JP4338142B2 - 歯科用光断層画像表示システム - Google Patents

Description

本発明は歯周病及び口腔内硬組織の診断又は検診のための光断層画像表示システムに関するものである。

（総論）
「メタボリックシンドローム」に代表される生活習慣病の発症リスクの指標としては、検査や検診などで得られた検査値を画像化・数値化、すなわち客観化することで、早期に異常を発見して発症を防ぐという考え方が医療界では一般的である。
口腔の健康は以前に比べて格段に注目されているにも拘わらず、客観的な診断技術は進んでいない。齲蝕や歯周疾患に代表されるように口腔疾患の多くは生活習慣病と考えられているが、歯科医療で行われている検査法は、早期に異常を発見して発症を防ぐという考え方よりもむしろ発症後の形態異常を発見する手法が一般的である。口腔内の検査や検診においても、早期かつ適切な歯周病診断、硬組織診断、口腔軟組織診断などの確定診断が求められているが、歯科における診断技術の多くは、歯科医師の主観的診断によってなされているため、歯科医師の技量や経験により診断が左右される傾向にある。現在、歯科疾患診断はＸ線検査がその主体をなしているが、異常発症後の診断の一つと考えられている。医療全体にインフォームドコンセントが重要視されるなかで、歯科疾患診断において主観的診断が主体である現状は、患者が歯科医療に不信感を増大させる原因になっている。また、「8020運動」に代表されるように歯科健康診断は社会からの要請を受けているが、上述のような歯科医師の主観的診断による検査結果は信頼性に乏しく、地域歯科健診や企業歯科健診として歯科健診システムが定着せず社会の要請に応えられないのが現状である。
本発明を利用することにより口腔内疾患を画像化・数値化を行うことができるので、診断面において、歯科疾患診断が歯科医師の主観的診断ではなく客観的診断を容易に行うことができるようになる。治療面においては、レントゲンのように偽害作用がなくチェアサイドで頻繁に利用できることで、より早く・より正確に・より確実に治療を行うことができ、患者さんの負担を軽減することもできるようになる。健診面においては、従来のような歯科健診ではなく、口腔健診システムを無理なく構築することができるようになる。患者にも画像情報を的確に提供できインフォームドコンセントにも有効に利用することができるようになる。
このように本発明は歯科医療において診断・治療・健診に大きく貢献するものである。

（歯周病）
近年、歯周疾患と誤嚥性肺炎や心内膜炎などの全身疾患との関係が解明されてきており、歯周病予防自体が口腔のみならず全身の健康維持のために注目されている。国の方針である「健康日本２１」において２０１１年までに歯周疾患の予防事項として歯石除去などの歯周疾患予防処置を受療する人口を増加させることを目標に掲げている。歯周病は歯を失う原因の約半分を占めており、予防のために早期診断や歯石の除去などの早期治療が必要となる。歯周病の治療に先立ち、歯と歯肉の隙間の歯周ポケットの深さを測定することがきわめて重要な診断基準となっている。現状では歯周ポケットの測定では歯科医は先端が鋭い探索用の治具を歯周ポケットに挿入し、その深さを目測にて主観的に測定している。この方法では痛みを伴うだけでなく、歯を傷つけたり時に出血させ、歯周病自体を悪化させるのみならず、接触式であるため異なる歯の間で病原菌を播種する危険もある。さらに測定者間で誤差を生じるので正確性、再現性が乏しい側面もある。そこで非接触、非侵襲式で歯周ポケットの深さを客観的に測定する装置が求められている。

（歯肉縁下歯石の診断）
高齢社会の進展に伴って、歯周疾患に罹患する患者数は増加している。歯周疾患は徐々に進行するため患者の疾患に対する危機意識が低く、歯周組織を破壊し、最終的に歯の動揺・脱落を招き、QOLの低下を生じる。歯周疾患に対する処置の一つに歯石の除去が挙げられるが、歯石は歯周ポケット底部に残存しやすいために、深部の歯石は歯肉に隠れたり出血により、直視下ではその存在の有無が確認できない。一方、Ｘ線検査でも歯肉縁下の歯石は付着部位の特定が困難であり、被爆の問題やＸ線防護のために別室で撮影しなければならないという問題点がある。そこで、簡便に非接触、非侵襲に微細な歯石でも付着部位の確認可能な装置が求められている。

（齲蝕診断）
齲蝕治療において齲蝕の存在範囲を正確に把握し除去することは治療の予後を左右する重要な因子の一つである。従来、その臨床的測定には肉眼での直視および術者の触覚にたよって診断してきたが、客観的な評価方法とは言い難い。一方、現在広く用いられているＸ線診断においては、Ｘ線撮影には時間を要することや、放射線被曝の問題、さらに遮蔽の必要性があるため診療中に頻繁に活用することができないという欠点があった。また、Ｘ線撮影を行っても画像が２次元透過像であるので、齲蝕が歯のどこまで進展しているのかは正確に判定できなかった。
そこで高解像度、無侵襲で、３次元構築可能かつ時間を要さない、齲蝕範囲を測定することができる装置が求められている。特に、集団検診などでは術者の技量に依存しない客観的評価方法が求められている。

（齲蝕治療時の歯髄までの距離の判定）
齲蝕治療において歯の齲蝕病原細菌の浸蝕範囲の切削には歯髄の保存が第一優先事項であるために、歯髄までの距離を考慮しながら慎重に行なわれている。従来より、汎用されているＸ線診断においては、Ｘ線撮影には時間を要することや、放射線被曝の問題、さらに遮蔽の必要性があるため診療中に頻繁に活用することができないという欠点があった。また、Ｘ線撮影を行っても画像が２次元透過像であるので、歯髄と切削部位との距離を正確に測定することは困難であった。そこで、歯髄までの距離を無侵襲かつ術中簡易に測定できる機器が望まれていた。

（根管長測定）
根管治療（歯髄処置）はその後に行われる歯冠部の修復や補綴的処置などの基礎となっている。根管治療において要求される事は、根尖までの正確な治療である。根尖部歯髄の未治療部分の残存や、根尖を越えた組織いわゆる根尖歯周組織までの機械的操作により治療の予後が大きく悪化する。従って、根管の長さを測定し、根尖部までの正確な治療を行うことは治療の予後を左右する重要な因子の一つである。従来、その測定にはＸ線写真や電気抵抗を利用した測定機器を使用してきたが、Ｘ線撮影には時間を要することや、放射線被曝の問題があるため頻繁に活用することができないという欠点があった。また、画像が２次元透過像であるので、根管の長さを正確に測定することは困難であった。また、電気抵抗を利用した測定機器は根管内の状態によって測定値が不正確になるという欠点がある。そこで、良好な解像度で術中簡便に根尖部の画像を取得することで根管長を正確に測定できる機器が望まれる。

（歯牙破折診断）
交通事故やスポーツなどによる外傷の一つに顔面部分の外傷があり、これに伴い歯の破折も頻発する。また、根管治療後に歯牙の亀裂、破折を生じ抜歯に到ることは歯科臨床ではよく見られる。従来、その診断にはＸ線撮影を行ってきたが、それには時間を要することや、放射線被曝の問題があるため頻繁に活用することができないという欠点があった。また、Ｘ線診断画像は２次元画像のために、水平方向の歯の破折はＸ線画像上に描出されるが、垂直方向の歯の破折については破折線がＸ線入射方向と一致しなければ画像上に描出されず、診断に困難を来すため、撮影しても常に診断に有用な画像が得られるとは限らない。そこで、診療中に破折歯をあらゆる方向から探索することで、歯の破折の部位、破折線の走向を即時的かつ無侵襲に正確に測定できる診断装置が求められている。

（骨内襄胞（根尖病巣）診断）
根管治療を行った後、根尖病巣や襄胞性疾患が多発する。従来、骨内襄胞（根尖病巣）の診断にはＸ線、CT撮影および病理組織学的検査がある。Ｘ線、CTにおいては撮影に時間を要する他、Ｘ線の被爆の問題があった。さらに、Ｘ線写真は二次元像で採得されるため、襄胞の頬舌的な位置の把握までには至らず、精査のためにはCTを撮影せざるを得ない。CTもＸ線を使用しさらに単純Ｘ線写真の数倍もの放射線照射量を必要とするため、Ｘ線写真撮影時に加え患者への放射線被曝という人体影響を与える。また、病理組織学的検査では生体にメスを加えるという侵襲がある上に、組織採取から診断までの期間が長いという欠点があった。また、組織採取時の病巣周囲の術後疼痛、炎症、感染等のリスクが大きいという欠点もあった。そこで、高い解像度で、かつ無侵襲、即時的に骨内襄胞（根尖病巣）の正確な位置把握を含めて診断できる装置が求められている。

（口腔癌と口腔粘膜疾患診断）
癌は我が国の死因のトップであり大きな社会問題となっている。そのうち口腔癌は全癌のうち約１割を占め比較的高頻度で発症し、時としてこれらの疾患により生命に危険が及んだり、救命できても後遺症が大きく臨床上問題となっているので、早期発見、早期診断、早期治療が要求されている。従来、その診断において、肉眼的診断および病理組織学的診断を行っていた。肉眼的診断では相当の変化が認められない限り、健常組織との鑑別が難しく早期診断ができないという欠点がある。一方、病理組織学的診断は、組織採取から診断までの長い期間を要する他、組織採取時の麻酔、切除による侵襲性や癌細胞の播種、病巣周囲の術後疼痛、炎症、感染等のリスクが大きいという欠点もあった。そこで早期発見、早期診断の原則を達成すべく、高い解像度で、簡便にかつ無侵襲、即時的に口腔癌および口腔粘膜疾患を診断できる装置が求められている。

（口腔乾燥症、小唾液腺診断）
少子高齢社会の到来とともに要介護高齢者が増加しているが、その要介護高齢者においては口腔乾燥症がしばしば認められ、局所や全身の感染症の誘因や摂食・嚥下機能障害の原因となっている．従来、この診断には造影Ｘ線撮影、超音波画像診断および病理生検を主体として行っていた。造影Ｘ線撮影では、撮影に時間を要する事、Ｘ線の被爆問題のほか、造影剤の静脈内注射による副作用のリスクがあった。超音波においては無侵襲に画像が取得できるものの解像度が悪く、殊に小唾液腺の画像においては健常組織との鑑別がし難い。結果的に病理組織学的診断に委ねられるが、煩わしい作業が必要であるうえに診断までの期間が長いという欠点があった。また、腺組織採取時の麻酔、切除による侵襲性や、切除域周囲の術後疼痛、炎症、感染等のリスクが大きいという欠点もあった。高い解像度で、簡便かつ無侵襲、即時的に小唾液腺の組織学的形態、性状を診断できる装置が求められている。

（舌痛症診断）
全身の各部位において器質的変化が認められないのにもかかわらず、何らかの症状（不定愁訴を含む）を訴える、いわゆる病態不明とされる疾患がいくつか報告されている。このような疾患が口腔領域にも幾つか認められているが、その一つに全身にも局所にも器質的障害がなく、舌に焼けるような痛みを訴える原因不明の、舌痛症と呼ばれる慢性病的状態がしばしば見受けられる。本邦での記載はこの疾患についての報告があったのは1970年頃からとされているが、おおよそ中高年の女性に好発するものの、未だにはっきりとした病態が把握されていない。器質的障害や処々の検査でも異常がないため、診断基準や治療法が未だかつて存在しない。そこで、高い解像度で、かつ無侵襲、即時的に舌の画像取得をすることで、画像上で従来把握し得なかった、舌に何らかの器質的変化を見出し、舌痛症診断の一法を確立することが求められている。

（軟組織襄胞）
口腔内の軟組織には時として、襄胞とよばれる液体成分を中に入れる袋状の病変が生じる。従来、その診断において、病理組織学的に診断を行っていた。この方法では、診断までの長い期間を要する他、組織採取時の麻酔、切除による侵襲性や、病巣周囲の術後疼痛、炎症、感染等のリスクが大きいという欠点もあった。軟組織襄胞の治療法としては摘出が一般的である。口腔の解剖学的構造は極めて複雑であるため、術前に病巣の深さ、幅はもちろん、切除域の血管、神経などの脈管神経系、筋組織などの位置的解剖学的構造もまた的確に評価しなければならない。そこで、高い解像度で、かつ無侵襲、即時的に病巣や周辺の位置的解剖形態の評価、軟組織襄胞を診断できる装置が求められている。

非特許文献１には断層画像を得る装置として光源からの光を分岐してその一方を参照光とし、参照光を参照ミラーで反射させると共に、分岐した他方の信号光を物体に照射し、その散乱光と参照光をビームスプリッタで干渉させている。そして参照光の参照ミラーの位置を変化させることによって奥行き方向の構造の信号を得ている。そして信号光を走査して断面画像を得るようにしたオプティカルコヒーレントトモグラフィ（以下、単にＯＣＴという）による診断装置が提案されている。

又特許文献１では、歯科用の装置にＯＣＴを適用する場合に、低コヒーレントな光源を用いて光を分岐させ一方を参照ミラーに照射すると共に、他方を測定対象に照射する。そして得られた光を参照光と干渉させた後、回折格子に入射して波長分波すると共に、回折格子からの反射光を１次元又は２次元のＣＣＤカメラで受光している。又プローブ内にガルバノメータを組み込んで光を走査すると共に、力学量センサを設け、その力学量センサで運動量を測定してそれに基づいてプローブの走査量を認識し、画像信号を得るようにした装置が提案されている。
DAVID HUANG et al. "Optical Coherence Tomography" SCIENCE, NOVEMBER 1991 VOL. 254 PP1178-1181 特開２００６−１３２９９５

しかしような従来の非特許文献１のＯＣＴでは、光の照射方向からの信号を得るために参照光の位置を変化させる必要があり、構造が複雑になるという欠点があった。又特許文献１のＯＣＴでは、干渉計がプローブの外側に存在し干渉計とプローブとが光ファイバで接続されている。従って光ファイバの長さによって参照ミラーまでの光路長と検出体までの光路長の差を過干渉距離範囲に収めるため、干渉計の途中に光路長差を調整する機構等が必要となる。又干渉計の装置側とプローブまでのファイバの偏波面の調整が必要となるという欠点があった。

この課題を解決するために、本発明の歯科用光断層画像表示システムは、周期的に光の発振波長を走査する走査型光源と、前記走査型光源より得られる出射光を被検体に照射しつつ掃引するプローブと、前記プローブで受光された光の干渉光からビート信号を得る受光素子と、少なくとも前記走査型光源の光を前記プローブに導く第１の光ファイバと、前記プローブで受光された光の干渉光を前記受光素子に導く第２の光ファイバと、前記走査型光源の光の等周波数の発振にタイミングを合せて前記受光素子に得られる受光信号をフーリエ変換すると共に、前記プローブからの出射に応じて配置することにより、歯及び歯茎部の断層画像を生成する画像信号処理部と、を具備し、前記プローブは、前記第１の光ファイバより得られる前記走査型光源の光を出射光と参照光とに分岐する分岐ミラーを含み、出射光を被検体に出射すると共に、前記被検体からの散乱光と前記参照光とを干渉させる干渉光学計と、前記分岐ミラーで分岐した出射光を前記被検体に向けて掃引し、前記被検体からの散乱光を前記干渉光学計に入射する偏向部と、前記プローブと前記被検体との相対移動量を検出する位置センサと、を具備し、前記信号処理部は、前記位置センサからの出力に基づいて３次元の断面画像を生成するものである。

ここで、前記プローブの偏向部は、モータと、前記モータの回転軸に取付けられ、前記出射光を反射させるミラーと、有するものであり、前記プローブは、出射光を外部に導き反射光を受光する開口を有するものであり、前記信号処理部は、前記プローブの開口端部で得られる干渉光信号の変化に基づいて同期信号を得るものとしてもよい。

ここで、前記プローブの偏向部は、ＭＥＭＳスキャナであり、前記ＭＥＭＳスキャナで走査される光の端部に光を同一方向に反射するトリガ用ミラーを更に具備し、前記信号処理部は、前記ミラーで反射される受光信号に基づいてトリガ信号を得るものとしてもよい。

ここで、前記位置センサは、レーザマウス用位置センサとしてもよい。

ここで、前記位置センサは、ポテンショメータ、光エンコーダ、位置検出素子（ＰＳＤ）のうちのいずれか１つを用いたものとしてもよい。

このような特徴を有する本発明によれば、プローブ内に干渉計を内蔵しており、波長走査型光源を用いて発振波長を掃引し、その反射光を参照光と干渉させ、干渉光をフーリエ変換することによって、深さ方向の分布が得られ、断層画像を表示することができる。従って非特許文献１のように光路長を参照光の反射位置を変化させて変調する必要がなくなる。又プローブから被検出体までの距離と参照光の配置とがプローブ内で固定されるため、光路長差の調整が不要となる。従ってプローブの動きによる偏波面の揺らぎがなく、信号が変動しないという効果もある。

（第１の実施の形態）
図１は本発明の第１の実施の形態による光断層画像表示装置の構成を示すブロック図である。図１において、光源１１は単一スペクトルの光信号を所定の波長範囲で周期的に掃引する波長走査型の光源である。この光源１１からの光は光ファイバ１２を介して光サーキュレータ１３に与えられる。光サーキュレータ１３は端子１３ａに入射した光信号を端子１３ｂに、端子１３ｂに入射した光信号を端子１３ｃに出力するものである。端子１３ｂ，１３ｃには夫々光ファイバ１４，１５の一端が接続され、光ファイバ１４の他端にはプローブ１６Ａが設けられる。プローブ１６Ａは後述するように、その内部に干渉光学計が形成されており、光を被検知物体に照射しつつ掃引すると共に、その散乱光を受光するものである。光サーキュレータ１３の端子１３ｃに接続される光ファイバ１５及びプローブ１６Ａより接続される他の光ファイバ１７の端部は、夫々バランスドレシーバ（ＢＲ）１８に接続される。バランスドレシーバ１８は、位相が反転している２つの光信号の差分信号を電気信号に変換するものである。バランスドレシーバ１８の出力は増幅器１９を介してローパスフィルタ（ＬＰＦ）２０に与えられる。ローパスフィルタ２０の出力はＡＤ変換部２１に与えられる。ＡＤ変換部２１はトリガ発生部２２からの出力に基づいてローパスフィルタの出力をＡＤ変換するものである。又信号処理部２３は等波長間隔でＡＤ変換出力をフーリエ変換することによって、走査方向の情報を得る画像信号処理部である。又後述する位置センサからの出力に基づいて走査方向の情報を得てそれを２次元画像として画像表示部２４に表示するものである。

さて前述した光源１１は単一スペクトルの光信号を発振するレーザ光源であって、例えば特開２００６−８０３８４号の波長走査型ファイバ光源が用いられる。ここで発振波長としては例えば水の吸収が小さく散乱も少ない１．３μｍ帯を用いることが好ましい。波長走査範囲は例えば１００ｎｍ〜２００ｎｍの範囲とし、掃引速度は例えば２０ｋＨｚとする。

図２はプローブ１６Ａの構成を示す縦断面図、図３はそのＡ−Ａ線断面図である。プローブ１６Ａはハンドル部３１ａとセンサ部３１ｂから構成される。ハンドル部３１ａ，センサ部３１ｂはいずれも円筒形の筐体で長手方向を図示のようにＺ軸とする。又センサ部３１ｂ内には光ファイバ１４から出射される光をＺ軸方向の平行光とするコリメートレンズ３３、コリメートレンズ３３からの出力を反射させる光学ブロック３４が設けられる。この光学ブロック３４には図示のようにミラー３５，３６がＺ軸に対して夫々４５°の角度で互いに垂直に配置されており、その間にはミラー３５に平行にハーフミラー３７が配置される。又光学ブロック３４の先端部にはレンズ３８及び参照ミラー３９がＺ軸に垂直に設けられる。この光軸上にはハーフミラー３７を介してコリメートレンズ４０が設けられ、このコリメートレンズ４０に前述した光ファイバ１７が接続されている。又ミラー３６で反射された光を受光する位置に回転ミラー４１が設けられる。モータ４２は図示のように回転ミラー４１をその軸に対して４５°の角度で取付けており、回転ミラー４１を駆動するものである。回転ミラー４１はモータ４２の一方向への回転によって入射した光をＸＹ平面上で３６０°の角度で反射するものである。又センサ部３１ｂの側方にはレンズ４３から光を出射する位置に透明な窓３１ｃが設けられている。窓３１ｃの近傍にはレンズ４３が設けられる。レンズ４３は反射された光のうち一定の角度範囲の光を図３に示すようにＸ軸に対して平行に照射し、被検出物体からの散乱光を集光する集光レンズである。ここでコリメートレンズ３３，４０、ミラー３５，３６、ハーフミラー３７、レンズ３８と参照ミラー３９とは干渉光学計を構成している。

次に、走査型光源を用いた光コヒーレントトモグラフィの原理について説明する。光源１１から波長が連続的にかつ周期的に変化する単一スペクトルのコヒーレント光を対象物体に照射し、マイケルソン、あるいはマッハツェンダなどの干渉光学計を用いて物体内部、あるいは生体表皮下層で反射した後方散乱光と参照光とを干渉させる。この干渉光の時間に対する強度変化を計測し、それをフーリエ変換することにより光波長成分の強度分布を得ることによって、深さ方向（Ｘ方向）に沿った断層情報が得られる。画像信号として画像表示部２４に出力することができる。

次に第１の実施の形態の動作について説明する。まず図４に示すようにプローブ１６Ａを例えば前歯の歯肉部に向けて固定する。光源１１は図５Ａに示すように一定の周期で発振波長λを連続的に走査する。トリガ発生部２２からは図５Ｂに示すようにこの掃引の開始毎にトリガ信号が得られる。さて光源１１からの光が光ファイバ１２、光サーキュレータ１３を介してプローブ１６Ａに入射する。プローブ１６Ａでは、コリメートレンズ３３よりＺ軸方向となった光がミラー３５で反射されてハーフミラー３７に入射される。ここで反射された光は参照光として参照ミラー３９に入射し、そのまま同一方向に反射され、ハーフミラー３７に戻る。

一方ハーフミラー３７を透過した光はミラー３６で再び反射され、回転ミラー４１に入射する。回転ミラー４１が回転することによって、３６０°の回転のうち透明窓３１ｃを通過する期間のみでＸ軸に平行な光が図４に示すように前歯歯肉部に照射される。その照射位置はモータ４２の回転によってＹ軸方向に掃引されることとなる。歯及び歯肉部に入射した光は内部で散乱し、その一部は入射側に戻る。図６Ａ，図６Ｂは図５Ａ，図５Ｂとは時間軸が異なっており、図６ＡはＹ軸方向の走査を示すグラフであり、図６Ｂはそのときに得られる散乱光の信号強度を示している。この散乱光は集光レンズ４３を介してミラー４１，３６で反射され、ハーフミラー３７で参照光と干渉し、干渉光が得られる。干渉光はコリメートレンズ４０、光ファイバ１７を介して、及びミラー３５、コリメートレンズ３３、光ファイバ１４を介して、互いに位相が反転した信号となってバランスドレシーバ１８に入射し、電気信号に変換される。さてこの干渉光は図６Ｂに示すように断続的に得られるため、この信号の立上りに基づいて１フレームのトリガ信号を得ることができる。この電気信号はローパスフィルタ２０でフィルタリング処理され、前述のように１波長の掃引に対して得られる干渉信号をＡＤ変換し、等波長間隔でフーリエ変換することによって１次元の強度分布が得られる。この強度分布をグレースケール化してＸ方向１ラインの深さ信号、あるいはＯＣＴ画像信号とする。そしてモータ４２の回転に従ってＹ方向の異なる位置でのＺ方向のＯＣＴ信号を同様に繰り返し取得することによってさらに歯及び歯肉部の面に沿ってＹ方向に光ビームを走査し、Ｘ−Ｙ断面の２次元画像を画像表示部２４に表示することができる。この場合、図示しない画像メモリに所定フレーム分の画像信号を蓄積し、そしてアベレージングなどによりノイズを除去してもよい。

図７はこうして作成された断面画像の一例を示す図である。この断面画像に基づいて歯の健康状態、特に歯周ポケットの深さを目視により測定することができる。尚、走査型光源１１の波長の走査速度はプローブ１６ＡのＹ方向への走査速度のおよそ１００倍以上であることが好ましく、より好ましくは数１００倍以上とする。

（第２の実施の形態）
次に本発明の第２の実施の形態について図８を用いて説明する。図８はこの実施の形態の全体構成を示すブロック図であり、第１の実施の形態と同一部分は同一符号を付して詳細な説明を省略する。この実施の形態では、後述するようにプローブ１６Ｂにはレーザ位置センサ５１が設けられる。レーザ位置センサ５１はプローブ１６Ｂの相対的な位置信号を出力する位置センサで、その出力は信号処理部２５に与えられる。信号処理部２５はＡＤ変換部２１からの出力とトリガ発生部２２からのトリガ信号、及びこの位置信号に基づいて３次元画像を生成し、画像表示部２４に出力するものである。

図９は第２の実施の形態によるプローブ１６Ｂの構成を示すブロック図である。この図では前述した構成に加えて、センサ部３１ｂ内にレーザ位置センサ５１が設けられている。図１０Ａ，１０Ｂはこの位置センサの詳細な構成と、歯に固定した固定部との関係を示す図である。レーザ位置センサ５１の使用時には、図１０に示すように、歯の側面に支持部５２ａ，５２ｂを固定する。そして支持部５２ａ，５２ｂとプローブ１６Ｂの間にはジョイント部５３を設けてＺ軸方向に沿ってプローブ１６Ｂを移動自在とする。レーザ位置センサ５１には、レーザ５４、２次元のＣＣＤセンサ５５及び信号処理部５６が設けられる。レーザ５４は支持部５１ａの表面に光を照射し、ＣＣＤセンサ５５はその反射光を受光する。そして異なったタイミングで得られるＣＣＤセンサ５５からの複数の画像を比較することによって、プローブと測定対象の相対的な位置信号を出力するものである。レーザ位置センサとしては、レーザマウス用センサとして実用化されているセンサをそのまま用いることができる。この位置信号はディジタル信号として信号処理部２５に与えられる。こうすればモータ４２によるＸＹ平面内の走査とＺ軸方向の走査とを組み合わせて、信号処理部２５によって３次元画像を生成して表示することができる。

（第３の実施の形態）
次に本発明の第３の実施の形態について説明する。第３の実施の形態では、第２の実施の形態と同一部分は同一符号を付して詳細な説明を省略する。第３の実施の形態では、プローブ１６Ｃではレーザ位置センサ５１に代えて光エンコーダによる位置センサ６１が用いられる。

次にこの位置センサ６１について図１１Ａ，図１１Ｂを用いて説明する。この実施の形態においても図１１Ａ，図１１Ｂに示すように、歯の側面に支持部５２ａ，５２ｂを取付け、それを固定する。そして支持部とプローブのセンサ部にはジョイント部５３を設けてＺ軸方向に沿ってプローブ１６Ｃを移動させる。位置センサ６１は投光部としてレーザ６２とこのレーザ６２を駆動する図示しないドライバを有しており、レーザ６２より支持部５２ａのスケール板６３に光を照射するように構成される。スケール板６３は反射率が高い高反射部分と、無反射部分のパターンが交互に数十μｍの分解能で刻まれている。そしてスケール板６３からの反射光を受光する位置にフォトダイオード６４が設けられ、更にその出力端に信号処理部６５が設けられる。信号処理部６５はフォトダイオード６４からの出力を増幅、整形するアンプ、その出力パルス数を計数するカウンタを有しており、このカウンタの計数出力がデジタルの位置信号として出力される。

ここでプローブ１６ＣをＺ軸方向に移動させると、光エンコーダのレーザ６２より照射される光はスケール板６３に入射し、反射率が“０”，“１”のパターンとなってフォトダイオード６４に受光される。従ってこの出力を波形整形し、必要に応じて逓倍してパルス数を計数することによって、信号処理部６５のカウンタより位置信号を得ることができる。又レーザ６２、フォトダイオード６４に代えて、プローブの外部よりファイバを介して光を入射し、信号処理部６５をプローブ外に設けてもよい。この場合はプローブに全く電気配線を必要としないので、口内の唾液などによるショート、感電を防止する上でも有効である。

（第４の実施の形態）
次に本発明の第４の実施の形態について説明する。第４の実施の形態では、第２の実施の形態と同一部分は同一符号を付して詳細な説明を省略する。第４の実施の形態では、後述するようにプローブ１６Ｄにはレーザ位置センサ５１に代えてポテンショメータによる位置センサ７１が設けられる。

次にこの位置センサ７１について図１２Ａ，図１２Ｂを用いて説明する。この実施の形態においても図１２Ａ，図１２Ｂに示すように、歯の側面に支持部５２ａ，５２ｂを取付け、それを固定する。そして支持部とプローブのセンサ部にはジョイント部５３を設けてＺ軸方向に沿ってプローブ１６Ｄを移動させる。そしてＺ軸方向の位置検出のために、図示のようにポテンショメータ７２はＺ軸に平行に配置し、ポテンショメータの操作ピン７３をジョイント部５３に固定する。こうすればポテンショメータ７２の両端に電圧を印加しておくことによって、その中点からの電圧信号に基づいてプローブのＺ軸方向の位置を検出することができる。

（第５の実施の形態）
次に本発明の第５の実施の形態について説明する。第５の実施の形態では、第２の実施の形態と同一部分は同一符号を付して詳細な説明を省略する。第５の実施の形態では、レーザ位置センサ５１に代えてＰＳＤによる位置センサ８１が設けられる。

次にこの位置センサ８１について図１３Ａ，図１３Ｂを用いて説明する。この実施の形態においても図１３Ａ，図１３Ｂに示すように、歯の側面に支持部５２ａを取付け、それを固定する。そして支持部とプローブのセンサ部にはジョイント部５３を設けてＺ軸方向に沿ってプローブ１６Ｅを移動自在とする。そして位置検出のために支持部５２ａ上にＰＳＤ８２を配置する。そしてプローブ１６Ｅにはレーザ８３をＰＳＤ８２に入射するように取付けておく。又ＰＳＤ８２の両端の電流出力端はジョイント部５３のコネクタを介してプローブ１６Ｅに導かれ、そのスライド型コネクタ８４を介してリード線８５でその間隔を吸収するようにして信号処理部８６に出力している。信号処理部８６は電流出力の比に基づき位置信号を出力するものである。図１３Ａに示す状態ではレーザ８３からの光はＰＳＤ８２の右側端部に入射し、プローブ１５Ｅが最も左に移動した状態では図１３Ｂに示すようにＰＳＤ８２の左端部に光が入射することとなる。従ってＰＳＤ８２へに入射位置に基づいてプローブのＺ軸方向の位置を検出することができる。

（第６の実施の形態）
次に本発明の第６の実施の形態について図１４を用いて説明する。第６の実施の形態において、第１の実施の形態と同一部分は同一符号を付して詳細な説明を省略する。この実施の形態では、プローブ１６Ｆにはモータ４２、反射ミラー４１による偏向部に代えて、ＭＥＭＳアクチュエータによる偏向部が設けられる。プローブ１６Ｆには電圧源２６が接続されている。又ローパスフィルタ２０の出力は弁別部２７を介してＡＤ変換器に接続される。弁別部２７は閾値を超える高いレベルの信号をトリガ信号として信号処理部２８に与えるものである。信号処理部２８はこのトリガ信号を時間的な対称軸としてフーリエ変換を行う。その他の構成は第１の実施の形態と同様である。

図１５はこの実施の形態のプローブ１６Ｆの構成を示す断面図である。この実施の形態ではモータ４２及びミラー４１に代えて、ＭＥＭＳアクチュエータを用いる。ＭＥＭＳアクチュエータ９１は図１４に示すようにミラー４１の位置にＺ軸方向に対して４５°傾けて設けられる。ＭＥＭＳアクチュエータ９１はミラー３６で反射された光をＸＹ平面内で偏向させるものであり、レンズ４３に加えられる。この光はレンズ４３によってＸ軸方向に照射される。従ってモータによる駆動と異なり、切れ目なく散乱光を得ることができる。

次にこのＭＥＭＳアクチュエータ９１について更に詳細に説明する。図１６はＭＥＭＳアクチュエータ９１の斜視図、図１７はその断面図である。これらの図に示すように、ＭＥＭＳアクチュエータ９１はベース９２上に電極９３ａ，９３ｂが形成されており、この電極の側方にはスペーサ９４ａ，９４ｂが形成されている。スペーサ９４ａ，９４ｂにはヒンジ９５ａ，９５ｂを介してチルトミラー９６が電極９２ａ，９２ｂ上に回動自在に取付けられる。チルトミラー９６のヒンジとチルトミラーとの中心を貫く軸はＹ軸に平行な軸とする。そして図示のように下部電極９３ｂとチルトミラー９６との間に電圧源２６が接続されている。

さて電圧源２６より交流電圧を印加すると、電圧に基づく静電引力によりチルトミラー９６が回動し、これによってミラー３６からの反射光がチルトミラーで反射されてＸＹ平面上で走査される。更にこの光は集光レンズ４３を介して図４に示すようにＸ軸に平行に外部に出射される。この場合には図１８Ａに示すようにＹ軸方向の位置は三角波状に走査されることとなり、その位置に対応した散乱光が得られる。そして光の走査の範囲の端部に図１６に示すようにトリガ用のミラー９７を配置しておくことによって、光がこの位置を走査したときには図１８Ｂに示すように高いレベルの出力が得られる。従って所定の高いレベルを閾値とする弁別回路２７よりフレームトリガ信号を得ることができる。

尚上述した各実施の形態では、プローブからの干渉光を２本の光ファイバ１５と１７によってバランスドレシーバ１８に導いて電気信号に変換している。これに代えて光源１１の光を光ファイバ１２を介して各プローブに入射し、その干渉光を１本の光ファイバを介してフォトダイオードで受光信号に変換してもよい。この場合には光サーキュレータ１３、光ファイバ１５とバランスドレシーバ１８に代えて、フォトダイオードだけで足りるため、構成を簡略化することができる。

又各実施の形態では、プローブはハンドル部とセンサ部とを一体化しているが、センサ部をハンドル部に対して着脱可能とし、患者毎に使い捨て型のセンサ部とすることができる。

本発明は走査型光源を用い、この画像表示システムに適したトリガ回路を設けることにより、歯科的検査を行うものである。本装置を用いることで、
（１） 歯周病診断
１．歯周ポケット検査
２．肉眼で判断できない歯石の画像
（２） 硬組織診断
１．齲蝕診断
２．歯髄までの距離検査
３．根菅長の測定検査
４．歯牙破折診断
５．骨内嚢胞（根尖病巣）診断
（３） 口腔内疾患診断
１．口腔腫瘍と口腔粘膜疾患
（良性腫瘍と悪性腫瘍の診断と前癌疾患診断）
（４） 軟組織診断
１．小唾液腺
２．舌痛症
３．軟組織嚢胞
などの種々の疾患の診断に利用することができる。
本発明のこうした診断技術を利用することにより、体系化できなかった口腔健康診断システムを具現化することも可能となる。さらに、歯科用途に限らず、比較的硬い固定部分を有し、固定部分に対して相対的な位置を計測可能な部分であれば、それらの断面、断層計測に幅広く有効に利用することができる。

本発明の第１の実施の形態による走査型光断層表示システムの全体構成を示すブロック図である。 本実施の形態によるプローブの断面図である。 本実施の形態によるプローブのＡ−Ａ線断面図である。 本実施の形態による光の走査と測定対象となる歯肉部を示す図である。 光源１１の発振波長の時間との変化を示すグラフである。 トリガ発生部２２からのトリガ信号を示す図である。 光の走査位置の時間的な変化を示す図である。 光の走査に対応して得られる反射光の変化を示す図である。 本実施の形態による表示システムの断層画像の一例を示す図である。 本発明の第２の実施の形態による走査型光断層表示システムの全体構成を示すブロック図である。 本実施の形態によるプローブの断面図である。 本発明の第２の実施の形態による位置センサを示す図である。 本発明の第２の実施の形態による位置センサを示す図である。 本発明の第３の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。 本発明の第３の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。 本発明の第４の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。 本発明の第４の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。 本発明の第５の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。 本発明の第５の実施の形態による位置センサの構成を示す図である。 本発明の第６の実施の形態による走査型光断層表示システムの全体構成を示すブロック図である。 本発明の第６の実施の形態によるプローブの断面図である。 この実施の形態によるＭＥＭＳアクチュエータの動作を示す斜視図である。 この実施の形態によるＭＥＭＳアクチュエータの断面図である。 ＭＥＭＳアクチュエータを用いた場合の光の走査位置の時間的な変化を示す斜視図である。 光の走査に対応して得られる散乱光の変化を示す図である。

符号の説明

１１ 光源
１２，１４，１５，１７ 光ファイバ
１２，２０ レンズ
１３ 光サーキュレータ
１４，１７ 結合部
１６ 干渉光学計
１６Ａ〜１６Ｆ プローブ
１８ バランスドレシーバ
２０ ローパスフィルタ
２１ ＡＤ変換部
２２ トリガ発生部
２３ 信号処理部
２４ 画像表示部
３３，４０ コリメータ
３４ 光学ブロック
３５，３６ ミラー
３９ 参照ミラー
４１ 回転ミラー
４２ モータ
４３ 集光レンズ
５１，６１，７１，８１ 位置センサ
５２ａ，５２ｂ 支持部
５３ ジョイント部
５４，６２ レーザ
５５ ＣＣＤ
５６，６５，８５ 信号処理部
６３ スケール板
６４ フォトダイオード
７２ ポテンショメータ
７３ 操作ピン
８２ ＰＳＤ
９１ ＭＥＭＳアクチュエータ
９６ チルトミラー
９７ トリガミラー

Claims (5)

1. 周期的に光の発振波長を走査する走査型光源と、
   前記走査型光源より得られる出射光を被検体に照射しつつ掃引するプローブと、
   前記プローブで受光された光の干渉光からビート信号を得る受光素子と、
   少なくとも前記走査型光源の光を前記プローブに導く第１の光ファイバと、
   前記プローブで受光された光の干渉光を前記受光素子に導く第２の光ファイバと、
   前記走査型光源の光の等周波数の発振にタイミングを合せて前記受光素子に得られる受光信号をフーリエ変換すると共に、前記プローブからの出射に応じて配置することにより、歯及び歯茎部の断層画像を生成する画像信号処理部と、を具備し、
   前記プローブは、
   前記第１の光ファイバより得られる前記走査型光源の光を出射光と参照光とに分岐する分岐ミラーを含み、出射光を被検体に出射すると共に、前記被検体からの散乱光と前記参照光とを干渉させる干渉光学計と、
   前記分岐ミラーで分岐した出射光を前記被検体に向けて掃引し、前記被検体からの散乱光を前記干渉光学計に入射する偏向部と、
   前記プローブと前記被検体との相対移動量を検出する位置センサと、を具備し、
   前記信号処理部は、前記位置センサからの出力に基づいて３次元の断面画像を生成するものである歯科用光断層画像表示システム。
2. 前記プローブの偏向部は、
   モータと、
   前記モータの回転軸に取付けられ、前記出射光を反射させるミラーと、有するものであり、
   前記プローブは、出射光を外部に導き反射光を受光する開口を有するものであり、
   前記信号処理部は、前記プローブの開口端部で得られる干渉光信号の変化に基づいて同期信号を得る請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。
3. 前記プローブの偏向部は、
   ＭＥＭＳスキャナであり、
   前記ＭＥＭＳスキャナで走査される光の端部に光を同一方向に反射するトリガ用ミラーを更に具備し、
   前記信号処理部は、
   前記ミラーで反射される受光信号に基づいてトリガ信号を得る請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。
4. 前記位置センサは、
   レーザマウス用位置センサである請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。
5. 前記位置センサは、
   ポテンショメータ、光エンコーダ、位置検出素子（ＰＳＤ）のうちのいずれか１つを用いた請求項１記載の歯科用光断層画像表示システム。

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