JPWO2009139110A1 - 口腔内測定装置及び口腔内測定システム - Google Patents

口腔内測定装置及び口腔内測定システム Download PDF

Info

Publication number
JPWO2009139110A1
JPWO2009139110A1 JP2009536548A JP2009536548A JPWO2009139110A1 JP WO2009139110 A1 JPWO2009139110 A1 JP WO2009139110A1 JP 2009536548 A JP2009536548 A JP 2009536548A JP 2009536548 A JP2009536548 A JP 2009536548A JP WO2009139110 A1 JPWO2009139110 A1 JP WO2009139110A1
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
image
light
measured
intraoral
region
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2009536548A
Other languages
English (en)
Other versions
JP5276006B2 (ja
Inventor
禎章 太田
禎章 太田
濱野　誠司
誠司 濱野
文雄 菅田
文雄 菅田
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Panasonic Corp
Panasonic Holdings Corp
Original Assignee
Panasonic Corp
Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Panasonic Corp, Matsushita Electric Industrial Co Ltd filed Critical Panasonic Corp
Priority to JP2009536548A priority Critical patent/JP5276006B2/ja
Publication of JPWO2009139110A1 publication Critical patent/JPWO2009139110A1/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP5276006B2 publication Critical patent/JP5276006B2/ja
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/107—Measuring physical dimensions, e.g. size of the entire body or parts thereof
    • A61B5/1076—Measuring physical dimensions, e.g. size of the entire body or parts thereof for measuring dimensions inside body cavities, e.g. using catheters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/24—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor for the mouth, i.e. stomatoscopes, e.g. with tongue depressors; Instruments for opening or keeping open the mouth
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/45—For evaluating or diagnosing the musculoskeletal system or teeth
    • A61B5/4538—Evaluating a particular part of the muscoloskeletal system or a particular medical condition
    • A61B5/4542—Evaluating the mouth, e.g. the jaw
    • A61B5/4547—Evaluating teeth
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61C—DENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
    • A61C9/00—Impression cups, i.e. impression trays; Impression methods
    • A61C9/004—Means or methods for taking digitized impressions
    • A61C9/0046—Data acquisition means or methods
    • A61C9/0053—Optical means or methods, e.g. scanning the teeth by a laser or light beam
    • A61C9/006—Optical means or methods, e.g. scanning the teeth by a laser or light beam projecting one or more stripes or patterns on the teeth
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B11/00—Measuring arrangements characterised by the use of optical techniques
    • G01B11/24—Measuring arrangements characterised by the use of optical techniques for measuring contours or curvatures
    • G01B11/25—Measuring arrangements characterised by the use of optical techniques for measuring contours or curvatures by projecting a pattern, e.g. one or more lines, moiré fringes on the object
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T7/00—Image analysis
    • G06T7/50—Depth or shape recovery
    • G06T7/521—Depth or shape recovery from laser ranging, e.g. using interferometry; from the projection of structured light
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61C—DENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
    • A61C9/00—Impression cups, i.e. impression trays; Impression methods
    • A61C9/004—Means or methods for taking digitized impressions
    • A61C9/0046—Data acquisition means or methods
    • A61C9/0053—Optical means or methods, e.g. scanning the teeth by a laser or light beam

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Physical Education & Sports Medicine (AREA)
  • Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
  • Rheumatology (AREA)
  • Dental Tools And Instruments Or Auxiliary Dental Instruments (AREA)
  • Endoscopes (AREA)

Abstract

本発明の口腔内測定装置は、口腔内に金属粉末を噴霧することなく、口腔内を正確に形状測定するため、口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、前記被測定物で反射された光を撮像する撮像部と、を備える。

Description

本発明は、口腔内を直接測定する口腔内測定装置及び口腔内測定システムに関するものである。
従来、インレー、クラウン、ブリッジ等の歯科用補綴物の作製方法としては、ロストワックス法により金属材料やセラミック材料を鋳造して作製する方法が一般的に採用されている。
しかしながら、近年、前記ロストワックス法に代わる歯科用補綴物の作成方法として、セレックシステムに代表されるような光学三次元カメラを用いて歯及び歯肉の口腔内を測定した後、ＣＡＤ／ＣＡＭシステムを用いて歯科用補綴物の設計及び作製する方法が注目されている。
この方法においては、支台歯や、窩洞形成した歯牙、隣在歯、対合歯などの形状を、光学三次元カメラを用いて口腔内で直接読み取ることにより、歯及び歯肉の口腔内測定を行う。前記光学三次元カメラには、位相シフト法や空間コード化法に代表される非接触三次元測定を行うカメラが用いられる。この種の光学三次元カメラとしては、例えば、特許文献１（特開２０００−７４６３５号公報）に記載されたものがある。
図１５は、従来の光学三次元カメラの構成を示す説明図である。
図１５において、従来の光学三次元カメラは、外装ケース１０１の内部に、光源１０２と、パターンマスク１０３と、絞り１０４、１０５と、プリズム１０６と、ＣＣＤ等のイメージセンサー１０７とを備えている。
光源１０２から出た光は、パターンマスク１０３を通過して縞パターン光となる。この縞パターン光は、絞り１０４を通過してその光軸を微調整された後、プリズム１０６によって屈折して、被測定物１０８に投影される。被測定物１０８に投影された縞パターン光は、被測定物１０８の表面で反射してプリズム１０６に入射し、プリズム１０６によって屈折する。当該屈折した光は、絞り１０５を通過してＣＣＤ等のイメージセンサー１０７に受光される。
このイメージセンサー１０７にて受光（撮像）された二次元静止画像のデータを、三角測量法を用いて三次元座標のデータに変換することで、ＣＡＤ／ＣＡＭシステムを用いて歯科用補綴物の設計及び製造を行うための被測定物１０８の三次元画像データを得ることができる。
この従来の光学三次元カメラとＣＡＤ／ＣＡＭシステムとを用いることによって、前記ロストワックス法に比べて、効率良く歯科用補綴物を作製することができるとともに、口腔内への適合精度に優れた歯科用補綴物を作製することができる。
しかしながら、このような光学三次元カメラとＣＡＤ／ＣＡＭシステムとを用いた作製方法では、測定した歯の形状を加工用の情報にするための計算はコンピュータで自動計算することが可能であるが、正確な歯及び歯肉の形状の測定は困難である。これは、口腔内の形状が患者一人一人によって異なり、虫歯の状態や、歯を構成するエナメル質と象牙質さらには歯肉の組成の違いにより、各組織の光の表面反射率が異なり、鮮明な画像を取り込むことができないためである。このため、前記作製方法では、口腔内への適合精度に優れた理想的な歯科用補綴物を作製することが困難である。
このような問題を解決するため、前述のセレックシステムにおいては、酸化チタンなどの金属粉末を口腔内に噴霧して、口腔内の表面反射率の異なり（バラツキ）を均一化するようにしている。
なお、歯と歯肉の表面反射率の特性に関しては、非特許文献１（Ｌｅｏ J. Ｍｉｓｅｒｅｎｄｉｎｏ、Ｒｏｂｅｒｔ Ｍ． Ｐｉｃｋ、津田忠政、「Ｌａｓｅｒｓ ｉｎ Ｄｅｎｔｉｓｔｒｙ」、第１版、クインテッセンス出版株式会社、２００４年１０月１０日
）、及び非特許文献２（武田友孝、「歯肉の分光放射測定法による色彩学的研究−若年者の前歯部について−」、日本補綴歯科学会雑誌、社団法人日本補綴歯科学会、１９８７年４月１日、第３１巻、第２号、ｐｐ．３６３−３７０）に記載されている。
非特許文献１には、エナメル質の表面反射率のピークが５５０ｎｍ近傍、象牙質の表面反射率のピークが７００ｎｍ近傍にあることが記載されている。また、非特許文献２には、歯肉の表面反射率のピークが６５０ｎｍ近傍にあることが記載されている。
しかしながら、前記特許文献１に記載のような金属粉末の噴霧は、患者にとっては苦みや不快感を伴う行為であり、医師にとっては口腔内に均一に噴霧することが求められるために時間と熟練を要する行為となっている。
従って、本発明の目的は、前記課題を解決することにあって、口腔内に金属粉末を噴霧することなく、口腔内を正確に形状測定することが可能な口腔内測定装置を提供することにある。
前記目的を達成するために、本発明は以下のように構成する。
本発明の第１実施形態によれば、口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、
前記被測定物で反射された光を受光し撮像する撮像部と、
を備える、口腔内測定装置。
本発明の第２態様によれば、前記投光部は、少なくとも２つの波長の異なるＬＥＤ光源を少なくとも２つ備えている、第１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第３態様によれば、前記投光部は、白色光源と、前記白色光源の光軸上に移動可能な少なくとも２つの波長の異なる波長フィルタを備える、第１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第４態様によれば、前記投光部は、コード化された縞パターンの光を照射するものである、第１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第５態様によれば、前記波長の異なる光は、５００〜５６５ｎｍの波長の光と、６２５〜７４０ｎｍの波長の光とを含む、第１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第６態様によれば、前記撮像部が撮像した前記異なる波長の光による複数の画像を合成し、当該合成した画像を三次元座標に変換して前記被測定物の三次元画像を得る画像処理部を備える、第１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第７態様によれば、前記画像処理部は、前記異なる波長の光による複数の画像を、当該画像の各画素の輝度情報に基づいて合成する、第６態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第８態様によれば、口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、
前記被測定物で反射された光を受光し撮像する撮像部と、
前記撮像部が撮像した前記波長が異なる複数の画像を合成し、当該合成した画像を三次元座標に変換して前記被測定物の三次元画像を得る画像処理部と、
を備える、口腔内測定システムを提供する。
本発明にかかる口腔内測定装置及び口腔内測定システムによれば、前記構成を有しているので、口腔内に金属粉末を噴霧することなく、口腔内を正確に形状測定することができる。
本発明のこれらと他の目的と特徴は、添付された図面についての好ましい実施の形態に関連した次の記述から明らかになる。この図面においては、
図１は、本発明の実施の形態１にかかるオーラルスキャナを有する口腔内測定システムの概略構成を示す説明図であり、 図２は、図１に示すオーラルスキャナを下方から見た図であり、 図３は、図１に示すオーラルスキャナを用いて患者の奥歯の表面形状を測定する様子を示す模式斜視図であり、 図４は、図１に示すオーラルスキャナを用いて患者の前歯の表面形状を測定する様子を示す模式斜視図であり、 図５は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムのブロック図であり、 図６は、図１に示す口腔内測定システムの投光部の概略構成を示す説明図であり、 図７は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムを用いて被測定物の形状を測定するフローチャートであり、 図８は、被測定物に投影する縞パターン光としてのグレイパターンの例を示す図であり、 図９は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける被測定物の画像撮影のフローチャートであり、 図１０は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける画像合成処理のフローチャートであり、 図１１Ａは、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおいて撮像したＧ信号画像を示す図であり、 図１１Ｂは、図１１ＡのＧ信号画像の各画素における輝度値のヒストグラムであり、 図１１Ｃは、図１１Ｂのヒストグラムを、最小二乗法を利用して滑らかな線で結んだグラフであり、 図１２は、画像処理部を内蔵したオーラルスキャナの概略構成を示す説明図であり、 図１３は、本発明の実施の形態２にかかる口腔内測定システムの画像合成処理のフローチャートであり、 図１４は、本発明の実施の形態３にかかる口腔内測定システムの投光部の概略構成を示す説明図であり、 図１５は、特許文献１に記載の歯および歯肉の測定を示す概念図である。
本発明の記述においては、添付図面において同じ部品については同じ参照符号を付して説明を省略している。
以下、本発明の実施の形態については、図面を参照しながら説明する。
（実施の形態１）
図１は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定装置（以下、オーラルスキャナという）を有する口腔内測定システムの概略構成を示す説明図である。
図１において、オーラルスキャナ１は、患者の口腔内に直接挿入することが可能なサイズで構成され、人体に影響がない材料で構成された外装ケース２を備えている。
外装ケース２の先端部には、ゴム取付け部３が設けられており、当該ゴム取付け部３に着脱可能に隙間保持用部材の一例であるゴム４が取り付けられている。ゴム４は、図２に示すように、外装ケース２の先端側に設けられた照射口５に隣接して配置されている。ゴム４は、照射口２と被測定物２１との隙間を一定の距離Ｌ（例えば５ｍｍ）に保つための使い捨て部材であり、衛生上問題のない材料で構成されている。また、ゴム４は、照射口５と被測定物２との隙間を一定に保持できるように所定の硬度を有するが、その先端部は、口腔内で接触する部分の形状に応じて変形できるように柔らかくなっている。例えば、ゴム４は、本体部と先端部とで材質が異なる２層構造のゴムで構成されている。
オーラルスキャナ１を用いて患者の奥歯の表面形状を測定する場合には、図３に示すように、ゴム４が被測定物２１に隣接する部分（例えば、測定対象である歯の隣の歯）に接触するようにオーラルスキャナ１を配置すればよい。
なお、ゴム４の取付け位置及び個数は特に限定されるものではなく、被測定物２１に応じて適宜設定すればよい。例えば、オーラルスキャナ１を用いて患者の前歯の表面形状を測定する場合には、図４に示すように、オーラルスキャナ１の先端側ではなく、側面に取り付けることが好適である。なお、図３及び図４では、オーラルスキャナ１の構成を簡略化して示している。
外装ケース２の内部には、投光部１０と、集光レンズ１１と、ＬＣＤシャッター（液晶シャッター）などで構成されたパターンマスク１２と、ビームスプリッター１３と、絞り１４と、対物集光レンズ１５とが同一軸上に配置され、それらに並列して、ミラー１６と、撮像レンズ１７と、ＣＣＤ等のイメージセンサー１８とが同一軸上に配置されている。更に、オーラルスキャナ１は、転送ケーブル１９を介してＰＣ（パーソナルコンピュータ）等の外部機器２０に接続されている。
投光部１０から照射された光は、集光レンズ１１を通過して集光され、パターンマスク１２により縞パターン光に変換される。変換された縞パターン光は、ビームスプリッター１３に入射し、ビームスプリッター１３により、被測定物２１側に向かう投影光経路３１と、イメージセンサー１８側に向かう観察光経路３２とに分離される。投影光経路３１を進む縞パターン光は、絞り１４と対物集光レンズ１５とを通過して、被測定物２１に投影される。被測定物２１に投影された縞パターン光は、被測定物２１で反射して、対物集光レンズ１５、絞り１４、ビームスプリッター１３、ミラー１６、撮像レンズ１７の順に通過し、イメージセンサー１８にて受光され撮像される。イメージセンサー１８にて撮像された二次元画像のデータは、転送ケーブル１９を通じて画像処理部４０に転送される。
画像処理部４０は、外部機器２０のＣＰＵ（中央処理装置：図示せず）に格納されている。画像処理部４０は、転送された二次元画像のデータを三次元座標のデータに変換して、歯科用補綴物の設計及び製造を行うための被測定物２１の三次元画像データを得る。画像処理部４０は、図５に示すように、撮影制御部４１と、画像記憶部４２と、二次元画像処理部４３と、低精度三次元画像変換部４４と、三次元画像記憶部４５と、三次元画像判定部４６と、高精度三次元画像変換部４７とを備えている。画像処理部４０の各部の機能については、後で詳しく説明する。
次に、図６を用いて、投光部１０の構成について説明する。図６は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムの投光部の概略構成を示す説明図である。
投光部１０は、患者の口腔内の少なくとも歯２２を含む被測定物２１を鮮明に撮影するための光源である。図６において、投光部１０は、５００〜５６５ｎｍの波長（緑色）の光を照射する第１光源の一例であるＬＥＤ光源２４と、６２５〜７４０ｎｍの波長（赤色）の光を照射する第２光源の一例であるＬＥＤ光源２５と、ミラー２６〜２８及びビームスプリッター２９により構成されたミラー群３０とを備えている。
２つのＬＥＤ光源２４、２５からの光は、ミラー群３０を通して、それぞれの光軸が揃うように、すなわち同一光軸となるように調整されて照射される。
前記表１は、様々な実験や文献より、口腔内の歯２２や歯肉２３に対する各投光波長における可視状態を導き出し、それらをまとめたものである。この表１では、丸印が鮮明な画像が得られた場合を示し、三角印が一部不鮮明だが識別可能な画像が得られた場合を示し、バツ印が識別可能な画像が得られなかった場合を示している。
前記表１に示すように、エナメル質においては、５００〜５６５ｎｍの波長の光に対する表面反射率が高いため、当該波長の光を照射することによって、エナメル質の鮮明な画像を得ることができる。象牙質及び歯肉においては、６２５〜７４０ｎｍの波長の光に対する表面反射率が高いため、当該波長の光を照射することによって、象牙質及び歯肉の鮮明な画像を得ることができる。このため、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムは、互いに照射光の波長が異なる２つのＬＥＤ光源２４、２５を用いることにより、エナメル質、象牙質、歯肉の全てにおいて鮮明な画像を得ることができるように構成されている。
次に、図１、図５、及び図７を用いて、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムによる被測定物の測定方法について説明する。図７は、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムを用いて口腔内を測定するフローチャートを示している。
まず、患者の口腔内にオーラルスキャナ１をセットし、例えば歯科医が外部機器２０のビデオ撮影開始ボタン（図示せず）を押すなどすることにより、当該オーラルスキャナ１による口腔内のビデオ撮影が開始される（ステップＳ１）。
このとき、ゴム４により被測定物２１と照射口５との距離Ｌが一定（例えば５ｍｍ）に保たれる。オーラルスキャナ１によるビデオ撮影は、撮影制御部４１の制御により、投光部１０から光を照射しながら、被測定物２１で反射した光をイメージセンサー１８にて受光して撮影することにより行われる。オーラルスキャナ１により撮影された映像は、転送ケーブル１９を通じて撮影制御部４１に転送され、撮影制御部４１の制御により外部機器２０の表示部５０に映し出される。ここでは、オーラルスキャナ１は、通常のビデオカメラと同様の動作を行う。
次いで、表示部５０に被測定物２１が正確に映し出されるようにオーラルスキャナ１を移動させ、映し出された被測定物２１の映像が良好であるか否かを確認する（ステップＳ２）。なお、このとき、例えば、表示部５０に表示された表示範囲選択用のフレームや十字等のマークを被測定物２１に合わせるによって、より正確にオーラルスキャナ１の撮影位置を被測定物２１に位置合わせすることができる。
被測定物２１の映像の良否の判定は、例えば、投光部１０として出力３ＷのＬＥＤ光源を用い、２５６階調で輝度値を表現した場合には、被測定物２１（例えば歯肉２３）の平均階調が４０階調以上であるか否かで判定する。すなわち、４０階調以上であれば良好と判定し、４０階調未満であれば良好でないと判定する。なお、この判定は、歯科医がしてもよいし、画像処理部４０が自動的に行うようにしてもよい。
被測定物２１の映像が良好でなければ、良好となるように各種設定や測定位置を調整する。被測定物２の映像が良好であれば、被測定物２１の画像を撮像する（ステップＳ３）。この撮像は、例えば、診療台に設けられたフットスイッチを歯科医が踏むことでできるようにするとよい。
次いで、例えば空間コード化法や位相シフト法により被測定物２１の三次元座標を得るために、撮影御部４１の制御により被測定物２１に縞パターン光を照射して被測定物２１の画像を撮像する。これにより、被測定物２１の画像（二次元静止画像）データを得る。
次いで、投光部１０から照射される光の波長を変更（例えば、投光部１０の光源をＬＥＤ光源２４からＬＥＤ光源２５に変更）して、被測定物２１を撮像する。その後、撮影制御部４０の制御により被測定物２１に縞パターン光を照射して被測定物２１の画像を撮像する。これにより、被測定物２１の画像（二次元静止画像）データを得る。
前記撮像した画像（二次元静止画像）データは、三角測量法を用いて三次元画像に変換するため、画像記憶部４２に記憶させる。なお、互いに波長の異なる光を用いた被測定物２１の画像撮影方法については、後で詳しく説明する。
次いで、前記得られた被測定物２１の複数の画像データを、以下のようにして合成する。
まず、二次元画像処理部４３が、画像記憶部４２に保存された前記画像データの縞パターンのコントラストを改善する為に、前記画像データに対してノイズ除去、階調補正、ガンマ補正等の二次元画像処理を行う（ステップＳ４）。
次いで、二次元画像処理部４３が、前記画像データの各画素の輝度値等に基づいて、前記画像データの各画素を、歯２２の領域に対応する画素群と歯肉２３の領域に対応する画素群に分割する。ここで、前述したように、ＬＥＤ光源２４を用いて撮像された画像には、歯（エナメル質）２２が鮮明に映し出され、ＬＥＤ光源２５を用いて撮像された画像には、歯肉２３が鮮明に映し出されている。このため、二次元画像処理部４３は、ＬＥＤ光源２４を用いて撮像された画像のうち歯２２の領域に対応する画素群のデータと、ＬＥＤ光源２５を用いて撮像された画像のうち歯肉２３の領域に対応する画素群のデータとを合成する（ステップＳ５）。なお、このとき、各画素の輝度値のヒストグラムを参照しながら、前記三次元座標に変換する画素群の階調補正を行ってもよい。歯２２の領域と歯肉２３の領域の画像合成処理方法については、後で詳しく説明する。
次いで、低精度三次元画像変換部４４が、前記合成された画像データのデータ量を間引いて、例えば１０％〜５０％のデータ量としたデータを、三角測量法を用いて三次元座標に変換する。これにより、低精度の三次元画像が得られる（ステップＳ６）。この低精度三次元画像は、三次元画像記憶部４５に記憶される。
次いで、三次元画像判定部４６が、前記低精度三次元画像が良好であるか否かを判定する（ステップＳ７）。
三次元画像判定部４６が、前記低精度三次元画像が良好でないと判定したとき、前記ステップＳ１に戻る。
一方、三次元画像判定部４６が、前記低精度三次元画像が良好であると判定したとき、高精度三次元画像変換部４７が、前記合成された画像データの全てを、三角測量法を用いて三次元座標に変換する。得られた三次元座標は、例えば点群データ又はＳＴＬ（Ｓｔｅｒｅｏ Ｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ）データなどとして、三次元画像記憶部４５に保存されるとともに表示部５０に表示される（ステップＳ８）。これらの点群データ又はＳＴＬデータなどを合成処理することで、高精度の三次元画像が得られる。
なお、被測定物２１の三次元座標の測定には、前述したように、空間コード化法又は位相シフト法を利用することが好ましい。これにより、測定精度を向上させることができる。なお、空間コード化法を利用する場合には、被測定物２１に投影する縞パターン光として、図８に示すようなグレイコードと呼ばれるパターン（以下、グレイパターンという）を用いることが好ましい。図８には、７つのグレイパターンの例を示している。また、位相シフト法を用いる場合は、被測定物２１に投影する縞パターン光として、正弦波状に変化する既知の濃淡パターンを用いることが望ましい。なお、高い測定精度が求められない場合には、被測定物２１に投影する縞パターン光として、通常のコードパターンを用いてもよい。
また、前記ステップＳ５，Ｓ６は、得られた三次元画像が撮影不良などに起因して被測定物２１の表面形状と異なってしまい、当該三次元画像を得るまでにかかる時間が無駄になる場合があるために行うものであり、必ずしも必要な工程ではない。
また、前記ステップＳ６の低精度三次元画像の良否の判定は、表示部５０に低精度三次元画像を表示して歯科医が行うようにしてもよい。すなわち、この場合、歯科医は、自分の目で見た被測定物２１の形状と、低精度三次元画像の被測定物２１の形状とを見比べることで、低精度三次元画像の良否の判定を行う。
次に、図１、図６、及び図９を参照しつつ、被測定物２１の画像撮影方法について、さらに具体的に説明する。図９は、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける被測定物の画像撮影のフローチャートである。なお、被測定物２１の画像撮影は、特に断りが無い限り撮影制御部４１の制御の下に行われる。
まず、５００〜５６５ｎｍの波長（緑色）の光を照射するＬＥＤ光源２４のみを発光させる（ステップＳ１１）。
次いで、被測定物２１に縞パターン光を照射しながら、被測定物２１の画像を撮像する（ステップＳ１２）。以下、５００〜５６５ｎｍの波長の光を用いて撮像した被測定物２１の画像データをＧ信号という。
次いで、前記Ｇ信号を画像記憶部４２に保存する（ステップＳ１３）。
次いで、５００〜５６５ｎｍの波長の光を照射するＬＥＤ光源２４を消光させる（ステップＳ１４）。
次いで、６２５〜７４０ｎｍの波長（赤色）の光を照射するＬＥＤ光源２５を発光させる（ステップＳ１５）。
次いで、被測定物２１に縞パターン光を照射しながら、被測定物２１の画像を撮像する（ステップＳ１６）。以下、６２５〜７４０ｎｍの波長の光を用いて撮像した被測定物２１の画像データをＲ信号という。
次いで、前記Ｒ信号を画像記憶部４２に保存する（ステップＳ１７）。
前記ステップＳ１１〜Ｓ１７を実施することによって、互いに波長の異なる光を用いた被測定物２１の画像撮影が完了する。
次に、図１、図６、及び図１０を参照しつつ、画像合成処理方法について説明する。図１０は、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける画像合成処理のフローチャートである。なお、ここでは、被測定物２１が歯２２及び歯肉２３であるものとする。また、画像合成処理は、特に断りが無い限り二次元画像処理部４３の制御の下に行われる。
まず、画像記憶部４２に保存されたＧ信号及びＲ信号を取り込む（ステップＳ２１）。
次いで、取り込んだＧ信号及びＲ信号に対して、ノイズ除去等の前処理を施す（ステップＳ２２）。
次いで、前記前処理したＧ信号及びＲ信号をアナログ信号からデジタル信号に変換する（ステップＳ２３）。
次いで、前記デジタル信号に変換したＧ信号及びＲ信号を、Ｇ信号画像及びＲ信号画像として画像記憶部４２に保存する（ステップＳ２４）。
次いで、前記Ｇ信号画像及びＲ信号画像から被測定物２１である歯２２と歯肉２３の領域判定に用いる輝度情報として、各画素毎に輝度値を抽出する（ステップＳ２５）。なお、ここでは、歯２２と歯肉２３の領域判定に用いる情報として、輝度値を例に挙げたが、イメージセンサー１８としてカラーＣＣＤを用いた場合には、輝度値に代えて彩度や色相などの特定の色信号を用いてもよい。
次いで、前記抽出した各画素の輝度値に基づいて、歯２２と歯肉２３の領域判定に用いる輝度値の閾値を算出する（ステップＳ２６）。なお、このとき、閾値の算出に用いる画像は、Ｇ信号画像又はＲ信号画像のいずれか一方でよい。この閾値の設定方法については、後で詳しく説明する。
次いで、Ｇ信号画像及びＲ信号画像における各画素毎に、当該画素の輝度値と、前記算出した領域判定用の閾値とを比較して、輝度値が閾値未満である画素を歯肉２３の領域に対応する画素と判定し、輝度値が閾値以上である画素を歯２２の領域に対応する画素と判定する。これらの判定結果に基づいて、Ｇ信号画像及びＲ信号画像における各画素を、歯２２の領域に対応する画素群と歯肉２３に対応する画素群とに分割する（ステップＳ２７）。
次いで、ステップＳ２７にて歯肉２３の領域に対応すると判定した画素群のデータに、歯肉２３の領域信号ＧＡを付与する（ステップＳ２８）。ここで、歯肉２３は前述したようにＲ信号画像において鮮明に映し出されるので、歯肉２３の領域に対応するＲ信号画像の画素群のみに領域信号ＧＡを付与することが好ましい。
次いで、歯肉２３の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータを取得する（ステップＳ２９）。
次いで、歯肉２３の領域に対応する画素群に対して適宜階調補正を行う（ステップＳ３０）。なお、本実施の形態１では、後で説明するように、歯肉２３の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータは、低階調の部分に集中している。このため、歯肉２３の領域に対応する画素群の輝度値を高くするような階調補正を行うことが好ましい（ステップＳ３０）。
前記ステップＳ２８〜Ｓ３０と同時又はその前後において、ステップＳ２７にて歯２２の領域に対応すると判定した画素群のデータに歯２２の領域信号ＤＡを付与する（ステップＳ３１）。ここで、歯２２は前述したようにＧ信号画像において鮮明に映し出されるので、歯２２の領域に対応するＧ信号画像の画素群のみに領域信号ＤＡを付与することが好ましい。
次いで、歯２２の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータを取得する（ステップＳ３２）。
次いで、歯２２の領域に対応する画素群に対して適宜階調補正を行う。なお、本実施の形態１では、後で説明するように、歯２２の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータは、高階調の部分に集中している。このため、必ずしも、歯２２の領域に対応する画素群の輝度値を高くするような階調補正を行う必要はない。
次いで、領域信号ＧＡが付与された歯肉２３の領域に対応する画素群のデータと、領域信号ＤＡが付与された歯２２の領域に対応する画素群のデータとを合成する（ステップＳ３４）。
前記ステップＳ２１〜Ｓ３４を実施することによって、画像合成処理が完了する。
次いで、図１１Ａ〜図１１Ｃを参照しつつ、Ｇ信号画像を用いて前記領域判定用の閾値の設定方法について説明する。Ｇ信号画像には、歯２２と歯肉２３とそれらの周辺領域（ここでは、空間）の画像が含まれている。
図１１Ａは、Ｇ信号画像を示す図である。図１１Ｂは、図１１ＡのＧ信号画像における輝度値のヒストグラムである。図１１Ｃは、図１１Ｂのヒストグラムを、最小二乗法を利用して滑らかな線で結んだグラフである。図１１Ｂ及び図１１Ｃでは、縦軸が輝度値の度数を示し、横軸が階調を示している。
図１１Ｃより、Ｇ信号画像の輝度値のヒストグラムには、３つのピーク階調３３〜３５があることが分かる。Ｇ信号画像においては、表面反射率の違いにより、歯２２、歯肉２３、周辺領域の順に輝度が低くなる。このため、本実施の形態１では、ピーク階調３３が歯２２のピーク階調となり、ピーク階調３４が歯肉２３のピーク階調となり、ピーク階調３５が周辺領域のピーク階調となる。
ここでは、歯２２の領域と歯肉２３の領域との閾値を設定するのが目的であるため、例えば、歯２２のピーク階調３３と歯肉２３のピーク階調３４の中点を閾値とする。例えば、出力３ＷのＬＥＤ光源２４を用い、２５６階調で輝度値を表現した場合には、歯２２のピーク階調３３は１５０階調となり、歯肉２３のピーク階調３４は５０階調となる。この場合、閾値は１００階調となる。
なお、ここでは、ピーク階調３３とピーク階調３４の中点を閾値としたが、本発明はこれに限定されない。例えば、図１１Ｃに示すように、ピーク階調３３の半分の度数となる階調と、ピーク階調３４の半分の度数となる階調との間の範囲Ｒ１で設定すればよい。
以上、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムによれば、互いに波長の異なる２つのＬＥＤ光源２４，２５を備えているので、歯２２の領域と歯肉２３の領域の両方について鮮明な画像を得ることができる。これにより、口腔内を正確に形状測定することができる。このとき、口腔内に金属粉末を噴霧する必要はない。
なお、本発明は、前記実施の形態１に限定されるものではなく、その他種々の態様で実施できる。例えば、前記実施の形態１においては、画像処理部４０が外部機器２０に格納された口腔内測定システムについて説明したが、本発明はこれに限定されない。例えば、画像処理部４０を、図１２に示すように、オーラルスキャナ１Ａに内蔵するように構成してもよい。この場合、図１２に示すように、オーラルスキャナ１Ａが測定した被測定物２の三次元座標のデータを外部に取り出すためのデータ取出機構８１をオーラルスキャナ１Ａに設ければよい。データ取出機構８１は、例えば、ケーブルコネクタ、無線通信（無線ＬＡＮ）の受発信部、ＳＤメモリのスロットである。また、図１２に示すように、オーラルスキャナ１Ａに角度を可変可能な小型の表示部８２を設けると、表示部５０を備える外部機器２０にオーラルスキャナ１Ａを接続する必要性を無くすることができ、利便性をさらに向上させることができる。
（実施の形態２）
図１３は、本発明の実施の形態２にかかる口腔内測定システムの画像合成処理のフローチャートである。本実施の形態２にかかる口腔内測定システムが前記第１実施形態にかかる口腔内測定システムと異なる点は、画像合成処理のフローにおいて、図１０に示すステップＳ２５〜Ｓ２７に代えてステップＳ４１〜Ｓ４４を行う点である。図１３において、ステップＳ２１〜Ｓ２４、Ｓ２８〜Ｓ３４は、図１０を用いて説明した前記実施の形態１と同様であるため、重複する説明は省略し、ステップＳ４１〜Ｓ４４についてのみ説明する。
ステップＳ４１では、Ｇ信号画像及びＲ信号画像において、比較領域枠を設定する。当該比較領域枠は、歯２２と歯肉２３との境界を含み、且つ、歯２２と歯肉２３とが同一面積となるように設定する。また、当該比較領域枠は、Ｇ信号画像とＲ信号画像の互いに対応する位置に設定する。
ステップＳ４２では、前記Ｇ信号画像及びＲ信号画像の比較領域枠内に位置する各画素の輝度値を抽出する。
ステップＳ４３では、前記抽出した比較領域枠内の各画素の輝度値の平均値（以下、比較領域平均輝度値という）を算出する。なお、このとき、比較領域平均輝度値の算出に用いる画像は、前記Ｇ信号画像及びＲ信号画像のいずれか一方でよい。本実施の形態２においては、この比較領域平均輝度値を閾値とする。
ステップＳ４４では、前記比較領域枠内の各画素毎に、当該画素の輝度値と、前記算出した比較領域平均輝度値とを比較して、輝度値が比較領域平均輝度値未満である画素を歯肉２３の領域に対応する画素と判定し、輝度値が比較領域平均輝度値以上である画素を歯２２の領域に対応する画素と判定する。これらの判定結果に基づいて、Ｇ信号画像の比較領域枠内の各画素及びＲ信号画像の比較領域枠内の各画素を、歯２２の領域に対応する画素群と歯肉２３に対応する画素群とに分割する。
本実施の形態２にかかる口腔内測定システムにおいては、歯２２の領域と歯肉２３の領域との分割を、歯２２と歯肉２３との境界付近のみに行うようにしている。すなわち、境界付近以外の領域においては、Ｇ信号画像又はＲ信号画像のいずれに鮮明に映し出されているか明らかであるので、Ｇ信号画像及びＲ信号画像の一部の画素に対して、歯２２又は歯肉２３の領域のいずれに対応するか判定するようにしている。これにより、画像合成処理の時間の短縮を図ることができる。
（実施の形態３）
図１４は、本発明の実施の形態３にかかる口腔内測定システムの投光部の概略構成を示す説明図である。本実施の形態３にかかる口腔内測定システムが前記第１実施形態にかかる口腔内測定システムと異なる点は、投光部１０に代えて投光部１０Ａを備えている点である。投光部１０Ａ以外は、前記実施の形態１と同様であるため、重複する説明は省略し、相違点についてのみ説明する。
図１４において、投光部１０Ａは、１つの白色光源３６と、白色光源３６の光軸上に移動可能なＲ（赤色）波長フィルタ３８とＧ（緑色）波長フィルタ３９とを備えている。Ｒ波長フィルタ３８は、白色光源３６から照射された光を５００〜５６５ｎｍの波長の光に変換するものであり、Ｇ波長フィルタ３９は、白色光源３６から照射された光を６２５〜７４０ｎｍの波長の光に変換するものである。Ｒ波長フィルタ３８とＧ波長フィルタ３９とは、回転式円盤３７に設置され、回転式円盤３７が回転することで白色光源３６の光軸上に移動することができるように構成されている。
本実施の形態３にかかる口腔内測定システムによれば、投光部１０Ａが前記のように構成されているので、光源の数を１つにすることができる。これにより、投光部１０Ａを比較的コンパクトに設計することができる。また、投光部１０Ａから照射する波長の切換えを高速に行うことができる。
なお、前記では、回転式円盤３７は２つの波長フィルタ３８，３９を備えるものとしたが、本発明はこれに限定されず、波長フィルタを３つ以上備えてもよい。
なお、本発明の各実施の形態においては、歯（エナメル質と象牙質）２２と歯肉２３とを区別して測定する方法について説明したが、本発明はこれに限定されない。表面反射率や輝度の階調を適宜設定すれば、歯２２と歯肉２３に加えて、レジン床義歯（プラスチック製の義歯）や金属床義歯を区別して測定することができる。これにより、患者個人が入れ歯などの現在の状態を知ることができる。
また、表面反射率や輝度の階調などを適宜設定することで、歯垢と歯石とを判別することもできる。この場合、定期的に歯垢や歯石の有無をチェックすることで、家庭内においても歯石予防を行うことができると考えられる。
なお、前記様々な実施形態のうちの任意の実施形態を適宜組み合わせることにより、それぞれの有する効果を奏するようにすることができる。
本発明にかかる口腔内測定装置及び口腔内測定システムは、光の表面反射率の異なる歯及び歯肉などの口腔内の被測定物を正確に形状測定することができるので、光の表面反射率の異なる歯科用補綴物の適合性を口腔内で直接測定する用途に適用できる。
本発明は、添付図面を参照しながら好ましい実施の形態に関連して充分に記載されているが、この技術に熟練した人々にとっては種々の変形や修正は明白である。そのような変形や修正は、添付した請求の範囲による本発明の範囲から外れない限りにおいて、その中に含まれると理解されるべきである。
２００８年５月１３日に出願された日本国特許出願Ｎｏ．２００８−１２５５３７号の明細書、図面、および特許請求の範囲の開示内容は、全体として参照されて本明細書の中に取り入れられるものである。
本発明は、口腔内を直接測定する口腔内測定装置及び口腔内測定システムに関するものである。
従来、インレー、クラウン、ブリッジ等の歯科用補綴物の作製方法としては、ロストワックス法により金属材料やセラミック材料を鋳造して作製する方法が一般的に採用されている。
しかしながら、近年、前記ロストワックス法に代わる歯科用補綴物の作成方法として、セレックシステムに代表されるような光学三次元カメラを用いて歯及び歯肉の口腔内を測定した後、ＣＡＤ／ＣＡＭシステムを用いて歯科用補綴物の設計及び作製する方法が注目されている。
この方法においては、支台歯や、窩洞形成した歯牙、隣在歯、対合歯などの形状を、光学三次元カメラを用いて口腔内で直接読み取ることにより、歯及び歯肉の口腔内測定を行う。前記光学三次元カメラには、位相シフト法や空間コード化法に代表される非接触三次元測定を行うカメラが用いられる。この種の光学三次元カメラとしては、例えば、特許文献１（特開２０００−７４６３５号公報）に記載されたものがある。
図１５は、従来の光学三次元カメラの構成を示す説明図である。
図１５において、従来の光学三次元カメラは、外装ケース１０１の内部に、光源１０２と、パターンマスク１０３と、絞り１０４、１０５と、プリズム１０６と、ＣＣＤ等のイメージセンサー１０７とを備えている。
光源１０２から出た光は、パターンマスク１０３を通過して縞パターン光となる。この縞パターン光は、絞り１０４を通過してその光軸を微調整された後、プリズム１０６によって屈折して、被測定物１０８に投影される。被測定物１０８に投影された縞パターン光は、被測定物１０８の表面で反射してプリズム１０６に入射し、プリズム１０６によって屈折する。当該屈折した光は、絞り１０５を通過してＣＣＤ等のイメージセンサー１０７に受光される。
このイメージセンサー１０７にて受光（撮像）された二次元静止画像のデータを、三角測量法を用いて三次元座標のデータに変換することで、ＣＡＤ／ＣＡＭシステムを用いて歯科用補綴物の設計及び製造を行うための被測定物１０８の三次元画像データを得ることができる。
この従来の光学三次元カメラとＣＡＤ／ＣＡＭシステムとを用いることによって、前記ロストワックス法に比べて、効率良く歯科用補綴物を作製することができるとともに、口腔内への適合精度に優れた歯科用補綴物を作製することができる。
しかしながら、このような光学三次元カメラとＣＡＤ／ＣＡＭシステムとを用いた作製方法では、測定した歯の形状を加工用の情報にするための計算はコンピュータで自動計算することが可能であるが、正確な歯及び歯肉の形状の測定は困難である。これは、口腔内の形状が患者一人一人によって異なり、虫歯の状態や、歯を構成するエナメル質と象牙質さらには歯肉の組成の違いにより、各組織の光の表面反射率が異なり、鮮明な画像を取り込むことができないためである。このため、前記作製方法では、口腔内への適合精度に優れた理想的な歯科用補綴物を作製することが困難である。
このような問題を解決するため、前述のセレックシステムにおいては、酸化チタンなどの金属粉末を口腔内に噴霧して、口腔内の表面反射率の異なり（バラツキ）を均一化するようにしている。
なお、歯と歯肉の表面反射率の特性に関しては、非特許文献１（Ｌｅｏ J. Ｍｉｓｅｒｅｎｄｉｎｏ、Ｒｏｂｅｒｔ Ｍ． Ｐｉｃｋ、津田忠政、「Ｌａｓｅｒｓ ｉｎ Ｄｅｎｔｉｓｔｒｙ」、第１版、クインテッセンス出版株式会社、２００４年１０月１０日
）、及び非特許文献２（武田友孝、「歯肉の分光放射測定法による色彩学的研究−若年者の前歯部について−」、日本補綴歯科学会雑誌、社団法人日本補綴歯科学会、１９８７年４月１日、第３１巻、第２号、ｐｐ．３６３−３７０）に記載されている。
非特許文献１には、エナメル質の表面反射率のピークが５５０ｎｍ近傍、象牙質の表面反射率のピークが７００ｎｍ近傍にあることが記載されている。また、非特許文献２には、歯肉の表面反射率のピークが６５０ｎｍ近傍にあることが記載されている。
しかしながら、前記特許文献１に記載のような金属粉末の噴霧は、患者にとっては苦みや不快感を伴う行為であり、医師にとっては口腔内に均一に噴霧することが求められるために時間と熟練を要する行為となっている。
従って、本発明の目的は、前記課題を解決することにあって、口腔内に金属粉末を噴霧することなく、口腔内を正確に形状測定することが可能な口腔内測定装置を提供することにある。
前記目的を達成するために、本発明は以下のように構成する。
本発明の第１実施形態によれば、口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、
前記被測定物で反射された光を受光し撮像する撮像部と、
を備える、口腔内測定装置。
本発明の第２態様によれば、前記投光部は、少なくとも２つの波長の異なるＬＥＤ光源を少なくとも２つ備えている、第１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第３態様によれば、前記投光部は、白色光源と、前記白色光源の光軸上に移動可能な少なくとも２つの波長の異なる波長フィルタを備える、第１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第４態様によれば、前記投光部は、コード化された縞パターンの光を照射するものである、第１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第５態様によれば、前記波長の異なる光は、５００〜５６５ｎｍの波長の光と、６２５〜７４０ｎｍの波長の光とを含む、第１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第６態様によれば、前記撮像部が撮像した前記異なる波長の光による複数の画像を合成し、当該合成した画像を三次元座標に変換して前記被測定物の三次元画像を得る画像処理部を備える、第１態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第７態様によれば、前記画像処理部は、前記異なる波長の光による複数の画像を、当該画像の各画素の輝度情報に基づいて合成する、第６態様に記載の口腔内測定装置を提供する。
本発明の第８態様によれば、口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、
前記被測定物で反射された光を受光し撮像する撮像部と、
前記撮像部が撮像した前記波長が異なる複数の画像を合成し、当該合成した画像を三次元座標に変換して前記被測定物の三次元画像を得る画像処理部と、
を備える、口腔内測定システムを提供する。
本発明にかかる口腔内測定装置及び口腔内測定システムによれば、前記構成を有しているので、口腔内に金属粉末を噴霧することなく、口腔内を正確に形状測定することができる。
本発明のこれらと他の目的と特徴は、添付された図面についての好ましい実施の形態に関連した次の記述から明らかになる。
図１は、本発明の実施の形態１にかかるオーラルスキャナを有する口腔内測定システムの概略構成を示す説明図である。 図２は、図１に示すオーラルスキャナを下方から見た図である。 図３は、図１に示すオーラルスキャナを用いて患者の奥歯の表面形状を測定する様子を示す模式斜視図である。 図４は、図１に示すオーラルスキャナを用いて患者の前歯の表面形状を測定する様子を示す模式斜視図である。 図５は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムのブロック図である。 図６は、図１に示す口腔内測定システムの投光部の概略構成を示す説明図である。 図７は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムを用いて被測定物の形状を測定するフローチャートである。 図８は、被測定物に投影する縞パターン光としてのグレイパターンの例を示す図である。 図９は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける被測定物の画像撮影のフローチャートである。 図１０は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける画像合成処理のフローチャートである。 図１１Ａは、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおいて撮像したＧ信号画像を示す図である。 図１１Ｂは、図１１ＡのＧ信号画像の各画素における輝度値のヒストグラムである。 図１１Ｃは、図１１Ｂのヒストグラムを、最小二乗法を利用して滑らかな線で結んだグラフである。 図１２は、画像処理部を内蔵したオーラルスキャナの概略構成を示す説明図である。 図１３は、本発明の実施の形態２にかかる口腔内測定システムの画像合成処理のフローチャートである。 図１４は、本発明の実施の形態３にかかる口腔内測定システムの投光部の概略構成を示す説明図である。 図１５は、特許文献１に記載の歯および歯肉の測定を示す概念図である。
本発明の記述においては、添付図面において同じ部品については同じ参照符号を付して説明を省略している。
以下、本発明の実施の形態については、図面を参照しながら説明する。
（実施の形態１）
図１は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定装置（以下、オーラルスキャナという）を有する口腔内測定システムの概略構成を示す説明図である。
図１において、オーラルスキャナ１は、患者の口腔内に直接挿入することが可能なサイズで構成され、人体に影響がない材料で構成された外装ケース２を備えている。
外装ケース２の先端部には、ゴム取付け部３が設けられており、当該ゴム取付け部３に着脱可能に隙間保持用部材の一例であるゴム４が取り付けられている。ゴム４は、図２に示すように、外装ケース２の先端側に設けられた照射口５に隣接して配置されている。ゴム４は、照射口２と被測定物２１との隙間を一定の距離Ｌ（例えば５ｍｍ）に保つための使い捨て部材であり、衛生上問題のない材料で構成されている。また、ゴム４は、照射口５と被測定物２との隙間を一定に保持できるように所定の硬度を有するが、その先端部は、口腔内で接触する部分の形状に応じて変形できるように柔らかくなっている。例えば、ゴム４は、本体部と先端部とで材質が異なる２層構造のゴムで構成されている。
オーラルスキャナ１を用いて患者の奥歯の表面形状を測定する場合には、図３に示すように、ゴム４が被測定物２１に隣接する部分（例えば、測定対象である歯の隣の歯）に接触するようにオーラルスキャナ１を配置すればよい。
なお、ゴム４の取付け位置及び個数は特に限定されるものではなく、被測定物２１に応じて適宜設定すればよい。例えば、オーラルスキャナ１を用いて患者の前歯の表面形状を測定する場合には、図４に示すように、オーラルスキャナ１の先端側ではなく、側面に取り付けることが好適である。なお、図３及び図４では、オーラルスキャナ１の構成を簡略化して示している。
外装ケース２の内部には、投光部１０と、集光レンズ１１と、ＬＣＤシャッター（液晶シャッター）などで構成されたパターンマスク１２と、ビームスプリッター１３と、絞り１４と、対物集光レンズ１５とが同一軸上に配置され、それらに並列して、ミラー１６と、撮像レンズ１７と、ＣＣＤ等のイメージセンサー１８とが同一軸上に配置されている。更に、オーラルスキャナ１は、転送ケーブル１９を介してＰＣ（パーソナルコンピュータ）等の外部機器２０に接続されている。
投光部１０から照射された光は、集光レンズ１１を通過して集光され、パターンマスク１２により縞パターン光に変換される。変換された縞パターン光は、ビームスプリッター１３に入射し、ビームスプリッター１３により、被測定物２１側に向かう投影光経路３１と、イメージセンサー１８側に向かう観察光経路３２とに分離される。投影光経路３１を進む縞パターン光は、絞り１４と対物集光レンズ１５とを通過して、被測定物２１に投影される。被測定物２１に投影された縞パターン光は、被測定物２１で反射して、対物集光レンズ１５、絞り１４、ビームスプリッター１３、ミラー１６、撮像レンズ１７の順に通過し、イメージセンサー１８にて受光され撮像される。イメージセンサー１８にて撮像された二次元画像のデータは、転送ケーブル１９を通じて画像処理部４０に転送される。
画像処理部４０は、外部機器２０のＣＰＵ（中央処理装置：図示せず）に格納されている。画像処理部４０は、転送された二次元画像のデータを三次元座標のデータに変換して、歯科用補綴物の設計及び製造を行うための被測定物２１の三次元画像データを得る。画像処理部４０は、図５に示すように、撮影制御部４１と、画像記憶部４２と、二次元画像処理部４３と、低精度三次元画像変換部４４と、三次元画像記憶部４５と、三次元画像判定部４６と、高精度三次元画像変換部４７とを備えている。画像処理部４０の各部の機能については、後で詳しく説明する。
次に、図６を用いて、投光部１０の構成について説明する。図６は、本発明の実施の形態１にかかる口腔内測定システムの投光部の概略構成を示す説明図である。
投光部１０は、患者の口腔内の少なくとも歯２２を含む被測定物２１を鮮明に撮影するための光源である。図６において、投光部１０は、５００〜５６５ｎｍの波長（緑色）の光を照射する第１光源の一例であるＬＥＤ光源２４と、６２５〜７４０ｎｍの波長（赤色）の光を照射する第２光源の一例であるＬＥＤ光源２５と、ミラー２６〜２８及びビームスプリッター２９により構成されたミラー群３０とを備えている。
２つのＬＥＤ光源２４、２５からの光は、ミラー群３０を通して、それぞれの光軸が揃うように、すなわち同一光軸となるように調整されて照射される。
前記表１は、様々な実験や文献より、口腔内の歯２２や歯肉２３に対する各投光波長における可視状態を導き出し、それらをまとめたものである。この表１では、丸印が鮮明な画像が得られた場合を示し、三角印が一部不鮮明だが識別可能な画像が得られた場合を示し、バツ印が識別可能な画像が得られなかった場合を示している。
前記表１に示すように、エナメル質においては、５００〜５６５ｎｍの波長の光に対する表面反射率が高いため、当該波長の光を照射することによって、エナメル質の鮮明な画像を得ることができる。象牙質及び歯肉においては、６２５〜７４０ｎｍの波長の光に対する表面反射率が高いため、当該波長の光を照射することによって、象牙質及び歯肉の鮮明な画像を得ることができる。このため、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムは、互いに照射光の波長が異なる２つのＬＥＤ光源２４、２５を用いることにより、エナメル質、象牙質、歯肉の全てにおいて鮮明な画像を得ることができるように構成されている。
次に、図１、図５、及び図７を用いて、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムによる被測定物の測定方法について説明する。図７は、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムを用いて口腔内を測定するフローチャートを示している。
まず、患者の口腔内にオーラルスキャナ１をセットし、例えば歯科医が外部機器２０のビデオ撮影開始ボタン（図示せず）を押すなどすることにより、当該オーラルスキャナ１による口腔内のビデオ撮影が開始される（ステップＳ１）。
このとき、ゴム４により被測定物２１と照射口５との距離Ｌが一定（例えば５ｍｍ）に保たれる。オーラルスキャナ１によるビデオ撮影は、撮影制御部４１の制御により、投光部１０から光を照射しながら、被測定物２１で反射した光をイメージセンサー１８にて受光して撮影することにより行われる。オーラルスキャナ１により撮影された映像は、転送ケーブル１９を通じて撮影制御部４１に転送され、撮影制御部４１の制御により外部機器２０の表示部５０に映し出される。ここでは、オーラルスキャナ１は、通常のビデオカメラと同様の動作を行う。
次いで、表示部５０に被測定物２１が正確に映し出されるようにオーラルスキャナ１を移動させ、映し出された被測定物２１の映像が良好であるか否かを確認する（ステップＳ２）。なお、このとき、例えば、表示部５０に表示された表示範囲選択用のフレームや十字等のマークを被測定物２１に合わせるによって、より正確にオーラルスキャナ１の撮影位置を被測定物２１に位置合わせすることができる。
被測定物２１の映像の良否の判定は、例えば、投光部１０として出力３ＷのＬＥＤ光源を用い、２５６階調で輝度値を表現した場合には、被測定物２１（例えば歯肉２３）の平均階調が４０階調以上であるか否かで判定する。すなわち、４０階調以上であれば良好と判定し、４０階調未満であれば良好でないと判定する。なお、この判定は、歯科医がしてもよいし、画像処理部４０が自動的に行うようにしてもよい。
被測定物２１の映像が良好でなければ、良好となるように各種設定や測定位置を調整する。被測定物２の映像が良好であれば、被測定物２１の画像を撮像する（ステップＳ３）。この撮像は、例えば、診療台に設けられたフットスイッチを歯科医が踏むことでできるようにするとよい。
次いで、例えば空間コード化法や位相シフト法により被測定物２１の三次元座標を得るために、撮影御部４１の制御により被測定物２１に縞パターン光を照射して被測定物２１の画像を撮像する。これにより、被測定物２１の画像（二次元静止画像）データを得る。
次いで、投光部１０から照射される光の波長を変更（例えば、投光部１０の光源をＬＥＤ光源２４からＬＥＤ光源２５に変更）して、被測定物２１を撮像する。その後、撮影制御部４０の制御により被測定物２１に縞パターン光を照射して被測定物２１の画像を撮像する。これにより、被測定物２１の画像（二次元静止画像）データを得る。
前記撮像した画像（二次元静止画像）データは、三角測量法を用いて三次元画像に変換するため、画像記憶部４２に記憶させる。なお、互いに波長の異なる光を用いた被測定物２１の画像撮影方法については、後で詳しく説明する。
次いで、前記得られた被測定物２１の複数の画像データを、以下のようにして合成する。
まず、二次元画像処理部４３が、画像記憶部４２に保存された前記画像データの縞パターンのコントラストを改善する為に、前記画像データに対してノイズ除去、階調補正、ガンマ補正等の二次元画像処理を行う（ステップＳ４）。
次いで、二次元画像処理部４３が、前記画像データの各画素の輝度値等に基づいて、前記画像データの各画素を、歯２２の領域に対応する画素群と歯肉２３の領域に対応する画素群に分割する。ここで、前述したように、ＬＥＤ光源２４を用いて撮像された画像には、歯（エナメル質）２２が鮮明に映し出され、ＬＥＤ光源２５を用いて撮像された画像には、歯肉２３が鮮明に映し出されている。このため、二次元画像処理部４３は、ＬＥＤ光源２４を用いて撮像された画像のうち歯２２の領域に対応する画素群のデータと、ＬＥＤ光源２５を用いて撮像された画像のうち歯肉２３の領域に対応する画素群のデータとを合成する（ステップＳ５）。なお、このとき、各画素の輝度値のヒストグラムを参照しながら、前記三次元座標に変換する画素群の階調補正を行ってもよい。歯２２の領域と歯肉２３の領域の画像合成処理方法については、後で詳しく説明する。
次いで、低精度三次元画像変換部４４が、前記合成された画像データのデータ量を間引いて、例えば１０％〜５０％のデータ量としたデータを、三角測量法を用いて三次元座標に変換する。これにより、低精度の三次元画像が得られる（ステップＳ６）。この低精度三次元画像は、三次元画像記憶部４５に記憶される。
次いで、三次元画像判定部４６が、前記低精度三次元画像が良好であるか否かを判定する（ステップＳ７）。
三次元画像判定部４６が、前記低精度三次元画像が良好でないと判定したとき、前記ステップＳ１に戻る。
一方、三次元画像判定部４６が、前記低精度三次元画像が良好であると判定したとき、高精度三次元画像変換部４７が、前記合成された画像データの全てを、三角測量法を用いて三次元座標に変換する。得られた三次元座標は、例えば点群データ又はＳＴＬ（Ｓｔｅｒｅｏ Ｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ）データなどとして、三次元画像記憶部４５に保存されるとともに表示部５０に表示される（ステップＳ８）。これらの点群データ又はＳＴＬデータなどを合成処理することで、高精度の三次元画像が得られる。
なお、被測定物２１の三次元座標の測定には、前述したように、空間コード化法又は位相シフト法を利用することが好ましい。これにより、測定精度を向上させることができる。なお、空間コード化法を利用する場合には、被測定物２１に投影する縞パターン光として、図８に示すようなグレイコードと呼ばれるパターン（以下、グレイパターンという）を用いることが好ましい。図８には、７つのグレイパターンの例を示している。また、位相シフト法を用いる場合は、被測定物２１に投影する縞パターン光として、正弦波状に変化する既知の濃淡パターンを用いることが望ましい。なお、高い測定精度が求められない場合には、被測定物２１に投影する縞パターン光として、通常のコードパターンを用いてもよい。
また、前記ステップＳ５，Ｓ６は、得られた三次元画像が撮影不良などに起因して被測定物２１の表面形状と異なってしまい、当該三次元画像を得るまでにかかる時間が無駄になる場合があるために行うものであり、必ずしも必要な工程ではない。
また、前記ステップＳ６の低精度三次元画像の良否の判定は、表示部５０に低精度三次元画像を表示して歯科医が行うようにしてもよい。すなわち、この場合、歯科医は、自分の目で見た被測定物２１の形状と、低精度三次元画像の被測定物２１の形状とを見比べることで、低精度三次元画像の良否の判定を行う。
次に、図１、図６、及び図９を参照しつつ、被測定物２１の画像撮影方法について、さらに具体的に説明する。図９は、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける被測定物の画像撮影のフローチャートである。なお、被測定物２１の画像撮影は、特に断りが無い限り撮影制御部４１の制御の下に行われる。
まず、５００〜５６５ｎｍの波長（緑色）の光を照射するＬＥＤ光源２４のみを発光させる（ステップＳ１１）。
次いで、被測定物２１に縞パターン光を照射しながら、被測定物２１の画像を撮像する（ステップＳ１２）。以下、５００〜５６５ｎｍの波長の光を用いて撮像した被測定物２１の画像データをＧ信号という。
次いで、前記Ｇ信号を画像記憶部４２に保存する（ステップＳ１３）。
次いで、５００〜５６５ｎｍの波長の光を照射するＬＥＤ光源２４を消光させる（ステップＳ１４）。
次いで、６２５〜７４０ｎｍの波長（赤色）の光を照射するＬＥＤ光源２５を発光させる（ステップＳ１５）。
次いで、被測定物２１に縞パターン光を照射しながら、被測定物２１の画像を撮像する（ステップＳ１６）。以下、６２５〜７４０ｎｍの波長の光を用いて撮像した被測定物２１の画像データをＲ信号という。
次いで、前記Ｒ信号を画像記憶部４２に保存する（ステップＳ１７）。
前記ステップＳ１１〜Ｓ１７を実施することによって、互いに波長の異なる光を用いた被測定物２１の画像撮影が完了する。
次に、図１、図６、及び図１０を参照しつつ、画像合成処理方法について説明する。図１０は、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムにおける画像合成処理のフローチャートである。なお、ここでは、被測定物２１が歯２２及び歯肉２３であるものとする。また、画像合成処理は、特に断りが無い限り二次元画像処理部４３の制御の下に行われる。
まず、画像記憶部４２に保存されたＧ信号及びＲ信号を取り込む（ステップＳ２１）。
次いで、取り込んだＧ信号及びＲ信号に対して、ノイズ除去等の前処理を施す（ステップＳ２２）。
次いで、前記前処理したＧ信号及びＲ信号をアナログ信号からデジタル信号に変換する（ステップＳ２３）。
次いで、前記デジタル信号に変換したＧ信号及びＲ信号を、Ｇ信号画像及びＲ信号画像として画像記憶部４２に保存する（ステップＳ２４）。
次いで、前記Ｇ信号画像及びＲ信号画像から被測定物２１である歯２２と歯肉２３の領域判定に用いる輝度情報として、各画素毎に輝度値を抽出する（ステップＳ２５）。なお、ここでは、歯２２と歯肉２３の領域判定に用いる情報として、輝度値を例に挙げたが、イメージセンサー１８としてカラーＣＣＤを用いた場合には、輝度値に代えて彩度や色相などの特定の色信号を用いてもよい。
次いで、前記抽出した各画素の輝度値に基づいて、歯２２と歯肉２３の領域判定に用いる輝度値の閾値を算出する（ステップＳ２６）。なお、このとき、閾値の算出に用いる画像は、Ｇ信号画像又はＲ信号画像のいずれか一方でよい。この閾値の設定方法については、後で詳しく説明する。
次いで、Ｇ信号画像及びＲ信号画像における各画素毎に、当該画素の輝度値と、前記算出した領域判定用の閾値とを比較して、輝度値が閾値未満である画素を歯肉２３の領域に対応する画素と判定し、輝度値が閾値以上である画素を歯２２の領域に対応する画素と判定する。これらの判定結果に基づいて、Ｇ信号画像及びＲ信号画像における各画素を、歯２２の領域に対応する画素群と歯肉２３に対応する画素群とに分割する（ステップＳ２７）。
次いで、ステップＳ２７にて歯肉２３の領域に対応すると判定した画素群のデータに、歯肉２３の領域信号ＧＡを付与する（ステップＳ２８）。ここで、歯肉２３は前述したようにＲ信号画像において鮮明に映し出されるので、歯肉２３の領域に対応するＲ信号画像の画素群のみに領域信号ＧＡを付与することが好ましい。
次いで、歯肉２３の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータを取得する（ステップＳ２９）。
次いで、歯肉２３の領域に対応する画素群に対して適宜階調補正を行う（ステップＳ３０）。なお、本実施の形態１では、後で説明するように、歯肉２３の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータは、低階調の部分に集中している。このため、歯肉２３の領域に対応する画素群の輝度値を高くするような階調補正を行うことが好ましい（ステップＳ３０）。
前記ステップＳ２８〜Ｓ３０と同時又はその前後において、ステップＳ２７にて歯２２の領域に対応すると判定した画素群のデータに歯２２の領域信号ＤＡを付与する（ステップＳ３１）。ここで、歯２２は前述したようにＧ信号画像において鮮明に映し出されるので、歯２２の領域に対応するＧ信号画像の画素群のみに領域信号ＤＡを付与することが好ましい。
次いで、歯２２の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータを取得する（ステップＳ３２）。
次いで、歯２２の領域に対応する画素群に対して適宜階調補正を行う。なお、本実施の形態１では、後で説明するように、歯２２の領域に対応する画素群の輝度値のヒストグラムデータは、高階調の部分に集中している。このため、必ずしも、歯２２の領域に対応する画素群の輝度値を高くするような階調補正を行う必要はない。
次いで、領域信号ＧＡが付与された歯肉２３の領域に対応する画素群のデータと、領域信号ＤＡが付与された歯２２の領域に対応する画素群のデータとを合成する（ステップＳ３４）。
前記ステップＳ２１〜Ｓ３４を実施することによって、画像合成処理が完了する。
次いで、図１１Ａ〜図１１Ｃを参照しつつ、Ｇ信号画像を用いて前記領域判定用の閾値の設定方法について説明する。Ｇ信号画像には、歯２２と歯肉２３とそれらの周辺領域（ここでは、空間）の画像が含まれている。
図１１Ａは、Ｇ信号画像を示す図である。図１１Ｂは、図１１ＡのＧ信号画像における輝度値のヒストグラムである。図１１Ｃは、図１１Ｂのヒストグラムを、最小二乗法を利用して滑らかな線で結んだグラフである。図１１Ｂ及び図１１Ｃでは、縦軸が輝度値の度数を示し、横軸が階調を示している。
図１１Ｃより、Ｇ信号画像の輝度値のヒストグラムには、３つのピーク階調３３〜３５があることが分かる。Ｇ信号画像においては、表面反射率の違いにより、歯２２、歯肉２３、周辺領域の順に輝度が低くなる。このため、本実施の形態１では、ピーク階調３３が歯２２のピーク階調となり、ピーク階調３４が歯肉２３のピーク階調となり、ピーク階調３５が周辺領域のピーク階調となる。
ここでは、歯２２の領域と歯肉２３の領域との閾値を設定するのが目的であるため、例えば、歯２２のピーク階調３３と歯肉２３のピーク階調３４の中点を閾値とする。例えば、出力３ＷのＬＥＤ光源２４を用い、２５６階調で輝度値を表現した場合には、歯２２のピーク階調３３は１５０階調となり、歯肉２３のピーク階調３４は５０階調となる。この場合、閾値は１００階調となる。
なお、ここでは、ピーク階調３３とピーク階調３４の中点を閾値としたが、本発明はこれに限定されない。例えば、図１１Ｃに示すように、ピーク階調３３の半分の度数となる階調と、ピーク階調３４の半分の度数となる階調との間の範囲Ｒ１で設定すればよい。
以上、本実施の形態１にかかる口腔内測定システムによれば、互いに波長の異なる２つのＬＥＤ光源２４，２５を備えているので、歯２２の領域と歯肉２３の領域の両方について鮮明な画像を得ることができる。これにより、口腔内を正確に形状測定することができる。このとき、口腔内に金属粉末を噴霧する必要はない。
なお、本発明は、前記実施の形態１に限定されるものではなく、その他種々の態様で実施できる。例えば、前記実施の形態１においては、画像処理部４０が外部機器２０に格納された口腔内測定システムについて説明したが、本発明はこれに限定されない。例えば、画像処理部４０を、図１２に示すように、オーラルスキャナ１Ａに内蔵するように構成してもよい。この場合、図１２に示すように、オーラルスキャナ１Ａが測定した被測定物２の三次元座標のデータを外部に取り出すためのデータ取出機構８１をオーラルスキャナ１Ａに設ければよい。データ取出機構８１は、例えば、ケーブルコネクタ、無線通信（無線ＬＡＮ）の受発信部、ＳＤメモリのスロットである。また、図１２に示すように、オーラルスキャナ１Ａに角度を可変可能な小型の表示部８２を設けると、表示部５０を備える外部機器２０にオーラルスキャナ１Ａを接続する必要性を無くすることができ、利便性をさらに向上させることができる。
（実施の形態２）
図１３は、本発明の実施の形態２にかかる口腔内測定システムの画像合成処理のフローチャートである。本実施の形態２にかかる口腔内測定システムが前記第１実施形態にかかる口腔内測定システムと異なる点は、画像合成処理のフローにおいて、図１０に示すステップＳ２５〜Ｓ２７に代えてステップＳ４１〜Ｓ４４を行う点である。図１３において、ステップＳ２１〜Ｓ２４、Ｓ２８〜Ｓ３４は、図１０を用いて説明した前記実施の形態１と同様であるため、重複する説明は省略し、ステップＳ４１〜Ｓ４４についてのみ説明する。
ステップＳ４１では、Ｇ信号画像及びＲ信号画像において、比較領域枠を設定する。当該比較領域枠は、歯２２と歯肉２３との境界を含み、且つ、歯２２と歯肉２３とが同一面積となるように設定する。また、当該比較領域枠は、Ｇ信号画像とＲ信号画像の互いに対応する位置に設定する。
ステップＳ４２では、前記Ｇ信号画像及びＲ信号画像の比較領域枠内に位置する各画素の輝度値を抽出する。
ステップＳ４３では、前記抽出した比較領域枠内の各画素の輝度値の平均値（以下、比較領域平均輝度値という）を算出する。なお、このとき、比較領域平均輝度値の算出に用いる画像は、前記Ｇ信号画像及びＲ信号画像のいずれか一方でよい。本実施の形態２においては、この比較領域平均輝度値を閾値とする。
ステップＳ４４では、前記比較領域枠内の各画素毎に、当該画素の輝度値と、前記算出した比較領域平均輝度値とを比較して、輝度値が比較領域平均輝度値未満である画素を歯肉２３の領域に対応する画素と判定し、輝度値が比較領域平均輝度値以上である画素を歯２２の領域に対応する画素と判定する。これらの判定結果に基づいて、Ｇ信号画像の比較領域枠内の各画素及びＲ信号画像の比較領域枠内の各画素を、歯２２の領域に対応する画素群と歯肉２３に対応する画素群とに分割する。
本実施の形態２にかかる口腔内測定システムにおいては、歯２２の領域と歯肉２３の領域との分割を、歯２２と歯肉２３との境界付近のみに行うようにしている。すなわち、境界付近以外の領域においては、Ｇ信号画像又はＲ信号画像のいずれに鮮明に映し出されているか明らかであるので、Ｇ信号画像及びＲ信号画像の一部の画素に対して、歯２２又は歯肉２３の領域のいずれに対応するか判定するようにしている。これにより、画像合成処理の時間の短縮を図ることができる。
（実施の形態３）
図１４は、本発明の実施の形態３にかかる口腔内測定システムの投光部の概略構成を示す説明図である。本実施の形態３にかかる口腔内測定システムが前記第１実施形態にかかる口腔内測定システムと異なる点は、投光部１０に代えて投光部１０Ａを備えている点である。投光部１０Ａ以外は、前記実施の形態１と同様であるため、重複する説明は省略し、相違点についてのみ説明する。
図１４において、投光部１０Ａは、１つの白色光源３６と、白色光源３６の光軸上に移動可能なＲ（赤色）波長フィルタ３８とＧ（緑色）波長フィルタ３９とを備えている。Ｒ波長フィルタ３８は、白色光源３６から照射された光を５００〜５６５ｎｍの波長の光に変換するものであり、Ｇ波長フィルタ３９は、白色光源３６から照射された光を６２５〜７４０ｎｍの波長の光に変換するものである。Ｒ波長フィルタ３８とＧ波長フィルタ３９とは、回転式円盤３７に設置され、回転式円盤３７が回転することで白色光源３６の光軸上に移動することができるように構成されている。
本実施の形態３にかかる口腔内測定システムによれば、投光部１０Ａが前記のように構成されているので、光源の数を１つにすることができる。これにより、投光部１０Ａを比較的コンパクトに設計することができる。また、投光部１０Ａから照射する波長の切換えを高速に行うことができる。
なお、前記では、回転式円盤３７は２つの波長フィルタ３８，３９を備えるものとしたが、本発明はこれに限定されず、波長フィルタを３つ以上備えてもよい。
なお、本発明の各実施の形態においては、歯（エナメル質と象牙質）２２と歯肉２３とを区別して測定する方法について説明したが、本発明はこれに限定されない。表面反射率や輝度の階調を適宜設定すれば、歯２２と歯肉２３に加えて、レジン床義歯（プラスチック製の義歯）や金属床義歯を区別して測定することができる。これにより、患者個人が入れ歯などの現在の状態を知ることができる。
また、表面反射率や輝度の階調などを適宜設定することで、歯垢と歯石とを判別することもできる。この場合、定期的に歯垢や歯石の有無をチェックすることで、家庭内においても歯石予防を行うことができると考えられる。
なお、前記様々な実施形態のうちの任意の実施形態を適宜組み合わせることにより、それぞれの有する効果を奏するようにすることができる。
本発明にかかる口腔内測定装置及び口腔内測定システムは、光の表面反射率の異なる歯及び歯肉などの口腔内の被測定物を正確に形状測定することができるので、光の表面反射率の異なる歯科用補綴物の適合性を口腔内で直接測定する用途に適用できる。
本発明は、添付図面を参照しながら好ましい実施の形態に関連して充分に記載されているが、この技術に熟練した人々にとっては種々の変形や修正は明白である。そのような変形や修正は、添付した請求の範囲による本発明の範囲から外れない限りにおいて、その中に含まれると理解されるべきである。
２００８年５月１３日に出願された日本国特許出願Ｎｏ．２００８−１２５５３７号の明細書、図面、および特許請求の範囲の開示内容は、全体として参照されて本明細書の中に取り入れられるものである。

Claims (8)

  1. 口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、
    前記被測定物で反射した光を受光し撮像する撮像部と、
    を備える、口腔内測定装置。
  2. 前記投光部は、少なくとも２つの波長の異なるＬＥＤ光源を備えている、請求項１に記載の口腔内測定装置。
  3. 前記投光部は、白色光源と、前記白色光源の光軸上に移動可能な少なくとも２つの波長の異なる波長フィルタと、を備えている、請求項１に記載の口腔内測定装置。
  4. 前記投光部は、コード化された縞パターンの光を照射するものである、請求項１に記載の口腔内測定装置。
  5. 前記波長が異なる光は、５００〜５６５ｎｍの波長の光と、６２５〜７４０ｎｍの波長の光とを含む、請求項１に記載の口腔内測定装置。
  6. 前記撮像部が撮像した前記異なる波長の光による複数の画像を合成し、当該合成した画像を三次元座標に変換して前記被測定物の三次元画像を得る画像処理部を備える、請求項１に記載の口腔内測定装置。
  7. 前記画像処理部は、前記異なる波長の光による複数の画像を、当該画像の各画素の輝度情報に基づいて合成する、請求項６に記載の口腔内測定装置。
  8. 口腔内の少なくとも歯を含む被測定物に向けて少なくとも２つの波長の異なる光を同一光軸で照射する投光部と、
    前記被測定物で反射された光を受光し撮像する撮像部と、
    前記撮像部が撮像した前記波長が異なる複数の画像を合成し、当該合成した画像を三次元座標に変換して前記被測定物の三次元画像を得る画像処理部と、
    を備える、口腔内測定システム。
JP2009536548A 2008-05-13 2009-04-07 口腔内測定装置及び口腔内測定システム Expired - Fee Related JP5276006B2 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2009536548A JP5276006B2 (ja) 2008-05-13 2009-04-07 口腔内測定装置及び口腔内測定システム

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2008125537 2008-05-13
JP2008125537 2008-05-13
PCT/JP2009/001603 WO2009139110A1 (ja) 2008-05-13 2009-04-07 口腔内測定装置及び口腔内測定システム
JP2009536548A JP5276006B2 (ja) 2008-05-13 2009-04-07 口腔内測定装置及び口腔内測定システム

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPWO2009139110A1 true JPWO2009139110A1 (ja) 2011-09-15
JP5276006B2 JP5276006B2 (ja) 2013-08-28

Family

ID=41318487

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2009536548A Expired - Fee Related JP5276006B2 (ja) 2008-05-13 2009-04-07 口腔内測定装置及び口腔内測定システム

Country Status (3)

Country Link
US (1) US20100253773A1 (ja)
JP (1) JP5276006B2 (ja)
WO (1) WO2009139110A1 (ja)

Families Citing this family (38)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8570530B2 (en) * 2009-06-03 2013-10-29 Carestream Health, Inc. Apparatus for dental surface shape and shade imaging
CN104783757B (zh) 2009-06-17 2018-01-05 3形状股份有限公司 聚焦扫描设备
DE102009056752C5 (de) * 2009-12-04 2024-04-04 Kulzer Gmbh Herstellung individueller dentaler Prothesen via CAD/CAM und Rapid Manufacturing/Rapid Prototyping aus Daten der digitalen Abdrucknahme
WO2011077299A1 (en) * 2009-12-23 2011-06-30 Koninklijke Philips Electronics N.V. System for protection of soft tissues against a teeth whitening substance
US9436868B2 (en) 2010-09-10 2016-09-06 Dimensional Photonics International, Inc. Object classification for measured three-dimensional object scenes
DE102011077564B4 (de) 2011-06-15 2016-08-25 Sirona Dental Systems Gmbh Verfahren zur optischen dreidimensionalen Vermessung eines dentalen Objekts
US9295532B2 (en) 2011-11-10 2016-03-29 Carestream Health, Inc. 3D intraoral measurements using optical multiline method
US9349182B2 (en) 2011-11-10 2016-05-24 Carestream Health, Inc. 3D intraoral measurements using optical multiline method
DE112012005886B4 (de) * 2012-02-15 2023-05-11 Media Co., Ltd. Vorrichtung zur Zahnreihenaufnahme in Mundhöhlen
KR101176770B1 (ko) * 2012-03-22 2012-08-23 추상완 치과용 3차원 스캐너 및 이를 이용한 스캐닝 방법
EP2866644B1 (en) 2012-06-27 2023-11-08 3Shape A/S 3d intraoral scanner measuring fluorescence
JP6005278B2 (ja) * 2012-07-25 2016-10-12 シーメンス アクチエンゲゼルシヤフトＳｉｅｍｅｎｓ Ａｋｔｉｅｎｇｅｓｅｌｌｓｃｈａｆｔ 特に透過性かつ散乱性の表面における三次元測定のためのカラーコーディング
CN105050537B (zh) * 2012-09-14 2017-11-03 3M创新有限公司 牙科照射装置、牙科照射系统
WO2014097242A1 (en) * 2012-12-21 2014-06-26 Koninklijke Philips N.V. Plaque detection using a stream probe
EP2840353B1 (en) 2013-06-21 2019-08-07 3Shape A/S Scanning apparatus with patterned probe light
US9675428B2 (en) * 2013-07-12 2017-06-13 Carestream Health, Inc. Video-based auto-capture for dental surface imaging apparatus
KR101611415B1 (ko) * 2014-03-25 2016-04-12 (주) 스틱옵틱스 3차원 스캐너
EP2923630A1 (en) * 2014-03-26 2015-09-30 3M Innovative Properties Company Intraoral imaging and illumination apparatus
ES2680587T3 (es) 2014-08-28 2018-09-10 Carestream Dental Technology Topco Limited Mediciones 3-D intraorales usando un procedimiento óptico de múltiples líneas
CN107072530A (zh) 2014-09-16 2017-08-18 卡尔斯特里姆保健公司 使用激光投影的牙齿表面成像设备
EP3368858A4 (en) * 2015-10-30 2019-06-26 Carestream Dental Technology Topco Limited TARGET WITH ELEMENTS FOR 3D SCANNER CALIBRATION
JP6378793B2 (ja) * 2016-05-10 2018-08-22 正樹 神原 歯肉診断支援装置および歯肉診断支援システム
CN109475394B (zh) * 2016-07-13 2021-04-20 株式会社Dds 三维扫描仪及利用上述三维扫描仪的人工制品加工装置
US10507087B2 (en) * 2016-07-27 2019-12-17 Align Technology, Inc. Methods and apparatuses for forming a three-dimensional volumetric model of a subject's teeth
JP6805645B2 (ja) 2016-08-30 2020-12-23 オムロンヘルスケア株式会社 歯ブラシおよびシステム
US11633268B2 (en) * 2017-07-27 2023-04-25 Align Technology, Inc. Tooth shading, transparency and glazing
US11648095B2 (en) 2017-08-10 2023-05-16 D4D Technologies, Llc Intra-oral scanning device
EP3664687B1 (en) * 2017-08-10 2024-05-15 D4D Technologies, LLC Intra-oral scanning device
JP2020537550A (ja) * 2017-08-17 2020-12-24 トロフィー 口腔内表面走査用のステンシル
EP3723584B1 (en) 2017-12-12 2024-08-21 Koninklijke Philips N.V. Method and system for improved motion robustness during measurement of localized oral inflammation
US10835352B2 (en) 2018-03-19 2020-11-17 3D Imaging and Simulation Corp. Americas Intraoral scanner and computing system for capturing images and generating three-dimensional models
RU2728259C1 (ru) * 2019-11-05 2020-07-28 Сергей Валентинович Леонтьев Способ оценки состояния полости рта по фото и/или видеофиксации для выбора средств гигиены
RU2741240C1 (ru) * 2020-08-04 2021-01-22 Федеральное государственное бюджетное научное учреждение "Томский национальный исследовательский медицинский центр" Российской академии наук ("Томский НИМЦ") Способ выбора тактики замещения дефектов нижней челюсти при опухолевых заболеваниях
JP7484641B2 (ja) * 2020-10-06 2024-05-16 コニカミノルタ株式会社 口腔内測定装置
WO2022129134A1 (en) * 2020-12-16 2022-06-23 Koninklijke Philips N.V. Estimating the thickness of rigid material in a tooth
EP4014838A1 (en) * 2020-12-16 2022-06-22 Koninklijke Philips N.V. Detecting distance of a probe to pulp of a tooth
KR102341890B1 (ko) * 2021-02-01 2021-12-20 전승현 구강 스캐너
US20230329538A1 (en) * 2021-02-22 2023-10-19 Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. Intraoral camera system and image capturing operation determination method

Family Cites Families (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2848857B2 (ja) * 1989-08-14 1999-01-20 株式会社モリタ製作所 光診断装置
JP2879003B2 (ja) * 1995-11-16 1999-04-05 株式会社生体光情報研究所 画像計測装置
US5688118A (en) * 1995-12-27 1997-11-18 Denx Ltd. Image sound and feeling simulation system for dentistry
DE19638758A1 (de) * 1996-09-13 1998-03-19 Rubbert Ruedger Verfahren und Vorrichtung zur dreidimensionalen Vermessung von Objekten
JPH11183145A (ja) * 1997-10-15 1999-07-09 Yuusuke Nonomura ３次元観察装置
US6179611B1 (en) * 1999-01-22 2001-01-30 The Regents Of The University Of California Dental optical coherence domain reflectometry explorer
US6244863B1 (en) * 2000-03-10 2001-06-12 Andrew H. Rawicz Dental color comparator scope
FR2825260B1 (fr) * 2001-06-01 2004-08-20 Centre Nat Rech Scient Procede et dispositif de detection de caries dentaires
JP2004089239A (ja) * 2002-08-29 2004-03-25 Matsushita Electric Ind Co Ltd 口腔組織観察装置
JP2005110828A (ja) * 2003-10-06 2005-04-28 Omega Wave Kk 歯科用診断装置
US20070183633A1 (en) * 2004-03-24 2007-08-09 Andre Hoffmann Identification, verification, and recognition method and system
DE602005004332T2 (de) * 2004-06-17 2009-01-08 Cadent Ltd. Verfahren zum Bereitstellen von Daten im Zusammenhang mit der Mundhöhle
WO2006051619A1 (ja) * 2004-11-15 2006-05-18 Kabushiki Kaisha Morita Tokyo Seisakusho 歯科用光診断装置
JP5286462B2 (ja) * 2006-05-03 2013-09-11 有限会社 ミクロデント 歯牙診断検査装置
US9111372B2 (en) * 2006-08-11 2015-08-18 Visionary Technologies, Inc. System and method for object identification and anomaly detection
US20080062429A1 (en) * 2006-09-12 2008-03-13 Rongguang Liang Low coherence dental oct imaging
US8270689B2 (en) * 2006-09-12 2012-09-18 Carestream Health, Inc. Apparatus for caries detection
US7702139B2 (en) * 2006-10-13 2010-04-20 Carestream Health, Inc. Apparatus for caries detection
US9539062B2 (en) * 2006-10-16 2017-01-10 Natural Dental Implants, Ag Methods of designing and manufacturing customized dental prosthesis for periodontal or osseointegration and related systems
US20080118886A1 (en) * 2006-11-21 2008-05-22 Rongguang Liang Apparatus for dental oct imaging
DE102007012584A1 (de) * 2007-03-13 2008-09-18 Paul Weigl Verfahren zur Kontrolle einer Präparation eines präparierten Zahns mit CAD-Verfahren
US20100297585A1 (en) * 2008-01-29 2010-11-25 Uriel Yarovesky Process for making a dental restoration and resultant apparatus
US8377500B2 (en) * 2008-01-29 2013-02-19 Uriel Yarovesky Process for making a dental restoration and resultant apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
WO2009139110A1 (ja) 2009-11-19
US20100253773A1 (en) 2010-10-07
JP5276006B2 (ja) 2013-08-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5276006B2 (ja) 口腔内測定装置及び口腔内測定システム
US11612326B2 (en) Estimating a surface texture of a tooth
US20230285124A1 (en) Intraoral scanner
US20230181295A1 (en) Device and method for subgingival measurement
JP5433381B2 (ja) 口腔内測定装置及び口腔内測定方法
US9149348B2 (en) Intra-oral scanner for digital impression and real-time reconstruction system for inner surface topographic image of oral cavity
CA3163084A1 (en) Digital 3d models of dental arches with accurate arch width
KR20170008872A (ko) 환자의 구강 내부를 시각화하는 장치
JP2009165558A (ja) 口腔内測定方法および口腔内測定装置
KR101662566B1 (ko) 광학부 교환에 의해 스캔 영역과 정밀도 변경이 가능한 구강스캐너
US12011336B2 (en) Tomography convergence-type oral scanner
CN107427231B (zh) 用于光学测量物件的方法和测量系统
Michalakis et al. Digital Impressions
Atieh Accuracy evaluation of intra-oral optical impressions: A novel approach

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20120120

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20130423

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20130516

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees