WO2016047739A1

WO2016047739A1 - 口腔内３次元形状測定装置

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Publication number: WO2016047739A1
Application number: PCT/JP2015/077058
Authority: WO
Inventors: 裕明菊地
Original assignee: 株式会社ジーシー
Priority date: 2014-09-26
Filing date: 2015-09-25
Publication date: 2016-03-31
Also published as: JPWO2016047739A1

Abstract

　簡易な構造で精度よく口腔内形状を測定することができる口腔内３次元形状測定装置を提供することを目的とし、内外に光が透過する入光部１１ａが設けられた筒状の本体１１と、本体に設けられ、照明光を出射する光源１２と、入光部から入射した光を受光して電気信号に変換する光電変換素子が複数配列された画像センサ１７と、入光部と画像センサとの間に配置され、画像センサのための結像をするテレセントリック光学系又は近テレセントリック光学系を含み、入光部との距離が－１ｍｍ以上５０ｍｍ以下の対象物に対して結像する結像光学手段１４と、結像光学手段と画像センサとの間に配置され、微小な単位レンズ１６ａが複数配列されたマイクロレンズアレイ１６と、画像センサからの電気信号に含まれる、複数の単位レンズから得られる視差の情報に基づいて奥行情報を演算する画像処理手段１８と、を備えるものとする。

Description

口腔内３次元形状測定装置

　本発明は、口腔内の歯牙や埋設されたインプラント等、口腔内の形状を３次元的に取得する口腔内３次元形状測定装置に関する。

　より正確に口腔内の形状の情報を得ることは、精度よい歯科補綴物を作製する観点から重要である。また、近年はＣＡＤ、ＣＡＭの発展により、歯科補綴物の作製過程で歯牙や歯肉の形状をデータで取り扱う場面が増えてきた。そこで例えば特許文献１～特許文献６に記載のように口腔内を３次元スキャナーで測定する技術が提案されている。ここには、パターン投影技術、レーザー光による三角測量技術、共焦点技術、及びビデオ撮影によるステレオ技術等が用いられている。
これら技術により口腔内の３次元形状をデータとして得ることができるようになったが、いずれも精度良い測定をするために光学系や周辺機器が複雑で大がかりになる傾向にあった。

　一方、３次元形状測定の技術として例えば特許文献７に記載のような技術がある。特許文献７には結像レンズと撮像素子との間にマイクロレンズアレイを配置した撮像装置が記載されている。
これによれば比較的簡易な構造で奥行方向を考慮して３次元的に形状情報を得ることができる。

特表２０１２－５３０２６７号公報特表２０１１－５０４５８６号公報特表２０１１－５０４２３０号公報特表２０１０－５３８３０２号公報特開２０１０－２５２８３１号公報特開２０１０－２４６８９９号公報特開２０１２－１７８６９３号公報

　しかしながら、特許文献１～特許文献６に記載の従来の口腔内スキャナーは精度を確保する観点から１画面における撮影範囲が狭く、広い範囲を撮影するためにはプローブをゆっくりと移動させ、多くの走査をしながら撮影をする必要があった。

　また、特許文献７に記載のようなシステムの３次元形状測定装置は口腔内に適用することが考慮されていなかった。より具体的には、口腔内撮影ではその性質上、対象物を近接した位置（２０ｍｍ以下程度）で撮影しなければならず、特許文献７に記載の装置ではこのような近接撮影ができなかった。近接撮影では、画像の歪みが顕著になるため最終的に精度を向上させるために補正が必要であるが、この装置では近接撮影ができないので、このような補正について検討がなされていない。

　そこで本発明は上記問題点に鑑み、簡易な構造で精度よく口腔内形状を測定することができる口腔内３次元形状測定装置を提供することを課題とする。

　以下、本発明について説明する。ここでは分かり易さのため、図面に付した参照符号を括弧書きで併せて記載するが、本発明はこれに限定されるものではない。

　本発明は、口腔内の一部における３次元形状計測を行う装置であって、内外に光が透過する入光部（１１ａ）が設けられた筒状の本体（１１）と、本体に設けられ、照明光を出射する光源（１２）と、入光部から入射した光を受光して電気信号に変換する光電変換素子が複数配列された画像センサ（１７）と、入光部と画像センサとの間に配置され、画像センサのための結像をするテレセントリック光学系又は近テレセントリック光学系を含み、入光部との距離が－１ｍｍ以上５０ｍｍ以下の対象物に対して結像する結像光学手段（１４）と、結像光学手段と画像センサとの間に配置され、微小な単位レンズ（１６ａ）が複数配列されたマイクロレンズアレイ（１６）と、画像センサからの電気信号に含まれる、複数の単位レンズから得られる視差の情報に基づいて奥行情報を演算する画像処理手段（１８）と、を備える、口腔内３次元形状測定装置（１０）である。

　本発明では、結像光学手段（１４）は少なくとも２つの画角を変更可能であってもよい。

　本発明では、本体（１１）はその軸線方向一方側と他方側とで分離及び合体するように構成してもよい。

　本発明によれば、移動させる光学系や複数の画像センサを配置することなく、簡易な構造で口腔内形状を精度よく測定することができる。

図１（ａ）は１つの形態を説明する口腔内３次元形状測定装置１０の正面図、図１（ｂ）は口腔内３次元形状測定装置１０の底面図である。口腔内３次元形状測定装置１０の断面図である。奥行情報の演算を説明するフローである。表示処理の演算を説明するフローである。

　本発明の上記した作用及び利得は、次に説明する形態から明らかにされる。以下、本発明を図面に示す形態に基づき説明する。ただし本発明はこれら形態に限定されるものではない。

　図１は１つの形態を説明するための図で、口腔内３次元形状測定装置１０の外観を表す図であり、図１（ａ）は正面図、図１（ｂ）は底面図である。図２には図１（ｂ）にＩＩ－ＩＩで示した線に沿った断面図を示した。これら図からわかるように、口腔内３次元形状測定装置１０は細長い棒状であり、いわゆるハンドピース型に形成されている。これによりその一方側の端部である先端を口腔内に挿入するとともに他方側の端部を手でつかむことができ、口腔内における口腔内３次元形状測定装置１０の取り回しの容易を図っている。

　口腔内３次元形状測定装置１０は、図１（ａ）、図１（ｂ）、及び図２からわかるように、本体１１、光源１２、反射手段１３、ズーム結像光学手段１４、ビームスプリッター１５、マイクロレンズアレイ１６、画像センサ１７、画像処理手段１８、及び加速度／磁気センサ１９を有して構成されている。

　本体１１は口腔内３次元形状測定装置１０の外郭を形成する筒状の部材で、当該筒状の内側に各部材が収納されている。従って本体１１はその一方側先端を口腔内に挿入し、他方側を使用者が掴むように想定された形状であり、いわゆる歯科用ハンドピースの形状を基本とすることができる。
本体１１の外周面のうち、口腔内に挿入する側の先端側の一部には、本体１１の内外を通じて光が透過するように透光部が設けられており、ここが入光部１１ａを形成している。対象物からの反射光はこの入光部１１ａから口腔内３次元形状測定装置１０に取り込まれる。この入光部１１ａは単なる開口であってもよいし、開口がサファイヤガラス等の耐傷性の高い透光性を有する部材（保護部材）で塞がれている形態であってもよい。

　光源１２は口腔内を照明して撮影に足る明るさを確保する光源である。従って口腔内を十分に照明することができればよい。光源の種類は特に限定されることはないが、白色のＬＥＤを用いることができる。
ここで、撮影画像としてカラー画像を得るときには、可視光の全領域に亘る波長を有するように、少なくとも３つの単色光源を組み合わせた白色の光源であることが好ましい。なお、後述するように、歯牙と歯肉との境界等のように色の別で部位の境界が識別しやすくなる観点からカラー画像を得ることが好ましいので、光源もカラー画像を得ることを前提とした上記の条件を満たすことが好ましい。

　本形態では図２からわかるように、光源１２が本体１１の内側に配置されている。後述するビームスプリッター１５及び反射手段１３により入光部１１ａから出光するように構成されている。

　反射手段１３は、入光部１１ａから入射した光（対象物からの反射光）がズーム結像光学手段１４に向かうように向きを変える手段である。また、本形態ではビームスプリッター１５により向きが変えられた光源からの光を入光部１１ａから出光できるように向きを変える手段としても機能する。
本形態では入光部１１ａから入射する光は本体１１の筒状に軸に対して直交する方向に進むので、この光の向きを本体１１の筒状の軸線に沿った方向に変える。反射手段１３の具体的な態様として、全反射を利用するプリズムや、正反射を利用する金属の鏡面、鏡が挙げられるが、反射して取り込むことができる光の範囲が広い観点から鏡であることが好ましい。これによれば、特に奥歯（大臼歯）の裏側や歯間部の撮影に有利に作用する。すなわち、入光部１１ａが開口している場合や上記保護部材が入光部１１ａより奥まったところにある場合に、歯牙の一部を入光部１１ａから本体１１の内側に挿入させることが可能になる。この場合には、入光部１１ａとの距離をマイナスへ可能なように設計することで奥歯の裏側等を撮影することが容易になる。

　ズーム結像光学手段１４は、反射手段１３で反射されて取り込まれた光を画像センサ１７に取り込むための光学系である。ズーム結像光学手段１４は入光部１１ａから対象物までの距離が－１ｍｍ以上５０ｍｍ以下となる近接撮影が可能な光学系とされている。このような近接撮影可能な光学系では画像の歪みが顕著になる。そのため、本発明ではテレセントリック又は近テレセントリック光学系が用いられる。その中でも光学系を簡素化して小さくする観点から物体側又は両側テレセントリック光学系であることが好ましい。これにより、場所による像の測定誤差（歪み）を光学系の段階で小さく抑えることができ、より精度のよい測定が可能となる。すなわち、近接撮影に起因する歪みの補正はソフトウェアによっても可能ではあるが、この場合には補正の処理において画素数の低下が起こるため解像度が低下してしまう。これに対して上記光学系を用いることにより画像の歪みを光学系の段階で抑制することができ、ソフトウェアによる補正処理による解像度低下を抑えることが可能となる。

　また、本形態ではズーム結像光学手段１４で少なくとも２段階、好ましくは３段階で画角の広さを変更することができるように構成されている。すなわち広い範囲を測定することができる広角側から狭い範囲でより精度よく測定することができる狭角側へと２段階又は３段階で調整することができる。
特に広角側で撮影することができることにより、顎全体における歯肉や歯牙との関係を適切に捉えることが可能となり、フルデンチャー（総入れ歯）などを作製するためのデータを採取することができる。

　ここで画角を変更する手段は特に限定されることなく、公知の方法を適用することができる。例えばレバーにより切り替え、適用される光学系を変更する方法や、ズーム結像光学手段自体を交換可能に形成する方法を挙げることができる。

　また、選択された画角は画像処理手段１８により認識される。これにより画角に応じた適切な画像処理が行われる。画像処理については後で説明する。画像処理手段１８による画角の認識方法は特に限定されることはないが機械式、電気式、又はこれらの複合であってもよい。

　ビームスプリッター１５の構造は公知の通りであるが、光源１２からの光を反射させる一方で入光部１１ａから入光して画像処理されるべき反射光は透過するように構成されている。従って偏光フィルタ等を併用する等により両者が干渉しないようにされている。

　マイクロレンズアレイ１６は、ズーム結像光学手段１４を透過した光を受け、画像センサ１７上に集まるべき光線群を分解し、画像センサ１７に出光するマイクロレンズ群である。マイクロレンズアレイ１６は、複数の微小な単位レンズ１６ａが縦横に配列されてなるレンズ群である。このようなマイクロレンズアレイ１６では単位レンズ１６ａごとにその配列された位置に基づいて視差が生じ、当該単位レンズ１６ａからは視点がずれた画像が画素センサ１７に向けて出光される。このずれに基づいて画像処理手段１８で演算を行うことにより奥行きの量を得て３次元的な画像をマッピングすることができる。

　ここでマイクロレンズアレイ１６はズーム結像光学手段１４の焦点位置との関係で適切な位置に配置されている。

　画像センサ１７は、光を検知してこれを電気信号に変換する光電変換素子が複数配列されたセンサである。光電変換素子の種類は特に限定されることはないが、ＣＣＤやＣＭＯＳを挙げることができる。
画素の大きさは特に限定されることはないが、上記したマイクロレンズアレイ１６のうち複数の単位レンズ１６ａからの光（画像）を受けることができるように構成されている。
画像センサ１７は白黒とカラーのいずれであってもよいが、色の差により部位同士の境界を検知して形状測定の精度を向上させることができることからカラーであることが好ましい。カラーの場合にはＢａｙｅｒ配列やＦａｖｅｏｎ型色画像センサの高解像度版を用いることができる。またその他、モアレが発生しないように各種配列を採用することも可能である。

　画像処理手段１８は画像センサ１７で得られた電気信号を受信して画像処理をして奥行情報を生成する手段である。画像処理手段１８は、いわゆる演算基板により形成されており、中央演算子（ＣＰＵ）、ＲＯＭ、ＲＡＭ等を有して形成され、ＲＯＭに記憶されたプログラムに基づいて中央演算子で演算を行うことで画像処理を行う。
本形態で画像処理手段１８は例えば次のように演算を行うことにより口腔内の３次元形状データを得る。図３に１つの例にかかる奥行情報演算Ｓ１０のフローを示した。図３からわかるように、奥行情報演算Ｓ１０は、視差計算過程Ｓ１１、奥行情報推定過程Ｓ１２、補正計算過程Ｓ１３、及び点群生成過程Ｓ１４を含んでいる。

　視差計算過程Ｓ１１は、画像センサ１７からの電気信号に含まれるマイクロレンズアレイ１６からの複数の視点情報から視差を計算する。視差の計算は公知の方法で行うことができ、ズーム結像光学手段１４及びマイクロレンズアレイ１６の態様に基づいて行えばよい。

　奥行情報推定過程Ｓ１２は、視差の計算結果から奥行情報初期値としての奥行情報を推定する。当該推定はマイクロレンズアレイを用いた視差情報から奥行を得るための公知の方法により行うことができる。

　補正計算過程Ｓ１３は、事前に得ておいた画角ごとのキャリブレーションデータに基づいて、正確な奥行の値（実際の奥行方向の距離）を算出する。
キャリブレーションデータは、奥行情報推定過程Ｓ１２で行われた計算結果を実際の奥行方向の距離に補正するためのデータである。キャリブレーションデータは口腔内３次元形状測定装置ごとに異なるので、装置ごとにキャリブレーションが行われ、画像処理手段１８に保存されている。
なお、補正計算過程は専用回路を形成して演算を行ってもよい。これにより他の部位における演算の負担を軽減することができる。

　点群生成過程Ｓ１４は、補正計算過程Ｓ１３で得られた正確な奥行きの値と、縦横方向の値（ＸＹ情報）とを組み合わせて点群化された生データ及び点群を得る。

　図２に戻って口腔内３次元形状測定装置１０について説明を続ける。加速度／磁気センサ１９は、手振れや高速移動時であることを検知してこのときのデータの取り扱いを制御する装置である。例えば手振れが生じたときや、対象部位への移動中における高速移動時のデータを破棄したり、一部データを破棄したときの前後の位置関係を対応付ける等の処理を行う。

　このようにして加速度／磁気センサ１９までで得られたデータを、インターフェイスを介して外部に出力し、パソコン等に入力する。パソコンでは最終的に生成された３次元データに２次元画像をマッピングして表示する処理まで行う。
画像処理手段１８とパソコンとで分担する演算は適宜調整することができ、例えばそのほとんどをパソコンで行うことも可能である。ここでは、パソコンで行われる演算の例について説明する。図４に１つの例にかかる表示処理Ｓ２０のフローを示した。図４からわかるように、表示処理Ｓ２０は、位置情報合成過程Ｓ２１、ボクセル化処理過程Ｓ２２、表面抽出過程Ｓ２３、ポリゴン化過程Ｓ２４、及び出力過程Ｓ２５を含んでいる。さらに本例ではボリュームレンダリング過程Ｓ２６、及び画面表示過程Ｓ２７を具備して構成されている。

　位置情報合成過程Ｓ２１は、奥行情報演算Ｓ１０で得られた点群情報を用いて、取得したデータが採られた位置情報を合成する。
  ボクセル化処理過程Ｓ２２は、位置情報合成過程Ｓ２１により得られた合成データに基づいて、Ｘ、Ｙのピッチを固定するためにボクセル化処理を行う過程である。これによりデータを一定のスカラ値及びベクトル値を有する立方体の集合として取り扱うことができる。ボクセル化処理自体は公知の方法を適用することができる。
  表面抽出過程Ｓ２３はボクセル化処理過程Ｓ２２によりボクセル化したデータから、表面の部分を抽出する過程である。ボクセル化されたデータから表面抽出をする方法は特に限定されることなく公知の方法を用いることができるが、例えばマーチングキューブ法等が挙げられる。
  ポリゴン化過程Ｓ２４は、表面抽出過程Ｓ２３で得られた表面データからポリゴン化する。ポリゴン化は公知の方法を用いることができる。
  出力過程Ｓ２５は、ポリゴン化されたデータを必要な装置に出力する。ポリゴン化されたデータは歯科補綴物作製のための基礎データとなるので、例えばＣＡＤ、ＣＡＭ、３Ｄプリンター等に転送され、これを用いて歯科補綴物の作製が進められる。

　また、ボクセル化処理をしたあと、パソコンへの表示のための処理がおこなわれてもよい。そのため例えばボクセル化処理過程Ｓ２２の後、ボリュームレンダリング過程Ｓ２６が行われる。ボリュームレンダリング過程Ｓ２６は、ボクセル化処理過程Ｓ２２により得られたボクセル化されたデータをボリュームレンダリング処理して３次元画像を得る。ボリュームレンダリング処理の方法は公知の通りである。
そしてボリュームレンダリング過程Ｓ２６により得られた３次元画像を画像表示過程Ｓ２７でパソコン画面上等に表示する。

　次に口腔内３次元形状測定装置１０によりどのように形状の計測が行われるかについて１つの例を説明する。口腔内３次元形状測定装置１０のうち、入光部１１ａが配置された一方の端部を口腔内に挿入し、対象部位に近接して配置する。その際には撮影を希望する範囲に合わせて画角を選択しておく。そして入光部１１ａが対象部位に対向するように配置し、光源１２を点灯するとともに、必要に応じて対象部位の全てを撮影できるように口腔内３次元形状測定装置１０を移動させて走査する。ただし、画角が調整可能なので当該走査は不要又は最小限に抑えられる。
これにより、図２にＬ_１で示したように、随時対象部位からの反射光が入光部１１ａから口腔内３次元形状測定装置１０に取り込まれ、反射手段１３で反射して上記したように光が制御される。そして、当該光に基づいて上記した演算が行われる等して３次元形状データが生成される。

　このような口腔内３次元形状測定装置１０によれば、非常に簡易な構造の口腔内３次元形状測定装置とすることができる。口腔内の形状計測であるという性質上、近接した位置の対象物を測定することが必要であるところ、口腔内３次元形状測定装置１０によればこのような対象物であっても精度よく簡易に測定することが可能である。また、画角を調整することができるように構成すれば、広い範囲の撮影に対しても走査を不要又は低減させることができる。

　なお、上記の例では本体１１は一体に形成されているが、特に口腔内に挿入される側の端部である入光部１１ａ側端部、ズーム結像光学手段１４を、他の部位と分離及び合体できるように構成してもよい。これにより当該端部を分離して滅菌、消毒することが容易になる。
また、上記の形態では光源１２を本体１１の内側に配置する例を説明したが、この他にも光源１２を入光部１１ａを縁どるように配置してよい。これによっても対象物を適切に照明することができる。このときにはビームスプリッター１５は不要となる。

　　１０　口腔内３次元形状測定装置
　　１１　本体
　　１２　光源
　　１３　反射手段
　　１４　ズーム結像光学手段
　　１５　ビームスプリッター
　　１６　マイクロレンズアレイ
　　１７　画像センサ
　　１８　画像処理手段
　　１９　加速度／磁気センサ

Claims

　口腔内の一部における３次元形状計測を行う装置であって、
内外に光が透過する入光部が設けられた筒状の本体と、
前記本体に設けられ、照明光を出射する光源と、
前記入光部から入射した光を受光して電気信号に変換する光電変換素子が複数配列された画像センサと、
前記入光部と前記画像センサとの間に配置され、前記画像センサのための結像をするテレセントリック光学系又は近テレセントリック光学系を含み、前記入光部との距離が－１ｍｍ以上５０ｍｍ以下の対象物に対して結像する結像光学手段と、
前記結像光学手段と前記画像センサとの間に配置され、微小な単位レンズが複数配列されたマイクロレンズアレイと、
前記画像センサからの電気信号に含まれる、複数の前記単位レンズから得られる視差の情報に基づいて奥行情報を演算する画像処理手段と、を備える、口腔内３次元形状測定装置。
　前記結像光学手段は少なくとも２つの画角を変更可能である請求項１に記載の口腔内３次元形状測定装置。
　前記本体はその軸線方向一方側と他方側とで分離及び合体する請求項１又は２に記載の口腔内３次元形状測定装置。