JP5027429B2

JP5027429B2 - 歯科用光断層画像表示システム

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Publication number: JP5027429B2
Application number: JP2006056716A
Authority: JP
Inventors: 昌鎬鄭
Original assignee: Santec Corp
Current assignee: Santec Corp
Priority date: 2006-03-02
Filing date: 2006-03-02
Publication date: 2012-09-19
Anticipated expiration: 2026-03-02
Also published as: JP2007229310A

Description

本発明は歯肉部を非接触、非侵襲で断面画像として表示することができる歯科用の光断層画像表示システムに関するものである。

高齢化に伴う生活習慣病の１つとして歯周病がある。歯周病は歯を失う原因の約半分を占めており、予防のために早期診断や歯石の除去が必要となる。この治療に先立ち、歯肉の隙間の歯周ポケットの深さを測定することが行われている。歯周ポケットの測定では歯科医は先端が鋭い探索用の治具を歯周ポケットに挿入し、その深さを測定している。この方法では痛みを伴うだけでなく、歯を傷つけたり接触式であるため異なる歯の間で歯周病が転移する危険もある。そこで非接触、非侵襲式で歯周ポケットの深さを測定する装置が求められている。

特許文献１には光源からの光を測定部位に照射し、プローブの偏向部によって光を偏向させて断面画像を得るようにした診断装置が提案されている。
特開２００４−３４７３８０

しかしこのような従来の特許文献１の画像表示装置では、比較的大きなポリゴンミラー等の走査光学系を用いて光を偏向させ照射位置を走査する必要があり、この場合には全体の光学系のサイズも大きく構造が複雑になるだけでなく、小型化が困難で口腔への挿入が難しいという欠点があった。

本発明は偏向ミラーを不要とし光コヒーレントトモグラフィを使用し、走査型光源を用いて歯及び歯肉部の断面形状を測定することを目的とする。

この課題を解決するために、本発明の歯科用光断層画像表示システムは、周期的に光の発振波長を走査する走査型光源と、前記走査型光源の波長走査毎にトリガ信号を発生するスキャントリガ発生部と、前記走査型光源からの光を参照光と物体への照射光とに分岐し、物体からの反射光と参照光との干渉光を発生させる干渉光学計と、前記干渉光学計の物体位置に設けられ、物体への光の照射位置を連続して変化させるプローブと、前記プローブからの光の照射位置に応じた位置信号を出力する位置信号出力部と、前記干渉光学計より得られる干渉光を受光し、ビート信号を得る受光素子と、前記走査型光源の光の等周波数の発振にタイミングを合せて前記受光素子に得られる受光信号をフーリエ変換すると共に、前記位置信号に応じて配置することにより、歯及び歯茎部の断層画像を生成する画像信号処理部と、を具備するものである。

ここで前記プローブは、前記光源の干渉光学計に光ファイバを介して接続され、前記干渉光学計からの光を被検体である歯と歯肉部に投光する可動部と、歯に固定され、前記可動部を保持する固定部と、を具備するようにしてもよい。

ここで前記位置信号出力部は、ポテンショメータ、光エンコーダ、位置検出素子（ＰＳＤ）及びレーザ変位計のいずれか１つを用いるようにしてもよい。

ここで前記プローブは、前記固定部に設けられる光エンコーダ用のスケール板を有するものであり、前記位置信号出力部は、発光素子と、前記発光素子からの光を前記プローブ内のスケール板に導く光ファイバと、スケール板からの反射光を前記光ファイバを介して受光する受光素子と、を具備するようにしてもよい。

ここで前記走査型光源の波長の走査速度は、前記プローブにおいて光の照射位置を変化させる走査についての走査速度の１００倍以上としてもよい。

ここで前記画像信号処理部は、前記位置信号に応じて得られる断面画像信号の同一位置の信号を同一のメモリの位置に積算し、正規化することによって干渉信号を平滑化するようにしてもよい。

ここで前記干渉光学計は、可視光源と、前記可視光源からの可視光を前記照射光と共に測定位置に照射する光ファイバを更に有するようにしてもよい。

このような特徴を有する本発明によれば、口腔部内にポリゴンミラー等を設ける必要がなく、口腔に挿入が容易で光コヒーレントトモグラフィを用いて歯及び歯茎部の断面画像を測定することができるという効果が得られる。これにより歯周ポケットの深さ等を非接触で認識することができ、診断の際の苦痛なく、幹部を悪化させたり又歯周病の転移を予防することができるという効果が得られる。また、治療の経過を観察するためにも有効である。

（第１の実施の形態）
図１は本発明の実施の形態による波長走査型の光断層画像表示システムの全体構成を示すブロック図である。本図において走査型光源１０は一定の範囲、例えば２２０〜２５０ＴＨｚの周波数を走査する光信号を発振する走査型のレーザ光源であって、その出力は光ファイバ１１に与えられる。光ファイバ１１の他端にコリメートレンズ１２及び参照ミラー１３が設けられる。又この光ファイバ１１の中間部分には、他の光ファイバ１５を接近させて干渉させる結合部１４が設けられる。さて光ファイバ１５の一端には、更に結合部１７を介してプローブ１８Ａが接続される。結合部１７は赤色光等を発光する参照光源１９を光ファイバ１５に加えるものである。

さて光ファイバ１５の他端にはレンズ２０を介してフォトダイオード２１を接続する。フォトダイオード２１は、参照ミラー１３からの反射光と測定部位で反射された光の干渉光を受光することによって、そのビート信号を電気信号として得る受光素子である。ここで光ファイバ１１，１５と結合部１４、コリメートレンズ１２、参照ミラー１３、レンズ２０は干渉光学計１６を構成している。

さてフォトダイオード２１の出力は増幅器２２を介して画像信号処理部２３に入力される。又走査型光源１０は後述するように光の走査の一端でトリガ信号を生成することができるものとし、その出力はスキャントリガ発生部２４に与えられる。スキャントリガ発生部２４は波長の走査のタイミング毎にトリガ信号を発生する回路であって、そのトリガ信号はｋトリガ発生部２５に与えられる。ｋトリガ発生部２５は後述するように走査型光源の光の１走査の範囲内で、等周波数間隔で多数のｋトリガ（サンプリングトリガ）を発生させるものである。このｋトリガ信号は画像信号処理部２３に入力される。

次に走査型光源１０の一例について説明する。図２は本実施の形態による波長走査型ファイバレーザ光源の構成を示す図である。本実施の形態の走査型光源１０は光ファイバ３１を含んでループを形成している。このループの一部に、ゲイン媒体３２、光サーキュレータ３３、光カップラ３４及び偏波コントローラ３５を設ける。ゲイン媒体３２は半導体光増幅器とし、１２６０〜１３６０nmの範囲の光を増幅する利得を有する。この光ファイバループは、例えば１〜５ｍの長さを有するものとする。光サーキュレータ３３は、光ファイバ３１を透過する光の方向を図示のように矢印方向に規制する３ポート型のサーキュレータであって、光分岐入射部を構成している。光サーキュレータ３３の端子３３ａ，３３ｃが光ファイバループに接続されており、端子３３ａから入射した光は光サーキュレータの端子３３ｂより出射される。又光サーキュレータ３３ｂより入射した光は端子３３ｃより出射される。端子３３ｃより入射した光は端子３３ａより出射される。又光カップラ３４は光ファイバループの光の一部を抽出するものである。偏波コントローラ３５は、光ファイバループを透過する光の偏波方向を一定方向に規定するものである。

光サーキュレータ３３の端子３３ｂは、光ファイバ４１を介して図示のようにコリメートレンズ４２に接続される。コリメートレンズ４２は光ファイバ４１からの光を平行光とするもので、その光軸上にはポリゴンミラー４３が設けられる。ポリゴンミラー４３は駆動部４４によって紙面に垂直な軸に沿って回転するものであって、ポリゴンミラーの面で反射した光は回折格子（グレーティング）４５に入射される。回折格子４５は一定のピッチで連続して断面のこぎり波形状の面が形成された格子である。そしてこの実施の形態では、リトロー配置によって入射方向が変わっても、入射光は同じ光路を通って投射方向に戻るように構成されている。そして入射角度によって選択波長が変化する。ここで選択波長は例えば１２６０〜１３６０ｎｍの範囲とする。ここでポリゴンミラー４３と駆動部４４とは、光ビームの角度を一定範囲で周期的に変化させる光ビーム偏向部を構成している。この光ビーム偏向部と回折格子４５によって波長可変光フィルタを構成している。

ここでリトロー配置について説明する。回折格子に対する光ビームの入射角をγ、反射角をδとすると、以下の式によって回折光が得られる。
Λ（sinγ＋sinδ）＝ｋλ ・・・（１）
ここでｋは次数であり、０，±１，±２・・・の値となる。Λはグレーティングのピッチ（μｍ）、即ち単位長さ当たりの格子線数ａ（本／ｍｍ）の逆数である。

さて回折光にはリトロー配置とリットマン配置とがある。リトロー配置では−１次の回折光と入射光の角度が等しい。従って（１）式においてγ＝δ_−１とすると、（１）式より回折光の波長は次式で決定される。
λ＝２Λsinγ ・・・（２）
尚、リットマン配置では入射光と反射光の角度は一致していない。

光ファイバループの長さは回折格子によるバンドパスフィルタの半値全幅中に複数本の縦モードが含まれるような長さを選択することが必要である。この縦モードの本数は好ましくは１０本以上とし、更に好ましくは１００本以上とし、多いほど好ましい。但し縦モードを多くするためには光ファイバを長くする必要があり、実用的には数十ｍの長さの光ファイバが用いられる。このように走査型光源を構成することによって、再現性がよく温度変化や経年変化の影響を受け難い走査型光源とすることができる。

次に図３はスキャントリガ発生部２４、ｋトリガ発生部２５の構成を示す図である。スキャントリガ発生部２４は、図２に示すように、光ビーム偏向部の光の偏向角度範囲の所定角度、例えば最も低い周波数を発生するポリゴンミラー４３の回転角度で光が入射したときに、その正反射光を受光することができる位置に、アパチャ６１を介して受光素子、例えばフォトダイオード６２を設ける。フォトダイオード６２は光の走査の一端にあることを検出するためのスキャントリガ信号を発生する第２の受光素子である。この出力が増幅器６３を介して波形整形回路６４に与えられる。これらのブロックによってスキャントリガ発生部２４が構成される。又ｋトリガ発生部２５はクロック発生回路６５及びトリガ生成回路６６及びメモリ６７を有している。クロック発生回路６５は一定のタイミングでクロック信号を発生するものである。メモリ６７は読み書きを制御するＲＷ制御部６８によってデータを任意に書き換えることができるものとする。このトリガ生成回路６７はトリガ信号が入力される毎に後述するように、メモリ６７のデータを読み出すことによって等周波数間隔のタイミングのｋトリガ信号を発生するものである。

次に本実施の形態におけるプローブ１８Ａの詳細な構成について図４Ａ，図４Ｂ，図５を用いて説明する。図４Ａ，図４Ｂはこのプローブを測定対象である前歯の歯及び歯茎部に取付けた状態を示す断面図であり、図５はプローブ１８Ａの斜視図である。プローブ１８Ａは図示のように歯に取付けられる枠体状の可動部７１と固定部７２を含んでいる。可動部７１は上部の枠状部７１ａと前面に透明のパネル板７１ｂを有している。固定部７２は上方及び下方の２つの固定片７２ａ，７２ｂから成り立っている。上部の固定片７２ａは歯の先端に固定されるものであり、下方の固定片７２ｂは歯肉部に固定されるものである。又固定片７２ｂの内側には、図示のように更に弾性部７２ｃを設けてもよい。又上部の固定片７２ａの内壁には位置信号出力部を構成するポジションセンサ７３が設けられる。ポジションセンサ７３は中点が可動部７１のパネル板７１ｂの内壁に設けられる可変抵抗部と接触して、これらと共に可変抵抗器を構成しており、この両端に電圧を印加することにより可動部７１の上下方向（Ｙ方向）の位置信号を出力することができる。又可動部７１のパネル板７１ｂには図示のようにスリーブ７４が設けられる。スリーブ７４の中央部分には前述した光ファイバ１５が固定されている。光ファイバ１５の端部は前面パネル７１ｂの直前にまで延長されており、その先端は空間を介して集束レンズ７５が設けられる。集束レンズ７５は光ファイバ１５を通じて得られる波長走査光を集束して図示のように歯７６の先端や歯肉部７７に導くものである。ポジションセンサ７３からの位置信号もスリーブ７４を介して画像信号処理部２３に導かれる。

さて可動部７１は図４Ａと図４Ｂに示すように上下方向（Ｙ方向）に移動する。最も下方に移動した状態では図４Ｂのようにポジションセンサ７３の上面がほぼ枠状部７１ａの内壁に接触することとなる。可動部７は上下方向の高さＹ１、例えば１０ｍｍの範囲で上下に移動させることができる。これによって光ファイバ１５より入射する入射光の位置を歯及び歯茎の上下方向に移動させることができる。

次に、走査型光源を用いた光コヒーレントトモグラフィの原理について説明する。光源から光周波数が連続的にかつ周期的に変化するコヒーレント光を対象物体に照射させ、マイケルソン、あるいはマッハツェンダなどの干渉光学計を用いて物体内部、あるいは生体表皮下層で反射した後方散乱光と参照光とを干渉させる。この干渉光の時間に対する強度変化を計測し、それをフーリエ変換することにより光周波数成分の強度分布を得ることによって、深さ方向（Ｚ方向）に沿った断層情報が得られる。さらに歯及び歯肉部の面に沿ってＹ方向に光ビームを走査することによって、２次元の断層画像を構築することができる。

干渉計において結合部１４から２つの腕の光路、すなわち参照ミラー１３までの光路Ｌ１と、物体中の反射面までの光路Ｌ２とが等しいときには、干渉光のビート周波数はゼロとなる。次に、反射光が物体内部のある深さｚから反射するとき、光周波数が時間的に変化していると、その光路差の分、物体からの反射光と参照ミラー１３からの反射光の周波数に差が生じ、干渉光にビートが生じる。ここで、例えば光源の光周波数が時間的に線形に走査されているとする。干渉計の腕の長さが等しい位置に物体の表面があり、物体の反射面は表面から深さｚの位置にのみあるとする。結合部１４での参照光の周波数と物体からの反射光（物体光）の周波数の時間的変化は、夫々図６の直線Ａ，Ｂのようになる。ここで光周波数は走査レートα［Ｈｚ／ｓ］で、時間Ｔ［ｓ］内で周波数幅Δｆ＝αＴ［Ｈｚ］にわたって走査されるとする。参照光に対する物体光の遅れ時間τは、物体の屈折率をｎとすると、
τ＝２ｎｚ／ｃ
となる。従ってフォトダイオード２１で受光される干渉光は、ビート周波数
ｆｂ＝ατ＝（Δｆ／Ｔ）（２ｎｚ／ｃ）・・・（３）
で変動することになる。

実際は反射光は物体内部の深さに沿って連続的に異なった位置から発生するので、反射光はそれぞれの深さに対応した異なったビート周波数成分をもつ。従って干渉光の強度変化を周波数分析することによって、ビート周波数に対応するある特定の深さからの反射光強度を検出することができる。この反射強度の空間分布をとることで、断層画像を構築できる。引用文献（OPTICS EXPRESS ,21 April 2003 / Vol. 11, No. 8 / “Performance of fourier domain vs. time domain optical coherence tomography”）にあるように、このような周波数領域OCTは従来の時間領域OCTの100倍以上の測定感度を有し、より高精細な画像を得る上で利点が大きい。

数学的にはこの周波数分析は次式（４）で示される干渉光信号Ｉ_ｄｃｔをフーリエ変換することによって得られる。

第１，２項はそれぞれ参照ミラーと、物体からの反射光の直流成分であり、第３項が干渉信号光成分である。これをフーリエ変換することによって、物体中の任意の深さに対応する散乱光強度の関係を得ることができる。
干渉光信号：Ｆ（ｚ）＝ΣＩ_dct［ｋ_m］ｅｘｐ（−ｊ２ｋ_mｚ_n）・・・（５）
ｋ_m＝ｋ（ｔ_m）＝２π／λ（ｔ_m）＝２πｆ（ｔ_m）／ｃ
上記干渉光信号は等周波数間隔のサンプリングタイミングでフーリエ変換することによって、歪みのない画像が得られる。

このサンプリングのタイミングを与えるトリガ信号は、走査型光源１０の走査する光周波数と同期する必要があり、加えて波数、即ち周波数軸上で均等である必要がある。

ここで深さ方向の分解能δｚは式（６）で表され、走査範囲の逆数に比例する、即ち走査範囲が広くなるほど高分解能となる。
δｚ＝（２ｌｎ２／π）・（λ_０ ^２／Δλ）・・・（６）
ここでλ_０は中心波長であり、Δλは波長走査範囲である。

次にコヒーレント長Ｌｃは次式で表される。
Ｌｃ＝（２ｌｎ２／π）・（Ｃ／Δν）・・・（７）
ここでΔνは動的線幅、即ち波長がシフトしている途中のスペクトル線幅である。

次に式（７）で表されるコヒーレント長Ｌｃは深さ方向の測定距離の２倍に相当し、線幅に反比例して長くなる。つまり画像表示システムとしては、広い波長走査範囲と、狭線幅（高コヒーレント）を持つ走査型光源であることが好ましい。

次にこの実施の形態の動作について説明する。ゲイン媒体３２の半導体光増幅器を注入電流により励起する。図７（ａ）はゲイン媒体の利得を示す。こうすれば光サーキュレータ３３の作用によって端子３３ａから加わった光が端子３３ｂより光ファイバ４１に入り、コリメートレンズ４２によって平行光となる。そしてポリゴンミラー４３の回転角度によって決まる角度で反射された光が回折格子４５に加わる。そして回折格子４５のリトロー配置によって選択された反射光がそのまま同一方向に反射され、ポリゴンミラー４３を介してコリメートレンズ４２に加わる。更にコリメートレンズ４２を介して光サーキュレータ３３より光ファイバループに加わる。又偏波コントローラ３５は光ファイバループを透過する光の偏波を一定方向に調整する。

図７（ｂ）は光ファイバループの長さと光ファイバの屈折率で定まる光学長に応じて定まる外部共振モード（縦モード）を示している。例えばこの光学長を３ｍとすると、約１０ＭＨｚの間隔の縦モードが存在する。図７（ｃ）は回折格子４５の特性Ｂ１を示している。この特性Ｂ１に応じた波長で図７（ｄ）に示すように複数の縦モードを含んで多モード発振する。発振波長は例えば１３００ｎｍとなる。こうして光ファイバループで発振したレーザ光の一部、例えばレーザ光の５０％のレベルの光を光カップラ３４を介して取り出す。光ファイバ３１の長さは光フィルタの半値全幅内に複数本、好ましくは少なくとも１０本以上、更に好ましくは１００本以上のモードが立つような長さを選択しておくものとする。

そして駆動部４４によってポリゴンミラー４３を回動させる。こうすれば回折格子４５への入射角度が変化し、これによって選択波長が図７（ｃ）のＢ１〜Ｂ２〜Ｂ３のように変化する。従ってポリゴンミラー４３を回動させることによって、図８（ａ）に示すように発振波長を変化させることができる。この場合に、駆動部４４によってポリゴンミラー４３を回転させることによって、選択波長を例えば１００ｎｍの範囲内で高速の走査速度で変化させることができる。例えばポリゴンミラー４３の回転速度を４万ｒｐｍとし、ポリゴンミラー４３の反射面数を３０とすると、２０ＫＨｚの走査速度でファイバレーザ光源の発振波長を変化させることができる。

この実施の形態による発振の場合には、図７（ｄ）に示すように多モードの状態の発振となる。ここで図７（ｂ）のように縦モードの間隔が極めて狭いので、波長可変時の発振モードの移動は包絡線状に連続であり、従来の単一モード発振の外部共振器型半導体レーザのようなモードホップとそれに伴う出力や波長の不安定な状態はなく、波長を連続的に可変できる。

次に画像信号処理部２３の構成について説明する。増幅器２２の出力はローパスフィルタ５１に与えられ、高周波成分が除去されてフーリエ変換回路５２に加わる。フーリエ変換回路５２はスキャントリガ発生部２４及びｋトリガ発生部２５からのトリガ信号に基づいてローパスフィルタ５１の出力をフーリエ変換するものであって、その出力はＣＰＵ５３に伝えられる。ＣＰＵ５３ではこれに対して前述した信号処理を行い、画像メモリ５４に所定フレーム分蓄積する。そしてアベレージングなどによりノイズを除去して画像信号としてモニタ５５に出力するものである。

次にスキャントリガ信号とｋトリガ信号の生成方法について説明する。図２に示すように回折格子４５からの０次回折光が偏向される範囲内の一端にフォトダイオード６２を配置し、固定の角度で０次回折光を検出し、その検出信号を生成する。０次の回折光は式（１）においてγ＝−δとなる角度、つまり正反射光であり、１次回折光と同じ波長成分が回折される。０次光は図２に示すように回折格子４５で反射されポリゴンミラーの回転に伴って繰返し偏向される。従ってフォトダイオードより偏向走査の繰返し周期毎に図８（ｂ）に示すようにスキャントリガ信号を生成することができる。スキャントリガは後述のｋトリガを発生するタイミングを与えるトリガ信号として重要である。このタイミングをもって波長走査の開始を判定する。

回折光の光周波数は、偏向角度に対して式（２）に示されるように正弦関数的に変化する。光周波数ｆは次式で示される。
ｆ＝ｃ／２Λsinγ
ここで光周波数ｆはｆ１〜ｆ２まで変化するものとする。この周波数の走査範囲をΔｆ（＝ｆ２−ｆ１）とし、その間を１０２４に等分割すると、周波数分割幅δｆは次式で示される。
δｆ＝（Δｆ）／１０２４
一方、ポリゴンミラー４３を用いた場合、光の偏向角は等速、即ち線形に変化する。ここでｂを変化の係数とすると、
γ＝ｂ・ｔ
＝sin^−１（ｃ／２Λｆ）
∴ ｔ＝sin^−１（ｃ／２Λｆ）／ｂ

さて走査型光源が一様に繰返し精度高く偏向を繰り返すなら、周波数軸上で線形、等間隔となるよう時間軸上でトリガを補正することができる。トリガ信号のタイミングｔ_ｍは、ｍ＝１〜１０２４の整数とすると、式（８）のように以下の関数で表すことができる。
ｔ_ｍ＝｛sin^−１（ｃ／２Λ（ｆ１＋（ｍ−１）δｆ））−sin^−１（ｃ／２Λｆ１）｝／ｂ
・・・（８）

従ってこの関係をｋトリガ発生部２５のメモリ６７にテーブルとしてストアし、そのテーブルを読み出してトリガ（パルス）を生成する。こうすればテーブルの読み出しをスキャントリガにタイミングを合わせて開始することによって、波長走査毎に１０２４の等周波数間隔でｋトリガ信号を発生することができる。図８（ｃ）はこのｋトリガ信号を示している。

このメモリ６７にストアする校正データを得るために、δｆの間隔を持つ櫛歯状の波長選択特性を持つ干渉フィルタ、例えばエタロンやマイケルソン干渉フィルタ、マッハツェンダ干渉フィルタを用いてもよい。又この方法に代えて、式（８）を時間の関数としてｋトリガ発生部２５にプログラムして、スキャントリガをトリガとしてクロックに応じてｋトリガ信号を発生させるようにしてもよい。

さて図４Ａ，図４Ｂに示すようにプローブ１８Ａを図示の前歯に固定した後、上部の歯又は手動によって可動部７１を上下に移動させる。このときポジションセンサ７３によって位置信号が画像信号処理部２３に出力される。又波長可変光源１０からの光が光ファイバ１１及び１５を介して歯肉部に照射され、その照射位置は可動部の上下方向によってスキャンされることとなる。ここで参照光源１９からの光は可視光であり、この光も結合部１７を介して光ファイバ１５よりプローブ１８Ａに加わっている。従ってプローブ１８の集束レンズより出射される光は赤色の可視光を含んでおり、この光は透明の前面パネル７１ｂを介して走査開始位置を外部より目視で確認することができる。又走査型光源１０の歯及び歯肉部に入射した光は内部で散乱しその一部は反射される。図９Ａおよび図９Ｂにこの処理を示す。この反射光は前述したように、集束レンズを介してファイバ１５に結合され干渉光学計を介してフォトダイオード２１で電気信号に変換され、画像信号処理部２３によって１ラインの信号となる。画像信号処理部２３では電気信号をローパスフィルタなどでフィルタリング処理し、前述のように１周波数掃引に対して得られる干渉信号の変化をスキャントリガ、ｋ−トリガのタイミングでサンプリングした後、フーリエ変換することによって得られた１次元の強度分布を、グレースケール化してＺ方向１ラインの深さ信号、あるいはＯＣＴ画像信号とする。そして可動部７１の上下移動に従ってＹ方向の異なる位置でのＺ方向のＯＣＴ信号を同様に繰り返し取得し、ポジションセンサ７３によって得られた位置出力を参照して配列することによって２次元画像をモニタ５５に表示することができる。ここで図９Ｂに示すように、ポジションセンサの位置分解能δｙ毎の位置出力を参照してそれをトリガとして、δｙ毎の深さ信号を取得し、配列させても良いし、ポジションセンサの位置と、Ｚ方向のＯＣＴ信号を同時に配列として記録し、後でポジションセンサの記録値を参照してＹ方向に線形となるようデータを配列させても２次元画像を得てもよい。

尚前述したようにプローブ１８Ａの上下方向の移動は他方の歯で噛むことによって行ったり、又は可動部７１を手動によって上下動させている。従ってそのＹ方向の速度は等速でなく、正確でもない。従ってポジションセンサ７３からの位置信号に基づいてＹ軸方向に位置が決定される。このときＺ軸方向を決める波長の走査速度が上下方向への移動速度に対して充分高速であれば、Ｙ方向の分解能を例えば１０００ラインとしても充分な分解能程度の移動毎にデータを取得し、２次元配列して２次元画像を形成することができる。例えば走査型光源１０の波長走査の速度を２０ｋＨｚとし、可動部７１の上下方向の移動を１Ｈｚで行うとする。分解能を１０μｍ、走査範囲（Ｙ１）を１０ｍｍとすると、１つの断面画像を生成するために１０００回の波長走査が必要であるが、２０ｋＨｚとしているため、１回のＹ方向への移動中に２万回の波長走査が行われる。従ってほぼ同一の位置を２０回走査することとなる。図９Ｃはモニタ５４に表示する前の画像メモリを示しており、図示のようにＹ軸方向のライン上にｙ（ｉ）（ｉ＝０〜９９９）までの１０００本のラインが形成される。同一位置ｙ（ｉ）（ｉ＝０〜９９９）の１ラインの信号については画像メモリ５４の同一領域に書込んで画像データを蓄積する。そして１フレームの最終時に各ライン毎にそのラインの書込み回数で割算することによって正規化する。こうすれば同位置となる走査のデータを平均化することができ、プローブ部の動きによる手ぶれノイズなどを除去することができる。こうして得られた断面画像をモニタ５５上に出力する。図９Ｄはこうして作成されたモニタ画像の断面画像の一例を示す図である。この断面画像に基づいて歯の健康状態、特に歯周ポケットの深さを目視により測定することができる。尚、走査型光源１０の波長の走査速度はプローブ１８ＡのＹ方向への走査についての走査速度のおよそ１００倍以上であることが好ましく、より好ましくは数１００倍以上とする。

（第２の実施の形態）
次に本発明の第２の実施の形態について図１０を用いて説明する。この実施の形態は奥歯用のプローブ１８Ｂを示している。図１に示す全体構成については前述した実施の形態と同様である。この実施の形態ではスリーブ７８内に図示のように三角柱状のプリズム７９を設け、このプリズムによって光ファイバ１５の位置をプローブの側方に向けて光ファイバを延長できるようにしたものである。このようにプローブの側方より光ビームをプローブに導くことにより、口腔内壁による干渉無く、奥歯の歯肉部の断面を同様にして測定することができる。前述のプリズムは反射ミラーに置き換えてもよい。

（第３の実施の形態）
次に本発明の第３の実施の形態について図１１Ａ，図１１Ｂを用いて説明する。この実施の形態ではプローブと位置信号出力部のみが第１の実施の形態と相違する。この実施の形態では位置検出のために前述したポテンショメータに代えて、光エンコーダを用いる。光エンコーダは投光部としてレーザダイオード８１、このレーザダイオード１８を駆動するドライバ８２、レーザダイオード８１の出力をプローブ１８Ｃに伝える光ファイバ８３を有している。光ファイバ８３は図示のように可動部７１の前面パネル板７１ｂの上部に導かれている。光ファイバ８３の端部には短焦点のレンズ８４が設けられ、スケール板に光を照射するように構成される。又光ファイバ８３の他端には光ファイバ８５からの光を分岐する結合部８６、受光素子であるフォトダイオード８７及びその出力を増幅、整形するアンプ８８とその出力パルスを計数するカウンタ８９を有している。このカウンタ８９の計数出力が位置信号として用いられる。

又プローブ１８Ｃは前述した第１の実施の形態と異なり、固定部９１が図示のように断面コ字状となっており、保持部９２によって前面と後面から歯を保持している。又この固定部９１の側面にはスケール板９３が設けられる。スケール板９３は反射率が高い高反射部分と、無反射部分のパターンが交互に数十μｍの分解能で刻まれたエンコーダ用のスケールであり、固定部側方に固定されている。

ここでプローブ１８Ｃの可動部を図１１Ａ〜図１１Ｂに示すように上下方向に移動させると、光エンコーダのレンズ８４より照射される光はスケール板９３に入射し、反射率が“０”，“１”のパターンとなってフォトダイオード８７に受光される。従ってこの出力を波形整形して、また必要に応じて逓倍してパルス数を計数することによって、カウンタ８９より位置信号を得ることができる。光エンコーダを用いることによって、プローブ部に全く電気配線を必要としないので、口内の唾液などによるショート、感電を防止する上でも有効である。

（第４の実施の形態）
位置信号を得るためには前述したポテンショメータや光エンコーダに代えて、位置検出素子（ＰＳＤ）を用いてもよい。この実施の形態では、プローブ１８Ｄ内にＰＳＤを用いている。図１２Ａはプローブ１８Ｄの前面から見た図を示している。図示のように上部固定片７１ａの上面には光源となるレーザ１０１と位置検出素子（以下、ＰＳＤという）１０２を設ける。又可動部７１の上部の内面を反射面１０３としておく。こうすればレーザ１０１からの光は元の状態では図１２Ａに示すようにＰＳＤ１０２の右側の端部に光が入射することとなり、最も可動部が押し下げられた状態では図１２Ｂに示すようにＰＳＤ１０２の左端部に光が受光することとなる。従ってＰＳＤ１０２からの信号に基づいて可動部の上下方向の位置を検出することができる。

（第５の実施の形態）
図１３は本発明の第５の実施の形態を示す概略図である。この図に示すようにこの実施の形態では１つの波長走査光源１０を用い、その出力を３つの干渉光学計１１０〜１１２に加える。この干渉計は第１の実施の形態と同様の構成とし、プローブ１８Ｅには複数、例えば３つの光ファイバ１１３〜１１５を連結する。プローブ１８Ｅは図示のように３点でＸ軸方向の３つの位置で夫々ｙｚ面での断面画像を形成するものである。各干渉光学計１１０〜１１２の内部構成については前述した実施の形態と同様である。この場合には並列して隣接する３つの断面画像を同時に計測することができる。位置信号出力部の構成については前述した実施の形態のいずれのものを用いてもよい。各干渉光学計の出力は画像信号処理部１１６に与えられる。この処理についても前述したものと同様であり、３つの画像を同様にして構成し、モニタ５５に表示する。この場合には３枚の断面画像を同時に計測できるため、歯の状態を多点で正確に認識することができる。

又走査型光源として半導体レーザの一端を無反射型面とし、外部にミラーを設けて外部共振型の光源としてもよい。この場合に外部共振器内部に光の透過波長を連続的に変化させる光バンドパスフィルタを設け、外部共振器長と光バンドパスフィルタの透過周波数とを連動して変化させることによって、一定範囲で光の波長を連続的に変化させる走査型光源とすることができる。この場合にはこの光源から得られた光を走査の一端の波長を通過させる光バンドパスフィルタを介して結合部１４に導く。この光バンドパスフィルタからスキャントリガを得るようにしてもよい。

又前述した位置信号出力部としてポテンショメータや光エンコーダ、ＰＳＤに代えて、レーザ変位計を用いてレーザの干渉によってプローブの位置信号を得るようにしてもよい。

本発明は走査型光源を用い、この画像表示システムに適したトリガ信号が得るトリガ回路を設けることにより、歯及び歯茎部の内部構造や歯周ポケットの深さを観察する光断層画像表示システムに好適に利用することができる。また、歯科用途に限らず、比較的硬い固定部分を有し、固定部分に対して相対的な位置を計測可能な部位であれば、それらの断面、断層計測に幅広く有効に利用することができる。

本発明の一実施の形態による走査型光断層表示システムの全体構成を示すブロック図である。本実施の形態による走査型光源を示す概略図である。本実施の形態によるスキャントリガ発生部２４及びｋトリガ発生部２５の構成を示すブロック図である。本実施の形態のプローブの断面図である。本実施の形態のプローブの断面図である。本実施の形態のプローブの斜視図である。走査角度と発振周波数の関係の一例を示すグラフである。本実施の形態のレーザ光源のゲイン媒体の利得、発振モード、バンドパスフィルタ及び発振出力を示すグラフである。本実施の形態の発振波長及びスキャントリガ信号、ｋトリガ信号の時間的な変化を示すグラフである。本実施の形態による画像信号処理部での処理を示す図である。本実施の形態によるポジションセンサの出力とＹ方向の位置関係を示す図である。本実施の形態による表示システムの画像メモリの使用状態を示す図である。本実施の形態による表示システムの断層画像の一例を示す図である。本発明の第２の実施の形態によるプローブの一例を示す断面図である。本発明の第３の実施の形態によるプローブの断面図である。本発明の第３の実施の形態によるプローブの断面図である。本発明の第４の実施の形態によるプローブと位置検出部の構成を示す概略図である。本実施の形態によるプローブと位置検出部の構成を示す概略図である。本発明の第５の実施の形態による走査型光断層表示システムの全体構成を示すブロック図である。

符号の説明

１０走査型光源
１１，１５，３１，４１光ファイバ
１２，２０レンズ
１３参照ミラー
１４，１７結合部
１６干渉光学計
１８Ａ，１８Ｂ，１８Ｃ，１８Ｄ，１８Ｅプローブ
２１フォトダイオード
２２プリアンプ
２３，１１６画像信号処理部
２４スキャントリガ発生部
２５ｋトリガ発生部
３２ゲイン媒体
３３光サーキュレータ
３４光カップラ
３５偏光コントローラ
３６，３７半導体レーザ
３８ＷＤＭカップラ
４３ポリゴンミラー
４４駆動部
４５回折格子
５１ローパスフィルタ
５２フーリエ変換回路
５３ＣＰＵ
５４画像メモリ
５５モニタ
６２，８８フォトダイオード
６４波形整形回路
６５クロック発生回路
６６トリガ生成回路
６７メモリ
６８ＲＷ制御部
７１可動部
７２固定部
７３ポテンショメータ
７４，７８スリーブ
７９プリズム
８１レーザダイオード
８２ドライバ
８３，８５光ファイバ
８７フォトダイオード
８９カウンタ
９１固定部
９２保持部
９３スケール板
１０１レーザ
１０２ＰＳＤ
１０３反射面
１１０，１１１，１１２干渉光学計

Claims

周期的に光の発振波長を走査する走査型光源と、
前記走査型光源の波長走査毎にトリガ信号を発生するスキャントリガ発生部と、
前記走査型光源からの光を参照光と物体への照射光とに分岐し、物体からの反射光と参照光との干渉光を発生させる干渉光学計と、
前記干渉光学計の物体位置に設けられ、物体への光の照射位置を連続して変化させるプローブと、
前記プローブからの光の照射位置に応じた位置信号を出力する位置信号出力部と、
前記干渉光学計より得られる干渉光を受光し、ビート信号を得る受光素子と、
前記走査型光源の光の等周波数の発振にタイミングを合せて前記受光素子に得られる受光信号をフーリエ変換すると共に、前記位置信号に応じて配置することにより、歯及び歯茎部の断層画像を生成する画像信号処理部と、を具備する歯科用光断層画像表示システム。
前記プローブは、
前記光源の干渉光学計に光ファイバを介して接続され、前記干渉光学計からの光を被検体である歯と歯肉部に投光する可動部と、
歯に固定され、前記可動部を保持する固定部と、を具備する請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。
前記位置信号出力部は、
ポテンショメータ、光エンコーダ、位置検出素子（ＰＳＤ）及びレーザ変位計のいずれか１つを用いた請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。
前記プローブは、前記固定部に設けられる光エンコーダ用のスケール板を有するものであり、
前記位置信号出力部は、
発光素子と、
前記発光素子からの光を前記プローブ内のスケール板に導く光ファイバと、スケール板からの反射光を前記光ファイバを介して受光する受光素子と、を具備する請求項２記載の歯科用光断層画像表示システム。
前記走査型光源の波長の走査速度は、前記プローブにおいて光の照射位置を変化させる走査についての走査速度の１００倍以上とした請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。
前記画像信号処理部は、
前記位置信号に応じて得られる断面画像信号の同一位置の信号を同一のメモリの位置に積算し、正規化することによって干渉信号を平滑化する請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。
前記干渉光学計は、
可視光源と、
前記可視光源からの可視光を前記照射光と共に測定位置に照射する光ファイバを更に有する請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。