JP5368587B2 - 歯科用手持ちカメラおよび光学的な３次元測定方法 - Google Patents

Description

本発明は、有色の物体および多色の光源および色センサを備えた光学的３次元測定のための共焦点測定方法を用いた歯科用手持ちカメラに関し、また歯科用のカメラを用いた方法に関する。

従来技術より共焦点顕微鏡検査が公知であり、とりわけ米国特許公報第３０１３４６７号により公知である。

有色の共焦点測定方法により機械的に作動される部品を使用せずに集束を実現させ、これにより原則として計測時間を大幅に短縮させる可能性が提示され、これは１９８３年にＧ． Ｍｏｌｅｓｉｎｉによりスペクトロメーターとの関係において提示されている（英国特許公報第２１４４５３７号および独国特許公報３４２８５９３Ｃ２号）。有色の共焦点測定方法の適用における成功例はＨ． Ｊ． ＴｉｚｉａｎｉおよびＨ． −Ｍ． Ｕｈｄｅによる専門記事“Ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｉｍａｇｅ ｓｅｎｓｉｎｇ ｂｙ ｃｈｒｏｍａｔｉｃ ｃｏｎｆｏcal ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ”（１９９４年４月発行）のＡｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ、Ｖｏｌ． ３３、No．１の１８３８〜１８４３頁に記載されている。このスペクトル分析は３つのカラーフィルタによりなされている。しかしながら、これによって到達可能な測定範囲深度および解像度の深度は限定されている。

独国特許公開公報第１０３２１８８５Ａ１号より、例えば回折コンポーネント等の屈折力変数コンポーネントを用いた有色の共焦点の配置が公知である。この特許公報の図２に示される光学的配置では、一連のマイクロレンズの照明のための波長に関する共焦点信号を取得するため、また分析のために、水平カメラを用いたスペクトロメーターが次いで配置され、これにより唯一のフラットなカメラ画像におけるスペクトル線輪郭が線形スペクトロメーターにより撮影され得る。Ａ． Ｋ． Ｒｕｐｒｅｃｈｔ， Ｋ． Ｋｏｅｒｎｅｒ， Ｔ． Ｆ． Ｗｉｅｓｅｎｄａｎｇｅｒ， Ｈ． Ｊ． Ｔｉｚｉａｎｉ， Ｗ． Ｏｓｔｅｎによる、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ＳＰＩＥにおける出版物“Ｃｈｒｏｍａｔｉｃ ｃｏｎｆｏｃａｌ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｆｏｒ ｓｐｅｅｄ ｍｉｃｒｏｔｏｐｏｇｒａｐｈｙ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ” Ｖｏｌ． ５３０２-６、５３〜６０頁（２００４年）より、図４における地形の線形な測定のための有色の共焦点線形センサが公知である。ここでは、有色の共焦点配置の波長に関する共焦点信号取得のために線形スペクトロメーターが配置され、これにより物体表面のスペクトル線輪郭が、唯一のカメラ画像において唯一の水平カメラおよび線形スペクトロメーターを使用することにより撮影され得る。スペクトロメーターの使用により、基本的に、３つのカラーフィルタまたは１つのRGB色カメラまたは１つの４チャンネル色カメラを備えた配置と比較してより高いスペクトル解像度が得られるため、より有利である。

Ｊ． Ｓｃｈｍｏｌｌにより２００１年６月にポツダム大学に提出された“３Ｄ−Ｓｐｅｋｔｒｏｆｏｔｏｍｅｔｒｉｅ ｅｘｔｒａｇａｌａｋｔｉｓｃｈｅｒ Ｅｍｉｓｓｉｏｎｓｌｉｎｉｅｎ”と題した論文の１２〜１３頁において、Ｃｏｕｒｔｅｓ等により１９８８年に初めてＴＩＧＥＲ分光器において使用された、レンズラスター・直接連結について記載がある。ここでレンズラスターは分散方向に対して１度回転させられる。この技術は隣接するスペクトルのぶれによる評価において複雑であるとされ、水平面における水平センサの使用は、曲線因子が少ないため、経済的でない。学術論文においては、３次元分光光度法および投影分光法および一体型フィールド分光光度法の概念が用いられている。

有色共焦点測定方法では、１つの測定点について唯一の色スペクトルのみ撮影すればよいため、カメラは原則的に機械で作動される部品無しで実現でき、データ速度が遅いという利点がある。

有色共焦点測定方法には、しかしながら、可能な限り広域かつ継続的な波長のスペクトルを有する広帯域スペクトルの光源を用いなければならないという欠点がある。光源としては、このためとりわけハロゲンおよびキセノンガス放電灯が適している。これらの光源は構造上比較的扱いにくく大きい。半導体レーザーや超発光ダイオードのようなコンパクトな光源は一般的に派長が短いため、有色共焦点測定方法においてあまり適していない。測定範囲の深度はこのため非常に限定され、歯のように比較的大きな物体の測定には適していない。

機械による深度スキャンを用いた従来型のスキャンによる共焦点測定方法では、個々の光学系のレンズ要素の機械的なぶれ、または光学系全体の物体に対するぶれにより、複数の焦点の位置がぶれる。光源としては可能な限り波長の短い光源が選択され、これにより焦点の広がりを抑えることができる。このため個々の測定点の測定のために、光学系は段階的に全体の測定深度に沿って機械的に転移させられ、光学系の各位置についてデータセットが取得され、これに次いで検出された全データセットから高さの値が決定される必要がある。この際高さの値の解像度は、光学系の個々の機械的転移段階の増分に依存する。このため従来型のスキャンによる共焦点測定方法には、高い解像度のためには非常に多くのデータ量が発生し、処理されなければならないという欠点がある。

その代わり従来型のスキャンによる共焦点測定方法には、狭帯域の波長スペクトルを有するＬＥＤおよびＬＤといったコンパクトな光源が使用できるという利点がある。

このため、本発明の課題は、コンパクトな光源が使用できデータ速度が低く、測定物の光学的３次元測定を可能にする共焦点装置を提示し、共焦点方法を実現することである。

この課題は本発明の歯科用手持ちカメラおよび本発明の方法により解決される。

光学的３次元測定のための歯科用手持ちカメラは有色の物体、多色の光源および色センサを備え、多色の光源は有色の物体によって測定物表面に対して少なくとも１つの波長に関して焦点を合わせることができる照明光線（８）を発する。照明光線は表面から観測光線として反射され、色センサにより検出可能である。照明光線の異なる波長の焦点は有色の測定深度を形成する。

さらに歯科用手持ちカメラは、少なくとも有色の物体を含む調節可能なスキャンユニットを備える。有色の測定深度はスキャンユニットにより段階的に転移可能であり、これによりスキャンユニットの第１の位置における第１の有色の測定深度に、スキャンユニットの第２の位置における少なくとも第２の有色の測定深度が連結するか、または第１の有色の測定深度が部分的に重なる。このように少なくとも２つの異なる測定深度から増大された測定深度全体が形成される。

光学的３次元測定のための歯科用手持ちカメラは、特に歯科用の口腔内の歯の撮影に適した、有色の共焦点およびスキャンの共焦点の深度測定の原則に合致した手持ちカメラであってもよい。

有色の共焦点測定方法では、測定は、異なる波長の焦点が測定深度全体にわたって分散され、スペクトル分析を用いて表面に焦点がある波長が検出されることによって、光学系を機械的に転移することなく実行される。次いでこの波長から焦点位置、即ち物体表面のｚ座標が求められる。ｚ座標の解像度は、とりわけ使用された照明光線のスペクトルにおける波長の継続的な分散、およびスペクトル解析の正確さに依存する。

このため多色の光源が使用され、照明光線として発せられるこの光源のスペクトル領域には複数の波長が含まれる。この照明光線は有色の物体により測定物に焦点が合わせられる。有色の物体は有色の収差の効果を高めるため、照明光線の異なる波長に関する焦点は明確に分離される。照明光線スペクトル領域の最も短い波長および最も長い波長の焦点は５ｍｍまで離れていてもよく、歯科用の手持ちカメラの有色の測定深度を形成する。この有色の測定深度の範囲内において各波長に高さの値が割り当て可能である。

この焦点の分離によって、個々の波長の焦点のみ、または少なくとも照明光線のスペクトル領域の非常に狭い波長領域の焦点のみが測定物表面上にあり、これにより観測光線のスペクトル明度データを支配する。

観測光線は広いスペクトル領域を検出し個々の波長を互いに区別することのできる．色センサにより検出される。これにはとりわけスペクトロメーターまたはＣＣＤセンサが適している。

これにより、測定点が有色の測定深度の範囲内にある限り、観測光線の最大明度を有する波長が検出可能であり、この波長に応じて表面の測定点に高さの値が割り当て可能である。

本発明ではＬＥＤ、半導体レーザー（ＬＤ）および超発光ダイオード（ＳＬＤ）のような，コンパクトな多色の光源が使用され、この光源の波長スペクトルはハロゲンおよびキセノンガス放電灯と比較して狭い。これにも関わらず十分に広い測定深度において測定できるようにするために、有色の共焦点測定方法は従来のスキャンによる共焦点測定方法と組合せられる。

スキャンによる共焦点測定方法では個々の焦点が測定深度に沿った光学系の段階的な機械的転移により転移され、ここで検出された観測光線の明度から、光学系の機械的転移の正確にどの段階において焦点が表面にあるかが求められる。照明光線の明度の最大値が見られるこの段階から焦点位置を推定することができる。ｚ座標の解像度、即ち高さの値はこの方法において光学系の機械的な転移の増分により決定される。

少なくとも有色の物体を有する歯科用の手持ちカメラのスキャンユニットにより、多色の光源および有色の物体を使用することにより分離された複数の焦点は同時に測定深度に沿って転移可能である。増分は可能な限り正確に有色の測定深度の長さに対応するように選択可能である。これにより、ｚ軸に沿って互いに連結するか、または重なる複数の有色の測定深度が順次測定することができ、検出されたデータセットから増大された測定深度全体に関する３次元データセットを求めることができる。この増大された測定深度により、互いに連結するかまたは重なる複数の有色の測定深度の合計が求められる。

例えばＬＥＤ、ＬＤおよびＳＬＤのようなコンパクトな多色の光源により達成可能な有色の測定深度は０．５ｍｍであってもよい。２０ｍｍの測定深度全体が測定される場合、０．５ｍｍの増分による４０段階において測定されてもよい。

狭い有色の測定深度であっても、歯のような物体の測定が可能な測定深度が達成できる。

純粋な有色の共焦点方法に対する利点は、僅かなスペクトル領域ΔΛで十分であるため、ＬＥＤ、ＬＤおよびＳＬＤのようなコンパクトな多色の光源が使用できることである。一般的に有色の共焦点測定方法で使用される、ハロゲンおよびキセノンガス放電灯のような扱いにくく大きい光源を使用する必要はない。

本発明の歯科用の手持ちカメラのさらなる利点は、必要とされるスキャンユニットの機械的段階の数が純粋なスキャンによる共焦点方法と比較して大幅に削減され、このため処理すべきデータ量が大幅に減少することである。

スキャンユニットは正確に２つの位置に移動されると有利であり、即ち１つの最終位置から直接別の最終位置に移動されると有利である。

これにより、有色の共焦点方法の場合に可能な大きさの２倍の大きさの測定深度が測定可能になり、またスキャンユニットからはそれぞれ１回の最終停止によって実現可能である２つの位置のみが目標とされるため、機械的転移は従来のスキャンによる共焦点方法に対して簡易化される。

歯科用手持ちカメラは転換手段を備えていると有利であり、ここで転換手段は有色の物体と測定物の間に配置されており、照明光線が転換手段によって測定物に向かって歯科用の手持ちカメラの長軸方向へ転換可能である。

転換手段はプリズム、または照明光線に対して４５°の角度で固定され配置されたミラーであってもよく、これにより照明光線が測定物に対して９０°転換される。これにより、本発明の歯科用手持ちカメラは非常にコンパクトに構成され、患者の口腔内においてアクセスの難しい方向からの口腔内の撮影が可能になる。

光源は、５００〜２０００ｎｍの間のスペクトルを有するハロゲンまたはキセノンガス放電灯であると有利である。

これにより広い波長スペクトルがもたらされ、有色の測定深度が大きくなり、必要な測定深度全体が少ない段階数のみでカバーされる。しかしながらハロゲンおよびキセノンガス放電灯は歯科用の手持ちカメラに一体化するには大きすぎるため、例えば光ファイバー等を通して歯科用手持ちカメラに接続することもできる。

光源は超発光ダイオード（ＳＬＤ）であると有利である。

超発光ダイオード（ＳＬＤ）は比較的広い波長スペクトルを有するダイオードであり、半導体レーザーと比較して極めて少ないスペクトル雑音での出力を備えている。

ＳＬＤを使用することで、ＳＬＤはそのコンパクトな構造に基づき歯科用の手持ちカメラと一体化することができ、また、小型であるにもかかわらず比較的広い波長が得られるという利点がある。

超発光ダイオード（ＳＬＤ）は９００〜１０００ｎｍの波長を有するスペクトルであると有利である。

様々な波長領域を有する様々な種類の超発光ダイオードが存在する。しかしながら、９００〜１０００ｎｍの波長領域を有するＳＬＤは波長に関して一定の明度を有する。色センサはこの際、波長に依存する明度のプロフィールに対応して、波長に依存する証明効率がゼロに近付かないように選択されなければならない。

超発光ダイオード（ＳＬＤ）は１５００〜１６５０ｎｍの波長を有するスペクトルであると有利である。

これにより広い波長スペクトルが得られ、機械的なスキャン段階を減少させることができる。

光源は白色ＬＥＤであると有利である。

白色ＬＥＤはそのコンパクトな構造に基づき歯科用の手持ちカメラと一体化することができ、また、比較的広いスペクトルであるため機械的なスキャン段階を減少させることができるという利点がある。有色の測定深度が０．５〜５ｍｍであると有利である。

このため、本発明の歯科用手持ちカメラは特に歯の測定に適している。これにより例えば３０ｎｍの測定深度全体をそれぞれ５ｍｍの６段階だけで測定することも可能である。

歯科用手持ちカメラは、データ処理ユニットまたはデータ処理ユニットに連結可能な連結部を備えると有利である。データ処理ユニットによって各有色の測定深度についてデータセットが取得および生成可能である。これらの異なるデータセットは、３次元データセット全体に対して測定深度全体にわたって合体させることができる。

これによりコンパクトな構造の歯科用手持ちカメラが実現可能であり、歯全体の測定を可能にする測定深度をカバーすることができる。

スキャンユニットは１〜１０００Ｈｚの間の周波数で機械的に調整可能であると好ましい。

これにより測定物の表面を比較的短時間で測定可能である。手持ちカメラの場合、使用者がカメラを非常に短い間隔において確かに落ち着いて保持できるように、撮影時間の感覚ができるだけ短いことが特に重要である。

揺動可能なミラーは光源と物体の表面との間に配置されることが好ましく、これにより、揺動可能なミラーが段階的に傾斜することで照明光線を段階的に側方へ測定物の表面全体にわたって移動させることができる。

実施形態によって照明光線として、測定物の表面を全体的に覆う配列、行またはｘｙ平面における個々の点が考えられる。行である場合、個々のデータセットからあるデータセットが測定物について構成されるように、行は行に対して垂直方向に段階的に物体を超えて移動され、また それぞれ撮影される必要がある。点はこれに応じてxおよびy方向へ段階的に物体を越えて移動され、測定物のデータセット全体が個々のデータセットから構成される必要がある。

本発明の別の対象は、有色の物体を通して測定物の表面へ少なくとも１つの波長に関して焦点を合わせられた多色の光源の照明光線が検出され、また、表面から観測光線として反射された照明光線が色センサによって検出される、光学的３次元測定方法である。ここで照明光線の異なる波長の焦点が有色の測定深度を形成する。少なくとも有色の物体を含むスキャンユニットは段階的に移動され、これによりスキャンユニットの第１の位置における第１の有色の測定深度へ、スキャンユニットの第２の位置における少なくとも第２の有色の測定深度が連結されるか、または第１の有色の測定深度により部分的に重複する。このように少なくとも２つの測定深度から増大した測定深度全体が構成される。

本発明の方法の利点は、スキャンユニットが継続的にではなく、幾つかの、少なくとも２つの固定された位置の間にのみ機械的に設置されているため、測定が従来のスキャンによる方法よりも早いことである。

本発明の方法の別の利点は、この方式のもとで比較的短時間で分析が可能な低データ速度になることである。

スキャンユニットは、正確に一回最終位置の前で即座にもう１つの最終位置へ移動されると有利である。

これにより、純粋な有色の共焦点方式の場合よりも大きな測定深度が測定可能になり、また、従来のスキャンによる共焦点方式の場合よりもスキャンユニットの移動が簡単になる。これは、それぞれ１つの端部停止を備えることができる２つの位置からのみ開始されるからである。

照明光線は転換手段により測定物へ転換されることが有利である。

これにより照明光線は、例えば転換ミラーを用いた簡単な方法で方向転換できる。

３００〜２０００ｎｍのスペクトル領域を有する光源が使用されると有利である。

これにより、個々の段階において比較的大きな有色の測定深度が走査可能になり、物体全体の測定のために必要な段階が少なくなる。

９００〜１０００ｎｍまたは１５００〜１６５０ｎｍのスペクトル領域を有する光源が使用されると有利である。

これによりプロジェクト全体の測定のためにより多くの段階が必要になるが、ＬＥＤ、ＬＤおよびＳＬＤのようなコンパクトな光源が使用可能になる。

焦点が異なる波長について展開されると有利であり、これにより、０．５〜５ｍｍの長さの有色の測定深度が得られる。

これにより必要なスキャンユニットの移動段階が少なくなり、より迅速な測定物の測定が可能になる。

有色の測定深度それぞれについてデータセットが取得されることが有利であり、この際データセットは歯科用の手持ちカメラ内に記録され、測定物の３次元データセットと一体化されるか、またはデータ処理ユニットに転送される。

少ないデータ量のみ処理する場合、カメラ内でのデータの処理によって転送時間を省くことができる。データ量が大量の場合は、データ処理をカメラ外で行うと有利である。

スキャンユニットは１〜１０００Ｈｚの周波数で移動されると有利である。

これにより測定物の表面が比較的短時間で測定可能であり、このため、これに応じた歯科用手持ちカメラが撮影のために手で保持可能になる。

照明光線は揺動可能なミラーの側方への段階的な傾斜により測定物の表面全体にわたって移動されると有利である。

これにより、照明光線が点状またはセルの形状で物体に照射されたとしても、測定物全体が検出可能になる。

合わせて全体の測定範囲となる個々の有色の測定範囲の測定のためのスキャンユニットの転移は、複数の段階を経てなされると有利である。これに続いてスキャンユニットは、次の段階で第１の位置に移動され、この際スキャンユニットの測定サイクルは測定が完了するまで繰り返される。

これにより照明光線は段階的に測定深度全体の上端から測定深度全体の下端まで移動可能であり、隣接する測定点の測定のために再度測定深度全体の上端の出発位置へ移動可能である。この測定サイクルにより表面全体のより迅速な測定が可能になる。

合わせて全体の測定範囲となる個々の有色の測定範囲の測定のためのスキャンユニットの転移は、複数の段階を経てなされると有利である。これに続いてスキャンユニットは、次の段階で再度第１の位置に移動され、この際スキャンユニットの測定サイクルは測定が完了するまで繰り返される。

この測定サイクルを通して照明光線が再度出発位置に移動される段階が省略され、これにより測定時間が短縮される。

本発明の実施例を図に示す。

歯科用手持ちカメラの図である。 測定シーケンスの第１の図である。 測定シーケンスの第２の図である。

図１は３次元測定のための本発明に基づく歯科用の手持ちカメラ１を示す。歯科用手持ちカメラ１には、本実施例において有色の物体２、および多色の光源３、および揺動可能なミラー５およびビームスプリッター６から構成され、歯科用の手持ちカメラ１内で長軸Ａに沿って調節可能なスキャンユニットが含まれる。さらに歯科用手持ちカメラ１は色センサ４、および、例えば転換ミラーのような転換手段７、およびデータ処理ユニット１２を連結できる連結部１１が含まれる。

多色の光源３は、例えば半透過性のミラーまたはビームスプリッター・プリズムのようなビームスプリッター６を可能な限り妨げなく通過させ、揺動可能なミラー５によって有色の物体２の方向へ添加されるような照明光線８を発する。照明光線８は有色の物体により焦点を合わせられ、転換手段７によって例えば歯のような測定物９の方向へ転換される。測定物９の表面１０は照明光線８の一部分を反映し、観測光線８’として歯科用手持ちカメラ１へ反射される。観測光線８は転換手段７により有色の物体２の方向へ転換され、有色の物体２を通過し、揺動可能なミラー５によってビームスプリッター６の方向へ転換され、可能な限り完全にビームスプリッター６によって例えばＣＣＤセンサのような色センサ４の方向へ転換される。ＣＣＤセンサにより取得された画像データは連結部１１を経由してＰＣの形態のデータ処理ユニット１２に転送される。

本発明による光学的３次元測定方法は、有色共焦点の測定方法の要素とスキャンによる共焦点測定方法の両方を含む。

多色の光源３は、複数の少なくとも２つの波長を有するスペクトル領域を有する。光源３から発せられた照明光線はこのため、少なくとも互いに異なる波長のうち２つを含む。本発明の歯科用手持ちカメラ１のための多色の光源としては、とりわけ半導体レーザー（ＬＤ）または超発光ダイオード（ＳＬＤ）のようなコンパクトな多色の光源が考えられる。光源としては、ハロゲンおよびキセノンガス放電灯も使用できるが、サイズが大きいため本発明の歯科用手持ちカメラ１に関しては、カメラ１自体に配置されているのではなく光ファイバーを通じてカメラ１と接続されている場合のみ適している。

ビームスプリッター６は半透過性の光学的要素であり、照明光線を少なくとも部分的に妨げなく通過させ、観測光線を少なくとも部分的に、検出のために色センサの方向へ転換させる。

揺動可能なミラー５は、少なくとも１つの軸を中心に回転可能に設置され、電気モータを用いてコンピュータ制御により角度調整されるミラーである。異なる位置５．１、５．２へのミラーの角度変更により照明光線８は測定物９全体を通して転移され、これにより測定物９のｘｙ平面における全ての点１７、１７’について高さの値、即ちｚ値が求められ、測定物９の３次元データセットと一体化することができる。

有色の物体２は有色の収差効果を増大させる光学的要素であり、これにより照明光線８の異なる波長の焦点が明確に分離される。これにより、有色の物体２に最も近い第１の焦点１３の位置が有色の物体２から最も遠い第２の焦点１４の位置まで拡張される、有色の測定深度１５．１がもたらされる。有色の測定深度１５．１内で高さの値が求められる。測定の正確さは、これらの焦点の間にある、さらなる照明光線８に見られる波長の焦点の距離に依存する。

スキャンユニット２０は、例えば歯科用の手持ちカメラ１において歯科用の手持ちカメラ１の長軸Ａに沿って矢印２１に対応して、電気制御される電気モータを用いて転移されるユニットであり、これにより照明光線８の焦点１３、１４がz軸に沿って、即ち測定深度１５．１に沿って歯科用の手持ちカメラ１の長軸Ａへ転移する。こうしてスキャンユニットの第一の位置における第一の測定深度１５．１の測定の後、スキャンユニットを第２の位置２０’へ転移することができ、これにより、スキャンユニットの第２の位置における焦点１３の位置がスキャンユニットの第１の位置における焦点１４の位置と一致するような範囲において、焦点１３，１４が転移される。こうして、スキャンユニットの第２の位置の測定深度１５．２がスキャンユニットの第１の位置の測定深度に連結される。これに応じてさらなる測定深度１５．３を測定深度１５．２に連結することができ、ここでスキャンユニット歯科用の手持ちカメラ１の長軸Ａに沿って他の位置へ転移される。

色センサは感光性のセンサであり、波長のスペクトルを感知し個々の波長の明度を再生することができる。これにより、波長に依存する観測光線８の明度データおよび、これに伴い最大明度の波長が検出でき、ここから高さの値、即ちｚ値が求められる。本実施例では色センサとしてＣＣＤセンサが想定されているが、色センサはスペクトロメーターであってもよい。色センサ４は連結部１１を通して例えばコンピュータ及びデータ処理ユニット１９に連結されている。こうしてスキャンユニット２０の異なる位置において異なる有色の測定深度１５．１-４について連続して検出されたデータセットを記録し、測定物の３次元データセット全体として測定深度１６全体にわたって合体することができる。

図２はスキャンユニット２０の転移サイクルを複数の段階において明確に示すための概略図である。第１の有色の測定範囲１５．１を取得後、外側の焦点１３と１４との間の焦点は第１の段階２３において第２の有色の測定深度１５．２へ転移される。第２の有色の測定深度１５．２を取得後、第２の段階２４において焦点は第３の有色の測定深度１５．３へ転移される。第３の有色の測定深度１５．３を取得後、第３の段階２５において焦点は第４の有色の測定深度１５．４へ転移される。第４の段階２６ではスキャンユニット２０が再び元の位置に戻され、これにより焦点１３および１４に再び第１の有色の測定深度１５．１が含まれる。

典型的には、上記の測定サイクルの個々の段階の間にそれぞれｚ方向にセットされた測定深度１５．１，１５．２，１５．３，１５．４について、照明光線が段階的な揺動可能なミラー５の傾斜によって段階的にxおよび／またはyｙ方向へ転移されることによってｘｙ平面の測定範囲全体がスキャンされる。有色の測定深度の転移に関する上記のサイクルは、このため典型的には物体の測定のために一度だけ実行される。

平面の測定する点それぞれについて、即ち揺動可能なミラー５の５．１、５．２の各位置について上記の測定サイクルが一度実行される可能性もある。

この変形が選択された場合、上記の測定サイクルはまた、スキャンユニットの別の転移サイクルを複数の段階において明確化するための図３において示すように、図２で示す最初の３つの段階２３、２４および２５が達成されるように実行されるが、次いで第４の段階３０において有色の測定深度１５．４の焦点が第３の有色の測定深度１５．３へ転移され、第３の測定深度１５．３が取得された後第５の段階３１において第２の測定深度１５．２へ転移され、第２の測定深度１５．２が取得された後、最後の第６の段階３２において第１の測定深度１５．１に転移される。有色の測定深度の最初の３つの段階２３、２４および２５における転移は図１による測定点１７の測定のために実行され、この際これに続いて照明光線８が揺動可能なミラー５の横方向への傾斜により転移され、これにより図１による隣接する点１７’の測定のために、有色の測定深度第４、５、６の段階３０、３１および３２の間での転移がなされる。この照明光線の測定サイクルは表面１０の測定が完了するまで繰り返される。

１ 歯科用手持ちカメラ
２ 物体
３ 光源
４ 色センサ
５ 揺動可能なミラー
５．１ 位置
５．２ 位置
６ ビームスプリッター
７ 転換手段
８ 照明光線
８’ 観測光線
９ 測定物
１０ 表面
１１ 連結部
１２ データ処理ユニット
１３ 焦点
１４ 焦点
１５．１ 有色の測定深度
１５．２ 有色の測定深度
１５．３ 有色の測定深度
１５．４ 有色の測定深度
１６ 測定深度全体
１７ 測定点
１７’ 測定点
１８ 距離
１９ 表示装置
２０ スキャンユニット
２０’ 第２の位置にあるスキャンユニット
２１ スキャンユニットの転移方向
２３ 段階
２４ 段階
２５ 段階
２６ 段階
３０ 段階
３１ 段階
３２ 段階

Claims (19)

1. 有色の物体（２）と、多色の光源（３）と、色センサ（４）とを備え、前記多色の光源（３）は照明光線（８）を照射し、前記照明光線は前記有色の物体（２）を用いて測定物（９）の表面（１０）へ少なくとも１つの波長に焦点を合わせられ、前記照明光線（８）は前記表面（１０）から観測光線（８’）として反射され、前記色センサ（４）を用いて検出可能であり、前記照明光線（８）の様々な波長の焦点（１３，１４）は有色の測定深度（１５．１，１５．２，１５．３，１５．４）を形成し、長軸（Ａ）に沿って調節可能なスキャンユニット（２０）を有し、前記スキャンユニットは少なくとも前記有色の物体（２）を有する光学的３次元測定のための歯科用手持ちカメラ（１）であって、前記スキャンユニット（２０）は端部停止によって実現された２つの位置によって一方の端部停止から直接他方の端部停止へ移動させることができ、前記有色の測定深度（１５．１，１５．２，１５．３，１５．４）は前記スキャンユニット（２０）を用いて、前記有色の測定深度よりも短いかまたは同じ長さの増分をもって段階的に転移可能であり、これにより前記スキャンユニットの一方の最終位置（２０）における第１の有色の測定深度（１５．１）に、測定深度方向へ前記スキャンユニットの他方の最終位置（２０’）における第２の有色の測定深度（１５．２，１５．３，１５．４）が正確に連結するか、または前記第１の有色の測定深度（１５．１）が部分的に重なり、前記歯科用手持ちカメラ（１）は前記スキャンユニット（２０）の一部ではない転換手段（７）を有し、この際前記転換手段（７）は前記有色の物体（２）と前記測定物（９）との間に配置され、前記照明光線（８）が前記転換手段（７）を用いて前記測定物（９）に向かって前記歯科用手持ちカメラ（１）の長軸（Ａ）方向へ転換可能であることを特徴とする、歯科用手持ちカメラ（１）。
2. 前記光源（３）は、３００〜２０００ｎｍの間の光線スペクトルを有するハロゲンまたはキセノンガス放電灯であることを特徴とする、請求項１に記載の歯科用手持ちカメラ（１）。
3. 前記光源（３）は、超発光ダイオード（ＳＬＤ）であることを特徴とする、請求項１に記載の歯科用手持ちカメラ（１）。
4. 前記超発光ダイオード（ＳＬＤ）は、９００〜１０００ｎｍの光線スペクトルを有することを特徴とする、請求項３に記載の歯科用手持ちカメラ（１）。
5. 前記超発光ダイオード（ＳＬＤ）は、１５００〜１６５０ｎｍの光線スペクトルを有することを特徴とする、請求項３に記載の歯科用手持ちカメラ（１）。
6. 前記光源（３）は、白色光ＬＥＤであることを特徴とする、請求項１に記載の歯科用手持ちカメラ（１）。
7. 前記有色の測定深度（１５．１，１５．２，１５．３，１５．４）は、０．５〜５ｍｍであることを特徴とする、請求項１〜６のいずれか１項に記載の歯科用手持ちカメラ（１）。
8. データ処理ユニット（１２）を備えるか、またはデータ処理ユニット（１２）に連結可能な連結部を備えており、各有色の測定深度（１５．１，１５．２，１５．３，１５．４）についてデータセットが記録可能であり、様々な前記データセットは３次元データセット全体に対して測定深度全体（１６）にわたって合体可能であることを特徴とする、請求項１〜７のいずれか１項に記載の歯科用手持ちカメラ（１）。
9. 前記スキャンユニット（２０）は、１〜１０００Ｈｚの間の周波数で機械的に調整可能であることを特徴とする、請求項１〜８のいずれか１項に記載の歯科用手持ちカメラ（１）。
10. 前記歯科用カメラ（１）の長軸（Ａ）方向へ少なくとも１つの軸を中心にして揺動可能なミラー（５）が前記光源（３）と前記測定物（９）の前記表面（１０）との間に配置され、これにより前記揺動可能なミラー（５）が段階的に傾斜することで前記照明光線（８）を前記歯科用カメラ（１）の長軸（Ａ）方向へ段階的に移動可能であることを特徴とする、請求項１〜９のいずれか１項に記載の歯科用手持ちカメラ（１）。
11. 有色の物体（２）を通して測定物（９）の表面（１０）へ少なくとも１つの波長に関して焦点を合わせられた多色の光源（３）の照明光線（８）が検出され、前記照明光線（８）の異なる波長の焦点（１３，１４）が有色の測定深度（１５．１，１５．２，１５．３，１５．４）を形成する光学的３次元測定のための方法であって、少なくとも前記有色の物体（２）を含むスキャンユニット（２０）が、前記有色の測定深度よりも短いかまたは同じ長さの増分をもって長軸（Ａ）に沿って段階的に移動され、前記スキャンユニット（２０）は正確に一回最終位置の前で即座に端部停止によって実現されたもう１つの最終位置へ移動され、これにより前記スキャンユニット（２０）の１つの最終位置における第１の有色の測定深度範囲（１５．１）へ、測定深度方向へ、前記スキャンユニットのもう１つの最終位置における少なくとも第２の有色の測定深度（１５．２，１５．３，１５．４）が連結されるか、または前記第１の有色の測定深度（１５．１）により部分的に重複し、前記照明光線（８）は前記スキャンユニット（２０）の一部ではない転換手段（７）により前記測定物（９）の方向へ、前記歯科用手持ちカメラ（１）の長軸（Ａ）をわたって転換されることを特徴とする、方法。
12. ３００〜２０００ｎｍのスペクトル領域を有する光源（３）が使用されることを特徴とする、請求項１１に記載の方法。
13. ９００〜１０００ｎｍまたは１５００〜１６５０ｎｍのスペクトル領域を有する光源（３）が使用されることを特徴とする、請求項１１〜１２のいずれか１項に記載の方法。
14. 焦点（１３，１４）が様々な波長について展開され、これにより前記有色の測定深度（１５．１，１５．２，１５．３，１５．４）が０．５〜５ｍｍとなることを特徴とする、請求項１１〜１３のいずれか１項に記載の方法。
15. 各有色の測定深度（１５．１，１５．２，１５．３，１５．４）についてデータセットが取得され、前記データセットは前記カメラ（１）内に記録され、前記測定物（２）の３次元データセットと一体化されるか、またはデータ処理ユニット（１２）に転送されることを特徴とする、請求項１１〜１４のいずれか１項に記載の方法。
16. 前記スキャンユニット（２０）は、１〜１０００Ｈｚの周波数で移動されることを特徴とする、請求項１１〜１５のいずれか１項に記載の方法。
17. 前記照明光線（８）は、前記歯科用カメラ（１）の長軸（Ａ）へわたって少なくとも１つの軸を中心とした揺動可能なミラー（５）の段階的な傾斜により移動されることを特徴とする、請求項１１〜１６のいずれか１項に記載の方法。
18. 合わせて全体の測定範囲（１６）となる個々の有色の測定範囲（１５．１，１５．２，１５．３，１５．４）の測定のための前記スキャンユニット（２０）の転移は、複数の段階（２３，２４，２５）を経てなされ、これに続いて前記スキャンユニット（２０）は、次の段階（２６）で第１の位置に移動され、この際前記スキャンユニット（２０）の測定サイクルは測定が完了するまで繰り返されることを特徴とする、請求項１１〜１７のいずれか１項に記載の方法。
19. 合わせて全体の測定範囲（１６）となる個々の有色の測定範囲（１５．１，１５．２，１５．３，１５．４）の測定のための前記スキャンユニット（２０）の転移は、複数の段階（２３，２４，２５）を経てなされ、これに続いて前記スキャンユニット（２０）は、再度段階（３０，３１，３２）において第１の位置に移動され、この際前記スキャンユニットの測定サイクルは測定が完了するまで繰り返されることを特徴とする、請求項１１〜１７のいずれか１項に記載の方法。
    

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