JPS6323656A - 窩洞の三次元的形態の決定とディスプレイのための方法と装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 この発明は、鯖歯の窩洞および該窩洞の直接隣接部位を
、嵌入修復物の作製に役立つ如き三次元（立体）データ
の取得用カメラを使用して三次元的に撮影し、かつディ
スプレイするための方法と、その方法を実施するための
装置とに関するものである。

この方法は、下記の如き状況の下で適用されるものであ
る。

歯科医は、鯖歯について、インレー類（インレー、アン
レー）充填あるいは歯冠の適用により該歯牙の形態や機
能を修復し得るように窩洞形成を行う。該罹患鯖歯に適
応する窩洞形成処置を実施した時点で、該軸歯の隣接周
辺部位をも含めた該窩洞の精確な三次元的（立体的）計
測という問題が生じることになる。

この計測の完了後、モニタスクリーン面の撮影画像を、
数値制御（ＮＣ）形研削機器を用いて最終的に所望の再
構成物が仕上げ作製されるように、補正するものである
。

ここ何年間の間に、かなりの数のこの種の方法が公開さ
れている。それらの主要な部分について、以下に簡単に
説明しよう。

まず第１に、アルドシュラ−氏（Ｂ、八１ｔｓｃｈｕｌ
ｅｒ）による１９７１年１１月の報文中に記載された窩
洞の計測と補正についてのアイデアに関して説述する。

即ち、その続報“歯科用レーザーホログラフィ序論”　
［ＵＳＡｒ　ｒｅｐｏｒｔ　ＳＡＭ−ＴＲ−７３−４Ａ
Ｄ−７５８１９１（１９７３年３月）］第１０頁には、
レーザーホログラフィを用いて取得した歯牙のデータに
より、研削機器を制御し、金インゴット材片がら適合す
る内側形態および外側形態をもっ歯冠（金冠）をミリン
グ加工することか可能となるという考え方が示されてい
る。

前記の報文に関して、この論者の他の報文が、ジャーナ
ル・オブ・プロステティックデンストリー第３８巻第４
号第２１６〜２２５頁、１．９７７年８月（Ｊｏｕｒｎ
ａｌ　ｏｆ　Ｐｒｏｓｔｈｅｔｉｃ　Ｄｅｎｔｉｓｔｒ
ｙ、ｖｏ１３８゜Ｎｖ４）記載の“′歯科医療における
レーザーホログラフィ″にある。この報文では、インレ
ーについて説述されており、また同時に、この形種の装
置の原型（レーザーホログラフ・ステレオコンパレータ
を使用）が、プルツク空軍医学校（ＢｒｏｏｋｓＡｉｒ
　Ｆｏｒｃｅ　５ｃｈｏｏｌ　ｏｆ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ
）において試験された事実についても説明されている。

実用上これと同様の方法は、二、三年後に、欧州のエフ
・デュレー博士（Ｏｒ、　Ｆ、Ｄｕｒｅｔ）等により、
特許出願された（ＥＰ第００４０１６５号）。この出願
者等は、エレクトロニクスおよびデータ処理技術分野で
の技術水準の進歩に対応し、古典的なフィルムホログラ
ムの他に、電子画像センサを使用する直接干渉検出法と
、さらに、歯科形態学に関する゛′アプリオリ′″な知
識に基づいた高度に自動化された形態修復法とを付加利
用した。

より早期の他の歯牙再構成（修復）法については、１４
．　Ｅ、スインソン（Ｗ、　Ｅ、５ｗ１ｎｓｏｎ）の米
国特許第３８６１０４４号中に記載されている。この特
許の場合、常用形のカメラを利用する窩洞形状の三次元
的撮影計測法が説明されているが、この方式は、多くの
不明確な点があり、表示法としては、全〈実施不可能の
ものとすることができる。

［、Ｄ、レコウ（［１口、　Ｒｅｋｏｗ）および八、Ｇ
、エルトドマン（＾、Ｇ、ＥｒｄＩＩｌａｎ）による論
文゛歯科修復物の計算機援用自動作製″−ダボスにおけ
る欧州生物工学学会第４回集会報文、第１１７頁以下、
スイス国立研究所（Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ　ｏｆ　ｔ
ｈｅ　４ｔｈ　Ｍｅｅｔｉｎｇ　ｏｆ　ｔｈｅ［ｕｒｏ
ｐｅ、Ｓｏｃ、ｏｆ　　Ｂｉｏｎｅｃｈａｎｉｃｓ、口
ａｖｏｓ、５ｖｉｓｓ　　Ｒｅ５ｅａｒｃｈ　Ｉｎ５ｔ
ｉｔｕｔｅ、Ｐ、１１７ｆｆ）には、パ光学的印象写真
″取得のための他の方法、とくに、一般に、地形図写真
測定法に利用されるような立体画像対の立体容積測定−
解析法が表示されている。その場合、歯科医は、ステレ
オカメラを用いて当該窩洞部を撮影し、ついで、該撮影
フィルムあるいはインスタント撮影画像を、テスト・セ
ンターに送付する。該センターでは、該製作機器の制御
に必要とされる解析評価が行われる。

さらに、Ｐ、ハイドリンガ−博士による西ドイツ公開公
報・特許Ｄ［第２９３６８４７Ａ１．最中にも、他の方
法が説明されている。この方法の場合、歯科技工学的作
業模型を介して該支台を立体的光学的に計測し、計算機
（コンピュータ）を用いて、該立体計測記録データを解
析し、かつ公知の方式でデータ処理するものである。

最後に、本出願人の公開特許明細書、即ち、欧州特許第
０５４．７８５号と、その対応米国特許第４５７５８０
５１１について言及しよう。この各特許に記載した方法
、即ち、パターンモデルの投影像と三角法計測による窩
洞の解析法と、該画像スクリーン面での歯科医による該
記録データの相互補正方式とは、数値制御形研削機器を
利用する歯牙再構成（修復）加工に対して、最良かつ最
も早い基礎データを供与することができる。

引用した各公開特許から、下記の如き作業工程を要約す
ることができる。

１、当該歯科医は、該患者の口腔内で、該窩洞の三次元
的計測を直接的に実施する。

２、該窩洞に関する被記録形態データを、２種の形式、
即ち、輝度コード化プロフィルあるいは、透視図形式の
２通りに表示することができる。かかるディスプレイに
より、その記録データをコントロールし、また同時に、
新たな入力データとすることができる。

３、この窩洞の三次元的表示に基づき、手動的あるいは
自動的な形態再構成を実施し、それにより、研削機器を
用いて所望の嵌入修復物を全村体から研削作製すること
が可能となる。

この場合、従来未解決とされてきた次の如き問題、即ち
、かかる工程の実用的な実施−工程時間および工程コス
トの削減を阻害しないような実施という問題が呈示され
ている。このような三次元的計測（立体走査）は、一定
の条件、とくに、該窩洞にカメラを正しく整合し得ると
いう条件の下でのみ、実施し得るものである。

かかる条件の厳守という制約は、公知の方式。

即ぢ、該データの記録と評価の後に検証する方法の場合
、不利である。この事実は、待ち時間の長期化をもなら
すか、あるいは、治療回数の増大ずら必要となり得る。

当該歯科医は、故に、該窩洞の立体的計測に際し、基本
的にはこのプロセス実施を困難にするような非直接的゛
′フィードバック″方式を利用する。

その計測（測定）結果が適正に呈示された場合、所望の
嵌入修復物の形態を決定し得るように、上述の観点に従
ってその補正形成を実施する。

この点に関しては、これまでも、該窩洞−記録画像の適
正なディスプレイの可能性は、全くなかった。とくに、
概略的な三次元ディスプレイ画像は、窩洞形成過程で歯
科医が視認する映像から大幅に相違するため、不適当な
ものとなる。

かくして、当初に述べた形種の方法を、実験室レベルの
条件下のみでなく実地治療上も利用可能であり、かつと
くに、前述の諸欠点をもつことのないように改良すべき
であるという目的が、呈示される。

この発明による方法は、該カメラの好適な撮影位Ｗ（設
定位置）を決定するために、偽形成的な（Ｐｓｅｕｄｏ
ｐｌａｓｔ　１ｓｈ）ビデオ−モニタリング画像を発生
させることと、また、該モニタリング画像に対応する部
位に、一定のリリース（解放）指令信号により、静止画
像を生成させ、その場合、該静止画像に対応するコント
ラスト−および深度（被写体深度）−値データを各イメ
ージポイントについて決定し、かつ後の画像処理段のた
めに記憶させることを特徴とするものである。

」１記の特徴は、当該歯科医か、口腔内の鮎歯窩洞の形
態を、ただ１回の撮像によって、三次元的（立体的）に
把握し、かつディスプレイすることを可能にする。

モニター面に無障害（擾乱の無い）のビデオイメージを
ディスプレイし得る状態のザーヂモード（走査段）で、
該口腔撮影カメラを位置決めする。

この場合、直ちに基準パターンの前面投影および三角測
量法によって、その空間的（三次元的）な計測を実施し
得ることになる。

上記の三次元的画像イメージの即時的な測定に加えて、
該モニター画面に同時にディスプレイし得る傷形成−コ
ントラスＩ・画像についても測定できる。

該コン１〜ラスト画像／深度値データの照合により、該
コンＩ・ラスト画像に基づく手動的な形状補正が可能と
され、かくして、記憶済みの深度データによって、計算
機内にその三次元形態データをセットすることができる
。

この計算援用画像処理段においては、該深度データを該
コントラストデータによって評価するために、そのコン
トラスト情報を使用することが可能である。

かくして、次の２つの基本的観点に関して、当初に述べ
た方法を改良すべきであるという結論に達する。

即ち、 １、その三次元撮像が、適正な設置位置で行われて、該
窩洞の重要部位の全てが記録されるように保証するため
に、該三次元的計測に先立って、最高の品質のモニター
画像を、いわゆる調整セット手段として、当該歯科医が
自在に使用できるようにする。

このような改良により、三次元的（立体的）計測システ
ムを用いるこの作業は、きわめて容易なものとなる。モ
ニターの移動画像とその三次元的−１１＝ 計測は、該カメラを計測のための所定位置に保持してお
くことができるように、雉時間の間に逐次的に実施され
る。

その所定の計測工程の後、直ちに、制御情報が表示され
るために、当該歯科医に対しては、必要とする゛′フィ
ードバック″データが、即座に提供されることになる。

２、その三次元画像データを、視覚的にも容易に解釈し
得るようにするため、該窩洞の対応する静止画像−ディ
スプレイを、上記のモニター画像の場合と同様に符号化
（コーディング）する。

これら２回とも、二次元のスクリーン面に、輝度変調イ
メージが出現する。このイメージは、偽形成的なもので
ある。この偽形成的なキャラクタ・イメージは、人間の
脳機能が、二次元画像（イメージ）をそのシェージング
により三次元対象物（立体）として把え、再現する習性
に基づいて形成するものである。

上記のシェージングは、該窩洞の形態についての付加的
次元（ディメンション）情報と、見做す＝　１２− ことができる。かかる付加的情報に関する配慮は、ここ
に開示した発明の基本的な特徴である。故に、該静止画
像は、歯科医による嵌入修復物の構成時に、プロッティ
ング画面として役立つことになる。

以下、この発明の１つの実施例を、添付の図面を用いて
、さらに詳細に説明しよう。

この発明の個々の点について詳述するに先立って、まず
、その撮像走査−および計測（記録）工程を、第１図を
用いて、概観的に説明することにする。

第１に、該装置系（システム）は、その計測記録工程に
先行する走査段階（サーチモード、サーチフェーズ）の
間、基本的に在来形のビデオシステムと類似の作動を行
う。撮像フレーム内に示されるような歯牙部位が、撮像
焦点レンズおよびセンサによって撮像され、かつ５０１
１ｚの画像周波数でディスプレイされ、これにより、標
準−ビデオ画像が得られることになる。被観察歯牙は、
三次元的計測のために、当然、カメラを介し、実際上、
格子形基準パターンを用いて照明される。この基準パタ
ーンは、該生画像面には現出してはならない。

この点に関して、その固有の撮像内容にスパーインポー
ズされ、かつ擾乱するパターンを除去するという第１の
課題が存在する。この課題をいかにして処理し得たかと
いう点については、第３図および第４図を用いて以下に
説明する。

前記の走査段（サーチモード）は、次に実施される三次
元的撮像工程のためのａ適条件の発見に役立つものであ
る。その露出（照度）を適正に選定すること、即ち、該
センサの機能（ダイナミーク）を完全に制御することに
留意ずべきである。

再構成物（修復物）の正確な取付けは、全ての患部が、
撮影時に画像化されている場合にのみ保証される。走査
段階でのカメラは、より後の嵌入修復物（インレーなど
）の嵌挿軸に適合するように、位置決めされねばならな
い。即ち、該軸歯と該カメラとの間隔は、軸歯全体像が
鮮明に示されるような距離に調節しなければならない。

これら全ての調整手順は、該歯科医が、走査段階（サー
チモード）において、付加的な装置を補用しカメラを固
定位置に設置することなしに、患部に対し直接的に実施
する一該カメラを手動的に、その撮像位置に、位置記め
すべきである。

あらゆる三次元的（空間的）自由度を保ちつつ、容易に
該カメラを位置調整可能とするために、該ビデオ画像面
には、種々のマーク（フレーム、十字線、ミリメートル
単位区画目盛など）が、フェード・インの状態で表示さ
れる。

所定の調節位置にセットされたならば、当該歯科医は、
例えば、ペダルを介してその計測工程段にレリースする
。

この計測工程期間の間、該基準パターンは、種々の三次
元空間位置で、該鵬歯表面に投影される。

この場合に生成する画像は、メモリ装置に記録されるこ
とになる。この処理段の継続時間は、全体で１１５秒以
下である。その後、該被記憶情報データは、変換（デー
タ変形）されるが、このデータ変形ステップ所要時間も
、１１５秒以下である。

前記の変換の結果、該メモリ装置内に新たな形態のデー
タが存在するようになる。即ち、該窩洞のレリーフパタ
ーン（米国特許第４５７５８０５号を参照のこと）は、
各画素およびコントラスト画像に対する深度データの形
態となり、また、該画像は、直接的に表示し得るものと
なる。

この画像は、その偽成形像の形式で、ビデオ−生画像と
同等化され、それにより該歯科医は、その撮像の即時コ
ントロールが可能となる。

該コントラスト画像は、歯科医にとって、ビデオ生画像
の静止画像として見える。該歯科医は、この静止画像（
ｓｔ　ｉ　ｌ　ｌ　ｉｌａｇｅ）により、その撮像が、
後の該修復物構成に対して好適な基本データを形成した
か否かを確認することができる。形成されない場合には
、走査段（サーチモード）を新たに導入することが可能
である。

その撮像が良好と見做される場合、該メモリ内に、該窩
洞の立体的形状に関する全てのデータが存在することに
なり、かくして該嵌入修復物の構成を、遅滞なく開始す
ることができる。

この相互作用的操作プロセスに対しては、構成基本デー
タとして前述のコントラスト画像が適用できる。このコ
ントラスト画像は、経験の示ず如く、歯科医にとって、
単に深度データに基づくのみの何か抽象的な表示方式よ
りも、はるかに良く理解し再現し得るものである。

該コントラスト画像中には、切れ目（クラック）稜線や
他のマーク類で特徴付けられる微細な線も包含されてい
る。これらの基本的なマークを介在するかかる補助的デ
ィメンションにより、当該歯科医は、例えば、歯肉の高
さを走通ずる該窩洞の境界線−前記のレリーフ図のみに
よっては、視認し得ぬ境界線−を、確実に固定すること
が可能となる。

後により詳細に説明するようなメモリ装置は、重ね合さ
れた二層のメモリバンク゛Ａ′″およびＢ′″を有する
ものである。このメモリは、該バンク“Ａ　Ｉ’１層に
は、表示可能のコントラスト画像が存在するように構成
される。当該歯科医には視認不可能なバンク“Ｂ″層中
には、それぞれの画像点について、付随する各深度値デ
ータ（Ｚ座標）が、記憶されている。

該歯科医が、熟知の傷形成コントラスト画像によって、
グラフ再構成入力を入手している間、バンク“Ｂ′″中
には、バンク゛Ａ′″中への被入力境界線データと、深
度データから形成される三次元的形態データが生成し、
対応する嵌入修復物の自動的作製のための基準データを
形成する。

バンク“Ａ″は、この目的」−１付加的に“オーバレイ
”バンク層を具備し、このバンクは、カーソルマーカ（
マウス、トラックボール等々）を用いて与えられる境界
線データを表示し、かつ記憶することもできる。

構成段がロックされると、マーカ（マウス、トラックボ
ールなと）によって指示される境界線を表示しまた記憶
するような全てのデータが、該メモリ装置に供給される
。また、構成段がシャツ１〜オフされると、該嵌入修復
物の形状を規定する如きあらゆるデータが、該メモリ装
置中に供与されることになる。これらのデータは、数値
制御彫加工機器の制御の目的に使用することができ、こ
の−１８＝ ＮＣ−加工機器は、わずか何分という間に、材料全体か
ら該嵌入修復物を研削するものである（ＥＵ−Ａ、−０
１８２０９８号を参照のこと）。

以上、この発明の工程段の概要について述べたところで
、まず第１に、その口腔撮像カメラの構造と機能を、第
２図を用いてさらに詳細に説明しよう。このカメラは、
その外形によって当該患者の口腔内へのカメラの導入（
挿入）が可能とされるようなケーシング１を具備してい
る。

このケーシング内には、好ましくは、近赤外領域で作動
する如き発光ダイオードＬＥＤより成る光源２が取付け
られる。このダイオードＬＥＤからの光は、集光レンズ
系３を通過してマスク（シールド）４を照明する。この
マスクは、機械的に移動可能の古典的形式の格子シール
ドとしても設計し得るものである。

このカメラの場合、該マスクシールド４は、圧電素子５
　ｔ＠に取付されており、該素子を介し、該マスクは、
光源光束に対して垂直に移動することができる。しかし
ながら、これらの装置系は、第４図においてより詳しく
説明するように、可動部分を有しないような液晶セルと
して構成することも可能である。実用的には、透明プロ
ジェクタの場合のように、該基準パターンが、対物レン
ズ系８を介して該歯列１０面に、投影されることになる
。

光源からの光束を、照明光光路と観察光光路とに分離す
るために、該光束行程内には、２孔形開口絞り板７と、
ビームスプリッタ６とが準備され、これらの装置が、歯
列１０からの反射光を該照明光光路から分離させてその
平行光路角度を規定し、その角度が、前記の立体三角測
定法にとって、決定的な因子となる６固定された視野レ
ンズを具備する延伸形プリズム９を介して、テレセンタ
ー形の光路が形成される。画像センサ１１は、各歯牙で
散乱反射した光を受光し、この光を走査線形（ラインマ
スク）ビデオ信号に変換させるものである。

該カメラの外部でない限り、コントロール−乃至マツチ
ング−回路網がプリント配線回路ボード１２に取付けさ
れる。このカメラ体は、１本の多芯ケーブル（導ｗＡ）
を介して、計算機（コンピュータ）−およびディスプレ
イ−ユニットに接続する。

次に、第３ａ図から第３ｄ図までの各国について、基準
パターンの投影による同時コントラスト測定を伴う深度
測定と、生画像（サーチイメージ）ディスプレイとの方
法を説明しよう。

原則的には、この計測方法の実施に対して各種基準パタ
ーンが適合する。ここに示した実施例の場合、縞模様パ
ターンが適用され、このパターンでは、それらの縞模様
は、それぞれ、その半分が黒色（非光透過性）で、他の
半分が白色（光透過性）の部分より形成されている。該
基準パターンはきわめて定期的である。このいわゆるグ
リッド形周期は、時間依存影信号と類似して、次の同等
に３６０度遷移過程に至る黒色から白色部に遷移する過
程の間隔（インターバル）を決定する。

この３６０度周期の範囲内において、１つのステップに
ついて論及することができる。例えは、白色から黒色（
透明から不透明まで）への遷移状態が、１８０度の角度
で生起すると特徴付けできる。

＝　２１− まず第１に、方形の輝度（光度）曲線を生成するこの基
準パターンが、対物レンズを介して該歯列面に投射され
、そしてそこに生じた画像が、再び該対物レンズ系を介
してセンサ面にイメージ化した場合（第２図を参照せよ
）、その遷移変化の鋭さくシャープネス）に関して大幅
な損失を生起することになる。この効果は、センサ受信
時の光度曲線（光強度パターン）が、正弦波曲線（サイ
ンカーブ〉形となるような結果をもならずものである。

画像センサ１１に記録され変化されたこの正弦波信号に
ついて、種々の撮像−サーチ工程段階を考察することに
する。

基準パターンを形成するマスク４が固定されていると仮
定した場合、センサ１１は、第３ａ図に表示されるよう
な光強度値（輝度値）を検出することになる。その水平
軸２０は、該センサの１つの走査線の線分に対応し、該
線分は、多数の画像点（ピクセル）より形成されている
。各画像点Ｘについては、光強度値Ｈが検知され、これ
は、基本的に、当該歯面から反射された輝度に対応する
ものである。しかしながら、実用上は、一連の付加的影
響作用が現出し、それらの作用効果は、その理論値（理
想値）を変化させ、結果的に、その測定精度を低下させ
ることになる。

この発明の方法を用いることにより、上記の如き測定誤
差を検出し、類別しかつ除去することが、以下に示すよ
うに可能になった。

一般に、該画像点走査線に沿って得られた各輝度値を連
結するならば、曲線２２が得られることになろう。この
曲線は、多くの相違する因子によって変化される。第１
に、縞模様パターン（基準パターン）によって、正弦波
状のカーブが生じることに留意するべきである。

既に公知（米国特許第５５７５８０５号）の如く、この
正弦カーブ相とは、深度データの情報が包含されている
。かかる深度情報の評価については、さらに以下に説明
する。

ここで、まず第１に、非擾乱的なビデオ−走査画像が生
成したとすると、その変調の妨害は、該走査画像におい
て、縞模様パターンとして晃えることになる。第３ａ図
において、曲線２２のピーク点をそれぞれに連接するエ
ンベロープ（包絡線）２３が図示されているが、この場
合、この曲線２２は、非擾乱的な光強度（輝度）カーブ
を示すことになる。

非障害サーチ画像の生成のために、被投影縞状パターン
を介し生じる変調を除去し、エンベロープ２３のみが残
存するようにずべきである。

この手順は、２種類の方法で可能となる。

即ち、１つの方法は、マスク４を光路から取外ずことで
あり、これは、公表論文″′試験管内実験レベルでの接
着性陶材インレー適用テスト・ノー）　”　（Ｓｃｈｗ
ｅｉｚ　Ｈｓｃｈｒｊａｈｒｖｅｄ、９５１１１８１９
８５年）中で、グリッドプレー１・の物理的な取外しと
して行われたものである。

第４図に示す如く、マスクスクリーンとして液晶セルを
使用した場合、エレクトロニクス技術的に、除去するこ
とになる。第４図は、該液晶セルの横断面を示すもので
ある。

その２個のガラスシート４０．４１の間に、公知の方法
で、空洞部が形成され、該空洞部には、公知の液体４２
が充填されている。

従来の技術に基づく他の構成要素は、前記の各ガラスシ
ート側面に接着された偏光フィルタ４３゜４４である。

近赤外領域で動作する前記光源の使用に関しては、前記
の充填液体はもとより、該偏光フィルタも、該光源によ
る波長に対して赦適のものである。

とくに、この装置の前記空洞部の両側面には、電極Ａ、
Ｂ、ＣおよびＤが配設されている。

空洞部の左側面には、電極ＡおよびＢが、交互に配ｇ（
ＡおよびＢは、それぞれ相互に電気的に接続されている
）される一方、その右側面には、電極ＣおよびＤが、同
様の形式で配設されている。

この場合、左側および右側の各電極対は、第４図によっ
て明らかなように、相互に、１／２の電極幅だけ、偏位
するものである。

外部へのリード線部をもつ全てで４個の接点（ジャンク
ション）端には、方形波信号４５あるい４６が印加され
るが、この信号は、撮像シリーズに付随する角度増分９
０度の移相過程を生起させるものである。第４図の場合
、電極Ｂの全ては、信号４５によって励起され、電極Ａ
、ＣおよびＤは、信号４６を介して作動（励起）される
。

これらの逆位相的に励起される電極が対向配置された状
態で、該液晶が、発生電位差場内で整列し、その結果、
偏光フィルタ４３．４４が結合して、光がブロックされ
ることになる。空洞部内で黒点ドツトで示した部分は、
この作用効果を表示したものである。相互に対向配置し
た各電極の同等の励起により、該液晶体は静止（休止）
状態に止まる。即ち、その透過光が、減衰ぜずに通過す
ることになる。このコンｌ−ロール（八ｎｓｔｅｕｅｒ
ｕｎｇ）の周期的変化（常に１組の電極グループが、残
余の他の３個の電極群に対して逆相状態となる）により
、該ネットパターンが、所望の形態で、ｆｉｌ的な運動
を生起することなしに、シフトすることを可能にする。

この解決法によって、該基準パターンの精密な空間的位
相状態を保持することができる。

さらに、このカメラ装置内に固定的に取付は可能の該液
晶セルにより、このカメラ全体を振動に対して不感状態
に保つことができる。

また、サーチモードも、洗練された方法で算定される。

同一の相状態の全ての電極が励起され、同一の電位差を
もつ場合、該液晶素子は無定形状態（アモルフォス状態
）となり、該窩洞表面に、何らの被擾乱縞状パターンも
投影しない。

基準パターンを除去する第２の方法は、該パターンの“
消去（ワイプアウト）°°という処理法にある。画像セ
ンサ１１を、積分器（インテグレータ）として作動させ
ること、即ち、その入射光皇子を、ある一定の時間（４
０１ｓ）について積算し、その蓄積された電化を、転送
指令信号によって読取りレジスタに転送する。

該縞状パターンが、圧電素子５により該積算時間期間当
り、該！ｉｉｉ歯表面の全ての部位点に同等の菫の光が
入射するように移動する時、該擾乱パターンは、′消失
（フェードアラｌ−）する。

実用的には、該マスクスクリーンを、正弦波カーブ状に
偏位運動させ、その振幅を、該基準バタこのようにして
生じた画像は、そのサーチモード（走査段）において、
非擾乱ビデオ−モニター画像として利用する。

こめモニター画像〈サーチ画像）の生成について明らか
になったところで、コントラスト画像と、付随する深度
値（２−軸）との生成に関して説明しなければならない
。この点については、エンベロープ２３と並んで第３ａ
図に示される曲線２４にも留意しなければならない。こ
の部分は、漂湧光（該鮎歯面から直接的に散乱反射した
ものではない）と、該センサの暗電流とか組合されたも
のである。こり好ましからざる光成分部分２４は、それ
が、前記の計測のために何らの有用情報データをも含有
しないところから、まず第１に、除去すべきものである
。

上部エンベロープ２３と、下部エンベロー１２４との両
画線間の信号の相違は、それぞれのイメージスポットχ
に関して、被投影パターンのコントラスＩ・因子となる
ものである。かかるコンｌ−ラス１〜画像の形成は、該
画像センサ１１内での障害（誤動作）ならびに、当該歯
面および歯肉表面での散乱光反射現象を除去することを
可能にする。

位置点２５は、例えば、センサ１１の”プラインドパ画
像点（イメージスポット）の不例を図解説明するもので
ある。半導体製造工程における限定的で狭い公差（許容
範囲）要件ならびに汚染により、しばしば個々の素子（
画像点）や素子群が、抑制不可能な程に高額となる事実
がある。このような欠陥を有しないようなセンサ類は、
一般に、きわめて高価なものである。

他方、位置点２６は、当該餉歯面あるいは歯肉面による
非反射光輝点（反射）であり、この過剰輝光が、該セン
サを過励起（過励振）している。

これは、きわめて大きな障害となり得るために、サーチ
モード段階でこの問題に気づいた歯科医は、例えば、艶
消し処理によって解決することになる。

この位置点は、局部的には、縮小することも可能である
が、その測定値を左右し、センサあるいは後述のアナロ
グ／デジタル変換器のＩａ能も充分ではない。

次に、第３ｂ図および第３Ｃ図を用いて、コントラスト
画像の生成過程を介してこのような欠陥がいかなる方法
で除去できたかについて説明しよう。

まず第１に、前記の撮像過程が、どのように進行するか
を第３ｂ図について追及する。第３ａ図に示す如く、輝
点部分と暗色部分との位置が逆転するように基準パター
ンをシフトさぜることが可能で、そのＩＮ位角度は１８
０度で、１／２の周期に相当する。さらに、次の如き状
態について示そう（その歯牙表面の同一部位は、同等の
光度で照明されるものとする）。即ち、光度曲線２７も
、同時にその初期位置点から１８０度の角度でシフトす
るが、エンベロープ２３および不良光成分部分２４は、
なお、無変化の状態にある。ブラインドセンサ索子およ
び反射光点２５．２６の各帯域もまた、基本的に不変の
状態で残存する。従って、第３ａ図および第３ｂ図で示
される両者の信号の減算により、不良光成分部分２４を
完全に除去できる。位置点２５．２６の両者についての
減算の場合、差分信号値ゼロを示す。

第３ｃ図は、考察したセクションについて、メモリ装置
中にのみ存在するように形成した誤差分信号２８を示す
ものである。

この差負信号曲線２８は、原曲線２２と類似のものであ
るが、その振幅は２倍の大きさをもち、また、該差分信
号は双極（２極）形であり、即ち、該零位線の周りに振
動する。

前記の減算過程で得られた信号曲線２８は、また、１個
のエンベロープ対によっても規定できる。即ち、その正
の領域について、該信号曲線は曲線２９となり、その負
領域内では曲線２９と対称的に走通するところの曲１１
３０となるものである。これらの曲線は、第３ａ図の場
合の局所的輝度としてよりは、コントラス１〜として説
明できる。

このコントラストは、最大照明光度（基準パターンは透
光状態）時に各位置点に現出する輝度と、最小照明光度
（基準パターンと不透明）時での各位置点の輝度との差
として規定できる。

ビデオーサーヂ画像の輝度信号は、がなりの部分につい
て障害情報（漂遊光や暗電流成分）を含有しているが、
前記コントラスト信−りは、深度測定のために重要な全
てのデータを色素するものである。

ここで、さらに第３ｄ図を用いて、該コンｌ−ラストの
測定や所要の深度計測が、第３ｃ図および第３ｄ図に示
した状態がら、結局、いがなる形式で推定されるという
点について示さなければならない。

第３ａ図および第３ｂ図に示した状態と類似の方式で、
それぞれ９０度および２７０度の角度位置状態について
記録し、また、その両者を互いに減算した場合、該差分
信号について、第３ｄ図に示す如き曲線が生成すること
になる。

双極（複極）信号３１は、各エンベロープ２９および３
０によって包囲された状態にあり、またこの信号は、差
分信−リ２８曲線に対して９０度の位相差を有している
。これら２つの信号は、一般に、米国特許第１１５７５
８０５号に記載の如く、複素局在周波数の実部（実数部
）および虚部（虚数部）と見做すことができる。

１ｍ θ−ａｒｃｔａｎ　−／　：　ｓｉｇｎ　（Ｉ　ｍ　）
ｅ （但し、Ｉｍは虚部、Ｒｅは実部） の式による操作により、それぞれの画像点χに対する前
記の２つの信号を介して形成される誤信号値対から、“
位相（ベクトルの相）″を算出する。

この゛ベクトルの相′″は、各画像点χの深度に対する
１つの尺度である。

つ前記のものと同じ信号値対から、それぞれの画像点に
対するコンｌ−ラスＩ・をも、確定することも可能であ
り、それらのコントラスｌ〜は、基本的に第３ｃ図およ
び第３ｄ図に示すエンベロープ２９に対応するものであ
る。

このような意味の拡張と、コントラストの規定とにより
、一般にそれぞれの画像点の評価、即ち、該算定深度値
に関する精度判定基準について、−定の論拠を得ること
ができる。

さらに、このコンＩ・ラスＩｍ測定により、解析時にお
ける損傷（画像の汚染）なしに、判定のなめに不可欠と
され、かつ微妙で必要とされる詳細データ（細部）を表
示し得ることになる。

評価に関しては、この装置システムか量子化（計量化）
されたデータに基づいて、作動する以上、コントラスＩ
・強度の低減に伴い、その量子化度が常に粗くなり、そ
の算出深度がより劣悪な解析度で法定されるようになる
ことは、明白である。

他方、全ての暗色部域（コントラストに乏しい）に、明
色部域が隣接するところから、暗色ドメイン領域におり
る補間処理により、該データを統計的に改良することが
できる。

そのコントラスＩ・情報に誤りのある場合、全ての深度
値を、同等の重み付けで考慮したと仮定すると、前述の
如きデータの改良は、実現不可能である。この計測法（
重み付け）は、各ブラインド素子および反射因子によっ
て説明すべき前述の陣！（擾乱）作用の省察を可能とす
るものである。

＝　３４− これまで述べてきたように、両者の信号についての減算
は、その実数部２８のみならず、その虚数部分３１につ
いてもゼロとなった。

これらの位置点についての解析によっては、明らかに何
らの有意な結果も示されなかった。

しかしながら、前記の評価方法により、この状態をニレ
ガントな方式で算定し得るーこの場合、コントラストは
ぜ口に等しい−という新たな可能性がある。

最も簡単な実行法としては、しきい値識別という方法が
指摘される。

規定のコントラスト値を上回ることのない全ての位置点
は、“アウトライヤー（管理外れ）″と見做され、その
処理過程から除かれることになる。

この簡単な不例は、深度およびコントラストの組合せ測
定の効果を示すものである。

第５図においては、第３図のステップの実施に必要なメ
モリおよび演算−装置が図示されている。

この図においては、簡略化のために、外部信号回線およ
び一制御線は省略しである。これは、メモリバンク′″
Ａ”およびＩＩ　Ｂ　ＩＩの各点について該処理袋Ｗ（
中央演算処理装置）のアクセスに役立つものである。

ここに線図的に示した装置システムは、次のような各動
作状態、即ち、サーチモード、輝度画像（“Ａ′°ある
いは’Ｂ”）の記録、同時的な差異信号形成（“′Ａ″
または゛”Ｂ”）による記録、ならびに深度およびコン
Ｉ・ラストの獲得のための変換モード等の動作モードを
示すものである。

該サーチモード（走査−乃至探査一段〉において−該基
準パターンユニット（マスクシールド）は、同期運動す
るか、あるいは、ターンオフされる−１画像センサ５０
から出た輝度信号は、アナログ／デジタル変換器５１を
介して加算器５２に転送される。該加算器の第２の入力
端は、マルチプレクサ５３の出力端に結合し、このサー
チモード動作期間中、該マルチプレクサの選定する入力
は、その接地記号によって示されるようにゼロされる。

かくして得られた不変的な信号は、制御−書込み一輪埋
装置６０およびアドレス・ジェネレータ６１を介してメ
モリバンク“”Ａ”５４中に書込まれることになる。

前記のアドレス・ジェネレータは、水平（行）−および
垂直（列）−アドレス信号を発生ずるものであり、これ
らの行−および列−信号は、それぞれの対応する記憶場
所を選択的に定めるものである。画像センサ５０もまた
、類似の信号群によってアドレス指定される。同時に、
同期信号６２が発生して、モニタースクリーン５６に伝
達される。

該メモリ装置で読出された信号は、デジタル・アナログ
（Ｄ／Ａ）変換器６３を介してモニタースクリーン５６
に転送され、これにより、該メモリ“Ａ′°の連続的な
ディスプレイが行われることになる。

これらのメモリバンクに、データ処理装置によって書出
し得るような“′オーバーレイ″′面が付加される場合
、該サーチモード画像面に、任意のマーク（十字線やｌ
ｌ１ｍ単位スケールなど）をスーパーインポーズするこ
とができる。

前記の純粋に幾何学的なマーカーの他に、以前の記録撮
影において計測しておいた鵬歯の形状を、重ね合せして
おくことも可能である。故に、空間的（三次元的）かつ
相互に継時的な逐次記録データの配列が可能となる。例
えば、歯科医は、第１の当該軸歯残根の記録（画像）と
、ワックスを用いてモデリングした咬合部位（咬合面）
の第２の記録との組合せ配列パターンに、歯冠（クラウ
ン）を適合させることができる。同様にして、撮像フレ
ーム内に適合しないような多数の支持部材からなる橋義
歯を、多くの部材の適正品Ｗ構成を得るために、プロッ
トすることも可能である。

サーチモード画像のかかる調整により、多大のコストを
要しかつ丸め誤差（切捨て誤差）を招来する如き逐次算
定−座標変換の手順が不要となる。

さて、歯科医がその実際の立体撮像を開始した場合、以
下の動作工程が生起する。即ち、その基準パターン・マ
スク・スクリーンが、第１の位相角付ＷＯ度にセットさ
れる。１個の画像ショッ）・の間に、前記のアナログ・
デジタル変換器が、光強度データ（第３ａ図の曲線２２
）を送給する。このデータは、サーチモードの場合のよ
うに、直接的にメモリバンク“Ａ″に書込みされる。

次の撮像期間（ＩＶフレーム期間）中に、前記のグリッ
ド・スクリーン（マスク・スクリーン）がその角変位Ｗ
　９０度までシフトし、それに応じて９０度シフ）・シ
た光強度値データが、メモリバンク°゛Ｂ′”に書込み
される。該マルチプレクサは、この間、常に出力がゼロ
の状態である。

第３のＴＶフレーム時には、そのフィードバックループ
が開放し、それによりメモリバンク“Ａ″。

からの反転出力が、該加算器の第２の入力端に印加する
。このようにして、この１８０度〜０度の差分信号が、
メモリバンク“′Ａ′°に直接的に書込みされることに
なる。

このプロセスは、読取り一変更−書込み・動作として公
知のものである。

最後に、該グリッドスクリーン（マスク・スクリーン）
が、２７０度の角度位置に到達すると、その２７０度〜
９０度の差分信号が、メモリバンク“′Ｂ″に書込まれ
ることになる。

この一連の撮像記録工程が終了した時、該光源。

センサおよびアナログ・デジタル変換器か、ターンオフ
する。ここでメモリバンク“Ａ“′には、位相角０度お
よび１８０度に対する差分信号２８（第３ｃ図）が存在
し、メモリバンク゛Ｂ　”中には、位相角９０度および
２７０度の差分信号３１（第３ｄ図）が存在することに
なり、これらの信号は、前述の如く、複素数の虚数部Ｉ
ｍおよび実数部Ｒｅとして理解されるものである。

ここにおいて、これらのデータを、コンｌ−ラストデー
タにおよび深度データにとに変換する。

この変換期間の間に、被蓄積（記録）複索数成分対Ｉｍ
およびＲｅのそれぞれのイメージポイント（画素）域に
は、新たなデータ対に、θが形成される。読取り専用記
憶装置（ＲＯＭメモリ）５７および５８内には、それに
対応する関数、即ぢ、ｍ θ＝　ａｒｃｔａｎ　−／　：　ｓ　ｉｇｎ　（Ｉ　ｍ
　）Ｒｅ 〜　　４０　− が、作表形式で固定記憶されることになる。

前記アドレス・ジェネレータは、メモリバンク゛Ａ“の
１個のイメージポイントと、バンク゛Ｂ”の１個のポイ
ントを交互に読出し、このため該ＲＯＭメモリー作表ユ
ニッ１−５７．５８の入力端には、一対の複素数信号が
生じることになる。

バンク“Ａ″の次のイメージポイン）・の読出しの場合
、作表ユニット（ＲＯＭメモリ）５８の出力端に、コン
トラスト信号が生じ、該信号は、そのアクセス時に、直
前に読取された記憶セルに、書込みされる。

メモリバンク゛′Ｂ′°からのイメージポイントの読出
しの場合、マルチプレクサ５３について、バンク゛′Ｂ
”メモリラルに、該深度（位相）データが再書込みされ
るように配慮する。

この変換が、中央演算処理装置を介することなく、該記
憶装置内で直接的に実施されるところから、約１００ミ
リ秒（ｉｓｅｃ）後に、該記憶装置内にコントラスト画
像信号が生成し、それにより瞬間的に、モニター５６に
ディスプレイされることになる。

かくして、該コントラスト画像は、嵌入修復物形状の形
成に当り、前述の如き方法で、静止画像として該歯科医
に自由に使用できるものとなる。

これに伴い、深度データも記憶されるが、該データは、
該演算装置が嵌入修復物の立体形状を法定し、かつ前記
の研削加工機を制御することを可能にするものである。

この発明に基づく上記の諸工程に従い、それ自体複合的
な窩洞の撮影（記録）−および計測−システムを、嵌入
修復物形成の実用的目的に連合するように完成すること
を可能としな。

とくに、このようなディスプレイ方式は、嵌入修復物の
構成（形成）のために、またその判定について、歯科医
がそれを在来の歯利治療法上、いかに認識し解釈するべ
きかの基本データを、該歯科医に呈示するものである。

この実用的なディスプレイ方式は、本発明の工程手順を
介して過大な演算費用を伴うことなしに、その計測工程
と直接的に組合せることが可能である。

その低少な演算コストは、歯科医のみならず訊患者に対
しても、１１Ｉ［Ｗとなる中断を生しることなしに、実
時間条件１・−でのオペレージジン・プロセスを可能と
する。サーヂモード（定査段）に連携し、かつ該窩洞の
判定評価に基づき、その生成コントラスＩ・画像を利用
して、短時間の間に、その手動的な形態補正による該嵌
入修復物の構成（形成）を実施することが一１ｉＪ能に
なる。

この１１′Ｍ、機援用画像処理法は、該コンｌ−ラス）
〜により、被記憶深度データを計量できるところから、
そのコントラスｌ−データ情報をも同時に解析し得るも
のである。

’Ｉ　、　ｌ！Ｉ而の簡単な説明 第１国は、本発明に従う窩洞の撮像記録およびそのディ
スプレイの各動作工程を示す工程系統図、第２国は、撮
影カメラの基本的な各構成要素を示す線図、 第３ａ国は、第１の÷４次元画像データ撮影工程段期間
における画像センサラインの一部区間に沿って記録され
た輝度（光強度）曲線を示すオシログラム、 第３ｂ図は、基準パターン・グリッドスクリーンを、１
８０度シフトさせた後の前記区間の前記曲線の変化を示
すオシログラム、 第３ｃ図は、それぞれに相補的な位相角位置をもつ前記
の２種のオシログラムの差異を示す図、第３ｄ図は、そ
れぞれに９０度および２７０度の位相角位置とした基準
パターン・グリッドスクリーンの場合の前記一部区間の
該曲線に関する差異を示す図、 第４図は、基準パターン・スクリーンを種々相違する位
相角度位置とするのに、とくに適合したその特有成分要
素であるコンｌ−ロール（ドライブ）信りと共に示した
液晶セル素子の断面図、第５図は、撮影（記録）した部
分画像データの迅速な変換（変形）を可能とする回路と
、細部を明示した該変換に利用する固定記録装置とを示
ずプ１７ツク路線図である。

手続補正書…） 昭和６２年　８月Ｉ２日 ２、発明の名称 窩洞の三次元的形態の決定とディスプレイのための方法
と装置３、補正をする者 事件との関係　　特許出願人 住所　　スイス国、８７０２　　シリコン。

かレチン′シュＩ〜ラーセ　１０番地 氏名　　マルコ　ブランデステイー二 国籍　　スイス国　　　　　　　　　（はカリ名）４、
代　理　人 〒１６３東京都新宿区西新宿１丁目２５番１号５、補正
の対象 （２）明細書の特許請求の［の欄を別紙の通り補正する
。

（別紙） ２、特許請求の範囲 （１）任意の嵌入修復物の作製に役立つ三次元的データ
の獲得のためのカメラを用いて、歯牙または窩洞ならび
に直接隣接部位を三次元的に撮影しかつディスプレイす
る工程において、該カメラの好適な撮影位置を設定する
ために、ビデオ−モニタリング画像を生成させることと
、また該モニタリング画像に対応する部位に、一定の解
放（話合信号を介して静止画像を生成させ、その場合、
それぞれの画像点について該静止画像に対応するコント
ラスト−および被写体深度−値データを決定し、かつ後
の画像処理段のなめに記憶させることを特徴とする三次
元的撮影ならびにディスプレイのための方法。

（２）窩洞の偽形成的なディスプレイイメージを発生せ
しめるために、前記の各画像点に関するコントラスｌ−
値データを静止画像としてイメージ構成することを特徴
とする特許請求の範囲第１項記載の方法。

（３）前記の撮影を、その好適な撮影位置を選定し、記
憶済みの各画像データを介して三次元的に位置調整する
ために、該ビデオ−モニタリング画像面に、該カメラの
付設マーキング類かスーパーインボースされることを特
徴とする前記各特許請求の範囲のいずれか１項に記載の
方法。

（４）前記の静止画像を、電子的１０ツテインク手段を
用い、該嵌入修復物形態の形成のためのプロッテインク
面として利用し、この場合、該修復物の形態が、該静止
画像の各画像点を、対応する各深度値と照合することに
より、三次元的形態データとして得られることを特徴と
する前記各特許請求の範囲のいずれか１項に記載の方法
。

（５）前記の深度値は、後続の処理工程時に、それぞれ
にイ」随するコントラ値データデータによって評価（ウ
ェイティング）されることを特徴とする前記各特許請求
の範囲のいずれか１項に記載の方法。

（６）被投影基準パターンに基ついて、該軸歯窩洞の三
次元的計測が可能であるような方法において、カメラ（
１〜１３）によるビデオモニタリンク画像を、該基準パ
ターンを使用せずにモニタスクリーン（５６）面に、デ
ィスプレイし得るよう記録するなめの装置（４，５、４
０〜４４）と、該被ディスプレイビデオ画像に対応しか
つそれぞれの所定イメージポインＩ・に対応する各深度
値を測定しまた記憶するための回路（５０〜６３）とを
特徴とする前記の各特許請求の範囲のいずれか１項に記
載の方法の実施のための装置。

（７）解放指令信号を介して、前記のビデオモニタリン
グ画像に対し合同的かつ不変的なコントラスト画像を、
生成しかつ記憶することが可能であり、また該モニタス
クリーン（５６）面にディスプレイ可能とするような演
算装置（５２〜５５．５７．５８）を特徴とする特許請
求の範囲第６項に記載の装置。

（８）多数の経時的記録情報から成るコンｌ−ラス１〜
画像を、散乱光や他の妨害因子を除去するために、基準
パターンのシフｌ〜により生成せしめることか可能で、
かつその場合、該：１ンｌ〜ラス１−画像−３＝ が、深度値データより形成される三次元的影像と合同と
なるように、該演算装置（５２〜５５．５７．５ｇ）か
構成されることを特徴とする特許請求の範囲第７項に記
載の装置。

（９）前記演算装置が２ケのメモリバンク（５４゜５５
）を保持し、それらの記憶場所（メモリロケーション）
かそれぞれに１ケのイメージポイントに対応し、その場
合、前記メモリバンクの一方に前記コントラス１〜画像
を記憶せしめ、該バンクの他方に個々の深度値データを
記憶せしめ得ることを特徴とする特許請求の範囲第７項
および８項のいすか１項に記載の装置。

（１０）カメラの付設マーカあるいは境界線の手動的な
入力および記・１１！（記録）のための手段が配設され
、これにより該マーカまたは境界線が該モニタリンク画
像面にスーパーインポーズされることを特徴とする特許
請求の範囲第９項に記載の装置。

（１１）被撮影窩洞に対する光−乃至陰影−基準パター
ンの生成のなめに前記カメラの光路内に嵌挿した光学装
置（２〜５．４０〜４４）と、画像センサ（１１）面に
該被撮影窩洞画像を表示するための光学装置（７〜９．
１１）とを具備する装置システムにおいて、該センサ（
１１）を利用し、かつ一定の解放指令信号を介し、前記
基準パターンのそれぞれに三次元的に相異する角度位置
について、輝度パターンを検出可能であり、また、それ
ぞれの輝度パターンを、メモリバンク（５４，５５）内
に記憶可能であって、その場合、それらの被記憶輝度値
がら、各回路（５０〜６３）を利用する変換過程により
、それぞれのイメージポイントに関して一対の算定値を
導出可能であり、そしてその算定値の一方が、基準メモ
リバンクに関する該イメージポイントの間隔距離（Ｚ）
情報を包含し、がっ該算定値の他方か、局在的なコント
ラスト振幅情報を含有することを特徴とする特許請求の
範囲第９項または第１０項に記載の装置。

（１２）前記光路内に移動自在に配設した１ケのマスク
（シールド）を用いて生成せしめ得る前記の光−乃至陰
影−基準パターンにおいて、該ビデオ・モニタ画像の生
成のために、該マスク（４）を、画像撮影周波数と同期
的に移動自在とし、その結果、積分処理により該基準パ
ターンが消失することを特徴とする前記第６項より第１
１項にわたる各特許請求の範囲の中のいずれか１項に記
載の装置。

（１３）前記の光−乃至陰影−基準パターンを、液晶セ
ル（４０〜４４）を介して発生させることが可能であり
、かつ該ビデオモニタリング画像の生成期間中、該セル
か透光性状態で接続されることを特徴とする前記第６項
より第１１項にわたる各特許請求の範囲の中のいずれが
１項に記載の装置。

（１４）液晶セルによって生成される前記基準パターン
において、該液晶セル（４０〜４４）か、一定の電極パ
ターンを有し、これにより、その期間区分毎に、前記の
光−乃至陰影−基準パターンが、シフｌ−Ｌ得ることを
特徴とする特許請求の範囲第１１項または第１３項に記
載の装置。

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. （１）任意の嵌入修復物の作製に役立つ三次元的データ
   の獲得のためのカメラを用いて、歯牙または窩洞ならび
   に直接隣接部位を三次元的に撮影しかつディスプレイす
   る工程において、該カメラの好適な撮影位置を設定する
   ために、ビデオ−モニタリング画像を生成させることと
   、また該モニタリング画像に対応する部位に、一定の解
   放指令信号を介して静止画像を生成させ、その場合、そ
   れぞれの画像点について該静止画像に対応するコントラ
   スト−および被写体深度−値データを決定し、かつ後の
   画像処理段のために記憶させることを特徴とする三次元
   的撮影ならびにディスプレイのための方法。
2. （２）窩洞の偽形成的なディスプレイイメージを発生せ
   しめるために、前記の各画像点に関するコントラスト値
   データを静止画像としてイメージ構成することを特徴と
   する特許請求の範囲第１項記載の方法。
3. （３）前記の撮影を、その好適な撮影位置を選定し、記
   憶済みの各画像データを介して三次元的に位置調整する
   ために、該ビデオ−モニタリング画像面に、該カメラの
   付設マーキング類がスーパーインポーズされることを特
   徴とする前記各特許請求の範囲のいずれか１項に記載の
   方法。
4. （４）前記の静止画像を、電子的プロッティング手段を
   用い、該嵌入修復物形態の形成のためのプロッティング
   面として利用し、この場合、該修復物の形態が、該静止
   画像の各画像点を、対応する各深度値と照合することに
   より、三次元的形態データとして得られることを特徴と
   する前記各特許請求の範囲のいずれか１項に記載の方法
   。
5. （５）前記の深度値は、後続の処理工程時に、それぞれ
   に付随するコントラスト値データによって評価（ウェイ
   ティング）されることを特徴とする前記各特許請求の範
   囲のいずれか１項に記載の方法。