成分を透過させるので、偏向ビームスプリッタ１８を透過したＰ偏向光、即ち表面像を形成する像形成光が、センサ６８によって検知されることとなる。他方、鏡面反射では偏向状態が変化しないので、歯牙２０における鏡面反射光（Ｓ偏向光）は偏向ビームスプリッタ１８にて概ね除去されてしまい、イメージセンサ６８には到達しない。なお、イメージセンサ６８に至る光路上には、複合レンズとして図示されているレンズ６６や、第２光源１３に発する励起光を遮断するためのロングパスフィルタ４４もある。論理制御プロセッサ１１０はセンサ６８が捉えた像をデータ処理する。

また、図示の撮像装置１０は更にＯＣＴ走査器７０を備えている。この走査器７０を構成するＯＣＴシステム８０の内部には、いわゆる当業者にとり馴染みの部材により光源や基準光路が設けられている。標本光路は標本光路光ファイバ７６やコリメーティングレンズ７４によって形成されており、システム８０に発する光はそれらを介し走査素子７２、例えばガルバノメータ型やＭＥＭＳ（微細電気機械システム）型の走査素子に送られる。素子７２は一軸走査型でもよいが二軸走査型の方が望ましい。素子７２による反射光は走査レンズ８４を経てダイクロイック結合器７８に入射する。この結合器７８は可視光を透過させるが近赤外以上の長波長光は反射するので、標本光路上の光はこの結合器７８にて反射され（視野レンズ２２及び）転向ミラー８２を経て歯牙２０に達する。歯牙２０から戻ってくる散乱反射光は同じ光路を逆向きに辿り、システム８０内で図示しない基準光路からの光と再結合する。また、ＯＣＴ走査時には、論理制御プロセッサ１１０による制御で走査素子７２の姿勢を変化させることにより、歯牙２０への光入反射位置を経時変化させる。一軸沿いＯＣＴ走査（ライン走査）を行う際には、素子７２に発する鎖線Ａ、Ｂ及びＣで図示する通り、その走査軸に沿った光入反射位置即ち走査位置が時々刻々と変化する。その走査位置の変動幅即ち走査幅は、どの軸に沿って走査する場合でも、走査軸沿い走査レンズ８４実質開口幅によって上限制限される。エリア走査は、走査軸位置をその走査軸に直交する別の軸に沿い徐変させつつライン走査を繰り返す手順、即ちラスタ走査で行える。そして、ＦＩＲＥ法やＯＣＴ法で得られたデータはプロセッサ１１０、例えば外部のコンピュータやワークステーションによって処理及び総括される。

なお、第２光源１３の中心発光波長は青色波長又はそれに近い波長、例えば約４０５ｎｍにするとよいが、実用上は近紫外域から青色域に至る波長域即ち約３００〜５００ｎｍの域内の発光波長ならば支障ない。例えばレーザ光源やＬＥＤ（発光ダイオード）を光源１３として使用してもよいし、ＬＥＤを何個か使用して第２光源１３を組み上げてもよいし、所要波長を通過させる補助的な色フィルタをキセノンランプ等の広帯域光源に付加することで第２光源１３を組み上げてもよい。また、レンズ１４等の光学部品は、照明部位の均一度及びサイズの制御等を通じ入射光の調光に役立つ。例えば図示しない散光器をレンズ１４の前又は後に付加すれば、ＬＥＤビームのホットスポットを平滑すること等ができよう。照明光路上に光導波／分配路、例えば図示しないリキッドライトガイド乃至光ファイバを設けてもよい。光の強度は例えば数ｍＷとするが、使用する調光部材や検知素子次第では、これより強い光を使用することも弱い光を使用することもあろう。

図１Ｂに、本実施形態におけるＯＣＴシステム８０の構成部材を示す。この構成は、時間領域ＯＣＴ走査システム及びフーリエ領域ＯＣＴ走査システムのどちらとしても使用できる。図中、ＯＣＴ光源８０Ａは連続波低コヒーレンス光乃至広帯域光を発する光源であり、ＳＬＤ（スーパールミネッセントダイオード）、ダイオードポンプド固体結晶光源、ダイオードポンプド希土類ドープドファイバ光源等の発光素子で構成されている。その発光波長は近赤外域例えば１３１０ｎｍ付近の波長とするのが望ましい。通常、近赤外波長例えば約１３１０ｎｍで光源８０Ａを発光させれば、十分な深さに亘り被検体内部の像を捉えることができる。光源８０Ａとしては他に約８５０ｎｍで発光するものも用いることができる。フーリエ領域ＯＣＴ走査システムとして使用するのであれば、光源８０Ａとして可調レーザダイオードも使用できる。更に、光源８０Ａとは異なる波長で発光する可視光源８０Ｂがあると、ＯＣＴ走査の状況を可視化することができる。即ち、光源８０Ｂに発する可視光を利用し、歯牙表面上のＯＣＴ走査個所をライン乃至エリア走査中に照明することができるので、オペレータは、いま実際にどこを計測しているのかを目視確認することができる。光源８０Ｂは、例えば可視光レーザ光源、可視光レーザダイオード、ＬＥＤ等の発光素子で構成するのが望ましく、またその発光中心波長は例えば６５０ｎｍにするのが望ましい。２対１カプラ８０Ｃは、これら光源８０Ａ，８０Ｂからの光を互いに結合させて２対２カプラ８０Ｄに送る。そのカプラ８０Ｄは、カプラ８０Ｃからの光を分岐させて基準光路光ファイバ８０Ｅと標本光路光ファイバ７６に送る。そのうち光ファイバ８０Ｅに送られた光は基準光路深さ方向走査器８０Ｉに入射する。この走査器８０Ｉは、干渉計内基準光路長を標本光路長に比し相対変化させる手段であり、走査器８０Ｉへの入射光はその走査器８０Ｉ内の図示しない反射器によって反射される。その反射光即ち基準光路遅延光は光ファイバ８０Ｅを遡行してカプラ８０Ｄに戻る。そのカプラ８０Ｄは干渉計の能動素子であり、その基準光路遅延光と標本光路から戻ってくる標本光路遅延光とを再結合させて干渉光を発生させる。電子回路付検波器８０Ｆは、この干渉光を検知し時間領域の干渉信号を生成する。信号処理回路８０Ｇは、その干渉信号に対し低域通過濾波、包絡線対数増幅等の処理を施す。論理制御プロセッサ８０Ｈは、信号処理回路８０Ｇによって処理された検知信号を収集する。なお、検波器８０Ｆとしては平衡検波器もシングルエンドフォトディテクタも使用できるが、平衡検波器を用いるならば、システム８０内のカプラ８０Ｃ・８０Ｄ間に光サーキュレータを付加するのが常套である。

ＯＣＴシステム８０はこれ以外にも様々な構成を採りうる。まず、より高水準の深さ方向走査を高い動作速度を保ちながら行いたければ、基準光路だけでなく標本光路にも深さ方向走査器を設けるとよい。基準光路等に設ける深さ方向走査器の動作機構としては、例えば光路反転素子（反射素子）を直線的に移動させる機構、旋回法で光路長を変化させる機構、圧電駆動型光ファイバストレッチャを利用した機構、フーリエ領域光パルス整形技術例えばフーリエ領域高速走査光遅延線(rapid scanning optical delay line)によって群遅延を発生させる機構等を使用できる。非特許文献５には様々な構成の深さ方向走査器が記載されている。

また、基準光路深さ方向走査器８０Ｉを稼働させるのは時間領域でＯＣＴ法を実施するときであり、フーリエ領域でＯＣＴ法を実施するときにはＯＣＴ光源８０Ａのスペクトルを利用する。例えば、光源８０Ａとして広帯域低コヒーレンスＳＬＤ等のＬＥＤを用いる一方、電子回路付検波器８０Ｆを検知素子アレイとして構成し、深さ方向のデータが得られるようにする。或いは、光源８０Ａとして可調光源を用い、その発光波長を変化させることによって深さ方向のデータを取得し、その深さ方向のデータを時間領域から波長領域へとフーリエ変換するようにする（この場合検波器８０Ｆはポイント検波器でよい）。

図２Ａに、本発明の他の実施形態に係る撮像装置１０の模式的ブロック構成を示す。この装置１０もＦＩＲＥ法とＯＣＴ法を併用する装置であるが、ＯＣＴ法と併用される表面撮像法は一種類だけである。光源１２としては白色光源か蛍光撮像用の光源を使用する。光源結合器は必要ない。

図２Ｂに、本発明の更に他の実施形態に係る撮像装置１０の構成、特にその照明系の構成を模式的に示す。この例では、複数個の光源１２Ａ〜１２Ｆを適宜配して照明リング２６を形成している。光源１２Ａ〜１２Ｆとしては紫外光源及び多色光源を併用する。例えば光源１２Ａ〜１２Ｄを多色光源にし、残りを紫外光源にする。リング２６上にある光源１２Ａ〜１２Ｆは、個別に発光させることも適宜組み合わせて発光させることもできる。また、個々の光源１２Ａ〜１２Ｆに偏光器やスペクトルクリーニング用のバンドパスフィルタを付設してもよい。図示例では、光源（例えば１２Ａ及び１２Ｂ）の面前に偏光器（４２Ａ及び４２Ｂ）を配置し、そこから得られる偏向光で歯牙２０を照明している。歯牙表面で発生する鏡面反射光は、像形成光路上に検光器を配置すること、例えばイメージセンサ６８の面前に検光器４２Ｃを配置することによって、除去することができる。そして、この例では、紫外光を偏向させずに使用して光の利用効率を高めることができる。

図３に、諸実施形態に係る撮像装置１０に付加可能な部材及びその種類のあらましを模式的に示す。付加できる部材としては、ディスプレイ１１２、センサ補助部品２８、撮像用光学系等がある。センサ補助部品２８には、図１Ａ、図２Ａ及び図２Ｂを参照して説明した歯牙表面撮像用の画像検知乃至照明部材も含まれうる。撮像用光学系の例としては図１Ａ〜図３に示した視野レンズ２２がある。撮像用光学系は様々な光学部品を適宜配置することによって構成されるものであり、単体レンズから多素子レンズに至るまで様々な構成を採りうる。また、歯牙表面は平坦ではなくなだらかな面もあれば深く切り立った部位もあるので、歯牙表面を鮮明に撮像するにはその撮像用光学系に十分な視界深さが備わっていなければならない。更に、好適な解像度を得るには、撮像用光学系で得られる像がカメラのセンサ素子面をほぼいっぱいに満たすサイズになるのが望ましい。そして、像形成光が光線の角度に強く依存しなくなるので、レンズ２２としてはテレセントリック光学系を用いるのが有益である。

［プローブによる実施形態］
本発明の歯牙撮像装置は様々な形態でパッケージングすることができる。その一つは、検査を担当する歯科医や技師が容易に扱えるコンパクトなパッケージングである。図４に、本発明の一実施形態に係るハンドヘルド撮像装置１００を示す。そのハンドル１０２は破線で示す如き輪郭を有しており、また光源１２、イメージセンサ６８並びにそれに付随する種々の照明光路／像形成光路形成部材を収容している。そのハンドル１０２に取り付けられているプローブ１０４は、単なるカバーにすることもできるが、この例では歯牙撮像に相応しい位置関係になるよう視野レンズ２２及び転向ミラー４６を支持している。また、論理制御プロセッサ１１０は装置動作を制御する回路であり、スイッチ、メモリ、論理制御回路等で構成されている。例えば、光源１２を点消灯させるためのスイッチ等、装置構成部材制御用のスイッチのみ又はその集まりのみでプロセッサ１１０を構成してもよい。プロセッサ１１０の機能は単体の処理装置に限らず複数個の処理装置で分担実行させることもできる。装置１００の動作を管理する高度な論理制御回路や検知部材、情報記憶部材等をプロセッサ１１０に組み込んでもよい。プロセッサ１１０は、無線インタフェース１３６との接続を介し外部装置、例えばコンピュータワークステーションやサーバと通信することができる。そして、図示の構成では、ＯＣＴ走査器７０がハンドル１０２内に統合されている。

図５に、本発明の他の実施形態に係るハンドヘルド撮像装置１００のブロック構成を示す。この装置１０でもＯＣＴ走査と表面撮像を併用しているが、そのハンドル１０２は図示の通り撮像装置ケーブル１１４を介しＯＣＴシステム８０や論理制御プロセッサ１１０につながっている。ケーブル１１４内に収まっているのは、標本光路光ファイバ７６の他、その接続先との通信に必要な導電ケーブル等である。

プローブ１０４は、ハンドル１０２に着脱可能な構成やハンドル１０２に対し任意の角度に回動可能な構成にすることができる。プローブ１０４を随時別仕様のものに換装することで、様々な種類の歯牙２０を検査することができ、またその口の大きさが違う様々な患者（大人や子供）を検査することができる。加えて、ハンドル１０２は歯科診断用スタンドや機器ラックに随時装着できる。そして、プローブ型実施形態には、歯科医療従事者が簡便に操作できるという利点もある。例えば図２１Ａ及び図２１Ｂに示すように、そのプローブ傾斜角が違う撮像装置１０を用途に応じて選択することで、その撮像をより好適に行うことができる。

ハンドヘルド撮像装置１００は様々な患者を検査できるよう、その構成が違うものを複数通り準備しておくとよい。例えば大人サイズのものと子供サイズのものである。着脱可能型のプローブ１０４なら、これを、検査する患者に応じ別サイズのプローブ１０４に換装することで実現することができる。また、様々な種類の歯牙２０を検査することや様々な角度で検査することができるよう、プローブ１０４を複数種類準備しておくとよい。更に、プローブ１０４は使い捨てにすることも接触部分滅菌で再使用することも可能である。そして、プローブ１０４を撮像対象等に適合させることもできる。例えば、プローブ１０４の換装によって光学部品が入れ替わるので、ある種の撮像法では広角撮像用プローブを用い、また齲蝕検知対象が１本の歯牙であるときにはそれより小さな表面撮像用プローブを用いる、というように、プローブ１０４を撮像対象等に応じ換装するとよい。撮像法によっては、１個又は複数個のレンズをプローブ１０４に挿入乃至付加して使用してもよい。

［表面撮像ＯＣＴ走査並立型オペレータインタフェース］
図６に、オペレータ向けに表示させる際の表面像及びＯＣＴ走査像の並べ方の例を示す。この例のように、ＯＣＴ走査像は、ディスプレイの画面上で二次元的な表面像と同時表示させることができる。表面像とは前掲の如く歯牙表面の姿形を捉えた像のことであり、この例では蛍光像１２０、白色光像１２４及び合成像（補強像）１３４がそれに該当する。それらの像１２０、１２４及び１３４（のうち少なくとも１個）の上には、ＯＣＴ走査像１４４を得た場所及びその拡がり（走査範囲）を表すマーカ１４６が表示されている。ライン走査の場合、図示例のようにマーカ１４６はライン状となり、それに対応するＯＣＴ走査像１４４は断層像（スライス）となる。このＯＣＴ走査像１４４は、例えば深さ方向に２０００ポイント（距離にして６．０ｍｍ）、水平走査方向に８５０ポイント（距離にして１２ｍｍ）のデータから構成されている。前述の通り、オペレータは図示しない撮像システムとの間でやりとりを行い、歯牙２０のＯＣＴ走査対象部位を指定する。図１Ｃに、ＯＣＴ走査像を得る際にオペレータが実行すべき操作手順の一例を示す。オペレータ、例えば歯科医乃至歯科検査技師は、まず撮像したい歯牙に対しプローブを位置決めする（プローブ位置決めステップ３７０）。その際には、歯牙に対する位置関係が変わらないよう、そのプローブの撮像端を支持する安定化部材例えばクリップにて、プローブの姿勢を安定させる。プローブの位置決めが済んだら、オペレータは表面像の撮像開始を指令する（表面撮像ステップ３８０）。例えば、ワークステーションのキーボードからコマンドを入力する、ワークステーションのマウス操作で指定する、プローブ本体の制御ボタンを押下する等の操作を行うことで、オペレータは撮像開始を指令する。撮像動作で得られた一種類又は複数種類の表面像はディスプレイの画面上に表示される。表示されるのは、例えば前掲の表面像１２４、１２０及び１３４のうち任意の一種類又は複数種類である。図７に例示するように、それら三種類の表面像１２４、１２０及び１３４を同時に表示させることもできる。また、同様の表面撮像をシステム側が連続的に即ち繰返し実行するようにしてもよい。その場合、オペレータは、画面に表示される参照用の表面像を確かめながら、プローブの位置乃至姿勢を調整して適切な状態にし、十分鮮明に合焦したら次のステップに進む、という段取りで、作業を進めることができる。

プローブの口腔内位置決め及び表面像の表示の次は、まず撮像用ソフトウェアによる自動処理で或いはオペレータによる操作で注目領域を特定し（注目領域特定ステップ３８５）、更にＯＣＴ走査する場所及び範囲をその注目領域内で指定する（マーカ位置決めステップ３９０）。ステップ３９０では、まず図８〜図１２に示す光インジケータ１４８、十字線１５２上の交点或いはそれに類する目安を、歯牙に対し適正に位置決めすることによって、ＯＣＴ走査範囲の中心位置を指定する。光インジケータ１４８とは、光源８０Ｂから走査素子７２経由で歯牙に達した光でその歯牙上に生じ、走査素子７２を経た光が現在その歯牙のどこに当たっているかを示す明所のことである。ＯＣＴ走査範囲の中心位置を走査レンズ８４の中心と一致させれば、本ステップ３９０で指定できるＯＣＴ走査範囲が最大限に拡がる。ＯＣＴ走査範囲の中心位置が定まったら、次いで、光インジケータ１４８、十字線１５２等を目安にマーカ１４６を位置決めする。オペレータは、この位置決めを、その口腔内プローブのハンドル上にある回転式サムホイール等の制御子を操作しそのマーカ１４６を回動させることで、或いはマウス、ジョイスティック、タッチスクリーン等を操作し指令を与えることで行う。マーカ１４６としては、ライン走査の場合はライン、エリア走査の場合は方形を使用するとよい。後者は十字線１５２上の交点を中心とする固定サイズの方形としてもよいし、そのサイズ及び向きを指令で随時変えられるようにしてもよい。

オペレータは、次いで、ライン走査及びエリア走査のどちらを実行するかを指定する（ＯＣＴ走査条件指定ステップ４００）。その際、走査方向、走査開始位置、単一ライン当たり計測ポイント数及び走査範囲内総走査回数も指定することができる。例えばエリア走査を指定する場合、オペレータは、併せて、走査範囲の左上隅から走査を開始せよ、左から右へと走査したら２５μｍステップで上から下へ移動する要領でラスタ走査を行え等と指定することができる。これに応じ、後述の通りその歯牙上でライン走査が繰返し実行される。また、オペレータは走査深さも随意に指定できる。例えば臼歯咬合面を撮像するのなら、臼歯表面の凹凸を吸収することができるよう、６ｍｍオーダの走査深さを指定するとよい。ＯＣＴ走査モードの指定を受け、撮像装置側では、ＯＣＴ走査像の撮像（同図のステップ４１０）を行い、その結果を例えばその取得順に従いディスプレイの画面上に表示させる。

オペレータによる以上の操作のうち、ＯＣＴ走査する場所及び範囲の指定は、図８〜図１２に例示するように複数通りのやり方で行うことができる。例えば、歯牙に対し位置決めする目安としては、図中の光インジケータ１４８、十字線１５２上の交点等の他、様々な種類のものを使用することができる。現在のＯＣＴ走査位置を示せる限り、他種光源を用い光インジケータ１４８を発生させてもよい。ＯＣＴ走査範囲の中心位置を走査レンズ８４の中心と一致させれば、このＯＣＴ走査手順で指定可能なＯＣＴ走査範囲が最大限に拡がる。ＯＣＴ走査範囲をライン走査する際には、例えばそのプローブ上にある回転式サムホイール等の制御子を操作し、光インジケータ１４８、十字線１５２等を目安にマーカ１４６を回動させることで、ライン状のマーカ１４６を位置決めする。場合によっては、マウス、ジョイスティック、タッチスクリーン等を操作し指令を与えることもできる。他方、ＯＣＴ走査範囲をエリア走査する際には、十字線１５２上の交点を中心とする固定サイズの方形マーカを、マーカ１４６として使用するとよい。その方形マーカのサイズ及び向きをオペレータからの指示で変えられるようにしてもよい。

また、オペレータは、そのＯＣＴ走査範囲についてライン走査（一軸沿いの走査）及びエリア走査（多軸沿いの空間的走査）のうちいずれを行うかを指定する際に、併せて走査方向や単一ライン当たり計測ポイント数も指定することができる。エリア走査を指定した場合はそのＯＣＴ走査範囲における隣接走査線間隔も指定することができる。図１２に示す例では一辺４ｍｍの正方形が走査範囲１５４として指定されている。そのエリア走査の際、即ちライン走査を繰返し実行して空間的なＯＣＴ走査像を得る動作に当たっては、オペレータは、走査範囲の左上隅から走査を開始せよ、左から右へと走査したら２５μｍステップで上から下へ移動する要領でラスタ走査を行え等と指定することができる。また、オペレータは走査深さも随意に指定することができる。例えば臼歯咬合面を撮像する際に、６ｍｍオーダの走査深さを指定することで、臼歯表面の凹凸を吸収することができる。

更に、図８〜図１２には、ＯＣＴ走査用部材の光軸が表面撮像用の光軸と同一であるものとして、オペレータによるＯＣＴ走査個所及び範囲指定操作の例を複数示してある。それらの例に共通しているのは、図示の通り、ライブウィンドウ１２６に表示される表面像の上にある種の標的を表示させ、それによってその光軸の位置を示している点である。例えば図８では、その光軸の位置が十字線１５２を用い表面像上に示されている。図中基準点Ｏ１として表されているこの光軸位置は、ＯＣＴ走査範囲の中心点になるので、オペレータは、歯牙上の所望位置にその中心（十字線１５２なら交点）が重なるように十字線１５２等の目安を動かす。図９に示す例では、オペレータが十字線１５２を別の位置へと動かし、その交点で示される新たな基準点Ｏ２を以て、ＯＣＴ走査時の標的に設定している。なお、ライブウィンドウ１２６上に表示され、十字線１５２の位置変更による標的設定動作の場となるのは表面像、即ち前掲の合成像１３４やその成分像（Ｘ線像や白色光像１２４）である。また、図１０に示すように、十字線１５２に代わる目安として光インジケータ１４８を表示させ、それによって標的を設定することもできる。光インジケータ１４８は、プローブそれ自体にレーザ、ＬＥＤ等の光源を設けその光源からの光で発生させてもよいし、ＯＣＴ光源を用いて発生させてもよい。

マーカ１４６は、そのライブウィンドウ１２６内の像の上に表示させる。表示させる位置は、十字線１５２その他で指定された標的の位置を基準にして決められる。マーカ１４６は走査範囲やライン走査の方向を示しており、オペレータはその位置を変更することができる。ただ、その際にマーカ１４６の位置を変更できる幅はさほど大きくない。おおよそ、ＯＣＴ走査時の光軸位置からＯＣＴ走査範囲の両端までの最大距離程度である。この最大距離は走査レンズ８４及び走査素子７２の最大有効口径で決まる。そのため、論理制御プロセッサは、オペレータがその距離即ちその光学系でＯＣＴ走査可能な最大の距離を超えてマーカ１４６を動かそうとしたときに、それを阻止する。従って、当該最大距離を超えてマーカ１４６を動かしたければ、オペレータは、まずプローブ位置を変更する必要がある。即ち、図９及び図１０に示すように、十字線１５２乃至光インジケータ１４８で示される光軸がＯＣＴ走査所要範囲のほぼ中心にくるようプローブを動かさねばならない。また、そのプローブに自動再位置決め機能を組み込んでおき、ＯＣＴ走査範囲の中心が所要マーカ位置に重なるよう自動的に再位置決めを実行させることもできる。

そうしたマーカ１４６のうち、図８〜図１０に示したものは今回のＯＣＴ走査がライン走査であることを表している。オペレータは、その位置及び向きを調整することで、走査軸の位置及び向きを調整することができる。これに対し、図１１及び図１２に示したマーカ１４６は空間的走査（エリア走査）を表しており、その位置に加えサイズも調整することができる。ただ、これは一例であり、一定形状且つ固定サイズの方形マーカを使用することもできる。エリア走査用のマーカ１４６を他の断面形状、例えば円形、多角形、オペレータ指定形状等にすることもできる。そうした形状のマーカ１４６も可変サイズにすることができる。

種々の目安のなかでは、走査に使用しているプローブの光軸位置を読み取れるという点で、光インジケータ１４８が優れている。また、光インジケータ１４８によってＯＣＴ走査の動作を可視的に追跡表示させることもできる。オペレータは、ライブウィンドウ１２６による表示を通じ、その走査中のどの時点でも、標本光路上の光が実際にどこを照らしているのかを知ることができる。

実際のＯＣＴ走査は、プローブ上のボタンを押下したとき、或いは音声に反応する機構等を介しオペレータから指令を与えたときに始まる。また、表面像を画像処理し、その結果に基づき注目領域を自動検出して、ＯＣＴ走査像を自動取得させることも可能である。

そして、オペレータからの指示で或いは自動取得動作でＯＣＴ走査像のデータを取得したら、そのデータに基づき且つオペレータ向けに、そのＯＣＴ走査像が表示される。必要な場合は、次いで、そのＯＣＴ走査像のデータを（任意の表面像のデータと共に）保存、格納する格納動作が実行される。格納された画像データは、後刻、再利用乃至再処理することができる。

［オートフォーカス］
歯牙表面、特に咬合面のように起伏が大きく面積も広い面を撮像する際には、ときとして、深さ方向のデータが十分に得られないことがある。オートフォーカスを使用すればそうした状況にも対処することができる。本発明の実施形態に係る装置では、複数個の光源を用いて歯牙表面上に像を形成し、その像を光源間で整列、重複させることにより、オートフォーカスを実現することができる。図１３に、そうした手法によるオートフォーカス機構の例を示す。この機構では、光源２００，２０２からの光をレンズ２０４によって平行光化し、それによって歯牙２０上に形成された像２００’，２０２’が互いに重なるよう、自動アクチュエータ２０６等でレンズ８４の位置を自動調整する（符号同順）。その像２００’，２０２’はライブウィンドウ１２６上に表示させることができる。図１４に、これと同様の原理による別のオートフォーカス機構を示す。この機構では、光源２５０Ａ，２５０Ｂにより像２５２Ａ，２５２Ｂを形成する（符号同順）。図１６に、そうした像間重ね合わせによるオートフォーカスの原理を示す。この側面図上、左端の例ではプローブの撮像用光学系で形成される焦点２５６が歯牙２０より上方にあり、右端の例では歯牙２０の内奥部にある。中央の例では、焦点２５６が歯牙２０の表面上にうまく合っており、像２５２Ａ，２５２Ｂが互いに重なり合っている。

図１５に、オートフォーカス機構の別例として光源を１個（２５０Ａ）しか使用しない例を示す。この例では、歯牙２０上に目安２５４の中心を合わせると、像２５２Ａがその目安２５４に重なるよう装置が動作し、オートフォーカスが実現される。

［プローブによる他の実施形態］
図１７に、本発明の他の実施形態に係る撮像装置１０の構成を模式的に示す。この装置１０では、照明光及び像形成光の光路上に像中継レンズ２１０が配されているので、小径のレンズで高い開口率（ＮＡ）を実現することができ、高い解像度を得ることができる。図１８に、本発明の更に他の実施形態に係る撮像装置１０の構成を模式的に示す。この装置１０では、ＯＣＴ走査用に像中継レンズ２１０が使用される一方で、そのプローブの面前には表面撮像レンズ６６及びイメージセンサ６８が配されており、またそのレンズ６６の周辺には歯牙照明用の光源１２が複数個組み込まれている。本実施形態では、鏡面反射光が除去された反射光像が得られるよう、素子８２として偏向ビームスプリッタを使用するとよい。

［光ファイバ型走査器］
ファイバ共振光学系(resonating fiber optics)は既に多くの分野で走査に利用されている。例えば特許文献１３（発明者：Seibel et al.）に記載の医用撮像装置では、照明及び集光に共振ファイバ(resonating fiber)を用いている。特許文献１４（発明者：Fauver et al.）や特許文献１５（発明者：Seibel）にも、光ファイバを用いた走査器及び走査手法が示されている。

図１９に、本発明の他の実施形態に係る撮像装置１０の構成を示す。この装置１０では、ＯＣＴ走査用の光路上に走査素子として光ファイバ型走査器２１２が配されている。その共振ファイバ２１４による走査速度は高く、その出射光は走査レンズ８４を通り光軸Ｏ沿いに進んで歯牙２０に達する。歯牙２０による反射光はファイバ２１４内を遡行しＯＣＴシステム８０内に達する。光ファイバ型走査器２１２には、コンパクト且つ低価格で実現が容易という長所がある。

図２０に光ファイバ型走査器２１２の光学的構成を示す。この走査器２１２では、その出射光が走査レンズ８４によって歯牙２０上に合焦されるよう、光ファイバ２１４が管状圧電アクチュエータ、磁気アクチュエータ等の手段で励振されている。そのファイバ２１４の振れ角（走査範囲）は、注目領域のサイズに相応するよう印加電圧値で制御されている。歯牙２０から戻ってきた光はレンズ８４を介しこのファイバ２１４によって収集されてＯＣＴシステム８０内の検波器へと送られるので、その収集効率を高めるため、レンズ８４は、歯牙２０から戻ってくる光の主光線２１８がファイバ２１４の光軸と一致するよう構成されている。こうした構成にすることで、ファイバ２１４からの出射光を漏れなく歯牙２０上に合焦させることや、歯牙２０からの反射光をそのファイバ２１４に最高効率で結合させることができる。

図２１Ａ及び図２１Ｂにプローブ形状例を二種類示す。これらのうち、図２１Ａに示す例ではプローブ１０４と歯牙２０との接触面８８が撮像系の光軸と平行であるのに対して、図２１Ｂに示す例では傾斜している。歯牙２０を撮像する際には、その接触面８８を歯牙表面上に据え、作業距離を保ちつつプローブ１０４の姿勢を安定に保って撮像を行うようにしなければならない。高い解像度が求められるＯＣＴ走査ではプローブ１０４を安定させることが非常に重要である。その点、図２１Ｂに示す例の方が人間工学的に優れている。

以上、本発明の諸実施形態に係る方法及び装置について説明した。当該方法及び装置によれば、ある１本の歯牙の表面像及びＯＣＴ走査像を捉えることだけでなく、複数本の歯牙に亘る表面像及びＯＣＴ走査像を捉えること、例えば互いに隣り合う歯牙同士の境目に発生する歯間齲蝕を調べることもできる。従って、これまでの記述のうち１本の歯牙について述べた部分は、複数本の歯牙に亘る表面撮像にも拡張適用されるものと解されたい。更に、歯牙の表面撮像に当たりその歯牙全体の像を捉える必要もない。即ち、視野内に歯牙全体が収まるとは限らないので、歯牙の一部だけを撮像することもあると解されたい。

また、以上の詳細な説明は、本発明のある好適な実施形態を参照してのものである。ご理解頂きたいことに、いわゆる当業者であれば、別紙特許請求の範囲に示される本発明の技術的範囲から逸脱することなく、以上の説明に基づき様々な変形乃至改良を施すことができる。

例えば、光源１２としては様々な部材を使用できる。そのカメラ乃至イメージセンサとしても様々な部材を使用できる。蛍光励起用の光源１２の個数は１個に限らないので、複数の像が得られるよう複数個の光源１２から励起光を入射してもよい。照明光路や像形成光路では様々な形態の補助部品、例えば歯牙への装着用の各種補助部品を使用できる。その種の部品を歯科医や歯科検査技師が撮像時に使用することで、例えば光源乃至検知素子を適正に位置決めすることや、撮像中に患者が味わう不快感を軽減することができる。

このように、本発明によれば、歯牙の表面像を捉えて注目領域を画定し、その注目領域を対象に低コヒーレンシーＯＣＴ走査を行って齲蝕を検知する装置及び方法が得られる。

１０，１００撮像装置、１２，１２Ａ〜１２Ｆ，１３，２００，２０２，２５０Ａ，２５０Ｂ光源、１４，６６，７４，２０４レンズ、１５光源結合器、１８偏向ビームスプリッタ、２０歯牙、２２視野レンズ、２６照明リング、２８センサ補助部品、４２Ａ，４２Ｂ偏光器、４２Ｃ検光器、４４フィルタ、４６，８２転向ミラー、６８センサ、７０ＯＣＴ走査器、７２走査素子、７６標本光路光ファイバ、７８ダイクロイック結合器、８０ＯＣＴシステム、８０ＡＯＣＴ光源、８０Ｂ可視光源、８０Ｃカプラ、８０Ｄカプラ（干渉計）、８０Ｅ基準光路光ファイバ、８０Ｆ電子回路付検波器、８０Ｇ信号処理回路、８０Ｈ，１１０論理制御プロセッサ、８０Ｉ基準光路深さ方向走査器、８４走査レンズ、８８接触面、１０２ハンドル、１０４プローブ、１１２，１４２ディスプレイ、１１４撮像装置ケーブル、１２０蛍光像、１２４白色光像、１２６ライブウィンドウ、１３４合成像、１３６無線インタフェース、１４４ＯＣＴ走査像、１４６マーカ、１４８光インジケータ、１５２十字線、１５４走査範囲、２００’，２０２’，２５２Ａ，２５２Ｂ像、２０６自動アクチュエータ、２１０像中継レンズ、２１２走査器、２１４ファイバ、２１６ファイバの光軸、２１８走査レンズの主光線、２５４目安、２５６焦点、３７０プローブ位置決めステップ、３８０表面撮像ステップ、３８５注目領域特定ステップ、３９０マーカ位置決めステップ、４００ＯＣＴ走査条件指定ステップ、４１０格納ステップ。

Claims

ａ）白色光像、蛍光像又はその双方を含む可視光像を捉えるイメージセンサと、
ｂ）白色光撮像用の多色広帯域光を発する白色光源と、
ｃ）蛍光撮像用の狭帯域光を発する紫外光源と、
ｄ）白色光源からの多色広帯域光及び紫外光源からの狭帯域光を歯牙照明光として同じ光路上に送出する光ビーム結合器と、
ｅ）その歯牙照明光のうちのある偏向状態の成分を光軸沿いに偏向照明光として歯牙に送る偏向ビームスプリッタと、
ｆ）低コヒーレンス光源及び光導波部材を有しその光導波部材により低コヒーレンス光を標本光路向けのものと基準光路向けのものとに分岐する光干渉断層撮像（ＯＣＴ）装置と、
ｇ）偏向照明光及び標本光路向け低コヒーレンス光を光軸沿いに歯牙に送るダイクロイック素子と、
ｈ）白色光像、蛍光像又はその双方に基づき且つプログラムに従い歯牙上の注目領域を特定するイメージプロセッサと、
ｉ）そのその注目領域についてのＯＣＴ走査像が得られるようプログラムに従いＯＣＴ装置を動作させる論理制御プロセッサと、
を備える歯牙撮像装置。
請求項１記載の歯牙撮像装置であって、更に、標本光路向け低コヒーレンス光で歯牙を走査する走査器を備える歯牙撮像装置。
請求項２記載の歯牙撮像装置であって、その走査器が光ファイバを使用する走査器である歯牙撮像装置。
請求項１記載の歯牙撮像装置であって、更に、白色光像、蛍光像又はその双方を含む可視光像を捉えるための撮像レンズを備える歯牙撮像装置。
ａ）白色光像、蛍光像又はその双方を含む可視光像を捉えるイメージセンサと、
ｂ）白色光撮像用の多色広帯域光を発する白色光源と、
ｃ）蛍光撮像用の狭帯域光を発する紫外光源と、
ｄ）白色光源からの光路上にあり偏向光を歯牙に向け送出する第１偏向素子と、
ｅ）像形成光の光路上にあり歯牙表面による鏡面反射光を減衰させる第２偏向素子と、
ｆ）低コヒーレンス光源及び光導波部材を有しその光導波部材により低コヒーレンス光を標本光路向けのものと基準光路向けのものとに分岐させる光干渉断層撮像（ＯＣＴ）装置と、
ｇ）偏向照明光及び標本光路向け低コヒーレンス光を光軸沿いに歯牙に送るダイクロイック素子と、
ｈ）白色光像、蛍光像又はその双方に基づき且つプログラムに従い歯牙上の注目領域を特定するイメージプロセッサと、
ｉ）そのその注目領域についてのＯＣＴ走査像が得られるようプログラムに従いＯＣＴ装置を動作させる論理制御プロセッサと、
を備える歯牙撮像装置。
ａ）白色光像、蛍光像又はその双方を含む可視光像を捉えるイメージセンサと、
ｂ）白色光撮像用の多色広帯域光を発する白色光源と、
ｃ）蛍光撮像用の狭帯域光を発する紫外光源と、
ｄ）白色光源からの多色広帯域光及び紫外光源からの狭帯域光を歯牙照明光として同じ光路上に送出する光ビーム結合器と、
ｅ）照明光の光路上及び像形成光の光路上にあり歯牙表面による鏡面反射光を阻止する１個又は複数個の偏向素子と、
ｆ）低コヒーレンス光源及び光導波部材を有しその光導波部材により低コヒーレンス光を標本光路向けのものと基準光路向けのものとに分岐させる光干渉断層撮像（ＯＣＴ）装置と、
ｇ）偏向照明光及び標本光路向け低コヒーレンス光を光軸沿いに歯牙に送るダイクロイック素子と、
ｈ）白色光像、蛍光像又はその双方に基づき且つプログラムに従い歯牙上の注目領域を特定するイメージプロセッサと、
ｉ）そのその注目領域についてのＯＣＴ走査像が得られるようプログラムに従いＯＣＴ装置を動作させる論理制御プロセッサと、
を備える歯牙撮像装置。
ａ）像を捉えるイメージセンサと、
ｂ）平行光による第１光ビームを発する第１光源と、
ｃ）平行光による第２光ビームを発する第２光源と、
ｄ）第１及び第２光ビームをある面上に合焦させる走査レンズと、
ｅ）上記像に基づき第１及び第２光ビームの位置を判別する論理制御プロセッサと、
ｆ）合焦先の面上で第１光ビームと第２光ビームが重なるよう走査レンズを動かす装置と、
を備える光干渉断層撮像（ＯＣＴ）走査用自動焦点調整装置。
請求項７記載のＯＣＴ走査用自動焦点調整装置であって、上記像が上記面からの反射光像であるＯＣＴ走査用自動焦点調整装置。
請求項７記載のＯＣＴ走査用自動焦点調整装置であって、上記面が歯牙表面であるＯＣＴ走査用自動焦点調整装置。
ａ）イメージセンサと、
ｂ）低コヒーレンス光源と、
ｃ）その低コヒーレンス光を標本光路向けのものと基準光路向けのものとに分岐させる光導波部材と、
ｄ）標本光路向け低コヒーレンス光で面を走査すべく標本光路に光学的に結合されている走査用光ファイバと、
ｅ）走査用光ファイバからの光路上にありその主光線の光路が走査用光ファイバの光軸と一致する走査レンズと、
を備える光干渉断層撮像（ＯＣＴ）装置。
請求項１０記載のＯＣＴ装置であって、上記面が歯牙表面であるＯＣＴ装置。