歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置
【課題】歯科測定に適用することができる光コヒーレンストモグラフィー装置を提供する。
【解決手段】歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、光源と、光分割部と、干渉部と、光検出部と、演算部と、計測光を被計測体へ導いて照射し、被計測体で反射した計測光を受光して干渉部へ導くプローブと、プローブに、少なくとも１つの方向を回転軸として回転可能に取り付けられた回転体であって、回転軸と一定または可変の角度を有する方向へ計測光を照射する照射口を有する回転体と、回転体を回転させる駆動部とを備える。
【解決手段】歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、光源と、光分割部と、干渉部と、光検出部と、演算部と、計測光を被計測体へ導いて照射し、被計測体で反射した計測光を受光して干渉部へ導くプローブと、プローブに、少なくとも１つの方向を回転軸として回転可能に取り付けられた回転体であって、回転軸と一定または可変の角度を有する方向へ計測光を照射する照射口を有する回転体と、回転体を回転させる駆動部とを備える。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、非破壊断層計測技術の１つである光コヒーレンストモグラフィー（低コヒーレンスな光をプローブとして用いる断層計測）装置に関する。特に、歯科測定に適用することができる光コヒーレンストモグラフィー装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、歯科の診断において、顎口腔領域を撮影するために、Ｘ線撮影装置、口腔内カメラ、歯科用カメラ、Ｘ線ＣＴ、ＭＲＩ等が使用されてきた。
【０００３】
Ｘ線撮影装置で得られる像は、あくまで透過像であり、被写体のＸ線進行方向の情報は、重ねあわされて検出される。そのため、被写体の内部構造を３次元的に知ることができない。また、Ｘ線は人体に有害であるため、年間被爆線量が決められており、資格を持った術者しか装置を扱えない上に、鉛・鉛ガラスなどの遮蔽部材に囲まれた部屋でしか使用できない。
【０００４】
口腔内カメラは、口腔内組織の表面のみを撮像するので、歯等の内部情報が得られない。Ｘ線ＣＴは、Ｘ線撮影装置と同様人体に有害である上に、分解能が悪く、装置も大型かつ高価である。ＭＲＩは、分解能が悪く、装置が大型かつ高価である上に、水分のない歯の内部構造は撮影できない。
【０００５】
ところで、光コヒーレンストモグラフィー装置（以下、ＯＣＴ装置と称する）は、人体に無害で、被写体の３次元情報が高分解能で得られるため、角膜や網膜の断層計測等の眼科の分野で応用されている（例えば、特開２００３−３２９５７７号、特開２００２−３１０８９７号、特開平１１−３２５８４９号、および特開２００１−０５９７１４号参照）。なお、ＯＣＴは、Ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙの略である。また、光コヒーレンストモグラフィー装置は、光学干渉断層撮影装置と呼ばれることもある。
【０００６】
ここで、従来のＯＣＴ装置について説明する。図３０は、従来のＯＣＴ装置の構成を示す図である。図３０に示すＯＣＴ装置を構成するＯＣＴユニット１において、光源２から射出された光はレンズ３でコリメートされた後に、ビームスプリッタ４により、参照光６と計測光５に分けられる。計測光５は、ガルバノミラー８を経てレンズ９によって被計測体１０に集光され、そこで散乱、反射した後に再びレンズ９、ガルバノミラー８、ビームスプリッタ４を通ってレンズ７によって光検出器１４に集光される。一方、参照光６は、レンズ１２を通って参照ミラー１３で反射し、再び、レンズ１２、ビームスプリッタ４を通過した後に、計測光５と重なりあってレンズ７に入射し光検出器１４に集光される。
【０００７】
光源２は、時間的に低コヒーレンスな光源である。時間的に低コヒーレンスな光源から、異なった時刻に出た光どうしは極めて干渉しにくい。そのため、計測光５が通過する光路の距離と、参照光６が通過する光路の距離がほぼ等しいときにのみ干渉信号が現れることとなる。その結果、参照ミラー１３を参照光６の光軸方向に動かして計測光５と参照光６の光路長差を変化させながら、光検出器１４で干渉信号の強度を計測すると、被計測体１０の奥行き方向（ｚ軸方向）の反射率分布を得ることができる。つまり、光路長差走査により、被計測体１０の奥行き方向の構造が得られる。
【０００８】
被計測体１０でｚ軸方向に反射した計測光５は、その電磁波としての波形上に被計測体１０の物体情報を担っている。しかし、計測光５の光波形はあまりにも現象が速すぎて時間軸上で直接計測できる光検出器は存在しない。そこで、ＯＣＴ装置は、被計測体１０で反射した計測光５を参照光６と干渉させることによって、被計測体１０各部の反射特性情報が干渉光の強度の変化に変換する。その結果、光検出器１４は時間軸上での検出が可能となる。
【０００９】
参照ミラー１３による被計測体の奥行き方向（ｚ軸方向）の走査に加えて、ガルバノミラー８による横方向（ｘ軸方向）の走査を行うことで、被計測体１０の２次元断面画像が得られる。このようなＯＣＴ装置では、数μｍという高分解能な計測が可能である。したがって、ＯＣＴ装置によって、非破壊、非接触で生体内部の高分解能な画像を得ることができる。
【００１０】
ＯＣＴ装置の歯科の分野への適用については、ＯＣＴ装置を用いて、歯の断層を撮影した例が開示されている（例えば、下記文献１〜５参照）。
（文献１）レーザー研究 ２００３年１０月号：医療を中心とする光コヒーレンストモグラフィーの技術展開
（文献２）Journal of Biomedical Optics, October 2002, Vol.7 No.4：Imaging caries lesions and lesion progression with polarization sensitive optical coherence tomography
（文献３）APPLIED OPTICS, Vol.37, No.16, 1 June 1998: Imaging of hard-
and soft-tissue structure In the oral cavity by optical coherence tomography
（文献４）OPTICS EXPRESS, Vol.3,No.6,14 September 1998: Dental OCT
（文献５）OPTICS EXPRESS, Vol.3,No.6,14 September 1998: In vivo OCT Imaging of hard and soft tissue of the oral cavity
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかしながら、ＯＣＴ装置は実際の歯科診療に使用されていない。ＯＣＴ装置を歯科診断に使用することは、少なくとも現時点では実用的ではなく、歯科用のＯＣＴ装置は製品として存在していない。なぜならば、ＯＣＴ装置では、１枚の断層像を得るのに奥行き方向を含む２次元の機械的走査が必要であるため、撮像に時間がかかる上に、装置が複雑で高価となり、耐久性も劣っているためである。すなわち、ＯＣＴ装置を実際の歯科測定に適用することが困難であるという課題があった。
【００１２】
そこで、本発明は上記課題を鑑み、構造が簡単で、高速で撮像でき、歯科測定に適用することができる光コヒーレンストモグラフィー装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、時間とともに所定範囲内において波長が変化する光を出射する可変波長光源と、前記可変波長光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、時間とともに前記所定範囲内で波長が変化する干渉光を計測する光検出部と、前記光検出部が計測した干渉光の、前記変化する波長の各段階における強度をフーリエ変換またはフーリエ逆変換することにより、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し、前記被計測体の画像を生成する演算部とを備える。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、構造が簡単で、高速で撮像でき、歯科測定に適用することができる光コヒーレンストモグラフィー装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】実施の形態１におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図２】演算部が、計測した干渉光に基づいて、断面画像を生成する処理の例を示すフローチャートである。
【図３】層ごとに反射強度を補正する処理の流れを示すフローチャートである。
【図４】深さ方向の反射強度の分布を複数の層に分割する例を示す図である。
【図５】演算部が、被計測体の画像を表示する処理の一例を示すフローチャートである。
【図６】歯科形状ルール集のデータ構造の一例を示す図である。
【図７】歯科形状ライブラリに含まれるデータが表す形状の一例を示す図である。
【図８】（ａ）は、図１に示すプローブユニット２００の内部構造を表す断面図である。（ｂ）は、プローブユニット２００をｘ軸方向から見た場合の平面図である。
【図９】レンズを駆動する方法の一例を説明するための概念図である。
【図１０】マウスピースおよびマウスピースホルダの他の構成例である。
【図１１】（ａ）は、マウスピースの代わりにシーネを用いた場合のプローブユニットの断面図である。（ｂ）は、図１１（ａ）に示すプローブユニットをｘ軸方向から見た平面図である。
【図１２】（ａ）は、口角鉤７６が設けられたマウスピースおよびマウスピースホルダのｙｚ平面における断面図である。（ｂ）は、図１２（ａ）に示すマウスピースホルダ７３ａおよび口角鉤７６のＢ−Ｂ線に沿う断面を示す図である。
【図１３】マウスピースの変形例を示す断面図である。
【図１４】本実施形態におけるプローブユニットの変形例を示す断面図である。
【図１５】（ａ）は、マウスピースホルダおよびプローブユニットがマウスピースの形状に沿ってスライドする構造の例を示す図である。（ｂ）は、（ａ）に示すマウスピースホルダおよびマウスピースのｘｚ平面における断面図である。
【図１６】マウスピースホルダを、直角に曲げた形状の例を示す図である。
【図１７】（ａ）は、スペーサを固定部材に用いた場合のプローブユニットの断面図である。（ｂ）は、スペーサを備えるプローブユニットの変形例を示す断面図である。
【図１８】（ａ）および（ｂ）は、スペーサを備えるプローブユニットの変形例を示す図である。
【図１９】プローブユニットの変形例を示すｘｚ平面における断面図である。
【図２０】回転体の変形例を示す断面図である。
【図２１】スリーブの変形例を示す断面図である。
【図２２】実施の形態２におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図２３】実施の形態３におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図２４】（ａ）は、光源光偏光操作器３５の構成を示す概略図である。（ｂ）は、参照光偏光操作器３６または、干渉光偏光操作器３７の構成を示す概略図である。
【図２５】ＯＣＴ装置の光源の構成を示す図である。
【図２６】実施の形態５におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図２７】（ａ）および（ｂ）は、実施の形態６におけるＯＣＴ装置の参照ミラー付近の構成を示す図である。
【図２８】実施の形態７におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図２９】実施の形態８におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図３０】従来のＯＣＴ装置の構成を示す図である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、時間とともに所定範囲内において波長が変化する光を出射する可変波長光源と、前記可変波長光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、時間とともに前記所定範囲内で波長が変化する干渉光を計測する光検出部と、前記光検出部が計測した干渉光の、前記変化する波長の各段階における強度をフーリエ変換またはフーリエ逆変換することにより、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し、前記被計測体の画像を生成する演算部とを備える。
【００１７】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記可変波長光源から時間とともに所定範囲内で波長が変化する光が出射されるので、前記光検出部は、時間とともに所定範囲内で波長が変化する干渉光を検出できる。すなわち、前記光検出部は、変化する波長の各段階における干渉光強度を検出する。これにより、前記光検出部は、干渉光の波長分布を検出することになる。前記演算部は、変化する波長の各段階における干渉光強度をフーリエ変換またはフーリエ逆変換することにより、計測光の前記被計測体における各反射位置での反射強度を表すデータに変換する。これにより、前記演算部は、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成することができる。前記演算部は、前記反射特性データを用いて、前記被計測体の断層画像を生成する。すなわち、演算部は、各波長の干渉光のデータを基に、被計測体の深さ方向の情報を得ることができる。
【００１８】
そのため、前記計測光の光軸方向、すなわち、被計測体の深さ方向の機械的走査をせずに、被計測体の深さ方向の情報を得ることができる。その結果、装置の構造が簡単になり、高速で撮像が可能になる。ひいては、歯科においてチェアサイドにＯＣＴ装置を配置することができ、ＯＣＴ装置による歯科測定が可能になる。すなわち、歯科診断に適用できるＯＣＴ装置が得られる。
【００１９】
光分割部と干渉部は、ビームスプリッタまたはファイバカプラにより両機能を兼用する構成が好ましい。
【００２０】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、光源と、前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、前記干渉光を計測する光検出部と、前記光検出部が計測した干渉光に基づいて、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し、前記被計測体の画像を生成する演算部と、前記計測光を、前記被計測体へ導いて照射し、前記被計測体で反射した前記計測光を受光して前記干渉部へ導くプローブと、前記プローブに固定され、前記被計測体の一部に接するかまたは接着部材を介して接着されることにより、前記プローブと前記被計測体との相対位置を固定する固定手段とを備える。
【００２１】
前記プローブは、前記計測光を、前記被計測体へ導いて照射し、前記被計測体で反射した前記計測光を受光して前記干渉部へ導くので、複雑な構造を有する前記被計測体である顎口腔領域の測定箇所に前記計測光を照射し、反射光を受光することが可能になる。
【００２２】
また、前記固定手段が前記プローブに固定され、かつ前記被計測体に接するかまたは接着部材を介して接着される状態では、前記プローブと前記被計測体との相対位置は固定されている。したがって、前記プローブにより、計測光の照射位置を被計測体の形状に合わせて柔軟に変化させることができるとともに、前記プローブと被計測体との相対位置を固定することができる。
【００２３】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記プローブは、前記計測光を前記被計測体へ集光させる対物レンズを備え、前記固定部材は、前記被計測体に接した状態で、前記対物レンズによって集光される前記計測光の焦点が前記被計測体の表面または内部に位置するように、前記プローブと前記被計測体との相対位置を固定することが好ましい。
【００２４】
前記固定部材が前記被計測体へ接することにより、前記プローブの前記被計測体に対する位置および方向は、前記対物レンズの焦点が前記被計測体にくるように固定される。そのため、測定者は、前記固定部材が前記被計測体に接するように前記プローブを保持することによって、前記プローブを測定に適した位置および方向に保つことができる。
【００２５】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記固定手段は、被計測体を含む歯列の形状に適合する接着部材を装着する装着部を有するシーネコアか、あるいは、上歯列と下歯列とに挟まれる形状のマウスピースであることが好ましい。これにより、前記プローブと前記被計測体との相対位置は安定して固定される。
【００２６】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記プローブは、前記被計測体に照射する前記計測光を、前記計測光の光軸に垂直な方向に走査する走査手段をさらに備えることが好ましい。前記プローブに前記走査手段が設けられているので、被計測体のある口腔内において２次元の走査あるいは３次元の走査が可能になる。
【００２７】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記演算部は、前記干渉光に基づいて、前記被計測体に入射する前記計測光の深さと、前記深さにおける前記計測光の反射強度を表す反射特性データを生成し、前記反射強度を、前記深さｚｐまたは前記深さｚｐに関する関数または積分関数に応じて補正することによって、前記被計測体の光軸方向の断層画像を生成することが好ましい。
【００２８】
被計測体の光軸方向の深さが深くなればなるほど、計測光の強度が減少するので、反射する光の強度も減少する。その結果、前記反射特性データが表す、前記深さｚｐの位置における前記計測光の反射強度は、深さｚｐが深くなるほど小さくなる傾向にある。そこで、前記反射特性データで表される反射強度を、前記深さｚｐまたは前記深さｚｐに関する関数または積分関数に応じて補正することによって、反射強度の深さによる減少の影響を緩和させることができる。
【００２９】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記演算部は、前記干渉光に基づいて、前記被計測体に入射する前記計測光の深さ方向における前記計測光の反射強度の分布を表す反射特性データを生成し、前記反射強度の分布を前記深さ方向の複数の層に分割し、分割した各層の透過率を用いて、前記層ごとに反射強度を補正することによって、前記被計測体の光軸方向の断層画像を生成することが好ましい。
【００３０】
被計測体が、光の透過率が異なる複数の層を有する場合、計測光の反射強度の深さに伴う減少の度合いは、層ごとに異なる。前記演算部は、分割した各層における光の透過率を用いて、層ごとに反射強度を補正するので、被計測体が、光の透過率が異なる複数の層を有する場合に、各層における反射強度の減少度合いの違いを考慮した補正ができる。光の透過率が異なる複数の層を有する被計測体の一例は歯である。歯は、エナメル質層、象牙質層、セメント質層、歯槽骨等を有する。
【００３１】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記光源は、中心波長の異なる２以上の光源で構成され、前記２以上の光源のうち、いずれか１つの光源の光を前記光分割部へ導く光源切り替え部を備えることが好ましい。これにより、被計測体の構成物質に適した波長の光を光源の光として選択することができる。
【００３２】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、生体の顎口腔領域における組織の各部位の形状を表す歯科形状データを記録する歯科形状データ記録部と、前記演算部で生成された画像を表示する表示部とをさらに備え、前記演算部は、生成した前記画像から、顎口腔領域における組織の各部位、病変部、補綴物または充填物を表す部分を、前記歯科形状データを用いて抽出し、他の部分と視覚的に区別可能な態様で、前記表示部へ表示することが好ましい。
【００３３】
前記演算部は、顎口腔領域における組織の各部位の形状を表す前記歯科形状データを基にして、前記画像から、前記顎口腔領域における組織の各部位、病変部、補綴物または充填物の形状を示す部分を抽出することができる。演算部がこれらの抽出した部分をそれぞれ他の部分と視覚的に区別可能な態様で前記表示部へ表示することによって、その表示を見た操作者は、前記顎口腔領域における組織の各部位、病変部、補綴物または充填物の形状を認識しやすくなる。
【００３４】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、光源と、前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、前記干渉光を計測する光検出部と、前記光検出部が計測した干渉光に基づいて、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し、前記被計測体の画像を生成する演算部と、前記計測光を、前記被計測体へ導いて照射し、前記被計測体で反射した前記計測光を受光して前記干渉部へ導くプローブと、前記プローブに、少なくとも１つの方向を回転軸として回転可能に取り付けられた回転体であって、前記回転軸と一定または可変の角度を有する方向へ前記計測光を照射する照射口を有する回転体と、前記回転体を回転させる駆動部とを備える。
【００３５】
前記照射口から前記被計測体へ照射される計測光の照射方向は、前記回転体の回転軸と一定または可変の角度を有しているので、前記回転体が回転することにより、前記計測光が前記被計測体に照射される位置が回転方向へ移動する。そのため、前記回転体が前記駆動部により回転させられることにより、前記回転体の前記照射口から照射される計測光は、回転方向へ走査される。
【００３６】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、前記回転体に、ベアリングを介して覆うように設けられたスリーブであって、前記照射口から照射される計測光を通す窓を有するスリーブをさらに備えることが好ましい。
【００３７】
前記スリーブの前記窓の位置を前記被計測体に対して固定することで、前記スリーブと前記被計測体との相対位置が固定される。前記スリーブはベアリングを介して前記回転体を覆うように設けられているので、前記回転体は、位置が固定された前記スリーブ内で回転する。すなわち、前記回転体と前記被計測体との相対位置も固定される。そのため、前記被計測体上の１方向について、安定して走査することができる。
【００３８】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、前記光源光、前記参照光、前記計測光または前記干渉光の少なくとも１つの偏光状態を操作する偏光操作部をさらに備えることが好ましい。
【００３９】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置においては、偏光操作部が、前記光源から前記光分割部へ照射される光、前記参照光、前記計測光または前記干渉光の少なくとも１つの偏光状態を操作するので、被計測体の偏光特性または複屈折特性を反映した画像が得られる。その結果、例えば、初期う蝕・象牙質・エナメル質・歯肉・歯槽骨等、特有の偏光特性または複屈折特性に富む口腔組織の観察が可能となる。
【００４０】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、前記計測光の断面を、前記計測光の照射方向に垂直な面内の１軸方向に沿う線状にするシリンドリカルレンズまたはシリンドリカルミラーを更に備えることが好ましい。
【００４１】
シリンドリカルレンズとは、光軸に対して直角な２方向のうち、片方にだけレンズとして作用するレンズのことであり、レンズとして作用する方向の断面の形状のみがその輪郭に曲線を含むレンズ特有の形状となり、レンズとして作用しない方向の断面の形状は、例えば、長方形になる。
【００４２】
シリンドリカルミラーとは、光軸に対して直角な２方向のうち、片方にだけレンズとして作用するミラーのことであり、レンズとして作用する方向の断面の形状のみがその輪郭に曲線を含むレンズ特有の形状となり、レンズとして作用しない方向の断面の形状は、例えば、長方形になる。
【００４３】
前記シリンドリカルレンズまたはシリンドリカルミラーは、光軸に垂直な面における前記計測光の断面形状を、前記計測光の照射方向に垂直な面内の１軸方向に沿う線状にする。そのため、前記計測光は、被計測体の前記１軸方向に分布照射される。すなわち、前記計測光は、前記被計測体において前記１軸方向のライン上に集光される。そのため、前記１軸方向に機械的走査をしなくても、前記被計測体の前記１軸方向の断面を計測することができる。
【００４４】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記光源光、計測光、参照光、干渉光、スペクトルに分光された光のうち、少なくとも１つは、光ファイバで導光されることが好ましい。光ファイバにより、光の進む向きを柔軟に変化させることができる。その場合、複数の光ファイバを１列に平行に並べた光ファイバや、光軸に垂直な断面が略円状になるように束ねた光ファイバが用いられてもよい。
【００４５】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、被計測物体表面上に該計測光または可視光パターンを投影し、２次元撮像装置によって計測部位の表面画像をモニタするか、またはさらに断層計測画像と同期記録する態様とすることが好ましい。これにより、操作者は、計測時に計測部位を確認することができる。
【００４６】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００４７】
（実施の形態１）
図１は、実施の形態１におけるフーリエドメイン光コヒーレンストモグラフィー装置（
以下、ＦＤ−ＯＣＴ装置と称する）の構成の一例を表す図である。なお、ＦＤ−ＯＣＴは、Ｆｏｕｒｉｅｒ−ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴの略である。
【００４８】
ＦＤ―ＯＣＴ装置は、低コヒーレントな光源から出射して被計測体で反射した計測光と、前記光源から出射して参照ミラーで反射した参照光との干渉光を測定し、その干渉光の情報からフーリエ変換またはフーリエ逆変換を用いて被計測体の深さ方向、すなわち計測光の光軸方向の光学特性を求めるＯＣＴ装置である。ＦＤ−ＯＣＴ装置では、計測光の光軸方向の機械的走査が不要となる。ＦＤ−ＯＣＴ装置の種類には、少なくとも、スウェプトソース型（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ型）と、スペクトルドメイン型との２種類がある。本実施形態では、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴについて説明する。
【００４９】
なお、スペクトルドメイン型のＦＤ−ＯＣＴ装置は、干渉光を回折格子により分光して得られたスペクトルを検出し、このスペクトルから被計測体の計測光の光軸方向における情報を、フーリエ変換またはフーリエ逆変換を用いて求めることを特徴とするＯＣＴ装置である。
【００５０】
（本実施形態におけるＦＤ−ＯＣＴ（スウェプトソース型）の構造の例）
図１に示すように、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置は、ＯＣＴユニット１００、プローブユニット２００および計算機２７で構成されている。ＯＣＴユニット１００には、光源１５、ファイバカップラ１９、参照ミラー２４、光検出器４１が設けられている。プローブユニット２００には、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂ、レンズ２１ａ、２１ｂが設けられている。計算機２７は、光源１５、光検出器４１、ガルバノミラー２０と接続されている。計算機２７は、例えば、パーソナルコンピュータ等のコンピュータであり、ＣＰＵ等の演算部２７ｂ、ハードディスク等の記録部２７ｃを少なくとも備えている。また、計算機２７は、例えば、液晶パネル、ＣＲＴ、ＰＤＰ等の表示部２７ａを備えてもよい。
【００５１】
なお、ＯＣＴユニット１００、プローブユニット２００、計算機２７の構成は、図１に示す構成に限られない。例えば、計算機２７の機能をＯＣＴユニット１００内に組み込むことができる。
【００５２】
光源１５は、時間的および空間的に低コヒーレントな光源である。すなわち、中心波長を中心として狭い範囲に波長が分布した光を出射する光源である。また、光源１５が照射する光は、時間とともにその中心波長が変化する。光源１５が照射する光の波長は、例えば、一定時間ごとに装置固有の波長範囲内で変化する。すなわち、光源１５から照射される光は、一定時間ごとに前記範囲の波長を走査する。
【００５３】
光源１５として、例えば、チューナブルＬＤ（Ｌａｓｅｒ Ｄｉｏｄｅ）のような可変波長の狭帯域レーザ光源が用いられる。光源１５は例えば、８３０ｎｍ、１１００ｎｍ、１３００ｎｍ、１５００ｎｍまたは１６００ｎｍの中心波長に対して、±１１０ｎｍ、または±５５ｎｍの変化幅で中心波長が変化する光を照射する光源とすることができる。また、光源１５は、例えば、１７ナノ秒（１７ｎｓｅｃ）間に０．０６４ｎｍずつ変化する光を出射してもよい。すなわち、光源１５は、例えば、１１０ｎｍの波長の変化幅を１７００ポイントに分割して、６０ＭＨｚの周期で１ポイントずつ波長を変化させて光を出射することができる。
【００５４】
ファイバカップラ１９は、光分割部および干渉部の機能を果たす光学干渉器の一例である。光学干渉器とは、２つの入力光を干渉させて２方向に出力する入出力可換な光学部品である。光学干渉器の例として、ファイバカップラ１９の他にビームスプリッタ、ハーフミラー等が挙げられる。
【００５５】
光検出器４１は、光検出部の一例である。光検出器４１は、例えば、フォトダイオードが用いられる。特に赤外フォトダイオードが光検出器４１として適切である。スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置において、光検出器４１が検出する光は０次元、つまり光線である。
【００５６】
なお、スペクトルドメイン型のＦＤ−ＯＣＴ装置では、光検出器４１が検出する光は、回折格子によって分光された光なので、１次元の広がりを持つ。そのため、光検出器４１として、１次元以上の高解像度光検出アレイが必要となる。１次元以上の高解像度光検出アレイは、例えば、ＣＣＤイメージセンサがある。しかし、ＣＣＤイメージセンサで、特に１．３μの赤外帯域のものは、複雑、大型かつ高価である。これに比べて、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置の光検出器４１に用いられるフォトダイオードは、簡単、小型かつ安価である。この点は、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置を歯科に適用することの非常に有利な効果となる。
【００５７】
プローブユニット２００は、レンズ２１ａ、２１ｂおよびガルバノミラー２０ａ、２０ｂを備える。ＯＣＴユニット１００のファイバカップラ１９で出力された計測光２８を、被計測体２２へ導いて照射し、被計測体２２で反射した計測光２８の反射成分を受光してファイバカップラ１９へ導く。プローブユニット２００の詳細な構成については後述する。
【００５８】
プローブユニット２００と、ＯＣＴユニット１００とは光ファイバ１８で接続されており、プローブユニット２００と、ＯＣＴユニット１００と間の光の伝達は、光ファイバ１８によって行われる。これにより、プローブユニット２００は、ＯＣＴユニット１００と異なる筐体として構成することができる。すなわち、プローブユニット２００の位置および向きは、ＯＣＴユニット１００の位置および向きに制約を受けず、被計測体２２の状態に応じて柔軟に変化することができる。また、プローブユニット２００の可動範囲が広くなる。
【００５９】
プローブユニット２００は、操作者が手持ちで操作できる構成であることが好ましい。これにより、歯科診療において、操作者がチェアサイドで手軽に利用できる。患者とプローブユニット２００の位置関係がフリーな状態で、操作者がＯＣＴ装置を使用できる。
【００６０】
ＯＣＴ装置を歯科用に適用する場合、患者が通常診療の際に座っている椅子のチェアサイドでＯＣＴ装置が使用されることが想定される。この場合、プローブユニット２００を位置付けするのに、空中光学系（プローブユニットへの光路を光ファイバではなく空中とする）では、ＯＣＴユニット全体を患者の口腔に精密に位置付けしなければならない。また、比較的重いＯＣＴユニットを、操作者が持って操作するのは、非現実的である。
【００６１】
（ＦＤ−ＯＣＴ装置の動作の例）
次に、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置の動作について説明する。本実施形態では、被計測体２２が、生体の顎口腔領域組織または、顎口腔領域の人工組成物である場合について説明する。また、以下の説明において、座標系を次のように定義する。図１に示すように、被計測体２２においては計測光２８の光軸方向すなわち被計測体２２の深さ方向をｚ、ｚ方向に垂直な平面をｘｙ平面とする。ガルバノミラー２０ｂのスキャン方向をｙ方向に、ｙ方向に垂直な方向であって、ガルバノミラー２０ａのスキャン方向をｘ方向にとる。被計測体２２以外の場所では被計測体２２のｘ、ｙ、ｚのそれぞれに光学的に対応する方向をｘ、ｙ、ｚとする。光学的に対応するとは、ミラーやレンズ・光ファイバ等で空間的な方向が変化しても、光の進行方向をｚ、ガルバノミラー等で走査される方向をｙ、ｚとｙの両方に垂直な方向をｘとするということである。
【００６２】
光源１５から射出された光はレンズ１７ａ、１７ｂでコリメートされた後に、ファイバカップラ１９により、参照光２９と計測光２８に分けられる。計測光２８は、光ファイバ１８、レンズ２１ａ、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂを経てレンズ２１ｂによって被計測体２２に集光される。計測光２８は、被計測体２２で反射、散乱および透過する。被計測体２２で反射、散乱、透過した計測光のうち、反射または後方散乱した光（以下、単に反射光と称する）は、再びレンズ２１ｂ、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂ、レンズ２１ａ、光ファイバ１８、ファイバカップラ１９を通ってレンズ３０によって光検出器４１に導かれる。
【００６３】
一方、参照光２９は、光ファイバ１８、レンズ２３ａ、２３ｂを通って参照ミラー２４で反射し、再び、レンズ２３ａ、２３ｂを通ってファイバカップラ１９で計測光２８の反射成分と干渉させられて、計測光２８の反射生成分と重なりあってレンズ３０に入射し光検出器４１に導かれる。
【００６４】
この計測光２８と参照光２９は、時間とともに波長が変化する光なので、ファイバカップラ１９で干渉しあって光検出器４１へ導かれる光も時間とともに波長が変化する。すなわち、光検出器４１は、計測光２８の反射成分と参照光２９との干渉光を複数の波長について検出する。この光検出器４１によって計測される各波長の干渉光を計算機２７内の演算部２７ｂがフーリエ変換またはフーリエ逆変換することによって、計測光２８と参照光２９の相関が得られる。この相関より、被計測体２２の深さ方向（ｚ軸方向）の位置とその位置での反射光の強度とを表すデータが得られる。すなわち、被計測体２２の反射率特性が得られる。この反射率特性により、被計測体２２の構造、組成または光学特性に関する情報が得られる。例えば、計算機２７の演算部２７ｂが、計測した干渉光に基づいて被計測体２２の断面画像を生成する。計算機２７の演算部２７ｂが、断面画像を生成する処理の例については後述する。
【００６５】
上記のＦＤ−ＯＣＴ装置においては、参照ミラー２４を動かして、計測光２８の光路長と参照光２９の光路長を調節し、ｚ軸方向の走査を行う必要がない。すなわち、ｚ軸方向の機械的操作を行うことなく、被計測体２２の深さ方向（ｚ軸方向）の構造に関する情報を得ることができる。ＦＤ−ＯＣＴ装置により、従来よりもＳ／Ｎ比が向上した断層情報が得られる。これにより、解像度の高い断層画像が得られる。また、従来に比べて、ぺネトレーション（到達度）が高くなるので、被計測体の内部の、より深い位置を観察することが可能となる。
【００６６】
以上のように、計測光２８と参照光２９との各波長における干渉光に基づいて、被計測体ｚ軸方向の内部情報を得るＯＣＴ装置がスウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置である。
【００６７】
被計測体２２の３次元断面画像を得るためには、ｚ軸方向に加えて、ｙ軸方向およびｘ軸方向の走査を行うこと必要がある。本実施の形態において、ｙ軸方向の走査は、ガルバノミラー２０ｂを駆動することにより、ｘ軸方向の走査は、ガルバノミラー２０ａを駆動することにより行われている。
【００６８】
上述のように、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置においては、被計測体２２のｚ軸方向の構造は、時間とともに変化する波長についての干渉光から求められるので、被計測体２２の断層像を得るための機械的走査が不要となる。その結果、装置の構造が簡単になり、高速で撮像が可能となる。ひいては、ＯＣＴ装置の持つ被計測体の３次元的内部情報を定量的に取得できるという基本的特性や、非侵襲性、高分解能等の優れた特性が歯科分野で生かされることになる。
【００６９】
すなわち、歯科分野では、被計測体が、例えば、歯牙や歯槽骨等の硬組織であることが多い。歯牙や歯槽骨のような硬組織は散乱が強いため、従来のＯＣＴ装置では、観察するのが困難であった。従来のＯＣＴ装置に比べてぺネトレーションが高いＦＤ−ＯＣＴ装置を歯科に適用することによって、歯牙や歯槽骨のような硬組織の内部のより深い部分を観察することが可能となる。
【００７０】
（計算機２７の演算部２７ｂが断面画像を生成する処理の例）
図２は、計算機２７の演算部２７ｂが、計測した干渉光に基づいて、断面画像を生成する処理の例を示すフローチャートである。図２に示す例では、ステップＳ１〜３の処理が、各ｘｙ座標について繰り返される。ステップＳ１〜３において、演算部２７ｂは、例えば、座標（ｘｉ、ｙｉ）で表される１つの計測点におけるｚ軸方向の反射強度の分布を求める。演算部２７ｂは、まず、光検出器４１が検出した干渉光の波長ごとの強度を取得する（ステップＳ１）。演算部２７ｂは、例えば、座標（ｘｉ、ｙｉ）で反射した計測光２８の反射成分と、参照光２９との干渉光の強度を電流に変換した値を、光検出器４１から取得する。ここで、光検出器４１が出力する波数ｋ（＝２π／波長）の干渉光の強度を表す電流ｉdet（ｋ）は、例えば、下記（数１）で表される。
【００７１】
【数１】
【００７２】
η ： フォトダイオードの感度
q ： 電子の素電荷 (=1.6×10-19 クーロン)
hν ： 光子エネルギー（νは振動数）
Pr ： 参照光強度
P0 ： 検出光強度
r(z) ： 被写体のｚ方向の光反射係数の強度プロファイル
φ(z)： 被写体のｚ方向の光反射係数の位相プロファイル
Γ(z)： 光源光のコヒーレンス関数
k(t) ： = 2π/λ(t) 光源光の波数（光源１５により走査される）
上記（数１）において、第３項は、参照光２９と計測光２８の反射成分との干渉による光強度を表している。第１項および第２項は干渉によらないバックグラウンドの光強度を表している。なお、第１項および第２項は、次に述べるフーリエ逆変換でキャンセルされるが、検出系のダイナミックレンジやノイズには影響する。
【００７３】
上記（数１）において、光源光の波数ｋ（ｔ）は、時間ｔによって変化する。すなわち、光源１５は、光源光の波数ｋを時間ｔとともに変化させることによって、波数ｋを走査する。光検出器４１は、光源１５の波数ｋの走査に同期して、干渉光の強度を表す電流ｉdet（ｋ）の時系列データを出力することができる。
【００７４】
演算部２７ｂは、光検出器４１の出力データを基に、計測光２８の被計測体２２における反射強度のｚ軸方向の分布Ｆ（ｚ）を求める（ステップＳ２）。例えば、演算部２７ｂは、光検出器４１が出力した、ｉdet（ｋ）の時系列データをフーリエ逆変換することにより、深さｚでの計測光２８の反射成分の信号、すなわち、反射強度Ｆ（ｚ）を求めることができる。Ｆ（ｚ）は、例えば、下記（数２）によるフーリエ逆変換により求められる。
【００７５】
【数２】
【００７６】
ｉdet（ｋ）は、時間とともに変化する各波数ｋm（ｍ＝０、１、２・・・）について、離散値ｉdet（ｋm）として光検出器４１で検出される。そのため、演算部２７ｂは、例えば、下記（数３）によるディスクリートフーリエ逆変換（離散フーリエ逆変換）により、深さｚl（ｌ＝０、１、２・・・）における反射強度を表す値Ｆ（ｚl）を求めることもできる。
【００７７】
【数３】
【００７８】
m ： 波数ｋのDFT(discrete Fourier transform)離散化番号
l ： 深さｚのDFT(discrete Fourier transform)離散化番号
Δk ： 光源の波数の走査幅
なお、上記（数１）〜（数３）による演算は、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置だけでなく、スペクトルドメイン型のＦＤ−ＯＣＴ装置でも用いられる。また、演算部２７ｂは、光検出器４１から得られたデータをディスクリートフーリエ逆変換する際に、周知の高速フーリエ変換の手法を用いることが好ましい。
【００７９】
次に、演算部２７ｂは、深さｚにおける信号、すなわち反射強度を表す値Ｆ（ｚ）を、深さｚに応じて補正する（ステップＳ３）。演算部２７ｂは、例えば、深さｚｐにおける反射強度Ｆ（ｚｐ）に下記（数４）、（数５）、（数６）または（数７）のいずれか１つで表される補正係数Ｃ（ｚｐ）を掛けることでＦ（ｚｐ）を補正してもよい。
【００８０】
【数４】
【００８１】
【数５】
【００８２】
【数６】
【００８３】
【数７】
ここで補正係数C（ｚｐ）がゼロになる場合があるが、これは補正後のデータをもとに画像を表現する際にその場所の輝度が基準の値になることであり、輝度がゼロになる（真っ黒になる）ことを必ずしも意味しない。上記式（数４）〜（数７）はあくまで、深さ方向の計測光の減衰を補正するものでよく、最終的な画像の輝度を意味するものである必要はない。また、補正のための数式は上記式（数４）〜（数７）に限らないし、必ずしも数式で与えられた値で補正する必要もない。深さ方向の強度の補正を行うことそのものに意味がある。
【００８４】
ＯＣＴ装置の被計測体の深さｚに到達する計測光２８の大きさは、深さ０〜ｚまでの光の反射強度が強ければ強いほど小さくなる。被計測体の深さｚに到達した計測光２８は、その部分特有の反射率Ｒで後方散乱または反射し、再び深さ０〜ｚｐの間で減衰しながら被計測体の表面に戻ってきて、深さｚにおける計測光２９の反射成分として検出される。したがって、例えば、上記（数４）〜（数７）に示す式のいずれかによって、深さ０〜ｚｐにおける反射光強度を表す値を用いて求められた補正係数Ｃ（ｚｐ）を、深さｚｐにおける反射強度Ｆ（ｚｐ）に掛けることで、深さｚｐに応じた補正ができる。
【００８５】
演算部２７ｂは、上記ステップＳ１〜３の処理を、各ｘｙ座標について繰返し行う。例えば、ガルバノミラー２０ｂがｙ軸方向に、ｙ＝０〜１００００（μｍ）で走査し、光検出器４１が１μｍ間隔で干渉光を計測した場合、ｙｉ＝０、１０、２０・・・１００００（μｍ）の各ｙ座標について上記ステップＳ１〜３の処理を繰り返すことが好ましい。また、ガルバノミラー２０ａがｘ軸方向に、ｘ＝０〜１００００（μｍ）で走査し、光検出器４１が１０μｍ間隔で干渉光を計測した場合も同様に、ｘｉ＝０、１０、２０・・・１００００（μｍ）の各ｘ座標について上記ステップＳ１〜３の処理を繰り返すことが好ましい。
【００８６】
このように、演算部２７ｂは、走査範囲における各ｘｙ座標において、ｚ方向の反射強度分布を求めることで、被計測体の３次元画像を得ることができる。演算部２７ｂは、例えば、Ｂモードと言われる２次元断面の断層を表す画像を生成することができる。さらに演算部２７ｂは、Ｂモードで表される複数の断層から、いわゆるＣモードと言われる３次元的被写体情報を得ることができる。
【００８７】
ＯＣＴ装置は基本的にある深さの反射光を抽出して計測情報とする原理のため、深くなればなるほど診断に使用される計測光の強度そのものが減衰するだけでなく、反射光の強度も減衰する。つまり、光の透過率の積分値の２乗に反比例して計測情報の強度が低下する。その結果、ＯＣＴ装置の計測情報をそのまま画像化すると、同一の組織が異なる深さにあった場合、これらは同一の輝度で描像されないことになる。これは、従来のＸ線画像を見慣れてきた術者や診断者にとって非常に判断しにくい診断情報である。
【００８８】
このように、観察組織の部位が深くなればなるほど、計測光・反射光の双方が減衰するという基本的な原理の下でＯＣＴ装置は動作する。そのために、なるべく深い部位を計測しようとすればするほど、ノイズの影響が大きくなる。
【００８９】
演算部２７ｂが、上記ステップＳ３において、反射強度を補正することによって、上記のような深さに応じて減衰する反射強度によって生じる不具合を緩和させることができる。なお、反射強度を補正する方法は、上記の例に限られない。
【００９０】
（補正処理の変形例）
上記の補正処理の例では、深さｚｐまたは深さｚｐに関する積分関数を用いた補正の例を示したが、例えば、演算部２７ｂは、深さ方向の反射強度の分布を複数の層に分割し、各層の光の透過率（＝減衰率）を表す透過係数を用いて、層ごとに反射強度を補正することもできる。図３は、層ごとに反射強度を補正する処理の流れを示すフローチャートである。
【００９１】
図３に示すように、演算部２７ｂは、深さ方向の反射強度の分布を複数の層に分割する（ステップＳ３１）。図４は、深さ方向の反射強度の分布を複数の層に分割する例を示す図である。図４に示す例では、被計測体２２の計測光２８が入射する表面２２ａから深さ方向に、順に層Ｈ１、層Ｈ２、層Ｈ３、層Ｈ４が存在する。
【００９２】
被計測体２２が歯の場合、演算部２７ｂは、例えば、歯のエナメル質層、象牙質層、セメント層、歯槽骨層に対応する位置を、それぞれ層Ｈ１、層Ｈ２、層Ｈ３、層Ｈ４として、分割することができる。すなわち、同一の性質をもつ領域を１つの層として分割することができる。演算部２７ｂは、例えば、深さ方向において、反射強度が急変している箇所を境界として、反射強度の分布を複数の層に分割することによって、同一の性質をもつ領域を１つの層として分割することができる。
【００９３】
演算部２７ｂは、表面２２ａ直下の1番目の層Ｈ１について、透過係数を求める（ステ
ップＳ３２）。層Ｈ１において、表面２２ａから入射する計測光２８の強度をＩH1とすると、層Ｈ１へ入射した光のうち、層Ｈ１を透過する透過光の強度Ｉ´H1は、下記（数８）で表される。
【００９４】
【数８】
【００９５】
そこで、演算部２７ｂは、1番目の層Ｈ１の透過係数μH1を、表面２２ａでの反射強度
を表す輝度ｂH1と層Ｈ１の最深部での反射強度を表す輝度ｂ'H1および層Ｈ１の深さｚH1を用いて、例えば、下記（数９）で算出することができる。
【００９６】
【数９】
【００９７】
なお、透過係数μH1を求める方法は、上記（数９）を用いる方法に限られない。例えば、上記（数９）の最深部での反射強度を表す輝度ｂ'H1の替わりに、層Ｈ１内の複数の位置での輝度を用いて、層Ｈ１内の深さが異なる複数の位置でにおける透過係数を算出し、これらの平均値を層Ｈ１における透過係数とすることもできる。また、深さ方向と垂直な面内に隣り合う適切な領域の透過係数を求め、それらの平均値を透過係数としてもよい。これはアーティファクトを除去するのに有効な方法である。例えば、深さ方向と垂直な方向における透過係数の平均値を用いて後述の補正処理を行うことで、ＯＣＴ装置による計測画像で、計測光方向に線状あるいは帯状に現れるアーティファクトを除去することができる。
【００９８】
層Ｈ１を透過する透過光の強度Ｉ´H1は、層Ｈ２に入る入射光の強度ＩH2と等しいので、ＩH2は、下記（数１０）で表される。
【００９９】
【数１０】
【０１００】
次に、演算部２７ｂは、1番目の層Ｈ１における透過係数を用いて、2番目の層Ｈ２の反射強度を補正する（ステップＳ３３）。演算部２７ｂは、例えば、層Ｈ２内の最表面における反射強度を表す輝度ｂH2を用いて、上記（数１０）に基づいて、下記（数１１）でＢH2を算出し、層Ｈ２の輝度をBH2に補正することができる。
【０１０１】
【数１１】
【０１０２】
同様に、演算部２７ｂは、層Ｈ２および層Ｈ３について、ステップＳ３２、Ｓ３３の処理を繰り返す。すなわち、演算部２７ｂは、層Ｈ２の透過係数を求める処理（ステップＳ３２）と、層Ｈ３の反射強度を補正する処理（ステップＳ３３の）とを繰り返す。これにより、２番目以降の層について、反射強度が補正される。なお、最初の層Ｈ１の輝度BH1
は上記に基づき、層Ｈ１の最表面の輝度ｂH1を用いてBH1＝ｂH1に補正される。
【０１０３】
なお、ステップＳ３３の補正処理に用いられる透過係数は、必ずしも計算によって求める必要はない。例えば、層ごとの透過係数の値を予め記録部２７ｃに記録しておき、その値を用いて補正処理を行うこともできる。
【０１０４】
なお、各層の厚さは必ずしも被計測体の特徴的な厚みにする必要は無い。例えばエナメル質の厚みは約０．５〜２ｍｍであるが、これを５〜２０分割して０．１ｍｍの層に分割しても良い。この場合、各層の輝度は実物と異なって段階的に変化するアーティファクトが生じるのでこれを１次直線的にまたは２次曲線的にスムージングしても良い。
【０１０５】
（画像表示の例）
次に、演算部２７ｂが、光検出器４１で検出されたデータに基づいて生成した被計測体２２の画像を表示する場合の処理の例を説明する。図５は、演算部２７ｂが、被計測体２２の画像を表示する処理の一例を示すフローチャートである。図５に示すように、演算部２７ｂは、被計測体２２の形状を表す３次元データを記録部２７ｃから取得する（ステップＳ４１）。３次元データは、例えば、各座標における反射強度を表す値で表される。
【０１０６】
演算部２７ｂは、取得した３次元データから反射強度が急変している曲面を抽出する（ステップＳ４２）。演算部２７ｂは、抽出した曲面をつなげて閉曲面を構成する（ステップＳ４３）。閉曲面が構成できない場合（ステップＳ４４でＮＯの場合）は、演算部２７ｂは、記録部２７ｃに予め記録されている歯科形状データを参照して、閉曲面を補完する（ステップＳ４５）。歯科形状データは、例えば、歯科形状ルール集や、歯科形状ライブラリ等である。図６は、歯科形状ルール集のデータ構造の一例を示す図である。図６に示す例では、エナメル質層、象牙質層、セメント質層、歯槽骨のそれぞれについて、部位、厚さ、形状、反射率（相対値）を表すデータが記録されている。
【０１０７】
図７は、歯科形状ライブラリに含まれるデータが表す形状の一例を示す図である。図７では、エナメル質層、象牙質層、セメント質層、歯槽骨のデータが、それぞれ表す形状が示されている。
【０１０８】
演算部２７ｂは、一例として、被計測体２２の画像を表す３次元データからある閉曲面の断層像を切り出して、この断層像と、ライブラリに含まれるデータが示す形状との相互相関を算出し、一定の水準に達しているか否かで、その閉曲面が歯牙のどの部位かを特定することができる。前記相互相関は、例えば、双方の形状データの平均値をゼロとした関数の積を含む積分とすることができる。
【０１０９】
なお、歯科形状データで表される歯科形状は、図６および図７に示す例に限られない。例えば、補綴物、病変部、充填物等の形状を表す歯科形状データが記録部２７ｃに記録されていてもよい。
【０１１０】
演算部２７ｂは、構成した閉曲面の位置・配置・形状・寸法等が、歯科形状ルール集および歯科形状ライブラリに合致しているか否かを判断する（ステップＳ４６）。これにより、構成した閉曲面に合致する部位が抽出される。その結果、例えば、ある閉曲面は、エナメル質層の歯茎上部である等と特定される。演算部２７ｂは、歯科形状データと、閉曲面とでパターンマッチングすることで、閉曲面が歯牙のどの部位かを特定することができる。同様にして、歯科形状データに、補綴物、病変部、充填物等の形状を表すデータが含まれる場合には、病変部、補綴物または充填物を表す部分を表す閉曲面を抽出することができる。
【０１１１】
閉曲面がいずれの部位にも合致しない場合（ステップＳ４６でＮＯの場合）には、演算部２７ｂは、再度、閉曲面の構成（ステップＳ４３）を行う。閉曲面の部位が特定されれば（ステップＳ４６でＹＥＳ）、演算部２７ｂは、被計測体２２中の全部位についての閉曲面が抽出されたか否かを判断する（ステップＳ４７）。
【０１１２】
全部位について、閉曲面が抽出されていれば（ステップＳ４７でＹＥＳ）、演算部２７ｂは、各部位を他の部分と視覚的に区別可能な態様で、表示部２７ａへ表示する（ステップＳ４８）。例えば、各部位を区分けして被計測体２２の画像を表示することができる。例えば、各部位ごとに色を変えて表示することによって、区分け表示される。また、区分け表示の他に、特定の部位のみを強調して表示したり、抽出して表示したりしてもよい。このような、被計測体２２の区分け、強調または抽出表示により、その表示を見た操作者は、診断がしやすくなる。
【０１１３】
（プローブユニット２００の構造の例）
次に、プローブユニット２００の構造について説明する。図８（ａ）は、図１に示すプローブユニット２００の内部構造を表す断面図である。プローブユニット２００は、ハウジング４７内に備えられたレンズ２１ａ、２１ｂ、レンズホルダ２１０ａ、２１０ｂ、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂ、ガルバノミラー駆動用モータ４３ａ、４３ｂおよびハウジング４７外に設けられたマウスピース７３およびマウスピースホルダ７３ａで構成される。
【０１１４】
レンズホルダ２１０ａ、２０１ｂは、レンズ２１ａ、２１ｂをプローブユニット２００内のハウジング４７に固定する。ガルバノミラー駆動用モータ４３ａは、ガルバノミラー２０ａを、ｙ軸方向を軸にして回転させ、ガルバノミラー駆動用モータ４３ｂは、ガルバノミラー２０ｂを、ｘｚ平面に平行な方向を軸にして回転させる。ガルバノミラー駆動用モータ４３ｂは、スペーサ４５によってハウジング４７に固定されており、ガルバノミラー駆動用モータ４３ａは、スペーサ（図示せず）によってハウジング４７に固定されている。
【０１１５】
ガルバノミラー駆動用モータ４３ａ、４３ｂの動作は、例えば、図１に示す計算機２７からの信号によって制御される。計算機２７は、例えば、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂが、あらかじめ決められた角度範囲を回転するように、ガルバノミラー駆動用モータ４３ａ、４３ｂを動作させることができる。
【０１１６】
また、プローブユニット２００は、ＯＣＴユニット１００と光ファイバ１８で繋がっている。光ファイバ１８からプローブユニット２００内へ入る計測光２８は、レンズ２１ａを通り、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂで反射し、レンズ２１ｂを通って被計測体２２へ集光される。被計測体２２で反射した計測光２８の反射成分は、再び、レンズ２１ｂを通り、ガルバノミラー２０ｂ、２０ａで反射し、レンズ２１ａを通って光ファイバ１８へ導かれる。
【０１１７】
計算機２７は、例えば、ガルバノミラー２０ａを停止させて、ガルバノミラー２０ｂをｚｙ平面に平行な方向を軸に一定の角度ずつ回転させることで、ガルバノミラー２０ｂで反射して被計測体２２上へ向かう計測光２８を、被計測体２２上のｙ軸方向に走査することができる。また、計算機２７は、例えば、ガルバノミラー２０ｂを停止させて、ガルバノミラー２０ａを、ｙ軸方向を軸に一定の角度ずつ回転させることで、ガルバノミラー２０ａで反射した後、ガルバノミラー２０ｂで反射して被計測体２２上へ向かう計測光２８を、被計測体２２上のｘ軸方向に走査することができる。
【０１１８】
本実施形態においては、プローブユニット２００と、ファイバカップラ１９等の干渉計を含むＯＣＴユニット１００との間が１本の光ファイバ１８で結ばれた構造であるため、プローブユニット２００は、被計測体２２の位置および形状に合わせて柔軟に移動することができる。さらに、プローブユニット２００は、ｘ軸方向およびｙ軸方向の走査手段を内蔵する。そのため、被計測体２２の深さ方向（ｚ軸方向）を含む３次元情報取得が可能となる。３次元情報のうち、１次元の情報は電気的・光学的光源波長の走査により、残り２次元の情報はプローブユニット２００での機械的走査によって得られる。これにより、ＯＣＴユニット１００の位置に拘束されない計測が可能になるとともに、被計測体の３次元情報の取得も可能となる。これは、歯科領域においては、格別のアドバンテージを得る。
【０１１９】
なお、ｙ軸方向およびｘ軸方向の走査方法として、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂを駆動する方法の他に、後述するシリンドリカルレンズを用いる方法や、レンズを駆動する方法、光ファイバを駆動する方法、被計測体２２を駆動する方法、または、操作者がプローブユニット２００を動かす方法等を用いることができる。また、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂを駆動する方法は、上記のガルバノミラー駆動用モータ４３ａ、４３ｂを用いる場合に限られない。
【０１２０】
ここで、ｙ軸方向の走査方法の変形例として、レンズを駆動する方法を説明する。
【０１２１】
図９は、レンズを駆動する方法の一例を説明するための概念図である。レンズ３０の一方の端部にリニアアクチュエータ３１が接続され、レンズ３０の他方の端部は装置に固定されている。リニアアクチュエータ３１が、ｚ方向に駆動する結果、レンズ３０は回転軸３２を中心に円弧状の往復運動を行う。レンズ３０の円弧状往復運動の結果、レンズ３０の光軸がｚｙ平面内で運動し、被計測体をｙ方向に走査する。
【０１２２】
被計測体２２の３次元構造を得るには、光源１５の波長走査によるｚ軸方向の走査と、ｙ軸方向の機械的走査とに加えて、ｘ軸方向の走査を行う必要がある。ｘ軸方向の走査は、ｙ軸方向の走査同様にガルバノミラー２０をｘ軸方向にも駆動させることによって、ｘ軸方向の走査を行うことができる。また、ｘ軸方向の走査においても、ｙ軸方向の走査方法の例と同様の方法を用いることができる。上記のｙ軸方向の走査方法の例の中から適切なものを組み合わせて、ｙ軸およびｘ軸方向の走査を行うことができる。
【０１２３】
なお、図８（ａ）に示す例のように、プローブユニット２００内に２方向の走査手段を設ける構成は、ＦＤ−ＯＣＴ装置に限らず、従来のＯＣＴ装置にも適用することができる。
【０１２４】
（マウスピースの構成の例）
次に、図８（ａ）に示すプローブユニット２００の外側に設けられているマウスピース７３およびマウスピースホルダ７３ａについて説明する。図８（ｂ）は、プローブユニット２００をｘ軸方向から見た場合の平面図である。図８（ａ）および（ｂ）に示すように、マウスピースホルダ７３ａは、プローブユニット２００のハウジング４７に固定されている。マウスピースホルダ７３ａの先には、マウスピース７３が設けられている。マウスピース７３のｘ軸方向から見た平面形状は、例えば、人間の歯列の形状に合うような、馬蹄形をしている。すなわち、マウスピース７３は、歯列の形状に合わせて湾曲した形状を有する。また、マウスピースは特定の患者の歯列の印象（型）によって作成されたものが好適である。
【０１２５】
被計測体２２が生体の歯である場合、被計測者が、マウスピース７３の形状に歯列を沿わせてマウスピース７３を噛むことにより、被計測体２２である被計測者の歯と、プローブユニット２００との相対位置が固定される。このように、プローブユニット２００と被計測者の歯との３次元的な位置関係が固定された状態で、プローブユニット２００から計測光２８が被計測体２２である歯に照射される。これにより、計測光２８に対して被計測体２２が正確に位置付けされる。
【０１２６】
したがって、プローブユニット２００を動かすことにより、計測光２８の照射位置を被計測体２２の形状に合わせて柔軟に変化させることができるとともに、被計測者が、被計測体２２である歯で、マウスピース７３を噛むことで、プローブユニット２００と被計測体２２との相対位置を固定することができる。
【０１２７】
マウスピース７３は、弾力性のある材料で形成されることも好ましい。これにより。マウスピース７３が歯で噛まれた際に、歯がマウスピース７３に食い込むので、被計測体２２である被計測者の歯と、プローブユニット２００との相対位置が安定して固定される。
【０１２８】
なお、マウスピース７３およびマウスピースホルダ７３ａの構成は、図８（ａ）および（ｂ）に示す形状に限られない。図１０は、マウスピース７３およびマウスピースホルダ７３ａの他の構成例である。図１０に示す例では、マウスピース７４とマウスピースホルダ７４ａとが接する箇所が、図８（ｂ）に示す例と異なっている。図８（ｂ）に示すマウスピース７３は、湾曲部の頂点がマウスピースホルダ７３ａに固定され、前歯部が被計測体２２となる構成になっているが、図１０ではマウスピース７４の湾曲部の横側がマウスピースホルダ７４ａに固定され、犬歯や臼歯部が被計測体２２となる構成になっている。
【０１２９】
また、プローブユニット２００と被計測体２２とを固定する手段として、マウスピースの他に例えば、シーネおよびシーネホルダを用いることができる。図１１（ａ）は、マウスピースの代わりにシーネを用いた場合のプローブユニット２００の断面図である。図１１（ｂ）は、図１１（ａ）に示すプローブユニット２００をｘ軸方向から見た平面図である。
【０１３０】
図１１（ａ）および（ｂ）に示す例では、ハウジング４７にシーネホルダ７５ａが固定されている。シーネホルダ７５ａの先端には、シーネコア７５ｂが設けられている。シーネコア７５ｂと歯の間には、接着部材７５ｃが設けられる。接着部材７５ｃは、歯の形状に適合する形状であることが好ましい。接着部材７５ｃとして、例えば、市販の即時重合レジンを用いることができる。なお、接着部材７５ｃは、プローブユニット２００の構成要素ではない。
【０１３１】
このように、接着部材７５ｃを、被計測体２２を含む歯列の形状に合うような形状に形成することによって、歯列に対するプローブユニット２００の位置・方向を安定させることが可能である。また、一端、プローブユニット２００を、被計測体２２から遠ざけた後に再び近づけて、接着部材７５ｃを、被計測体２２を含む歯列にはめることで、被計測体２２に対して、前回と同じ位置および同じ向きにプローブユニット２００を配置することができる。
【０１３２】
例えば、被計測者である患者の再来院した場合等に、前回の計測時の、被計測体２２に対するプローブユニット２００の向きおよび位置を再現することができる。再計測および経過観察において、過去の計測に対して再現性のある計測が可能となる。つまり、例えば治療前と治療後、治療完了後の１週間後・1ヶ月後・１年後での計測においての治療部位の変化を診断する場合に、同じ位置・方向での計測が可能となる。これは、治療後に疾患が生じたことを把握できることだけでなく、治療ミスが無い（あるいはある）ことを客観的に証明するための証拠としても有効である。なお、マウスピースについても、歯列に合う形状に形成することもできる。
【０１３３】
例えば、被計測体２２が、咬合状態の歯である場合などは、図８（ａ）に示すように、被計測者がマウスピース７３を噛むことによってプローブユニット２００と被計測体２２と位置を固定することができない。そのような場合に、例えば、図１１に示すようなシーネホルダ７５ａおよびシーネコア７５ｂを固定手段に用いることができる。
【０１３４】
なお、マウスピースホルダ７３ａおよびシーネホルダ７５ａは、プローブユニット２００から取り外し可能で、互いに取り替えることができる構成にしてもよい。また、マウスピースホルダ７３ａおよびシーネホルダ７５ａを取り外し可能とすることで、マウスピースホルダ７３ａおよびシーネホルダ７５ａを取り外して滅菌処理を行うことができる。また、マウスピースホルダ７３ａおよびシーネホルダ７５ａを取り外し可能で、ディスポーサブル（使い捨て）であってもよい。マウスピースにディスポーサブルのカバーを装着して使用することもできる。
【０１３５】
（口角鉤を備えるマウスピースの例）
マウスピースまたはシーネに、プローブユニット２００の計測光２８の出射口と被計測体２２との間に、例えば、唇などの障害物が位置するのを防ぐための口角鉤を設けることができる。図１２（ａ）は、口角鉤７６が設けられたマウスピース７３およびマウスピースホルダ７３ａのｙｚ平面における断面図である。図１２（ｂ）は、図１２（ａ）に示すマウスピースホルダ７３ａおよび口角鉤７６のＢ−Ｂ線に沿う断面を示す図である。図１２（ａ）および（ｂ）に示すように、口角鉤７６は、マウスピースホルダ７３ａを中心とするリングである。口角鉤７６は、リングの内側とマウスピースホルダ７３ａとを接続する接続部７６ａによって、マウスピースホルダ７３ａに固定されている。
【０１３６】
図１２に示す構成により、例えば、被計測体２２である歯を有する被計測者がマウスピース７３を噛んだ状態で、被計測者の唇が口角鉤７６のリングの外側で止まり、口角鉤７６のリングの内側に侵入しない。すなわち、被計測者の口が口角鉤７６によって強制的に開けられた状態となる。そのため、リングの内側にある計測光２８の光路に、被計測者の唇が侵入することが防止される。図１２（ｂ）において、点線の丸印２８ａは、ｚ方向に進む計測光２８の断面を表している。
【０１３７】
なお、上記例のように、プローブユニット２００内にマウスピースやシーネ等の固定手段を設ける構成は、ＦＤ−ＯＣＴ装置に限らず、従来のＯＣＴ装置にも適用することができる。
【０１３８】
（マウスピースの変形例）
図１３は、マウスピースの変形例を示す断面図である。図１３に示すマウスピース７８は、内部に空洞を有するように、筒状に形成されている。マウスピース７８は、プローブユニット２００からの計測光２８がマウスピース７８内部の空洞に照射されるように、プローブユニット２００のハウジング４７に固定されている。マウスピース７８の側面には、計測光２８が通るための穴７８ａが設けられている。また、マウスピース７８の内部には、計測光２８を穴７８ａへ導くための対物ミラー８２ｅが設けられている。
【０１３９】
例えば、被計測体２２が歯である場合、被計測者が穴７８ａを被計測体２２である歯で覆うように噛むことで、被計測体２２とプローブユニット２００との相対位置が固定される。
【０１４０】
また、プローブユニット２００から出た計測光２８は、対物ミラー８２ｅで反射し、穴７８ａからマウスピース７８の外部にある被計測体２２へ照射される。被計測体２２で反射した計測光２８の反射成分は、穴７８ａからマウスピース７８内の空洞に入り、対物ミラー８２ｅで反射してプローブユニット２００内へ導かれる。
【０１４１】
図８に示すマウスピース７３は、歯または歯茎の唇側面に計測光２８を照射するのに適しているのに対して、図１３に示すマウスピース７８は、歯または歯茎の咬合面に計測光２８を照射するのに適している。
【０１４２】
（プローブユニットの変形例）
図１４は、本実施形態におけるプローブユニットの変形例を示す断面図である。図１４に示すプローブユニット２０３は、ハウジング４７から突出したガイド４８をさらに備える。ガイド４８の先端には、計測光２８が出入りするための窓を有する光照射部４８ａが設けられている。計測光２８が出入りするための窓は、光照射部４８ａのプローブユニット２０３側の面に設けられている。ガイド４８および光照射部４８ａは、計測光２８の進む向きを変更するための中間ミラー８１ａおよび対物ミラー８２ａを備える。
【０１４３】
レンズ２１ｂを通ってハウジング４７から出た計測光２８は、中間ミラー８１ａおよび対物ミラー８２ａで反射することにより、進む向きを１８０度変えて、光照射部４８ａの窓から出射する。図１４に示すプローブユニット２０３の構成により、例えば、歯の舌側面等の入り組んだ位置にある被計測体２２を測定することができる。
【０１４４】
また、ガイド４８の上面および下面には、マウスピース７７およびマウスピースホルダ７７ａが設けられており、例えば、被計測体２２である歯を有する被計測者が、上下の歯で、ガイド４８を挟むようにして、噛むことができる。これにより、プローブユニット２０３と、被計測体２２である歯との相対位置が固定される。
【０１４５】
（マウスピースの他の変形例）
また、プローブユニットが、マウスピース７３またはシーネコア７５ｂに固定され、歯列に沿うべく形成されたガイドに沿って移動可能な構成にすることができる。例えば、図８（ｂ）において、マウスピースホルダ７３ａおよびプローブユニット２００がマウスピース７３の形状に沿ってスライドする構造も好適である。
【０１４６】
図１５（ａ）は、マウスピースホルダ７３ａおよびプローブユニット２００がマウスピース７３の形状に沿ってスライドする構造の例を示す図である。図１５（ｂ）は、図１５（ａ）に示すマウスピースホルダ７３ａおよびマウスピース７３のｘｚ平面における断面図である。
【０１４７】
図１５（ａ）、（ｂ）に示すマウスピース７３には、ガイド溝７３ｃが形成されている。ガイド溝７３ｃは、マウスピース７３を噛む歯の歯列に沿うようにＵ字形に形成されている。プローブユニット２００には、マウスピースホルダ７３ａが固定されている。マウスピースホルダ７３ａの先端は、上部と下部に分かれており、マウスピース７３を上下に挟むことができる形状となっている。マウスピースホルダ７３ａの先端の上部と下部のそれぞれにツメ７３ｂが設けられている。ツメ７３ｂは、マウスピース７３のガイド溝７３ｃにはまる大きさである。そのため、マウスピース７３は、ツメ７３ｂによってマウスピースホルダ７３ａに固定される。
【０１４８】
マウスピースホルダ７３ａは、その先端でマウスピース７３を挟んだ状態において、その内側に空洞７３ｄができる構造となっている。マウスピースホルダ７３ａの空洞７３ｄ部分に向かって、上下から力が加わると、ツメ７３ｂがマウスピース７３を挟む力が緩む。例えば、操作者が、指でマウスピース７３の空洞７３ｄ部分を押すことによって、マウスピース７３のマウスピースホルダ７３ａに対する固定が緩和される。固定が緩和されると、操作者は、ガイド溝７３ｃに沿ってマウスピースホルダ７３ａを動かすことができるようになる。操作者が指を離すと、ツメ７３ｂはガイド溝７３ｃに深く嵌まるので、マウスピース７３は、マウスピースホルダ７３ａに固定される。
【０１４９】
上記構成により、マウスピースホルダ７３ａおよびプローブユニット２００がマウスピース７３のガイド溝７３ｃに沿ってスライドすることができる。その結果、マウスピース７３を噛む歯列において複数の歯の計測が可能となる。
【０１５０】
また、図１６に示すように、マウスピースホルダ７３ａを、直角に曲げた形状にすることもできる。この場合、図示しないが、プローブユニット２００に、図１４に示したような、ミラー８１ａを有するガイド４８が設けられることが好ましい。これにより、プローブユニット２００から出た計測光の光軸を９０度曲げることができる。その結果、例えば、口腔の開口部からプローブユニット２００を侵入させ、計測光を臼歯部に斜めにあてることができる。
【０１５１】
（スペーサを固定部材に用いる例）
プローブユニット２００と被計測体を固定する固定部材として、マウスピースやシーネの他に、例えば、スペーサを用いることができる。図１７（ａ）は、スペーサを固定部材に用いた場合のプローブユニット２００の断面図である。図１７（ａ）に示す例では、スペーサ２１１がプローブユニット２００に固定されている。スペーサ２１１の先端は、被計測体２２に接するための面が形成されている。スペーサ２１１の長さは、レンズ２１ｂの焦点距離に応じて決定される。すなわち、スペーサ２１１が被計測体２２に接した状態で、レンズ２１ｂによって集光される計測光２８の焦点が被計測体２２の表面または内部にくるように、前記スペーサ２１１の長さが決められる。
【０１５２】
上記のマウスピースを固定部材とした場合、被計測体２２である上下の歯でマウスピースを噛んだ状態で固定されるので、より安定して固定できる反面、一旦固定するとプローブユニット２００の計測位置を変えるのに手間がかかる。これに対して、スペーサ２１１を固定部材として用いる場合は、スペーサ２１１が被計測体２２に接することでプローブユニット２００の位置が固定されるので、プローブユニット２００の計測位置を変えやすくなる。すなわち、操作者は、プローブユニット２００の計測位置を自由に操作でき、かつ、計測時にはその計測位置を固定することができる。
【０１５３】
図１７（ｂ）は、スペーサを備えるプローブユニットの変形例を示す断面図である。図
１７（ｂ）に示すプローブユニット２０３は、図１４に示したプローブユニット２０３と同じである。図１７（ｂ）に示すプローブユニット２０３には、マウスピースホルダ７７ａおよびマウスピース７７の替わりに、スペーサ２１１が設けられている。被計測体２２をスペーサ２１１の一部に当てることにより、プローブユニット２０３の被計測体２２に対する位置と方向を固定することができる。
【０１５４】
図１８（ａ）および（ｂ）は、スペーサを備えるプローブユニットの変形例を示す図である。図１８（ａ）に示すプローブユニット２０６は、光ファイバ１８からの計測光を被計測体２２へ導くためのレンズ２１ａ、２１ｂを備える。また、プローブユニット２０６には、計測光２８を出射するための窓２０６ａが設けられている。窓２０６ａが設けられた面には、スペーサ２１１が固定されている。
【０１５５】
図１８（ａ）に示すプローブユニット２０６において、ファイバ１８から出た計測光２８は、レンズ２１ａでコリメートされ、レンズ２１ｂで集光され、被計測体２２へ導かれる。スペーサ２１１の計測光２８の光軸方向における長さは、レンズ２１ｂの焦点距離に応じて決められる。すなわち、スペーサ２１１が被計測体２２に接した状態で、被計測体２２の内部にレンズ２１ｂの焦点が来るように、スペーサ２１１の長さが決められる。
【０１５６】
図１８（ａ）に示すプローブユニット２０６は、計測光を、ｘ軸方向またはｙ軸方向の走査する手段を有していない。操作者は、プローブユニット２０６を手で持った状態でｘ軸方向またはｙ軸方向に移動させることで走査することができる。この場合、操作者は、スペーサ２１１が被計測体２２に接した状態でプローブユニット２０６を移動させることにより、被計測体２２とプローブユニット２０６との距離を一定に保ったまま走査することができる。これにより、操作者が手に持って被計測体２２に対してフリーにかざすタイプのプローブユニットにおいて、高解像度・高到達度（計測光を到達させ反射光を捕らえられる最大深さ）の測定が可能になる。
【０１５７】
図１８（ｂ）に示すプローブユニット２０７は、レンズ２１ａ、２１ｂおよび計測光２８の光軸の方向を９０度変更するミラー８３を備える。プローブユニット２０７には、ミラー８３によって光軸が変更された計測光２８を出射するための窓２０７ａが設けられている。窓２０７ａが設けられた面には、スペーサ２１１が固定されている。
【０１５８】
図１８（ｂ）に示すプローブユニット２０７において、ファイバ１８から出た計測光２８は、レンズ２１ａでコリメートされ、ミラー８３で反射した後、レンズ２１ｂで集光され、被計測体２２へ導かれる。スペーサ２１１が被計測体２２に接した状態で、被計測体２２の内部にレンズ２１ｂの焦点が来るように、スペーサ２１１の長さが決められる。
【０１５９】
（回転体を備えるプローブユニットの例）
図１９は、本実施形態におけるプローブユニットの他の変形例を示すｘｚ平面における断面図である。図１９に示すプローブユニット２０４のハウジング４７１は、ｙｚ平面における断面が円形である円筒形に形成されている。プローブユニット２０４には、回転体１３１が取り付けられている。
【０１６０】
回転体１３１も、ｙｚ平面における断面が円形である円筒形である。回転体１３１の先端部は、ドーム形状で塞がれている。回転体１３１のハウジング側端部の内径に沿って、円筒形の回転体保持具１５４が設けられている。回転体保持具１５４の一部は、回転体１３１の内部から突出しており、この突出している部分とハウジング４７１との間にベアリング１５３が設けられている。これにより、回転体１３１は、円筒の中心軸の方向を回転軸として回転可能となっている。
【０１６１】
回転体１３１のハウジング側端部の外径に沿ってモータ回転子１５１が設けられている。ハウジング４７１の内径であって、このモータ回転子１５１に対応する部分には、モータ固定子１５２が埋込まれている。これらのモータ回転子１５１およびモータ固定子１５２が、回転体１３１を回転させる駆動部である。
【０１６２】
ハウジング４７１の光ファイバ保持部４７１ａで保持された光ファイバ１８は、回転体１３１の内部に、回転体の回転軸方向に導かれている。光ファイバ１８の先端部には、光ファイバ１８から出る計測光２８を平行光にコリメートするレンズ２１ｃが設けられている。レンズ２１ｃは、レンズホルダ２１０ｃによって回転体１３１内部に固定されている。
【０１６３】
また、回転体１３１の内部には、対物ミラー８２ｂが設けられている。対物ミラー８２は、光ファイバ１８から出射した計測光２８の光路を、回転体１３１の回転軸方向から、回転軸と一定の角度を有する方向へ変える。
【０１６４】
回転体１３１の側面には、対物ミラー８２ｂで光路の方向が変えられた計測光２８を回転体１３１の内部から外部へ照射するための照射口１３１ａが設けられている。照射口１３１ａには、レンズ２１ｄが設けられている。
【０１６５】
上記の構成により、光ファイバ１８から出射し、回転体１３１の回転軸方向へ進む計測光２８は、対物ミラー８２ｂで反射して、回転軸方向と一定の角度を有する方向へ進む向きを変える。進む向きを変えた計測光２８は、照射口１３１ａのレンズ２１ｄを通って、回転体１３１の外へ出て、被計測体２２に集光される。
【０１６６】
また、被計測体２２で反射した計測光２８の反射成分は、照射口１３１ａからレンズ２１ｄを通って回転体１３１内部へ入る。照射口１３１ａから回転体１３１へ入った計測光２８の反射成分は、対物ミラー８２ｂで反射して、進む向きを回転体１３１の回転軸方向へ変える。進む向きを変えた計測光２８の反射成分は、レンズ２１ｃで集光され光ファイバ１８へ入射し、ＯＣＴユニット１００へ導かれる。
【０１６７】
回転体１３１が、モータ回転子１５１およびモータ固定子１５２によって、回転させられると、照射口１３１ａから照射される計測光２８は、その回転方向へ移動する。その結果、計測光２８は、被計測体２２のｙ軸方向へ走査される。
【０１６８】
なお、回転体１３１内に、例えば、対物ミラー８２ｂを、ｙ軸方向を回転軸として回転させるアクチュエータが設けられてもよい。対物ミラー８２ｂを回転させることで、対物ミラー８２ｂから被計測体２２へ向かう計測光２８の光軸と、回転体１３１の回転軸との角度を変化させることができる。前記アクチュエータが対物ミラー８２ｂを、ｙ軸方向を回転軸として回転させることにより、被計測体２２において、計測光２８をｘ軸方向へ走査することができる。
【０１６９】
なお、ｘ軸方向への走査手段は上記の方法に限られない。例えば、回転体１３１は、対物ミラー８２ｂまたはレンズ２１ｃを回転体１３１の回転軸方向へ平行移動させるアクチュエータを備えてもよい。
【０１７０】
図１９に示すプローブユニット２０４によれば、被計測体２２が、例えば、顎口腔領域の組織ように、狭い場所に存在する場合でも、回転体１３１を使って被計測体２２を測定することができる。
【０１７１】
（回転体の変形例）
図２０は、回転体の変形例を示す断面図である。図２０に示す回転体１３２は、可撓性のある材料で形成されている。そのため、回転体１３２の回転軸を曲げて、計測光２８を照射する方向を調節できるようになっている。また、回転体１３２の回転軸方向の長さは、図１９に示す回転体１３１に比べて長いことが好ましい。
【０１７２】
回転体１３２の照射口１３２ａ付近には、回転体１３２の外周を覆う円筒状のスリーブ１６１が設けられている。スリーブ１６１と回転体１３２との間にはベアリング１６２が設けられている。これにより、回転体１３２が回転しても、その回転運動はスリープ１６１に伝わらない。したがって、スリーブ１６１を固定することによって、回転体１３２は、その曲がり具合および位置が保たれた状態で回転することが可能になる。その結果、回転体１３２と被計測体２２との相対位置を固定した状態で、被計測体２２を計測することが可能となる。
【０１７３】
例えば、操作者がスリーブ１６１を手に持って回転体１３２を適切な位置に保持した状態で、被計測体２２を計測することができる。また、スリーブ１６１を据え置きの台やポール、または診療台に固定された多関節アームの先端に固定された状態で、被計測体２２を計測することができる。
【０１７４】
図２０に示す回転体１３２によれば、被計測体２２の計測対象部分に合わせて、計測光２８を照射する向きおよび位置を柔軟に変えることができるとともに、計測時には、回転体１３２と被計測体２２との相対位置を固定することが可能となる。したがって、被計測体２２が、例えば、顎口腔領域の組織ような複雑な形状をした物である場合に、本変形にかかる回転体１３２を備えるプローブユニット２０５は有効に活用されうる。
【０１７５】
（スリーブの変形例）
図２１は、スリーブの変形例を示す断面図である。図２１に示すスリーブ１６３は、回転体１３２の照射口１３２ａおよび先端部を全て覆うように回転体１３２の外周に設けられている。スリーブ１６３は回転体１３２の外周を覆う円筒であって、その先端部は、ドーム形状で塞がれている。スリーブ１６３と回転体１３２との間には、ベアリング１６２が設けられている。そのため、スリーブ１６３は、回転体１３２が回転しても、それに連動して回転しない。
【０１７６】
また、スリーブ１６３の側面であって、回転体１３２の照射口１３２ａに対応する部分には、計測光２８が通るための２つの窓１６３ａ、１６３ｂが互いに対向する位置に形成されている。被計測体２２が窓１６３ａまたは窓１６３ｂを覆うようにスリーブ１６３に接することにより、被計測体２２と回転体１３２との相対位置関係が固定される。
【０１７７】
例えば、被計測体２２が被計測者の口腔内の歯または顎提（歯が抜けた状態での歯茎部分）である場合、被計測者が、スリーブ１６３を、被計測体２２である上下顎歯列または顎堤で、窓１６３ａおよび窓１６３ｂを覆うように噛むことで、回転体１３２と被計測体２２との相対位置を固定することができる。その際、回転体１３２は、被計測体２２との相対位置が固定された状態で回転することができるので、計測光２８を被計測体２２上でｙ方向について安定して走査させることができる。
【０１７８】
なお、スリーブ１６３は、回転体１３２の全体を覆うように設けられても良い。その場合、スリーブ１６３の根元は、ハウジング４７１に固定されることが好ましい。また、その場合、スリーブ１６３は、回転体１３２と同様に、可撓性を有する材料で形成されることが好ましい。
【０１７９】
また、上記の回転体１３１、１３２およびスリーブ１６１、１６３は、円筒形である場合について例示したが、これらの形状は円筒形これに限定されない。例えば、これらの形状を角柱等にすることができる。
【０１８０】
本実施形態ではプローブユニット２００、２０３、２０４、２０５は、可撓性の光ファイバ１８を通してＯＣＴユニット１００と接続されており、ハンズフリーな構成としている。この構成に替えて、例えば、プローブユニット２００が、据え置きの台やポールもしくは診療台に固定される構成であってもよい。この場合、被計測者（患者）が固定されたプローブユニット２００のマウスピース７３を噛むことにより、プローブユニット２００と被計測体２２である歯との相対位置が固定される。また、この場合には計測光２８は必ずしも光ファイバ１８でＯＣＴユニット１００とプローブユニット２００間を導光される必要はなく、空中を導光されても良い。すなわち、実施の形態２で後述するように、ファイバカップラ１９の代わりにビームスプリッタが用いられてもよい。この場合は、シリンドリカルレンズを用いて、Ｘ軸方向またはＹ軸方向の機械的操作を省略することが好ましい。
【０１８１】
また、プローブユニット２００は据え置きの台、ポールもしくは診療台に固定された多関節アームの先端に固定されていても良い。この場合には計測光は光ファイバ１８でＯＣＴユニット１００とプローブユニット２００間を導光される。
【０１８２】
（実施の形態２）
図２２は、実施の形態２におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。図２２において、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。
【０１８３】
図２２に示すＦＤ−ＯＣＴ装置が図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と異なる点は、シリンドリカルレンズ３３が設けられている点と、ファイバカップラ１９の代わりにビームスプリッタ３４が用いられている点と、ｙ軸方向の走査を行うガルバノミラーが設けられていない点と、光検出器４２が２次元の光検出器である点である。
【０１８４】
実施の形態１においては、ｙ軸方向の走査方法として、ガルバノミラー２０ｂを駆動させる方法を用いていたが、本実施の形態においては、ガルバノミラー２０ｂによるｙ軸方向の走査に替えて、シリンドリカルレンズ３３によるｙ軸方向への光拡張を採用している。
【０１８５】
シリンドリカルレンズ３３は、レンズとして機能する方向と光軸を含む平面内での断面は通常のレンズであり、この断面形状はレンズとして機能しない方向における位置によらず同一である。シリンドリカルレンズ３３は、レンズとして機能する方向が、ｙ方向となる様に配置する。つまり、シリンドリカルレンズ３３によってｙ方向に広げられた光が被計測体２２のｙ方向に分布照射される（シリンドリカルレンズ３３上のｙ方向と被計測体２２のｙ方向は、光学的に同一な方向であり、必ずしも空間的に同一の方向ではない）。シリンドリカルレンズ３３がｙ方向光拡張手段になっている。計測光の断面は、ｙ軸方向に沿う線状となる。
【０１８６】
なお、シリンドリカルレンズ３３と同様の機能を、シリンドリカルミラーを用いて実現することもできる。
【０１８７】
計測光はｙ軸方向に空間的に拡張された光であるために、この光を光ファイバで導光する場合には、この光ファイバ１８は、断面を１次元線上に束ねた光ファイバ、または断面を２次元円形に束ねた光ファイバであることが必要となる。なお、図２２に示すＦＤ−ＯＣＴ装置では、計測光２８および参照光２９を光ファイバで導いかれているが、必ずしも光ファイバを用いる必要はない。すなわち、ＦＤ−ＯＣＴ装置は、計測光２８および参照光２９を、光ファイバを用いずに空間伝播させる構造であってもよい。
【０１８８】
前記計測光２８は、被計測体２２のｙ軸方向に分布照射されるので、ｙ軸方向に機械的走査をしなくても、被計測体２２のｙ軸方向の断面を２次元の光検出器４２で得ることができる。そのため、ガルバノミラー２０ａがｘ軸方向に走査を行うだけで、被計測体２２の３次元的立体構造を得ることができる。
【０１８９】
その結果、装置が、簡単かつ安価になり、歯科測定に適用できるＦＤ−ＯＣＴ装置が得られる。
【０１９０】
なお、本実施に形態にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置は、歯科用に好ましく用いられるが、歯科測定に限られず、他の分野の測定に用いることもできる。また、本実施の形態においては、ＦＤ−ＯＣＴ装置について説明を行ったが、必ずしもＦＤ−ＯＣＴ装置である必要はなく、従来のＯＣＴ装置でもよい。
【０１９１】
（実施の形態３）
図２３は、実施の形態３におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。図２３において、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。
【０１９２】
図２３に示すＦＤ−ＯＣＴ装置が図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と異なる点は、光源光偏光操作器３５、参照光偏光操作器３６、干渉光偏光操作器３７が設けられている点である。
【０１９３】
図２４（ａ）は、光源光偏光操作器３５の構成を示す概略図である。図２４（ａ）において、偏光子６７は、特定の偏光成分のみを通過させる部材であり、１／２波長板６８は、通過光の波長を１／２波長だけずらす部材であり、１／４波長板６９は通過光の波長を１／４波長だけずらす部材である。偏光子６７によりまず、光源光または計測光２８に基本偏光特性が与えられる。さらに１／２波長板６８、１／４波長板６９を光軸まわりに適切な角度で回転させることにより、偏光の方向を操作することができる。これらの波長板６８、６９を使うことで、光源光または計測光の偏光状態を任意に設定することができる。
【０１９４】
図２４（ｂ）は、参照光偏光操作器３６または、干渉光偏光操作器３７の構成を示す概略図である。これらは、１／２波長板７０および１／４波長板７１により構成され、これらの角度を調整することにより、反射光の偏光状態を調べることが出来る。
【０１９５】
一般に光の偏光状態は４成分のベクトル（４次元ベクトル）Ｓｉで表すことが出来る。ある偏光状態にある光が物体に入射した場合にその透過光、反射光はその物体との相互作用により偏光状態が変化する。つまり、反射光の偏光状態を表す４次元ベクトルＳ０は、入射光の偏光状態を表す４次元ベクトルＳｉとは異なるものとなる。従って、物体の「偏光状態を変化させる特性（例えば、複屈折特性）」は４×４のマトリクスＭ（ミュラー行列）で表現することが出来る。つまり、ベクトルＳｉで表される偏光状態を持つ光をマトリクスＭで表される複屈折特性を持つ物質に入射したとき、その物質から出てくる光の偏光状態を表すベクトルＳ０は、Ｓ０＝Ｍ×Ｓｉによって求められる。
【０１９６】
そこで、ある物質の複屈折特性を表すマトリクスＭを測定するためには、任意の４つのベクトルで表される偏光状態を持つ光に物質を通過させ、通過後の光の４つのベクトル成分を検出すればよい。物体の各計測点でこのミュラーマトリクスが計測できる。
【０１９７】
本実施の形態においては、計測光が少なくとも４種類の独立した偏光状態になる様に計測光路にある光源光偏光操作器３５を操作し、参照光偏光操作器３６または干渉光偏光操作器３７を操作して、これらの偏光状態である４つのベクトル成分による干渉光を観測する様にすれば、これらの関係から１６種類のミュラー行列画像が得られる。これは被写体の断層画像各部の「偏光状態を変化させる特性＝被写体固有の特性」を表す画像となる。
【０１９８】
なお、参照光偏光操作器３６、干渉光偏光操作器３７は、必要に応じていずれか一つだけ設けてもよい。
【０１９９】
口腔組織を含む生体組織はそれぞれ特有の偏光特性や複屈折特性を持っているので、本実施の形態によれば、歯芽や歯周組織の複屈折特性を検出できる。特にコラーゲンは大きな複屈折特性を持ち、例えばコラーゲンを含まないエナメル質と、コラーゲンを多量に含む象牙質の弁別観察が可能となる。また、口腔組織各部の固有の偏光特性や複屈折特性を反映した１６種類の画像を取得可能であり、正常組織の弁別のみならず、う蝕やうっ血等の病変組織の可視化も可能となる。
【０２００】
なお、本実施の形態は、図１に示すＦＤ−ＣＯＴ装置に偏光操作器を設ける場合の例について説明したが、本発明は、これに限られない。例えば、図２２に示す実施の形態２におけるＦＤ−ＯＣＴ装置にも適用することができる。
【０２０１】
（実施の形態４）
図２５は、本実施の形態における光源の構成を示す図である。本実施の形態における光源は、ＯＣＴ装置に用いられる。例えば、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置の光源１５は、１台の単一波長光源である。これに対し、本実施の形態においては、光源１５の代わりに、２以上の互いに異なる波長の光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃを備える。光源５６ａは、例えば、８３０ｎｍを中心波長とする光源、光源５６ｂは、例えば、１３００ｎｍを中心とする光源、５６ｃは、例えば、１６００ｎｍを中心とする光源である。光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃは、例えば、チューナブルＬＤ（Ｌａｓｅｒ Ｄｉｏｄｅ）であってもよい。光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃのうちＯＣＴ装置によって計測に使用される光源は、回転ミラー５７の駆動によって、切り替えられる。すなわち、回転ミラー５７の特定の角度に対応する位置に光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃが配置される。回転ミラー５７としてガルバノミラーを用いることができる。
【０２０２】
ところで、口腔組織、口腔病変組織または口腔補綴物においては、光の吸収係数、透過係数、反射係数の波長依存性が様々である。例えば、８００ｎｍの付近の波長の光においては、セメント質や歯槽骨の透過係数が高く、エナメル質や象牙質の反射係数が比較的大きい。また、歯肉等の軟組織は、波長が１３００ｎｍ付近や１５００ｎｍ付近の光の透過性が高いので、このような光を光源に使用することは、歯肉下の歯槽骨やさらにその深部の歯芽光組織の観察に最適である。また、う蝕組織においては可視光領域での蛍光特性が正常組織と異なるので、該蛍光の波長に合わせた光源を使用する必要がある。したがって、従来の単一波長の光源を用いたＯＣＴ装置では、口腔組織の全ての構造を可視化することは困難であった。
【０２０３】
本実施の形態におけるＯＣＴ装置は、２以上の互いに異なる波長の光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃを備えるので、光源の波長を適切に選択することにより、例えば、口腔組織・口腔病変組織等のように様々な光の吸収係数、透過係数、反射係数を持つ物質の微細構造を可視化できる。例えば、１３００ｎｍ〜１５００ｎｍ付近の長波長の光は、８００ｎｍ付近短波長の光に比べて散乱しにくい反面、水に吸収されやすい。したがって、１３００ｎｍ〜１５００ｎｍ付近の長波長の光は、歯牙、歯槽骨等の硬い組織の計測に好適に用いられる。
【０２０４】
実施の形態４におけるＯＣＴ装置において、以上に説明した部分以外の部分は、実施の形態１〜３にかかるＯＣＴ装置または従来のＯＣＴ装置を適用することができる。また、光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃは、上記例の例えば、チューナブルＬＤ（Ｌａｓｅｒ Ｄｉｏｄｅ）に限られない。例えば、光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃは、波長８００ｎｍ〜１６０００ｎｍの範囲にあるスーパールミネッセントダイオードであってもよい。
【０２０５】
（実施の形態５）
図２６は、実施の形態５におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。図２６において、図２２に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。なお、本実施の形態は、図２２に示すＦＤ−ＯＣＴ装置だけでなく、実施の形態１〜３にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置、または従来のＯＣＴ装置に適用することができる。
【０２０６】
図２６に示すＦＤ−ＯＣＴ装置が図２２に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と異なる点は、パイロット光源５９およびハーフミラー５８、６０が設けられている点と、光検出器４２の替わりにＣＣＤカメラ２６が設けられている点である。
【０２０７】
パイロット光源５９は、被計測体２２に投影するパイロット光を照射するために設けられている。パイロット光とは、ＯＣＴ装置を使用して計測を行う操作者が、撮影部位、撮影範囲を撮影中または撮影前後に確認するために撮影範囲に照射される光である。パイロット光源５９から照射されるパイロット光は、可視光であることが好ましい。
【０２０８】
パイロット光源５９から出たパイロット光は、ハーフミラー５８によって、光源１５から出た光源光と同一光軸上に導かれる。パイロット光は、光源光、計測光とともに被計測体２２に投影される。この投影は目視観測可能であり、計測光と同じ場所が照射されるので、操作者は計測範囲を認識することができる。
【０２０９】
パイロット光の光軸に垂直な面における断面は点状であっても線状であってもよい。断面が点状のパイロット光であれば、パイロット光は、その光軸を計測光の中心光軸上に配置されることが好ましい。断面が線状のパイロット光であれば、パイロット光の前記断面は、計測光２８のｙ軸方向に沿うように配置されることが好ましい。図２６に示すＯＣＴ装置は、シリンドリカルレンズ３３を採用した形態であるので、パイロット光は、シリンドリカルレンズ３３を通ることにより断面線状となって被計測体２２に照射される。
【０２１０】
被計測体２２で反射したパイロット光は、計測光２８の反射成分とともに再びビームスプリッタ３４を経て、干渉光とともにＣＣＤカメラ２６へ照射される。干渉光およびパイロット光はＣＣＤカメラ２６で検出される。
【０２１１】
ＣＣＤカメラ２６は、２次元撮像装置としての可視光に感度帯域のある２Ｄ−ＣＣＤカメラと、シリンドリカルレンズを採用したＦＤ−ＯＣＴに使用する２次元光検出器としての２Ｄ−ＣＣＤカメラとを兼用することが好ましい。これにより、ＣＣＤカメラ２６によりＦＤ−ＯＣＴによる干渉分光画像とともに歯の可視光画像が得られる。
【０２１２】
また、２次元撮像装置として可視光に感度帯域のある２Ｄ−ＣＣＤカメラをＣＣＤカメラ２６とは別に設けて、計測光軸上からハーフミラー６０等を使って、可視光に感度帯域のある２Ｄ−ＣＣＤカメラにパイロット光を導くことによって、被計測体２２の可視光像を得ることもできる。なお、可視光に感度帯域のある２Ｄ−ＣＣＤカメラは、３００ｎｍ〜３０００ｎｍに感度帯域のある２次元撮像装置を用いることができる。
【０２１３】
なお、光ファイバ１８は画像を伝送可能なイメージファイバで構成することが好ましい。
【０２１４】
また、計算機２７において、パイロット光による計測部位の画像をモニターすることができる。また、さらにパイロット光による計測部位の可視光像を断層計測画像と同期記録することをもできる。
【０２１５】
（実施の形態６）
図２７は、本実施の形態におけるＯＣＴ装置の参照ミラー付近の構成を示す図である。本実施の形態におけるＯＣＴ装置においては、参照光路上に位相変調素子を挿入すること、または参照ミラーを光軸方向に移動させることにより、参照光の位相が変化する。図２７（ａ）は、参照光路上に位相変調素子を挿入する場合の装置の構成例を示す図である。図２７（ａ）においては、参照ミラー２４の前に位相変調素子６２が挿入されている。位相変調素子６２は、電気的な駆動信号により駆動する。位相変調素子６２として、例えばラピッドスキャニングオプティカルディレイライン(ＲＳＯＤ)、音響光学素子、電気光学素子等が好ましく用いられる。
【０２１６】
図２７（ｂ）は、参照ミラーを光軸方向に移動させることにより、参照光の位相を変化させる場合の装置の構成例を示す図である。図２７（ｂ）においては、参照ミラー２４に圧電素子６３が設けられている。圧電素子６３は、電気的な駆動信号により駆動する。圧電素子６３が参照光の光軸方向に振動することにより、参照ミラー２４が参照光の光軸方向と同じ方向に振動させられる。その結果、参照光の位相が変化させられる。
【０２１７】
本実施形態によれば、位相変調素子６２もしくは圧電素子６３により、参照光の位相を変化させることができるので、参照光の位相を、例えば９０度ずつずらした５セットの回折分光干渉光強度分布を得ることができる。この回折分光干渉光強度分布を用いて、被計測体の奥行き方向（ｚ軸方向）の形状を計測すると、奥行き方向の計測レンジを２倍に広げることができる。以下にその原理を詳細に説明する。
【０２１８】
一般に、ＦＤ−ＯＣＴの計測範囲は原理的には回折素子と対物レンズおよびＣＣＤカメラの分解能により決定され、その結果奥行き方向の計測範囲が決定される。ＦＤ−ＯＣＴではＣＣＤにより得られた回折素子のξ軸上の光強度分布（１次元または２次元）をコンピュータによりフーリエ変換またはフーリエ逆変換して時間ｔ軸上の分布に変換（つまり、被計測体の奥行きｚ軸上の反射特性分布に変換）する。この場合、光強度分布はパワースペクトルなので、フーリエ逆変換の結果は、参照光の自己相関と、参照光およびｚ方向物体反射光の相互相関の複素共役信号が、奥行きｚ軸方向の分布に基本的な被写体に無関係に装置の欠陥により生じた像（アーティファクト）として重畳してしまう。このため、回折素子上の回折分光干渉像の計測が光強度分布だけではなく光の位相の分布をも計測できたと仮定して、完全な複素フーリエ逆変換を行った場合に比べて奥行き方向の計測レンジが半分になってしまう。
【０２１９】
回折分光干渉光の位相を直接計測することは、現象があまりにも高速（光の波長を光の速度で割った数フェムト秒以下の現象）であるためにこれを検出できる高速の光検出器は存在しない。そこで、時間的位相現象の代わりに空間的位相に変調を与えて、等価的に回折分光干渉光の位相を間接計測する。すなわち、位相変調素子６２もしくは圧電素子６３により、参照光の位相を例えば９０度ずつずらした５セットの回折分光干渉光強度分布を得ることができる。この回折分光干渉光強度分布を、計算機２７において、複素フーリエ逆変換することで、参照光の自己相関と、参照光およびｚ方向被計測体反射光（計測光の反射成分）の相互相関の複素共役信号によるアーティファクトを除去し、ＦＤ−ＯＣＴ本来の奥行き方向の計測範囲が実現される。
【０２２０】
また、位相変調の周波数を適切に選んで、ＣＣＤの検出信号を同期検波することで、ノイズを除去して分解能を向上し、さらに計測範囲を広げることもできる。
【０２２１】
本実施形態におけるＯＣＴ装置は、以上に説明した部分以外の部分は、実施の形態１〜３にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置または従来のＯＣＴ装置を適用することができる。
【０２２２】
（実施の形態７）
図２８は、実施の形態７におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。図２８において、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。なお、本実施の形態は、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置だけでなく、実施の形態１〜３にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置、または従来のＯＣＴ装置に適用することができる。
【０２２３】
図２８に示すＦＤ−ＯＣＴ装置が図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と異なる点は、計算機２７と光源１５との間に電気的変調器６４が設けられている点である。
【０２２４】
計算機２７は、電気的変調器６４へＯＮ／ＯＦＦ信号と共に光量変調信号を送る。電気的変調器６４は、光源１５に対して、光量変調信号に基づく光量制御信号を送る。光源１５の出力光量は、電気的変調器６４から出力される光量制御信号によって制御される。
【０２２５】
光検出器４１で検出されたデータは、光量変調信号に従って計算機２７において復調される。この変調・復調により、検出されたデータのＳ／Ｎ比が向上する。
【０２２６】
変調および復調の方式は、例えば、ＡＭ変調、ＦＭ変調とすることができる。また、電気的変調器６４の代わりに光源１５から照射される光の光路上に、光変調器を設けても良い。また、計測光２８の反射成分（物体反射光）の光路上または参照光２９の光路上に、光変調器を設けても良い。また、被計測体２２および参照ミラー２４の位置に同期した変調を掛ける変調器を設けてもよい。
【０２２７】
一般に、ＯＣＴ装置の計測範囲は、ノイズの影響により狭められる。つまり、計測光は被計測体２２に入るに従って減衰するので、ｚ方向物体反射光は被計測体深部になればなるほどノイズに埋もれてしまう。このことによって、奥行き方向の計測範囲は狭まる。
【０２２８】
本実施の形態によれば、光源光、計測光または参照光に変調が掛けられ、検出信号が検波されるので、Ｓ／Ｎ比が改善し、計測可能範囲が広がる。
【０２２９】
（実施の形態８）
図２９は、実施の形態８におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。図２９において、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。なお、本実施の形態は、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置だけでなく、実施の形態１〜３にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置、または従来のＯＣＴ装置に適用することができる。
【０２３０】
図２９に示すＦＤ−ＯＣＴ装置が図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と異なる点は、参照光２９の光路上に非線形光学素子６５が設けられている点およびフィルタ６６が設けられている点である。非線形光学素子６５は、光の振動波形に高調波を生じさせる光学素子であり、例えば、ベータバリウムボーレイトであることが好ましい。
【０２３１】
また、ファイバカップラ１９通過後の干渉光の光路上に光源光の波長成分をカットし、光源光の２分の１波長の波長成分を通過させるフィルタ６６が設けられている。
【０２３２】
一般に、生体は多かれ少なかれ蛍光を発生し、その多くが２次高調波蛍光である。特に歯芽組織においては、う蝕等の病変により、この蛍光特性が変化するものが多い。
【０２３３】
本実施の形態によれば、非線形光学素子６５を参照光上に設けることにより、参照光２９の振動波形に高調波が生じる。この参照高調波の中の２次高調波成分と計測光２８の反射成分（ｚ方向物体反射光）の２次高調波成分をファイバカップラ１９で干渉させる。その結果、被計測体２２の蛍光特性をより鮮明に検出することができる。その結果、例えば、う蝕等の病変の断層画像弁別性が向上する。
【０２３４】
以下のその原理を詳しく説明する。
【０２３５】
生体は２光子吸収による２次高調波蛍光特性が顕著である。これは、生体構成原子に束縛された電子が計測光の光子２個分に相当するエネルギーを受けて高いポテンシャルエネルギー準位に跳躍し、そこからまた、元の準位に戻るときに発光する蛍光のことである。２次高調波蛍光のポテンシャルエネルギー準位は生体の場合、ほぼ連続的なバンドに近く、ほとんどの波長帯域に準位が存在する。さらにこの２次高調波蛍光に特徴的なのは、入射した計測光と同期した蛍光を発生する、つまりＯＣＴ装置としてのコヒーレント性が保持されているということである。この２次高調波蛍光が被計測体２２内部から発光し、その一部がｚ方向物体反射光（計測光２８の反射成分）となって戻ってくる。一方で、参照光２９の経路上に非線形光学素子６５が設けられているので、参照光２９の振動波形に高調波が生じる。この参照光２９とｚ方向物体反射光（計測光２８の反射成分）との干渉光を計測することで、被計測体２２内部の蛍光特性を検出することができる。したがって、例えば、蛍光特性の変化を伴うう蝕等の病変に診断に有効である。
【０２３６】
（実施の形態９）
実施の形態９におけるＯＣＴ装置は、以下に説明する部分以外の部分は、実施の形態１〜３にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置または従来のＯＣＴ装置を適用することができるので、その説明を省略する。
【０２３７】
ＯＣＴ装置においては、計測により得られた画像が、例えば、計算機２７に備えられた表示部２７ａ等により表示される。しかしながら、ＯＣＴのＯＣＴの断層画像はそのまま表示したのではいくつかの違和感のある画像となる。本実施の形態におけるＯＣＴ装置では、以下のような表示を行うことによって、見やすい画像が提供される。
【０２３８】
被計測体の画像を表示する際に、計測光が被計測体に入射し到達した部分である光透過部と被計測体深部の計測光非到達部を弁別可能なように表示することが好ましい。
【０２３９】
また、ＯＣＴ装置におけるワンショットでの計測範囲は、歯の大きさに比べて小さく、１枚の画像だけではどこをどの方角から撮影したものかの判別が困難である。そのため、複数の画像を合成したものを表示することが好ましい。
【０２４０】
また、ＯＣＴの画像における被計測体の奥行き方向（ｚ軸方向）の距離は光学的距離であり、実際の距離ではない。そのため、光学距離を空間距離に補正したものを表示することが好ましい。
【０２４１】
また、ｚ方向的に被写体表面から深くなればなるほど、計測光量が減じるのでｚ方向物体反射光量も減じる結果、画像表示上「暗い」＝「反射の少ない」画像部分となる。そのため、奥行き方向を光学的距離または反射量積分値に基づいて濃淡補正をしたものを表示することが好ましい。
【０２４２】
また、通常のＰＣのモニタ画面上に表示した場合、特に拡大表示を行った場合には、ＰＣモニタの画面上の解像度にくらべ、計測解像度の方が荒く、点表示または点密度表示または荒い階調表示になってしまう。そのため、点密度による濃淡表示をべた表示に修正したものを表示することが好ましい。
【０２４３】
また、あくまで計測で得られる画像は、物体の断層画像なので、空間的な位置・方向が把握しにくい。そのため、パイロットモニタ画像上に断層像を立体表示することが好ましい。また、操作者が任意に表示断面を選択できるユーザインターフェースを備えることが好ましい。
【０２４４】
また、撮影画像には、ノイズが含まれている場合がある。そのため、複数の断層画像をまたは複数の画像を積分平均して時間的なノイズ除去を行うことによって、空間的分解能を向上させたものを表示することが好ましい。また、縦方向（ｘ方向）走査による複数の断層画像を積分平均してｘ方向の空間的なノイズ除去を行ったものを表示してもよい。さらに、複数の断層画像を積分平均してｘおよび／またはｙ方向のノイズを除去したものを表示してもよい。
【０２４５】
また、口腔内カメラの画像と組み合わせてＯＣＴ装置で撮影、表示することもできる。
【０２４６】
なお、上記実施の形態を説明するために参照した図１〜１６において、図中に表したものや焦点距離の大きさおよび長さの比率は、実物の比率を厳密に表しているものではない。
【０２４７】
以上述べてきたように、本発明にかかる歯科用ＯＣＴ装置は、歯牙組織または歯周組織または歯科補綴物である被計測体の表面のみならず、内部の情報を、光を用いて取得し、表示しようとするものである。すなわち、本発明は、被計測体各部における測定分解能スケールの微小部位の歯科学的特性データを取得し、解析し、表示する歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置に関するものである。
【０２４８】
本発明にかかる歯科用ＯＣＴ装置は、２次元の走査を行うためのアクチュエータをプローブユニット内に備える。また、プローブユニットと被計測体との相対位置の固定にマウスピースまたはシーネが用いられることが好ましい。
【０２４９】
また、歯科用ＯＣＴ装置における演算部は、視認性の良い計測画像の表示のために深さ方向の輝度補正を行うことが好ましい。さらに、演算部は、時間的に異なる波長の計測光による計測結果を演算することにより、被計測体の深さ方向の走査を不要にしたり、感度や計測レンジを拡大したりすることができる。すなわち、本発明にかかる歯科用ＯＣＴ装置は、いわゆるスウェプトソース型ＯＣＴ装置が歯科へ適用されたものである。
【産業上の利用可能性】
【０２５０】
本発明は、高速計測が可能であり、かつ簡単な構造で安価な光コヒーレンストモグラフィー装置として、特に歯科の分野で利用可能である。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、非破壊断層計測技術の１つである光コヒーレンストモグラフィー（低コヒーレンスな光をプローブとして用いる断層計測）装置に関する。特に、歯科測定に適用することができる光コヒーレンストモグラフィー装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、歯科の診断において、顎口腔領域を撮影するために、Ｘ線撮影装置、口腔内カメラ、歯科用カメラ、Ｘ線ＣＴ、ＭＲＩ等が使用されてきた。
【０００３】
Ｘ線撮影装置で得られる像は、あくまで透過像であり、被写体のＸ線進行方向の情報は、重ねあわされて検出される。そのため、被写体の内部構造を３次元的に知ることができない。また、Ｘ線は人体に有害であるため、年間被爆線量が決められており、資格を持った術者しか装置を扱えない上に、鉛・鉛ガラスなどの遮蔽部材に囲まれた部屋でしか使用できない。
【０００４】
口腔内カメラは、口腔内組織の表面のみを撮像するので、歯等の内部情報が得られない。Ｘ線ＣＴは、Ｘ線撮影装置と同様人体に有害である上に、分解能が悪く、装置も大型かつ高価である。ＭＲＩは、分解能が悪く、装置が大型かつ高価である上に、水分のない歯の内部構造は撮影できない。
【０００５】
ところで、光コヒーレンストモグラフィー装置（以下、ＯＣＴ装置と称する）は、人体に無害で、被写体の３次元情報が高分解能で得られるため、角膜や網膜の断層計測等の眼科の分野で応用されている（例えば、特開２００３−３２９５７７号、特開２００２−３１０８９７号、特開平１１−３２５８４９号、および特開２００１−０５９７１４号参照）。なお、ＯＣＴは、Ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙの略である。また、光コヒーレンストモグラフィー装置は、光学干渉断層撮影装置と呼ばれることもある。
【０００６】
ここで、従来のＯＣＴ装置について説明する。図３０は、従来のＯＣＴ装置の構成を示す図である。図３０に示すＯＣＴ装置を構成するＯＣＴユニット１において、光源２から射出された光はレンズ３でコリメートされた後に、ビームスプリッタ４により、参照光６と計測光５に分けられる。計測光５は、ガルバノミラー８を経てレンズ９によって被計測体１０に集光され、そこで散乱、反射した後に再びレンズ９、ガルバノミラー８、ビームスプリッタ４を通ってレンズ７によって光検出器１４に集光される。一方、参照光６は、レンズ１２を通って参照ミラー１３で反射し、再び、レンズ１２、ビームスプリッタ４を通過した後に、計測光５と重なりあってレンズ７に入射し光検出器１４に集光される。
【０００７】
光源２は、時間的に低コヒーレンスな光源である。時間的に低コヒーレンスな光源から、異なった時刻に出た光どうしは極めて干渉しにくい。そのため、計測光５が通過する光路の距離と、参照光６が通過する光路の距離がほぼ等しいときにのみ干渉信号が現れることとなる。その結果、参照ミラー１３を参照光６の光軸方向に動かして計測光５と参照光６の光路長差を変化させながら、光検出器１４で干渉信号の強度を計測すると、被計測体１０の奥行き方向（ｚ軸方向）の反射率分布を得ることができる。つまり、光路長差走査により、被計測体１０の奥行き方向の構造が得られる。
【０００８】
被計測体１０でｚ軸方向に反射した計測光５は、その電磁波としての波形上に被計測体１０の物体情報を担っている。しかし、計測光５の光波形はあまりにも現象が速すぎて時間軸上で直接計測できる光検出器は存在しない。そこで、ＯＣＴ装置は、被計測体１０で反射した計測光５を参照光６と干渉させることによって、被計測体１０各部の反射特性情報が干渉光の強度の変化に変換する。その結果、光検出器１４は時間軸上での検出が可能となる。
【０００９】
参照ミラー１３による被計測体の奥行き方向（ｚ軸方向）の走査に加えて、ガルバノミラー８による横方向（ｘ軸方向）の走査を行うことで、被計測体１０の２次元断面画像が得られる。このようなＯＣＴ装置では、数μｍという高分解能な計測が可能である。したがって、ＯＣＴ装置によって、非破壊、非接触で生体内部の高分解能な画像を得ることができる。
【００１０】
ＯＣＴ装置の歯科の分野への適用については、ＯＣＴ装置を用いて、歯の断層を撮影した例が開示されている（例えば、下記文献１〜５参照）。
（文献１）レーザー研究 ２００３年１０月号：医療を中心とする光コヒーレンストモグラフィーの技術展開
（文献２）Journal of Biomedical Optics, October 2002, Vol.7 No.4：Imaging caries lesions and lesion progression with polarization sensitive optical coherence tomography
（文献３）APPLIED OPTICS, Vol.37, No.16, 1 June 1998: Imaging of hard-
and soft-tissue structure In the oral cavity by optical coherence tomography
（文献４）OPTICS EXPRESS, Vol.3,No.6,14 September 1998: Dental OCT
（文献５）OPTICS EXPRESS, Vol.3,No.6,14 September 1998: In vivo OCT Imaging of hard and soft tissue of the oral cavity
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかしながら、ＯＣＴ装置は実際の歯科診療に使用されていない。ＯＣＴ装置を歯科診断に使用することは、少なくとも現時点では実用的ではなく、歯科用のＯＣＴ装置は製品として存在していない。なぜならば、ＯＣＴ装置では、１枚の断層像を得るのに奥行き方向を含む２次元の機械的走査が必要であるため、撮像に時間がかかる上に、装置が複雑で高価となり、耐久性も劣っているためである。すなわち、ＯＣＴ装置を実際の歯科測定に適用することが困難であるという課題があった。
【００１２】
そこで、本発明は上記課題を鑑み、構造が簡単で、高速で撮像でき、歯科測定に適用することができる光コヒーレンストモグラフィー装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、時間とともに所定範囲内において波長が変化する光を出射する可変波長光源と、前記可変波長光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、時間とともに前記所定範囲内で波長が変化する干渉光を計測する光検出部と、前記光検出部が計測した干渉光の、前記変化する波長の各段階における強度をフーリエ変換またはフーリエ逆変換することにより、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し、前記被計測体の画像を生成する演算部とを備える。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、構造が簡単で、高速で撮像でき、歯科測定に適用することができる光コヒーレンストモグラフィー装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】実施の形態１におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図２】演算部が、計測した干渉光に基づいて、断面画像を生成する処理の例を示すフローチャートである。
【図３】層ごとに反射強度を補正する処理の流れを示すフローチャートである。
【図４】深さ方向の反射強度の分布を複数の層に分割する例を示す図である。
【図５】演算部が、被計測体の画像を表示する処理の一例を示すフローチャートである。
【図６】歯科形状ルール集のデータ構造の一例を示す図である。
【図７】歯科形状ライブラリに含まれるデータが表す形状の一例を示す図である。
【図８】（ａ）は、図１に示すプローブユニット２００の内部構造を表す断面図である。（ｂ）は、プローブユニット２００をｘ軸方向から見た場合の平面図である。
【図９】レンズを駆動する方法の一例を説明するための概念図である。
【図１０】マウスピースおよびマウスピースホルダの他の構成例である。
【図１１】（ａ）は、マウスピースの代わりにシーネを用いた場合のプローブユニットの断面図である。（ｂ）は、図１１（ａ）に示すプローブユニットをｘ軸方向から見た平面図である。
【図１２】（ａ）は、口角鉤７６が設けられたマウスピースおよびマウスピースホルダのｙｚ平面における断面図である。（ｂ）は、図１２（ａ）に示すマウスピースホルダ７３ａおよび口角鉤７６のＢ−Ｂ線に沿う断面を示す図である。
【図１３】マウスピースの変形例を示す断面図である。
【図１４】本実施形態におけるプローブユニットの変形例を示す断面図である。
【図１５】（ａ）は、マウスピースホルダおよびプローブユニットがマウスピースの形状に沿ってスライドする構造の例を示す図である。（ｂ）は、（ａ）に示すマウスピースホルダおよびマウスピースのｘｚ平面における断面図である。
【図１６】マウスピースホルダを、直角に曲げた形状の例を示す図である。
【図１７】（ａ）は、スペーサを固定部材に用いた場合のプローブユニットの断面図である。（ｂ）は、スペーサを備えるプローブユニットの変形例を示す断面図である。
【図１８】（ａ）および（ｂ）は、スペーサを備えるプローブユニットの変形例を示す図である。
【図１９】プローブユニットの変形例を示すｘｚ平面における断面図である。
【図２０】回転体の変形例を示す断面図である。
【図２１】スリーブの変形例を示す断面図である。
【図２２】実施の形態２におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図２３】実施の形態３におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図２４】（ａ）は、光源光偏光操作器３５の構成を示す概略図である。（ｂ）は、参照光偏光操作器３６または、干渉光偏光操作器３７の構成を示す概略図である。
【図２５】ＯＣＴ装置の光源の構成を示す図である。
【図２６】実施の形態５におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図２７】（ａ）および（ｂ）は、実施の形態６におけるＯＣＴ装置の参照ミラー付近の構成を示す図である。
【図２８】実施の形態７におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図２９】実施の形態８におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。
【図３０】従来のＯＣＴ装置の構成を示す図である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、時間とともに所定範囲内において波長が変化する光を出射する可変波長光源と、前記可変波長光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、時間とともに前記所定範囲内で波長が変化する干渉光を計測する光検出部と、前記光検出部が計測した干渉光の、前記変化する波長の各段階における強度をフーリエ変換またはフーリエ逆変換することにより、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し、前記被計測体の画像を生成する演算部とを備える。
【００１７】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記可変波長光源から時間とともに所定範囲内で波長が変化する光が出射されるので、前記光検出部は、時間とともに所定範囲内で波長が変化する干渉光を検出できる。すなわち、前記光検出部は、変化する波長の各段階における干渉光強度を検出する。これにより、前記光検出部は、干渉光の波長分布を検出することになる。前記演算部は、変化する波長の各段階における干渉光強度をフーリエ変換またはフーリエ逆変換することにより、計測光の前記被計測体における各反射位置での反射強度を表すデータに変換する。これにより、前記演算部は、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成することができる。前記演算部は、前記反射特性データを用いて、前記被計測体の断層画像を生成する。すなわち、演算部は、各波長の干渉光のデータを基に、被計測体の深さ方向の情報を得ることができる。
【００１８】
そのため、前記計測光の光軸方向、すなわち、被計測体の深さ方向の機械的走査をせずに、被計測体の深さ方向の情報を得ることができる。その結果、装置の構造が簡単になり、高速で撮像が可能になる。ひいては、歯科においてチェアサイドにＯＣＴ装置を配置することができ、ＯＣＴ装置による歯科測定が可能になる。すなわち、歯科診断に適用できるＯＣＴ装置が得られる。
【００１９】
光分割部と干渉部は、ビームスプリッタまたはファイバカプラにより両機能を兼用する構成が好ましい。
【００２０】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、光源と、前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、前記干渉光を計測する光検出部と、前記光検出部が計測した干渉光に基づいて、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し、前記被計測体の画像を生成する演算部と、前記計測光を、前記被計測体へ導いて照射し、前記被計測体で反射した前記計測光を受光して前記干渉部へ導くプローブと、前記プローブに固定され、前記被計測体の一部に接するかまたは接着部材を介して接着されることにより、前記プローブと前記被計測体との相対位置を固定する固定手段とを備える。
【００２１】
前記プローブは、前記計測光を、前記被計測体へ導いて照射し、前記被計測体で反射した前記計測光を受光して前記干渉部へ導くので、複雑な構造を有する前記被計測体である顎口腔領域の測定箇所に前記計測光を照射し、反射光を受光することが可能になる。
【００２２】
また、前記固定手段が前記プローブに固定され、かつ前記被計測体に接するかまたは接着部材を介して接着される状態では、前記プローブと前記被計測体との相対位置は固定されている。したがって、前記プローブにより、計測光の照射位置を被計測体の形状に合わせて柔軟に変化させることができるとともに、前記プローブと被計測体との相対位置を固定することができる。
【００２３】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記プローブは、前記計測光を前記被計測体へ集光させる対物レンズを備え、前記固定部材は、前記被計測体に接した状態で、前記対物レンズによって集光される前記計測光の焦点が前記被計測体の表面または内部に位置するように、前記プローブと前記被計測体との相対位置を固定することが好ましい。
【００２４】
前記固定部材が前記被計測体へ接することにより、前記プローブの前記被計測体に対する位置および方向は、前記対物レンズの焦点が前記被計測体にくるように固定される。そのため、測定者は、前記固定部材が前記被計測体に接するように前記プローブを保持することによって、前記プローブを測定に適した位置および方向に保つことができる。
【００２５】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記固定手段は、被計測体を含む歯列の形状に適合する接着部材を装着する装着部を有するシーネコアか、あるいは、上歯列と下歯列とに挟まれる形状のマウスピースであることが好ましい。これにより、前記プローブと前記被計測体との相対位置は安定して固定される。
【００２６】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記プローブは、前記被計測体に照射する前記計測光を、前記計測光の光軸に垂直な方向に走査する走査手段をさらに備えることが好ましい。前記プローブに前記走査手段が設けられているので、被計測体のある口腔内において２次元の走査あるいは３次元の走査が可能になる。
【００２７】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記演算部は、前記干渉光に基づいて、前記被計測体に入射する前記計測光の深さと、前記深さにおける前記計測光の反射強度を表す反射特性データを生成し、前記反射強度を、前記深さｚｐまたは前記深さｚｐに関する関数または積分関数に応じて補正することによって、前記被計測体の光軸方向の断層画像を生成することが好ましい。
【００２８】
被計測体の光軸方向の深さが深くなればなるほど、計測光の強度が減少するので、反射する光の強度も減少する。その結果、前記反射特性データが表す、前記深さｚｐの位置における前記計測光の反射強度は、深さｚｐが深くなるほど小さくなる傾向にある。そこで、前記反射特性データで表される反射強度を、前記深さｚｐまたは前記深さｚｐに関する関数または積分関数に応じて補正することによって、反射強度の深さによる減少の影響を緩和させることができる。
【００２９】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記演算部は、前記干渉光に基づいて、前記被計測体に入射する前記計測光の深さ方向における前記計測光の反射強度の分布を表す反射特性データを生成し、前記反射強度の分布を前記深さ方向の複数の層に分割し、分割した各層の透過率を用いて、前記層ごとに反射強度を補正することによって、前記被計測体の光軸方向の断層画像を生成することが好ましい。
【００３０】
被計測体が、光の透過率が異なる複数の層を有する場合、計測光の反射強度の深さに伴う減少の度合いは、層ごとに異なる。前記演算部は、分割した各層における光の透過率を用いて、層ごとに反射強度を補正するので、被計測体が、光の透過率が異なる複数の層を有する場合に、各層における反射強度の減少度合いの違いを考慮した補正ができる。光の透過率が異なる複数の層を有する被計測体の一例は歯である。歯は、エナメル質層、象牙質層、セメント質層、歯槽骨等を有する。
【００３１】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記光源は、中心波長の異なる２以上の光源で構成され、前記２以上の光源のうち、いずれか１つの光源の光を前記光分割部へ導く光源切り替え部を備えることが好ましい。これにより、被計測体の構成物質に適した波長の光を光源の光として選択することができる。
【００３２】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、生体の顎口腔領域における組織の各部位の形状を表す歯科形状データを記録する歯科形状データ記録部と、前記演算部で生成された画像を表示する表示部とをさらに備え、前記演算部は、生成した前記画像から、顎口腔領域における組織の各部位、病変部、補綴物または充填物を表す部分を、前記歯科形状データを用いて抽出し、他の部分と視覚的に区別可能な態様で、前記表示部へ表示することが好ましい。
【００３３】
前記演算部は、顎口腔領域における組織の各部位の形状を表す前記歯科形状データを基にして、前記画像から、前記顎口腔領域における組織の各部位、病変部、補綴物または充填物の形状を示す部分を抽出することができる。演算部がこれらの抽出した部分をそれぞれ他の部分と視覚的に区別可能な態様で前記表示部へ表示することによって、その表示を見た操作者は、前記顎口腔領域における組織の各部位、病変部、補綴物または充填物の形状を認識しやすくなる。
【００３４】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、光源と、前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、前記被計測体で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、前記干渉光を計測する光検出部と、前記光検出部が計測した干渉光に基づいて、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し、前記被計測体の画像を生成する演算部と、前記計測光を、前記被計測体へ導いて照射し、前記被計測体で反射した前記計測光を受光して前記干渉部へ導くプローブと、前記プローブに、少なくとも１つの方向を回転軸として回転可能に取り付けられた回転体であって、前記回転軸と一定または可変の角度を有する方向へ前記計測光を照射する照射口を有する回転体と、前記回転体を回転させる駆動部とを備える。
【００３５】
前記照射口から前記被計測体へ照射される計測光の照射方向は、前記回転体の回転軸と一定または可変の角度を有しているので、前記回転体が回転することにより、前記計測光が前記被計測体に照射される位置が回転方向へ移動する。そのため、前記回転体が前記駆動部により回転させられることにより、前記回転体の前記照射口から照射される計測光は、回転方向へ走査される。
【００３６】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、前記回転体に、ベアリングを介して覆うように設けられたスリーブであって、前記照射口から照射される計測光を通す窓を有するスリーブをさらに備えることが好ましい。
【００３７】
前記スリーブの前記窓の位置を前記被計測体に対して固定することで、前記スリーブと前記被計測体との相対位置が固定される。前記スリーブはベアリングを介して前記回転体を覆うように設けられているので、前記回転体は、位置が固定された前記スリーブ内で回転する。すなわち、前記回転体と前記被計測体との相対位置も固定される。そのため、前記被計測体上の１方向について、安定して走査することができる。
【００３８】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、前記光源光、前記参照光、前記計測光または前記干渉光の少なくとも１つの偏光状態を操作する偏光操作部をさらに備えることが好ましい。
【００３９】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置においては、偏光操作部が、前記光源から前記光分割部へ照射される光、前記参照光、前記計測光または前記干渉光の少なくとも１つの偏光状態を操作するので、被計測体の偏光特性または複屈折特性を反映した画像が得られる。その結果、例えば、初期う蝕・象牙質・エナメル質・歯肉・歯槽骨等、特有の偏光特性または複屈折特性に富む口腔組織の観察が可能となる。
【００４０】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、前記計測光の断面を、前記計測光の照射方向に垂直な面内の１軸方向に沿う線状にするシリンドリカルレンズまたはシリンドリカルミラーを更に備えることが好ましい。
【００４１】
シリンドリカルレンズとは、光軸に対して直角な２方向のうち、片方にだけレンズとして作用するレンズのことであり、レンズとして作用する方向の断面の形状のみがその輪郭に曲線を含むレンズ特有の形状となり、レンズとして作用しない方向の断面の形状は、例えば、長方形になる。
【００４２】
シリンドリカルミラーとは、光軸に対して直角な２方向のうち、片方にだけレンズとして作用するミラーのことであり、レンズとして作用する方向の断面の形状のみがその輪郭に曲線を含むレンズ特有の形状となり、レンズとして作用しない方向の断面の形状は、例えば、長方形になる。
【００４３】
前記シリンドリカルレンズまたはシリンドリカルミラーは、光軸に垂直な面における前記計測光の断面形状を、前記計測光の照射方向に垂直な面内の１軸方向に沿う線状にする。そのため、前記計測光は、被計測体の前記１軸方向に分布照射される。すなわち、前記計測光は、前記被計測体において前記１軸方向のライン上に集光される。そのため、前記１軸方向に機械的走査をしなくても、前記被計測体の前記１軸方向の断面を計測することができる。
【００４４】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置において、前記光源光、計測光、参照光、干渉光、スペクトルに分光された光のうち、少なくとも１つは、光ファイバで導光されることが好ましい。光ファイバにより、光の進む向きを柔軟に変化させることができる。その場合、複数の光ファイバを１列に平行に並べた光ファイバや、光軸に垂直な断面が略円状になるように束ねた光ファイバが用いられてもよい。
【００４５】
本発明にかかる歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置は、被計測物体表面上に該計測光または可視光パターンを投影し、２次元撮像装置によって計測部位の表面画像をモニタするか、またはさらに断層計測画像と同期記録する態様とすることが好ましい。これにより、操作者は、計測時に計測部位を確認することができる。
【００４６】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００４７】
（実施の形態１）
図１は、実施の形態１におけるフーリエドメイン光コヒーレンストモグラフィー装置（
以下、ＦＤ−ＯＣＴ装置と称する）の構成の一例を表す図である。なお、ＦＤ−ＯＣＴは、Ｆｏｕｒｉｅｒ−ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴの略である。
【００４８】
ＦＤ―ＯＣＴ装置は、低コヒーレントな光源から出射して被計測体で反射した計測光と、前記光源から出射して参照ミラーで反射した参照光との干渉光を測定し、その干渉光の情報からフーリエ変換またはフーリエ逆変換を用いて被計測体の深さ方向、すなわち計測光の光軸方向の光学特性を求めるＯＣＴ装置である。ＦＤ−ＯＣＴ装置では、計測光の光軸方向の機械的走査が不要となる。ＦＤ−ＯＣＴ装置の種類には、少なくとも、スウェプトソース型（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ型）と、スペクトルドメイン型との２種類がある。本実施形態では、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴについて説明する。
【００４９】
なお、スペクトルドメイン型のＦＤ−ＯＣＴ装置は、干渉光を回折格子により分光して得られたスペクトルを検出し、このスペクトルから被計測体の計測光の光軸方向における情報を、フーリエ変換またはフーリエ逆変換を用いて求めることを特徴とするＯＣＴ装置である。
【００５０】
（本実施形態におけるＦＤ−ＯＣＴ（スウェプトソース型）の構造の例）
図１に示すように、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置は、ＯＣＴユニット１００、プローブユニット２００および計算機２７で構成されている。ＯＣＴユニット１００には、光源１５、ファイバカップラ１９、参照ミラー２４、光検出器４１が設けられている。プローブユニット２００には、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂ、レンズ２１ａ、２１ｂが設けられている。計算機２７は、光源１５、光検出器４１、ガルバノミラー２０と接続されている。計算機２７は、例えば、パーソナルコンピュータ等のコンピュータであり、ＣＰＵ等の演算部２７ｂ、ハードディスク等の記録部２７ｃを少なくとも備えている。また、計算機２７は、例えば、液晶パネル、ＣＲＴ、ＰＤＰ等の表示部２７ａを備えてもよい。
【００５１】
なお、ＯＣＴユニット１００、プローブユニット２００、計算機２７の構成は、図１に示す構成に限られない。例えば、計算機２７の機能をＯＣＴユニット１００内に組み込むことができる。
【００５２】
光源１５は、時間的および空間的に低コヒーレントな光源である。すなわち、中心波長を中心として狭い範囲に波長が分布した光を出射する光源である。また、光源１５が照射する光は、時間とともにその中心波長が変化する。光源１５が照射する光の波長は、例えば、一定時間ごとに装置固有の波長範囲内で変化する。すなわち、光源１５から照射される光は、一定時間ごとに前記範囲の波長を走査する。
【００５３】
光源１５として、例えば、チューナブルＬＤ（Ｌａｓｅｒ Ｄｉｏｄｅ）のような可変波長の狭帯域レーザ光源が用いられる。光源１５は例えば、８３０ｎｍ、１１００ｎｍ、１３００ｎｍ、１５００ｎｍまたは１６００ｎｍの中心波長に対して、±１１０ｎｍ、または±５５ｎｍの変化幅で中心波長が変化する光を照射する光源とすることができる。また、光源１５は、例えば、１７ナノ秒（１７ｎｓｅｃ）間に０．０６４ｎｍずつ変化する光を出射してもよい。すなわち、光源１５は、例えば、１１０ｎｍの波長の変化幅を１７００ポイントに分割して、６０ＭＨｚの周期で１ポイントずつ波長を変化させて光を出射することができる。
【００５４】
ファイバカップラ１９は、光分割部および干渉部の機能を果たす光学干渉器の一例である。光学干渉器とは、２つの入力光を干渉させて２方向に出力する入出力可換な光学部品である。光学干渉器の例として、ファイバカップラ１９の他にビームスプリッタ、ハーフミラー等が挙げられる。
【００５５】
光検出器４１は、光検出部の一例である。光検出器４１は、例えば、フォトダイオードが用いられる。特に赤外フォトダイオードが光検出器４１として適切である。スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置において、光検出器４１が検出する光は０次元、つまり光線である。
【００５６】
なお、スペクトルドメイン型のＦＤ−ＯＣＴ装置では、光検出器４１が検出する光は、回折格子によって分光された光なので、１次元の広がりを持つ。そのため、光検出器４１として、１次元以上の高解像度光検出アレイが必要となる。１次元以上の高解像度光検出アレイは、例えば、ＣＣＤイメージセンサがある。しかし、ＣＣＤイメージセンサで、特に１．３μの赤外帯域のものは、複雑、大型かつ高価である。これに比べて、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置の光検出器４１に用いられるフォトダイオードは、簡単、小型かつ安価である。この点は、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置を歯科に適用することの非常に有利な効果となる。
【００５７】
プローブユニット２００は、レンズ２１ａ、２１ｂおよびガルバノミラー２０ａ、２０ｂを備える。ＯＣＴユニット１００のファイバカップラ１９で出力された計測光２８を、被計測体２２へ導いて照射し、被計測体２２で反射した計測光２８の反射成分を受光してファイバカップラ１９へ導く。プローブユニット２００の詳細な構成については後述する。
【００５８】
プローブユニット２００と、ＯＣＴユニット１００とは光ファイバ１８で接続されており、プローブユニット２００と、ＯＣＴユニット１００と間の光の伝達は、光ファイバ１８によって行われる。これにより、プローブユニット２００は、ＯＣＴユニット１００と異なる筐体として構成することができる。すなわち、プローブユニット２００の位置および向きは、ＯＣＴユニット１００の位置および向きに制約を受けず、被計測体２２の状態に応じて柔軟に変化することができる。また、プローブユニット２００の可動範囲が広くなる。
【００５９】
プローブユニット２００は、操作者が手持ちで操作できる構成であることが好ましい。これにより、歯科診療において、操作者がチェアサイドで手軽に利用できる。患者とプローブユニット２００の位置関係がフリーな状態で、操作者がＯＣＴ装置を使用できる。
【００６０】
ＯＣＴ装置を歯科用に適用する場合、患者が通常診療の際に座っている椅子のチェアサイドでＯＣＴ装置が使用されることが想定される。この場合、プローブユニット２００を位置付けするのに、空中光学系（プローブユニットへの光路を光ファイバではなく空中とする）では、ＯＣＴユニット全体を患者の口腔に精密に位置付けしなければならない。また、比較的重いＯＣＴユニットを、操作者が持って操作するのは、非現実的である。
【００６１】
（ＦＤ−ＯＣＴ装置の動作の例）
次に、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置の動作について説明する。本実施形態では、被計測体２２が、生体の顎口腔領域組織または、顎口腔領域の人工組成物である場合について説明する。また、以下の説明において、座標系を次のように定義する。図１に示すように、被計測体２２においては計測光２８の光軸方向すなわち被計測体２２の深さ方向をｚ、ｚ方向に垂直な平面をｘｙ平面とする。ガルバノミラー２０ｂのスキャン方向をｙ方向に、ｙ方向に垂直な方向であって、ガルバノミラー２０ａのスキャン方向をｘ方向にとる。被計測体２２以外の場所では被計測体２２のｘ、ｙ、ｚのそれぞれに光学的に対応する方向をｘ、ｙ、ｚとする。光学的に対応するとは、ミラーやレンズ・光ファイバ等で空間的な方向が変化しても、光の進行方向をｚ、ガルバノミラー等で走査される方向をｙ、ｚとｙの両方に垂直な方向をｘとするということである。
【００６２】
光源１５から射出された光はレンズ１７ａ、１７ｂでコリメートされた後に、ファイバカップラ１９により、参照光２９と計測光２８に分けられる。計測光２８は、光ファイバ１８、レンズ２１ａ、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂを経てレンズ２１ｂによって被計測体２２に集光される。計測光２８は、被計測体２２で反射、散乱および透過する。被計測体２２で反射、散乱、透過した計測光のうち、反射または後方散乱した光（以下、単に反射光と称する）は、再びレンズ２１ｂ、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂ、レンズ２１ａ、光ファイバ１８、ファイバカップラ１９を通ってレンズ３０によって光検出器４１に導かれる。
【００６３】
一方、参照光２９は、光ファイバ１８、レンズ２３ａ、２３ｂを通って参照ミラー２４で反射し、再び、レンズ２３ａ、２３ｂを通ってファイバカップラ１９で計測光２８の反射成分と干渉させられて、計測光２８の反射生成分と重なりあってレンズ３０に入射し光検出器４１に導かれる。
【００６４】
この計測光２８と参照光２９は、時間とともに波長が変化する光なので、ファイバカップラ１９で干渉しあって光検出器４１へ導かれる光も時間とともに波長が変化する。すなわち、光検出器４１は、計測光２８の反射成分と参照光２９との干渉光を複数の波長について検出する。この光検出器４１によって計測される各波長の干渉光を計算機２７内の演算部２７ｂがフーリエ変換またはフーリエ逆変換することによって、計測光２８と参照光２９の相関が得られる。この相関より、被計測体２２の深さ方向（ｚ軸方向）の位置とその位置での反射光の強度とを表すデータが得られる。すなわち、被計測体２２の反射率特性が得られる。この反射率特性により、被計測体２２の構造、組成または光学特性に関する情報が得られる。例えば、計算機２７の演算部２７ｂが、計測した干渉光に基づいて被計測体２２の断面画像を生成する。計算機２７の演算部２７ｂが、断面画像を生成する処理の例については後述する。
【００６５】
上記のＦＤ−ＯＣＴ装置においては、参照ミラー２４を動かして、計測光２８の光路長と参照光２９の光路長を調節し、ｚ軸方向の走査を行う必要がない。すなわち、ｚ軸方向の機械的操作を行うことなく、被計測体２２の深さ方向（ｚ軸方向）の構造に関する情報を得ることができる。ＦＤ−ＯＣＴ装置により、従来よりもＳ／Ｎ比が向上した断層情報が得られる。これにより、解像度の高い断層画像が得られる。また、従来に比べて、ぺネトレーション（到達度）が高くなるので、被計測体の内部の、より深い位置を観察することが可能となる。
【００６６】
以上のように、計測光２８と参照光２９との各波長における干渉光に基づいて、被計測体ｚ軸方向の内部情報を得るＯＣＴ装置がスウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置である。
【００６７】
被計測体２２の３次元断面画像を得るためには、ｚ軸方向に加えて、ｙ軸方向およびｘ軸方向の走査を行うこと必要がある。本実施の形態において、ｙ軸方向の走査は、ガルバノミラー２０ｂを駆動することにより、ｘ軸方向の走査は、ガルバノミラー２０ａを駆動することにより行われている。
【００６８】
上述のように、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置においては、被計測体２２のｚ軸方向の構造は、時間とともに変化する波長についての干渉光から求められるので、被計測体２２の断層像を得るための機械的走査が不要となる。その結果、装置の構造が簡単になり、高速で撮像が可能となる。ひいては、ＯＣＴ装置の持つ被計測体の３次元的内部情報を定量的に取得できるという基本的特性や、非侵襲性、高分解能等の優れた特性が歯科分野で生かされることになる。
【００６９】
すなわち、歯科分野では、被計測体が、例えば、歯牙や歯槽骨等の硬組織であることが多い。歯牙や歯槽骨のような硬組織は散乱が強いため、従来のＯＣＴ装置では、観察するのが困難であった。従来のＯＣＴ装置に比べてぺネトレーションが高いＦＤ−ＯＣＴ装置を歯科に適用することによって、歯牙や歯槽骨のような硬組織の内部のより深い部分を観察することが可能となる。
【００７０】
（計算機２７の演算部２７ｂが断面画像を生成する処理の例）
図２は、計算機２７の演算部２７ｂが、計測した干渉光に基づいて、断面画像を生成する処理の例を示すフローチャートである。図２に示す例では、ステップＳ１〜３の処理が、各ｘｙ座標について繰り返される。ステップＳ１〜３において、演算部２７ｂは、例えば、座標（ｘｉ、ｙｉ）で表される１つの計測点におけるｚ軸方向の反射強度の分布を求める。演算部２７ｂは、まず、光検出器４１が検出した干渉光の波長ごとの強度を取得する（ステップＳ１）。演算部２７ｂは、例えば、座標（ｘｉ、ｙｉ）で反射した計測光２８の反射成分と、参照光２９との干渉光の強度を電流に変換した値を、光検出器４１から取得する。ここで、光検出器４１が出力する波数ｋ（＝２π／波長）の干渉光の強度を表す電流ｉdet（ｋ）は、例えば、下記（数１）で表される。
【００７１】
【数１】
【００７２】
η ： フォトダイオードの感度
q ： 電子の素電荷 (=1.6×10-19 クーロン)
hν ： 光子エネルギー（νは振動数）
Pr ： 参照光強度
P0 ： 検出光強度
r(z) ： 被写体のｚ方向の光反射係数の強度プロファイル
φ(z)： 被写体のｚ方向の光反射係数の位相プロファイル
Γ(z)： 光源光のコヒーレンス関数
k(t) ： = 2π/λ(t) 光源光の波数（光源１５により走査される）
上記（数１）において、第３項は、参照光２９と計測光２８の反射成分との干渉による光強度を表している。第１項および第２項は干渉によらないバックグラウンドの光強度を表している。なお、第１項および第２項は、次に述べるフーリエ逆変換でキャンセルされるが、検出系のダイナミックレンジやノイズには影響する。
【００７３】
上記（数１）において、光源光の波数ｋ（ｔ）は、時間ｔによって変化する。すなわち、光源１５は、光源光の波数ｋを時間ｔとともに変化させることによって、波数ｋを走査する。光検出器４１は、光源１５の波数ｋの走査に同期して、干渉光の強度を表す電流ｉdet（ｋ）の時系列データを出力することができる。
【００７４】
演算部２７ｂは、光検出器４１の出力データを基に、計測光２８の被計測体２２における反射強度のｚ軸方向の分布Ｆ（ｚ）を求める（ステップＳ２）。例えば、演算部２７ｂは、光検出器４１が出力した、ｉdet（ｋ）の時系列データをフーリエ逆変換することにより、深さｚでの計測光２８の反射成分の信号、すなわち、反射強度Ｆ（ｚ）を求めることができる。Ｆ（ｚ）は、例えば、下記（数２）によるフーリエ逆変換により求められる。
【００７５】
【数２】
【００７６】
ｉdet（ｋ）は、時間とともに変化する各波数ｋm（ｍ＝０、１、２・・・）について、離散値ｉdet（ｋm）として光検出器４１で検出される。そのため、演算部２７ｂは、例えば、下記（数３）によるディスクリートフーリエ逆変換（離散フーリエ逆変換）により、深さｚl（ｌ＝０、１、２・・・）における反射強度を表す値Ｆ（ｚl）を求めることもできる。
【００７７】
【数３】
【００７８】
m ： 波数ｋのDFT(discrete Fourier transform)離散化番号
l ： 深さｚのDFT(discrete Fourier transform)離散化番号
Δk ： 光源の波数の走査幅
なお、上記（数１）〜（数３）による演算は、スウェプトソース型のＦＤ−ＯＣＴ装置だけでなく、スペクトルドメイン型のＦＤ−ＯＣＴ装置でも用いられる。また、演算部２７ｂは、光検出器４１から得られたデータをディスクリートフーリエ逆変換する際に、周知の高速フーリエ変換の手法を用いることが好ましい。
【００７９】
次に、演算部２７ｂは、深さｚにおける信号、すなわち反射強度を表す値Ｆ（ｚ）を、深さｚに応じて補正する（ステップＳ３）。演算部２７ｂは、例えば、深さｚｐにおける反射強度Ｆ（ｚｐ）に下記（数４）、（数５）、（数６）または（数７）のいずれか１つで表される補正係数Ｃ（ｚｐ）を掛けることでＦ（ｚｐ）を補正してもよい。
【００８０】
【数４】
【００８１】
【数５】
【００８２】
【数６】
【００８３】
【数７】
ここで補正係数C（ｚｐ）がゼロになる場合があるが、これは補正後のデータをもとに画像を表現する際にその場所の輝度が基準の値になることであり、輝度がゼロになる（真っ黒になる）ことを必ずしも意味しない。上記式（数４）〜（数７）はあくまで、深さ方向の計測光の減衰を補正するものでよく、最終的な画像の輝度を意味するものである必要はない。また、補正のための数式は上記式（数４）〜（数７）に限らないし、必ずしも数式で与えられた値で補正する必要もない。深さ方向の強度の補正を行うことそのものに意味がある。
【００８４】
ＯＣＴ装置の被計測体の深さｚに到達する計測光２８の大きさは、深さ０〜ｚまでの光の反射強度が強ければ強いほど小さくなる。被計測体の深さｚに到達した計測光２８は、その部分特有の反射率Ｒで後方散乱または反射し、再び深さ０〜ｚｐの間で減衰しながら被計測体の表面に戻ってきて、深さｚにおける計測光２９の反射成分として検出される。したがって、例えば、上記（数４）〜（数７）に示す式のいずれかによって、深さ０〜ｚｐにおける反射光強度を表す値を用いて求められた補正係数Ｃ（ｚｐ）を、深さｚｐにおける反射強度Ｆ（ｚｐ）に掛けることで、深さｚｐに応じた補正ができる。
【００８５】
演算部２７ｂは、上記ステップＳ１〜３の処理を、各ｘｙ座標について繰返し行う。例えば、ガルバノミラー２０ｂがｙ軸方向に、ｙ＝０〜１００００（μｍ）で走査し、光検出器４１が１μｍ間隔で干渉光を計測した場合、ｙｉ＝０、１０、２０・・・１００００（μｍ）の各ｙ座標について上記ステップＳ１〜３の処理を繰り返すことが好ましい。また、ガルバノミラー２０ａがｘ軸方向に、ｘ＝０〜１００００（μｍ）で走査し、光検出器４１が１０μｍ間隔で干渉光を計測した場合も同様に、ｘｉ＝０、１０、２０・・・１００００（μｍ）の各ｘ座標について上記ステップＳ１〜３の処理を繰り返すことが好ましい。
【００８６】
このように、演算部２７ｂは、走査範囲における各ｘｙ座標において、ｚ方向の反射強度分布を求めることで、被計測体の３次元画像を得ることができる。演算部２７ｂは、例えば、Ｂモードと言われる２次元断面の断層を表す画像を生成することができる。さらに演算部２７ｂは、Ｂモードで表される複数の断層から、いわゆるＣモードと言われる３次元的被写体情報を得ることができる。
【００８７】
ＯＣＴ装置は基本的にある深さの反射光を抽出して計測情報とする原理のため、深くなればなるほど診断に使用される計測光の強度そのものが減衰するだけでなく、反射光の強度も減衰する。つまり、光の透過率の積分値の２乗に反比例して計測情報の強度が低下する。その結果、ＯＣＴ装置の計測情報をそのまま画像化すると、同一の組織が異なる深さにあった場合、これらは同一の輝度で描像されないことになる。これは、従来のＸ線画像を見慣れてきた術者や診断者にとって非常に判断しにくい診断情報である。
【００８８】
このように、観察組織の部位が深くなればなるほど、計測光・反射光の双方が減衰するという基本的な原理の下でＯＣＴ装置は動作する。そのために、なるべく深い部位を計測しようとすればするほど、ノイズの影響が大きくなる。
【００８９】
演算部２７ｂが、上記ステップＳ３において、反射強度を補正することによって、上記のような深さに応じて減衰する反射強度によって生じる不具合を緩和させることができる。なお、反射強度を補正する方法は、上記の例に限られない。
【００９０】
（補正処理の変形例）
上記の補正処理の例では、深さｚｐまたは深さｚｐに関する積分関数を用いた補正の例を示したが、例えば、演算部２７ｂは、深さ方向の反射強度の分布を複数の層に分割し、各層の光の透過率（＝減衰率）を表す透過係数を用いて、層ごとに反射強度を補正することもできる。図３は、層ごとに反射強度を補正する処理の流れを示すフローチャートである。
【００９１】
図３に示すように、演算部２７ｂは、深さ方向の反射強度の分布を複数の層に分割する（ステップＳ３１）。図４は、深さ方向の反射強度の分布を複数の層に分割する例を示す図である。図４に示す例では、被計測体２２の計測光２８が入射する表面２２ａから深さ方向に、順に層Ｈ１、層Ｈ２、層Ｈ３、層Ｈ４が存在する。
【００９２】
被計測体２２が歯の場合、演算部２７ｂは、例えば、歯のエナメル質層、象牙質層、セメント層、歯槽骨層に対応する位置を、それぞれ層Ｈ１、層Ｈ２、層Ｈ３、層Ｈ４として、分割することができる。すなわち、同一の性質をもつ領域を１つの層として分割することができる。演算部２７ｂは、例えば、深さ方向において、反射強度が急変している箇所を境界として、反射強度の分布を複数の層に分割することによって、同一の性質をもつ領域を１つの層として分割することができる。
【００９３】
演算部２７ｂは、表面２２ａ直下の1番目の層Ｈ１について、透過係数を求める（ステ
ップＳ３２）。層Ｈ１において、表面２２ａから入射する計測光２８の強度をＩH1とすると、層Ｈ１へ入射した光のうち、層Ｈ１を透過する透過光の強度Ｉ´H1は、下記（数８）で表される。
【００９４】
【数８】
【００９５】
そこで、演算部２７ｂは、1番目の層Ｈ１の透過係数μH1を、表面２２ａでの反射強度
を表す輝度ｂH1と層Ｈ１の最深部での反射強度を表す輝度ｂ'H1および層Ｈ１の深さｚH1を用いて、例えば、下記（数９）で算出することができる。
【００９６】
【数９】
【００９７】
なお、透過係数μH1を求める方法は、上記（数９）を用いる方法に限られない。例えば、上記（数９）の最深部での反射強度を表す輝度ｂ'H1の替わりに、層Ｈ１内の複数の位置での輝度を用いて、層Ｈ１内の深さが異なる複数の位置でにおける透過係数を算出し、これらの平均値を層Ｈ１における透過係数とすることもできる。また、深さ方向と垂直な面内に隣り合う適切な領域の透過係数を求め、それらの平均値を透過係数としてもよい。これはアーティファクトを除去するのに有効な方法である。例えば、深さ方向と垂直な方向における透過係数の平均値を用いて後述の補正処理を行うことで、ＯＣＴ装置による計測画像で、計測光方向に線状あるいは帯状に現れるアーティファクトを除去することができる。
【００９８】
層Ｈ１を透過する透過光の強度Ｉ´H1は、層Ｈ２に入る入射光の強度ＩH2と等しいので、ＩH2は、下記（数１０）で表される。
【００９９】
【数１０】
【０１００】
次に、演算部２７ｂは、1番目の層Ｈ１における透過係数を用いて、2番目の層Ｈ２の反射強度を補正する（ステップＳ３３）。演算部２７ｂは、例えば、層Ｈ２内の最表面における反射強度を表す輝度ｂH2を用いて、上記（数１０）に基づいて、下記（数１１）でＢH2を算出し、層Ｈ２の輝度をBH2に補正することができる。
【０１０１】
【数１１】
【０１０２】
同様に、演算部２７ｂは、層Ｈ２および層Ｈ３について、ステップＳ３２、Ｓ３３の処理を繰り返す。すなわち、演算部２７ｂは、層Ｈ２の透過係数を求める処理（ステップＳ３２）と、層Ｈ３の反射強度を補正する処理（ステップＳ３３の）とを繰り返す。これにより、２番目以降の層について、反射強度が補正される。なお、最初の層Ｈ１の輝度BH1
は上記に基づき、層Ｈ１の最表面の輝度ｂH1を用いてBH1＝ｂH1に補正される。
【０１０３】
なお、ステップＳ３３の補正処理に用いられる透過係数は、必ずしも計算によって求める必要はない。例えば、層ごとの透過係数の値を予め記録部２７ｃに記録しておき、その値を用いて補正処理を行うこともできる。
【０１０４】
なお、各層の厚さは必ずしも被計測体の特徴的な厚みにする必要は無い。例えばエナメル質の厚みは約０．５〜２ｍｍであるが、これを５〜２０分割して０．１ｍｍの層に分割しても良い。この場合、各層の輝度は実物と異なって段階的に変化するアーティファクトが生じるのでこれを１次直線的にまたは２次曲線的にスムージングしても良い。
【０１０５】
（画像表示の例）
次に、演算部２７ｂが、光検出器４１で検出されたデータに基づいて生成した被計測体２２の画像を表示する場合の処理の例を説明する。図５は、演算部２７ｂが、被計測体２２の画像を表示する処理の一例を示すフローチャートである。図５に示すように、演算部２７ｂは、被計測体２２の形状を表す３次元データを記録部２７ｃから取得する（ステップＳ４１）。３次元データは、例えば、各座標における反射強度を表す値で表される。
【０１０６】
演算部２７ｂは、取得した３次元データから反射強度が急変している曲面を抽出する（ステップＳ４２）。演算部２７ｂは、抽出した曲面をつなげて閉曲面を構成する（ステップＳ４３）。閉曲面が構成できない場合（ステップＳ４４でＮＯの場合）は、演算部２７ｂは、記録部２７ｃに予め記録されている歯科形状データを参照して、閉曲面を補完する（ステップＳ４５）。歯科形状データは、例えば、歯科形状ルール集や、歯科形状ライブラリ等である。図６は、歯科形状ルール集のデータ構造の一例を示す図である。図６に示す例では、エナメル質層、象牙質層、セメント質層、歯槽骨のそれぞれについて、部位、厚さ、形状、反射率（相対値）を表すデータが記録されている。
【０１０７】
図７は、歯科形状ライブラリに含まれるデータが表す形状の一例を示す図である。図７では、エナメル質層、象牙質層、セメント質層、歯槽骨のデータが、それぞれ表す形状が示されている。
【０１０８】
演算部２７ｂは、一例として、被計測体２２の画像を表す３次元データからある閉曲面の断層像を切り出して、この断層像と、ライブラリに含まれるデータが示す形状との相互相関を算出し、一定の水準に達しているか否かで、その閉曲面が歯牙のどの部位かを特定することができる。前記相互相関は、例えば、双方の形状データの平均値をゼロとした関数の積を含む積分とすることができる。
【０１０９】
なお、歯科形状データで表される歯科形状は、図６および図７に示す例に限られない。例えば、補綴物、病変部、充填物等の形状を表す歯科形状データが記録部２７ｃに記録されていてもよい。
【０１１０】
演算部２７ｂは、構成した閉曲面の位置・配置・形状・寸法等が、歯科形状ルール集および歯科形状ライブラリに合致しているか否かを判断する（ステップＳ４６）。これにより、構成した閉曲面に合致する部位が抽出される。その結果、例えば、ある閉曲面は、エナメル質層の歯茎上部である等と特定される。演算部２７ｂは、歯科形状データと、閉曲面とでパターンマッチングすることで、閉曲面が歯牙のどの部位かを特定することができる。同様にして、歯科形状データに、補綴物、病変部、充填物等の形状を表すデータが含まれる場合には、病変部、補綴物または充填物を表す部分を表す閉曲面を抽出することができる。
【０１１１】
閉曲面がいずれの部位にも合致しない場合（ステップＳ４６でＮＯの場合）には、演算部２７ｂは、再度、閉曲面の構成（ステップＳ４３）を行う。閉曲面の部位が特定されれば（ステップＳ４６でＹＥＳ）、演算部２７ｂは、被計測体２２中の全部位についての閉曲面が抽出されたか否かを判断する（ステップＳ４７）。
【０１１２】
全部位について、閉曲面が抽出されていれば（ステップＳ４７でＹＥＳ）、演算部２７ｂは、各部位を他の部分と視覚的に区別可能な態様で、表示部２７ａへ表示する（ステップＳ４８）。例えば、各部位を区分けして被計測体２２の画像を表示することができる。例えば、各部位ごとに色を変えて表示することによって、区分け表示される。また、区分け表示の他に、特定の部位のみを強調して表示したり、抽出して表示したりしてもよい。このような、被計測体２２の区分け、強調または抽出表示により、その表示を見た操作者は、診断がしやすくなる。
【０１１３】
（プローブユニット２００の構造の例）
次に、プローブユニット２００の構造について説明する。図８（ａ）は、図１に示すプローブユニット２００の内部構造を表す断面図である。プローブユニット２００は、ハウジング４７内に備えられたレンズ２１ａ、２１ｂ、レンズホルダ２１０ａ、２１０ｂ、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂ、ガルバノミラー駆動用モータ４３ａ、４３ｂおよびハウジング４７外に設けられたマウスピース７３およびマウスピースホルダ７３ａで構成される。
【０１１４】
レンズホルダ２１０ａ、２０１ｂは、レンズ２１ａ、２１ｂをプローブユニット２００内のハウジング４７に固定する。ガルバノミラー駆動用モータ４３ａは、ガルバノミラー２０ａを、ｙ軸方向を軸にして回転させ、ガルバノミラー駆動用モータ４３ｂは、ガルバノミラー２０ｂを、ｘｚ平面に平行な方向を軸にして回転させる。ガルバノミラー駆動用モータ４３ｂは、スペーサ４５によってハウジング４７に固定されており、ガルバノミラー駆動用モータ４３ａは、スペーサ（図示せず）によってハウジング４７に固定されている。
【０１１５】
ガルバノミラー駆動用モータ４３ａ、４３ｂの動作は、例えば、図１に示す計算機２７からの信号によって制御される。計算機２７は、例えば、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂが、あらかじめ決められた角度範囲を回転するように、ガルバノミラー駆動用モータ４３ａ、４３ｂを動作させることができる。
【０１１６】
また、プローブユニット２００は、ＯＣＴユニット１００と光ファイバ１８で繋がっている。光ファイバ１８からプローブユニット２００内へ入る計測光２８は、レンズ２１ａを通り、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂで反射し、レンズ２１ｂを通って被計測体２２へ集光される。被計測体２２で反射した計測光２８の反射成分は、再び、レンズ２１ｂを通り、ガルバノミラー２０ｂ、２０ａで反射し、レンズ２１ａを通って光ファイバ１８へ導かれる。
【０１１７】
計算機２７は、例えば、ガルバノミラー２０ａを停止させて、ガルバノミラー２０ｂをｚｙ平面に平行な方向を軸に一定の角度ずつ回転させることで、ガルバノミラー２０ｂで反射して被計測体２２上へ向かう計測光２８を、被計測体２２上のｙ軸方向に走査することができる。また、計算機２７は、例えば、ガルバノミラー２０ｂを停止させて、ガルバノミラー２０ａを、ｙ軸方向を軸に一定の角度ずつ回転させることで、ガルバノミラー２０ａで反射した後、ガルバノミラー２０ｂで反射して被計測体２２上へ向かう計測光２８を、被計測体２２上のｘ軸方向に走査することができる。
【０１１８】
本実施形態においては、プローブユニット２００と、ファイバカップラ１９等の干渉計を含むＯＣＴユニット１００との間が１本の光ファイバ１８で結ばれた構造であるため、プローブユニット２００は、被計測体２２の位置および形状に合わせて柔軟に移動することができる。さらに、プローブユニット２００は、ｘ軸方向およびｙ軸方向の走査手段を内蔵する。そのため、被計測体２２の深さ方向（ｚ軸方向）を含む３次元情報取得が可能となる。３次元情報のうち、１次元の情報は電気的・光学的光源波長の走査により、残り２次元の情報はプローブユニット２００での機械的走査によって得られる。これにより、ＯＣＴユニット１００の位置に拘束されない計測が可能になるとともに、被計測体の３次元情報の取得も可能となる。これは、歯科領域においては、格別のアドバンテージを得る。
【０１１９】
なお、ｙ軸方向およびｘ軸方向の走査方法として、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂを駆動する方法の他に、後述するシリンドリカルレンズを用いる方法や、レンズを駆動する方法、光ファイバを駆動する方法、被計測体２２を駆動する方法、または、操作者がプローブユニット２００を動かす方法等を用いることができる。また、ガルバノミラー２０ａ、２０ｂを駆動する方法は、上記のガルバノミラー駆動用モータ４３ａ、４３ｂを用いる場合に限られない。
【０１２０】
ここで、ｙ軸方向の走査方法の変形例として、レンズを駆動する方法を説明する。
【０１２１】
図９は、レンズを駆動する方法の一例を説明するための概念図である。レンズ３０の一方の端部にリニアアクチュエータ３１が接続され、レンズ３０の他方の端部は装置に固定されている。リニアアクチュエータ３１が、ｚ方向に駆動する結果、レンズ３０は回転軸３２を中心に円弧状の往復運動を行う。レンズ３０の円弧状往復運動の結果、レンズ３０の光軸がｚｙ平面内で運動し、被計測体をｙ方向に走査する。
【０１２２】
被計測体２２の３次元構造を得るには、光源１５の波長走査によるｚ軸方向の走査と、ｙ軸方向の機械的走査とに加えて、ｘ軸方向の走査を行う必要がある。ｘ軸方向の走査は、ｙ軸方向の走査同様にガルバノミラー２０をｘ軸方向にも駆動させることによって、ｘ軸方向の走査を行うことができる。また、ｘ軸方向の走査においても、ｙ軸方向の走査方法の例と同様の方法を用いることができる。上記のｙ軸方向の走査方法の例の中から適切なものを組み合わせて、ｙ軸およびｘ軸方向の走査を行うことができる。
【０１２３】
なお、図８（ａ）に示す例のように、プローブユニット２００内に２方向の走査手段を設ける構成は、ＦＤ−ＯＣＴ装置に限らず、従来のＯＣＴ装置にも適用することができる。
【０１２４】
（マウスピースの構成の例）
次に、図８（ａ）に示すプローブユニット２００の外側に設けられているマウスピース７３およびマウスピースホルダ７３ａについて説明する。図８（ｂ）は、プローブユニット２００をｘ軸方向から見た場合の平面図である。図８（ａ）および（ｂ）に示すように、マウスピースホルダ７３ａは、プローブユニット２００のハウジング４７に固定されている。マウスピースホルダ７３ａの先には、マウスピース７３が設けられている。マウスピース７３のｘ軸方向から見た平面形状は、例えば、人間の歯列の形状に合うような、馬蹄形をしている。すなわち、マウスピース７３は、歯列の形状に合わせて湾曲した形状を有する。また、マウスピースは特定の患者の歯列の印象（型）によって作成されたものが好適である。
【０１２５】
被計測体２２が生体の歯である場合、被計測者が、マウスピース７３の形状に歯列を沿わせてマウスピース７３を噛むことにより、被計測体２２である被計測者の歯と、プローブユニット２００との相対位置が固定される。このように、プローブユニット２００と被計測者の歯との３次元的な位置関係が固定された状態で、プローブユニット２００から計測光２８が被計測体２２である歯に照射される。これにより、計測光２８に対して被計測体２２が正確に位置付けされる。
【０１２６】
したがって、プローブユニット２００を動かすことにより、計測光２８の照射位置を被計測体２２の形状に合わせて柔軟に変化させることができるとともに、被計測者が、被計測体２２である歯で、マウスピース７３を噛むことで、プローブユニット２００と被計測体２２との相対位置を固定することができる。
【０１２７】
マウスピース７３は、弾力性のある材料で形成されることも好ましい。これにより。マウスピース７３が歯で噛まれた際に、歯がマウスピース７３に食い込むので、被計測体２２である被計測者の歯と、プローブユニット２００との相対位置が安定して固定される。
【０１２８】
なお、マウスピース７３およびマウスピースホルダ７３ａの構成は、図８（ａ）および（ｂ）に示す形状に限られない。図１０は、マウスピース７３およびマウスピースホルダ７３ａの他の構成例である。図１０に示す例では、マウスピース７４とマウスピースホルダ７４ａとが接する箇所が、図８（ｂ）に示す例と異なっている。図８（ｂ）に示すマウスピース７３は、湾曲部の頂点がマウスピースホルダ７３ａに固定され、前歯部が被計測体２２となる構成になっているが、図１０ではマウスピース７４の湾曲部の横側がマウスピースホルダ７４ａに固定され、犬歯や臼歯部が被計測体２２となる構成になっている。
【０１２９】
また、プローブユニット２００と被計測体２２とを固定する手段として、マウスピースの他に例えば、シーネおよびシーネホルダを用いることができる。図１１（ａ）は、マウスピースの代わりにシーネを用いた場合のプローブユニット２００の断面図である。図１１（ｂ）は、図１１（ａ）に示すプローブユニット２００をｘ軸方向から見た平面図である。
【０１３０】
図１１（ａ）および（ｂ）に示す例では、ハウジング４７にシーネホルダ７５ａが固定されている。シーネホルダ７５ａの先端には、シーネコア７５ｂが設けられている。シーネコア７５ｂと歯の間には、接着部材７５ｃが設けられる。接着部材７５ｃは、歯の形状に適合する形状であることが好ましい。接着部材７５ｃとして、例えば、市販の即時重合レジンを用いることができる。なお、接着部材７５ｃは、プローブユニット２００の構成要素ではない。
【０１３１】
このように、接着部材７５ｃを、被計測体２２を含む歯列の形状に合うような形状に形成することによって、歯列に対するプローブユニット２００の位置・方向を安定させることが可能である。また、一端、プローブユニット２００を、被計測体２２から遠ざけた後に再び近づけて、接着部材７５ｃを、被計測体２２を含む歯列にはめることで、被計測体２２に対して、前回と同じ位置および同じ向きにプローブユニット２００を配置することができる。
【０１３２】
例えば、被計測者である患者の再来院した場合等に、前回の計測時の、被計測体２２に対するプローブユニット２００の向きおよび位置を再現することができる。再計測および経過観察において、過去の計測に対して再現性のある計測が可能となる。つまり、例えば治療前と治療後、治療完了後の１週間後・1ヶ月後・１年後での計測においての治療部位の変化を診断する場合に、同じ位置・方向での計測が可能となる。これは、治療後に疾患が生じたことを把握できることだけでなく、治療ミスが無い（あるいはある）ことを客観的に証明するための証拠としても有効である。なお、マウスピースについても、歯列に合う形状に形成することもできる。
【０１３３】
例えば、被計測体２２が、咬合状態の歯である場合などは、図８（ａ）に示すように、被計測者がマウスピース７３を噛むことによってプローブユニット２００と被計測体２２と位置を固定することができない。そのような場合に、例えば、図１１に示すようなシーネホルダ７５ａおよびシーネコア７５ｂを固定手段に用いることができる。
【０１３４】
なお、マウスピースホルダ７３ａおよびシーネホルダ７５ａは、プローブユニット２００から取り外し可能で、互いに取り替えることができる構成にしてもよい。また、マウスピースホルダ７３ａおよびシーネホルダ７５ａを取り外し可能とすることで、マウスピースホルダ７３ａおよびシーネホルダ７５ａを取り外して滅菌処理を行うことができる。また、マウスピースホルダ７３ａおよびシーネホルダ７５ａを取り外し可能で、ディスポーサブル（使い捨て）であってもよい。マウスピースにディスポーサブルのカバーを装着して使用することもできる。
【０１３５】
（口角鉤を備えるマウスピースの例）
マウスピースまたはシーネに、プローブユニット２００の計測光２８の出射口と被計測体２２との間に、例えば、唇などの障害物が位置するのを防ぐための口角鉤を設けることができる。図１２（ａ）は、口角鉤７６が設けられたマウスピース７３およびマウスピースホルダ７３ａのｙｚ平面における断面図である。図１２（ｂ）は、図１２（ａ）に示すマウスピースホルダ７３ａおよび口角鉤７６のＢ−Ｂ線に沿う断面を示す図である。図１２（ａ）および（ｂ）に示すように、口角鉤７６は、マウスピースホルダ７３ａを中心とするリングである。口角鉤７６は、リングの内側とマウスピースホルダ７３ａとを接続する接続部７６ａによって、マウスピースホルダ７３ａに固定されている。
【０１３６】
図１２に示す構成により、例えば、被計測体２２である歯を有する被計測者がマウスピース７３を噛んだ状態で、被計測者の唇が口角鉤７６のリングの外側で止まり、口角鉤７６のリングの内側に侵入しない。すなわち、被計測者の口が口角鉤７６によって強制的に開けられた状態となる。そのため、リングの内側にある計測光２８の光路に、被計測者の唇が侵入することが防止される。図１２（ｂ）において、点線の丸印２８ａは、ｚ方向に進む計測光２８の断面を表している。
【０１３７】
なお、上記例のように、プローブユニット２００内にマウスピースやシーネ等の固定手段を設ける構成は、ＦＤ−ＯＣＴ装置に限らず、従来のＯＣＴ装置にも適用することができる。
【０１３８】
（マウスピースの変形例）
図１３は、マウスピースの変形例を示す断面図である。図１３に示すマウスピース７８は、内部に空洞を有するように、筒状に形成されている。マウスピース７８は、プローブユニット２００からの計測光２８がマウスピース７８内部の空洞に照射されるように、プローブユニット２００のハウジング４７に固定されている。マウスピース７８の側面には、計測光２８が通るための穴７８ａが設けられている。また、マウスピース７８の内部には、計測光２８を穴７８ａへ導くための対物ミラー８２ｅが設けられている。
【０１３９】
例えば、被計測体２２が歯である場合、被計測者が穴７８ａを被計測体２２である歯で覆うように噛むことで、被計測体２２とプローブユニット２００との相対位置が固定される。
【０１４０】
また、プローブユニット２００から出た計測光２８は、対物ミラー８２ｅで反射し、穴７８ａからマウスピース７８の外部にある被計測体２２へ照射される。被計測体２２で反射した計測光２８の反射成分は、穴７８ａからマウスピース７８内の空洞に入り、対物ミラー８２ｅで反射してプローブユニット２００内へ導かれる。
【０１４１】
図８に示すマウスピース７３は、歯または歯茎の唇側面に計測光２８を照射するのに適しているのに対して、図１３に示すマウスピース７８は、歯または歯茎の咬合面に計測光２８を照射するのに適している。
【０１４２】
（プローブユニットの変形例）
図１４は、本実施形態におけるプローブユニットの変形例を示す断面図である。図１４に示すプローブユニット２０３は、ハウジング４７から突出したガイド４８をさらに備える。ガイド４８の先端には、計測光２８が出入りするための窓を有する光照射部４８ａが設けられている。計測光２８が出入りするための窓は、光照射部４８ａのプローブユニット２０３側の面に設けられている。ガイド４８および光照射部４８ａは、計測光２８の進む向きを変更するための中間ミラー８１ａおよび対物ミラー８２ａを備える。
【０１４３】
レンズ２１ｂを通ってハウジング４７から出た計測光２８は、中間ミラー８１ａおよび対物ミラー８２ａで反射することにより、進む向きを１８０度変えて、光照射部４８ａの窓から出射する。図１４に示すプローブユニット２０３の構成により、例えば、歯の舌側面等の入り組んだ位置にある被計測体２２を測定することができる。
【０１４４】
また、ガイド４８の上面および下面には、マウスピース７７およびマウスピースホルダ７７ａが設けられており、例えば、被計測体２２である歯を有する被計測者が、上下の歯で、ガイド４８を挟むようにして、噛むことができる。これにより、プローブユニット２０３と、被計測体２２である歯との相対位置が固定される。
【０１４５】
（マウスピースの他の変形例）
また、プローブユニットが、マウスピース７３またはシーネコア７５ｂに固定され、歯列に沿うべく形成されたガイドに沿って移動可能な構成にすることができる。例えば、図８（ｂ）において、マウスピースホルダ７３ａおよびプローブユニット２００がマウスピース７３の形状に沿ってスライドする構造も好適である。
【０１４６】
図１５（ａ）は、マウスピースホルダ７３ａおよびプローブユニット２００がマウスピース７３の形状に沿ってスライドする構造の例を示す図である。図１５（ｂ）は、図１５（ａ）に示すマウスピースホルダ７３ａおよびマウスピース７３のｘｚ平面における断面図である。
【０１４７】
図１５（ａ）、（ｂ）に示すマウスピース７３には、ガイド溝７３ｃが形成されている。ガイド溝７３ｃは、マウスピース７３を噛む歯の歯列に沿うようにＵ字形に形成されている。プローブユニット２００には、マウスピースホルダ７３ａが固定されている。マウスピースホルダ７３ａの先端は、上部と下部に分かれており、マウスピース７３を上下に挟むことができる形状となっている。マウスピースホルダ７３ａの先端の上部と下部のそれぞれにツメ７３ｂが設けられている。ツメ７３ｂは、マウスピース７３のガイド溝７３ｃにはまる大きさである。そのため、マウスピース７３は、ツメ７３ｂによってマウスピースホルダ７３ａに固定される。
【０１４８】
マウスピースホルダ７３ａは、その先端でマウスピース７３を挟んだ状態において、その内側に空洞７３ｄができる構造となっている。マウスピースホルダ７３ａの空洞７３ｄ部分に向かって、上下から力が加わると、ツメ７３ｂがマウスピース７３を挟む力が緩む。例えば、操作者が、指でマウスピース７３の空洞７３ｄ部分を押すことによって、マウスピース７３のマウスピースホルダ７３ａに対する固定が緩和される。固定が緩和されると、操作者は、ガイド溝７３ｃに沿ってマウスピースホルダ７３ａを動かすことができるようになる。操作者が指を離すと、ツメ７３ｂはガイド溝７３ｃに深く嵌まるので、マウスピース７３は、マウスピースホルダ７３ａに固定される。
【０１４９】
上記構成により、マウスピースホルダ７３ａおよびプローブユニット２００がマウスピース７３のガイド溝７３ｃに沿ってスライドすることができる。その結果、マウスピース７３を噛む歯列において複数の歯の計測が可能となる。
【０１５０】
また、図１６に示すように、マウスピースホルダ７３ａを、直角に曲げた形状にすることもできる。この場合、図示しないが、プローブユニット２００に、図１４に示したような、ミラー８１ａを有するガイド４８が設けられることが好ましい。これにより、プローブユニット２００から出た計測光の光軸を９０度曲げることができる。その結果、例えば、口腔の開口部からプローブユニット２００を侵入させ、計測光を臼歯部に斜めにあてることができる。
【０１５１】
（スペーサを固定部材に用いる例）
プローブユニット２００と被計測体を固定する固定部材として、マウスピースやシーネの他に、例えば、スペーサを用いることができる。図１７（ａ）は、スペーサを固定部材に用いた場合のプローブユニット２００の断面図である。図１７（ａ）に示す例では、スペーサ２１１がプローブユニット２００に固定されている。スペーサ２１１の先端は、被計測体２２に接するための面が形成されている。スペーサ２１１の長さは、レンズ２１ｂの焦点距離に応じて決定される。すなわち、スペーサ２１１が被計測体２２に接した状態で、レンズ２１ｂによって集光される計測光２８の焦点が被計測体２２の表面または内部にくるように、前記スペーサ２１１の長さが決められる。
【０１５２】
上記のマウスピースを固定部材とした場合、被計測体２２である上下の歯でマウスピースを噛んだ状態で固定されるので、より安定して固定できる反面、一旦固定するとプローブユニット２００の計測位置を変えるのに手間がかかる。これに対して、スペーサ２１１を固定部材として用いる場合は、スペーサ２１１が被計測体２２に接することでプローブユニット２００の位置が固定されるので、プローブユニット２００の計測位置を変えやすくなる。すなわち、操作者は、プローブユニット２００の計測位置を自由に操作でき、かつ、計測時にはその計測位置を固定することができる。
【０１５３】
図１７（ｂ）は、スペーサを備えるプローブユニットの変形例を示す断面図である。図
１７（ｂ）に示すプローブユニット２０３は、図１４に示したプローブユニット２０３と同じである。図１７（ｂ）に示すプローブユニット２０３には、マウスピースホルダ７７ａおよびマウスピース７７の替わりに、スペーサ２１１が設けられている。被計測体２２をスペーサ２１１の一部に当てることにより、プローブユニット２０３の被計測体２２に対する位置と方向を固定することができる。
【０１５４】
図１８（ａ）および（ｂ）は、スペーサを備えるプローブユニットの変形例を示す図である。図１８（ａ）に示すプローブユニット２０６は、光ファイバ１８からの計測光を被計測体２２へ導くためのレンズ２１ａ、２１ｂを備える。また、プローブユニット２０６には、計測光２８を出射するための窓２０６ａが設けられている。窓２０６ａが設けられた面には、スペーサ２１１が固定されている。
【０１５５】
図１８（ａ）に示すプローブユニット２０６において、ファイバ１８から出た計測光２８は、レンズ２１ａでコリメートされ、レンズ２１ｂで集光され、被計測体２２へ導かれる。スペーサ２１１の計測光２８の光軸方向における長さは、レンズ２１ｂの焦点距離に応じて決められる。すなわち、スペーサ２１１が被計測体２２に接した状態で、被計測体２２の内部にレンズ２１ｂの焦点が来るように、スペーサ２１１の長さが決められる。
【０１５６】
図１８（ａ）に示すプローブユニット２０６は、計測光を、ｘ軸方向またはｙ軸方向の走査する手段を有していない。操作者は、プローブユニット２０６を手で持った状態でｘ軸方向またはｙ軸方向に移動させることで走査することができる。この場合、操作者は、スペーサ２１１が被計測体２２に接した状態でプローブユニット２０６を移動させることにより、被計測体２２とプローブユニット２０６との距離を一定に保ったまま走査することができる。これにより、操作者が手に持って被計測体２２に対してフリーにかざすタイプのプローブユニットにおいて、高解像度・高到達度（計測光を到達させ反射光を捕らえられる最大深さ）の測定が可能になる。
【０１５７】
図１８（ｂ）に示すプローブユニット２０７は、レンズ２１ａ、２１ｂおよび計測光２８の光軸の方向を９０度変更するミラー８３を備える。プローブユニット２０７には、ミラー８３によって光軸が変更された計測光２８を出射するための窓２０７ａが設けられている。窓２０７ａが設けられた面には、スペーサ２１１が固定されている。
【０１５８】
図１８（ｂ）に示すプローブユニット２０７において、ファイバ１８から出た計測光２８は、レンズ２１ａでコリメートされ、ミラー８３で反射した後、レンズ２１ｂで集光され、被計測体２２へ導かれる。スペーサ２１１が被計測体２２に接した状態で、被計測体２２の内部にレンズ２１ｂの焦点が来るように、スペーサ２１１の長さが決められる。
【０１５９】
（回転体を備えるプローブユニットの例）
図１９は、本実施形態におけるプローブユニットの他の変形例を示すｘｚ平面における断面図である。図１９に示すプローブユニット２０４のハウジング４７１は、ｙｚ平面における断面が円形である円筒形に形成されている。プローブユニット２０４には、回転体１３１が取り付けられている。
【０１６０】
回転体１３１も、ｙｚ平面における断面が円形である円筒形である。回転体１３１の先端部は、ドーム形状で塞がれている。回転体１３１のハウジング側端部の内径に沿って、円筒形の回転体保持具１５４が設けられている。回転体保持具１５４の一部は、回転体１３１の内部から突出しており、この突出している部分とハウジング４７１との間にベアリング１５３が設けられている。これにより、回転体１３１は、円筒の中心軸の方向を回転軸として回転可能となっている。
【０１６１】
回転体１３１のハウジング側端部の外径に沿ってモータ回転子１５１が設けられている。ハウジング４７１の内径であって、このモータ回転子１５１に対応する部分には、モータ固定子１５２が埋込まれている。これらのモータ回転子１５１およびモータ固定子１５２が、回転体１３１を回転させる駆動部である。
【０１６２】
ハウジング４７１の光ファイバ保持部４７１ａで保持された光ファイバ１８は、回転体１３１の内部に、回転体の回転軸方向に導かれている。光ファイバ１８の先端部には、光ファイバ１８から出る計測光２８を平行光にコリメートするレンズ２１ｃが設けられている。レンズ２１ｃは、レンズホルダ２１０ｃによって回転体１３１内部に固定されている。
【０１６３】
また、回転体１３１の内部には、対物ミラー８２ｂが設けられている。対物ミラー８２は、光ファイバ１８から出射した計測光２８の光路を、回転体１３１の回転軸方向から、回転軸と一定の角度を有する方向へ変える。
【０１６４】
回転体１３１の側面には、対物ミラー８２ｂで光路の方向が変えられた計測光２８を回転体１３１の内部から外部へ照射するための照射口１３１ａが設けられている。照射口１３１ａには、レンズ２１ｄが設けられている。
【０１６５】
上記の構成により、光ファイバ１８から出射し、回転体１３１の回転軸方向へ進む計測光２８は、対物ミラー８２ｂで反射して、回転軸方向と一定の角度を有する方向へ進む向きを変える。進む向きを変えた計測光２８は、照射口１３１ａのレンズ２１ｄを通って、回転体１３１の外へ出て、被計測体２２に集光される。
【０１６６】
また、被計測体２２で反射した計測光２８の反射成分は、照射口１３１ａからレンズ２１ｄを通って回転体１３１内部へ入る。照射口１３１ａから回転体１３１へ入った計測光２８の反射成分は、対物ミラー８２ｂで反射して、進む向きを回転体１３１の回転軸方向へ変える。進む向きを変えた計測光２８の反射成分は、レンズ２１ｃで集光され光ファイバ１８へ入射し、ＯＣＴユニット１００へ導かれる。
【０１６７】
回転体１３１が、モータ回転子１５１およびモータ固定子１５２によって、回転させられると、照射口１３１ａから照射される計測光２８は、その回転方向へ移動する。その結果、計測光２８は、被計測体２２のｙ軸方向へ走査される。
【０１６８】
なお、回転体１３１内に、例えば、対物ミラー８２ｂを、ｙ軸方向を回転軸として回転させるアクチュエータが設けられてもよい。対物ミラー８２ｂを回転させることで、対物ミラー８２ｂから被計測体２２へ向かう計測光２８の光軸と、回転体１３１の回転軸との角度を変化させることができる。前記アクチュエータが対物ミラー８２ｂを、ｙ軸方向を回転軸として回転させることにより、被計測体２２において、計測光２８をｘ軸方向へ走査することができる。
【０１６９】
なお、ｘ軸方向への走査手段は上記の方法に限られない。例えば、回転体１３１は、対物ミラー８２ｂまたはレンズ２１ｃを回転体１３１の回転軸方向へ平行移動させるアクチュエータを備えてもよい。
【０１７０】
図１９に示すプローブユニット２０４によれば、被計測体２２が、例えば、顎口腔領域の組織ように、狭い場所に存在する場合でも、回転体１３１を使って被計測体２２を測定することができる。
【０１７１】
（回転体の変形例）
図２０は、回転体の変形例を示す断面図である。図２０に示す回転体１３２は、可撓性のある材料で形成されている。そのため、回転体１３２の回転軸を曲げて、計測光２８を照射する方向を調節できるようになっている。また、回転体１３２の回転軸方向の長さは、図１９に示す回転体１３１に比べて長いことが好ましい。
【０１７２】
回転体１３２の照射口１３２ａ付近には、回転体１３２の外周を覆う円筒状のスリーブ１６１が設けられている。スリーブ１６１と回転体１３２との間にはベアリング１６２が設けられている。これにより、回転体１３２が回転しても、その回転運動はスリープ１６１に伝わらない。したがって、スリーブ１６１を固定することによって、回転体１３２は、その曲がり具合および位置が保たれた状態で回転することが可能になる。その結果、回転体１３２と被計測体２２との相対位置を固定した状態で、被計測体２２を計測することが可能となる。
【０１７３】
例えば、操作者がスリーブ１６１を手に持って回転体１３２を適切な位置に保持した状態で、被計測体２２を計測することができる。また、スリーブ１６１を据え置きの台やポール、または診療台に固定された多関節アームの先端に固定された状態で、被計測体２２を計測することができる。
【０１７４】
図２０に示す回転体１３２によれば、被計測体２２の計測対象部分に合わせて、計測光２８を照射する向きおよび位置を柔軟に変えることができるとともに、計測時には、回転体１３２と被計測体２２との相対位置を固定することが可能となる。したがって、被計測体２２が、例えば、顎口腔領域の組織ような複雑な形状をした物である場合に、本変形にかかる回転体１３２を備えるプローブユニット２０５は有効に活用されうる。
【０１７５】
（スリーブの変形例）
図２１は、スリーブの変形例を示す断面図である。図２１に示すスリーブ１６３は、回転体１３２の照射口１３２ａおよび先端部を全て覆うように回転体１３２の外周に設けられている。スリーブ１６３は回転体１３２の外周を覆う円筒であって、その先端部は、ドーム形状で塞がれている。スリーブ１６３と回転体１３２との間には、ベアリング１６２が設けられている。そのため、スリーブ１６３は、回転体１３２が回転しても、それに連動して回転しない。
【０１７６】
また、スリーブ１６３の側面であって、回転体１３２の照射口１３２ａに対応する部分には、計測光２８が通るための２つの窓１６３ａ、１６３ｂが互いに対向する位置に形成されている。被計測体２２が窓１６３ａまたは窓１６３ｂを覆うようにスリーブ１６３に接することにより、被計測体２２と回転体１３２との相対位置関係が固定される。
【０１７７】
例えば、被計測体２２が被計測者の口腔内の歯または顎提（歯が抜けた状態での歯茎部分）である場合、被計測者が、スリーブ１６３を、被計測体２２である上下顎歯列または顎堤で、窓１６３ａおよび窓１６３ｂを覆うように噛むことで、回転体１３２と被計測体２２との相対位置を固定することができる。その際、回転体１３２は、被計測体２２との相対位置が固定された状態で回転することができるので、計測光２８を被計測体２２上でｙ方向について安定して走査させることができる。
【０１７８】
なお、スリーブ１６３は、回転体１３２の全体を覆うように設けられても良い。その場合、スリーブ１６３の根元は、ハウジング４７１に固定されることが好ましい。また、その場合、スリーブ１６３は、回転体１３２と同様に、可撓性を有する材料で形成されることが好ましい。
【０１７９】
また、上記の回転体１３１、１３２およびスリーブ１６１、１６３は、円筒形である場合について例示したが、これらの形状は円筒形これに限定されない。例えば、これらの形状を角柱等にすることができる。
【０１８０】
本実施形態ではプローブユニット２００、２０３、２０４、２０５は、可撓性の光ファイバ１８を通してＯＣＴユニット１００と接続されており、ハンズフリーな構成としている。この構成に替えて、例えば、プローブユニット２００が、据え置きの台やポールもしくは診療台に固定される構成であってもよい。この場合、被計測者（患者）が固定されたプローブユニット２００のマウスピース７３を噛むことにより、プローブユニット２００と被計測体２２である歯との相対位置が固定される。また、この場合には計測光２８は必ずしも光ファイバ１８でＯＣＴユニット１００とプローブユニット２００間を導光される必要はなく、空中を導光されても良い。すなわち、実施の形態２で後述するように、ファイバカップラ１９の代わりにビームスプリッタが用いられてもよい。この場合は、シリンドリカルレンズを用いて、Ｘ軸方向またはＹ軸方向の機械的操作を省略することが好ましい。
【０１８１】
また、プローブユニット２００は据え置きの台、ポールもしくは診療台に固定された多関節アームの先端に固定されていても良い。この場合には計測光は光ファイバ１８でＯＣＴユニット１００とプローブユニット２００間を導光される。
【０１８２】
（実施の形態２）
図２２は、実施の形態２におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。図２２において、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。
【０１８３】
図２２に示すＦＤ−ＯＣＴ装置が図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と異なる点は、シリンドリカルレンズ３３が設けられている点と、ファイバカップラ１９の代わりにビームスプリッタ３４が用いられている点と、ｙ軸方向の走査を行うガルバノミラーが設けられていない点と、光検出器４２が２次元の光検出器である点である。
【０１８４】
実施の形態１においては、ｙ軸方向の走査方法として、ガルバノミラー２０ｂを駆動させる方法を用いていたが、本実施の形態においては、ガルバノミラー２０ｂによるｙ軸方向の走査に替えて、シリンドリカルレンズ３３によるｙ軸方向への光拡張を採用している。
【０１８５】
シリンドリカルレンズ３３は、レンズとして機能する方向と光軸を含む平面内での断面は通常のレンズであり、この断面形状はレンズとして機能しない方向における位置によらず同一である。シリンドリカルレンズ３３は、レンズとして機能する方向が、ｙ方向となる様に配置する。つまり、シリンドリカルレンズ３３によってｙ方向に広げられた光が被計測体２２のｙ方向に分布照射される（シリンドリカルレンズ３３上のｙ方向と被計測体２２のｙ方向は、光学的に同一な方向であり、必ずしも空間的に同一の方向ではない）。シリンドリカルレンズ３３がｙ方向光拡張手段になっている。計測光の断面は、ｙ軸方向に沿う線状となる。
【０１８６】
なお、シリンドリカルレンズ３３と同様の機能を、シリンドリカルミラーを用いて実現することもできる。
【０１８７】
計測光はｙ軸方向に空間的に拡張された光であるために、この光を光ファイバで導光する場合には、この光ファイバ１８は、断面を１次元線上に束ねた光ファイバ、または断面を２次元円形に束ねた光ファイバであることが必要となる。なお、図２２に示すＦＤ−ＯＣＴ装置では、計測光２８および参照光２９を光ファイバで導いかれているが、必ずしも光ファイバを用いる必要はない。すなわち、ＦＤ−ＯＣＴ装置は、計測光２８および参照光２９を、光ファイバを用いずに空間伝播させる構造であってもよい。
【０１８８】
前記計測光２８は、被計測体２２のｙ軸方向に分布照射されるので、ｙ軸方向に機械的走査をしなくても、被計測体２２のｙ軸方向の断面を２次元の光検出器４２で得ることができる。そのため、ガルバノミラー２０ａがｘ軸方向に走査を行うだけで、被計測体２２の３次元的立体構造を得ることができる。
【０１８９】
その結果、装置が、簡単かつ安価になり、歯科測定に適用できるＦＤ−ＯＣＴ装置が得られる。
【０１９０】
なお、本実施に形態にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置は、歯科用に好ましく用いられるが、歯科測定に限られず、他の分野の測定に用いることもできる。また、本実施の形態においては、ＦＤ−ＯＣＴ装置について説明を行ったが、必ずしもＦＤ−ＯＣＴ装置である必要はなく、従来のＯＣＴ装置でもよい。
【０１９１】
（実施の形態３）
図２３は、実施の形態３におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。図２３において、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。
【０１９２】
図２３に示すＦＤ−ＯＣＴ装置が図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と異なる点は、光源光偏光操作器３５、参照光偏光操作器３６、干渉光偏光操作器３７が設けられている点である。
【０１９３】
図２４（ａ）は、光源光偏光操作器３５の構成を示す概略図である。図２４（ａ）において、偏光子６７は、特定の偏光成分のみを通過させる部材であり、１／２波長板６８は、通過光の波長を１／２波長だけずらす部材であり、１／４波長板６９は通過光の波長を１／４波長だけずらす部材である。偏光子６７によりまず、光源光または計測光２８に基本偏光特性が与えられる。さらに１／２波長板６８、１／４波長板６９を光軸まわりに適切な角度で回転させることにより、偏光の方向を操作することができる。これらの波長板６８、６９を使うことで、光源光または計測光の偏光状態を任意に設定することができる。
【０１９４】
図２４（ｂ）は、参照光偏光操作器３６または、干渉光偏光操作器３７の構成を示す概略図である。これらは、１／２波長板７０および１／４波長板７１により構成され、これらの角度を調整することにより、反射光の偏光状態を調べることが出来る。
【０１９５】
一般に光の偏光状態は４成分のベクトル（４次元ベクトル）Ｓｉで表すことが出来る。ある偏光状態にある光が物体に入射した場合にその透過光、反射光はその物体との相互作用により偏光状態が変化する。つまり、反射光の偏光状態を表す４次元ベクトルＳ０は、入射光の偏光状態を表す４次元ベクトルＳｉとは異なるものとなる。従って、物体の「偏光状態を変化させる特性（例えば、複屈折特性）」は４×４のマトリクスＭ（ミュラー行列）で表現することが出来る。つまり、ベクトルＳｉで表される偏光状態を持つ光をマトリクスＭで表される複屈折特性を持つ物質に入射したとき、その物質から出てくる光の偏光状態を表すベクトルＳ０は、Ｓ０＝Ｍ×Ｓｉによって求められる。
【０１９６】
そこで、ある物質の複屈折特性を表すマトリクスＭを測定するためには、任意の４つのベクトルで表される偏光状態を持つ光に物質を通過させ、通過後の光の４つのベクトル成分を検出すればよい。物体の各計測点でこのミュラーマトリクスが計測できる。
【０１９７】
本実施の形態においては、計測光が少なくとも４種類の独立した偏光状態になる様に計測光路にある光源光偏光操作器３５を操作し、参照光偏光操作器３６または干渉光偏光操作器３７を操作して、これらの偏光状態である４つのベクトル成分による干渉光を観測する様にすれば、これらの関係から１６種類のミュラー行列画像が得られる。これは被写体の断層画像各部の「偏光状態を変化させる特性＝被写体固有の特性」を表す画像となる。
【０１９８】
なお、参照光偏光操作器３６、干渉光偏光操作器３７は、必要に応じていずれか一つだけ設けてもよい。
【０１９９】
口腔組織を含む生体組織はそれぞれ特有の偏光特性や複屈折特性を持っているので、本実施の形態によれば、歯芽や歯周組織の複屈折特性を検出できる。特にコラーゲンは大きな複屈折特性を持ち、例えばコラーゲンを含まないエナメル質と、コラーゲンを多量に含む象牙質の弁別観察が可能となる。また、口腔組織各部の固有の偏光特性や複屈折特性を反映した１６種類の画像を取得可能であり、正常組織の弁別のみならず、う蝕やうっ血等の病変組織の可視化も可能となる。
【０２００】
なお、本実施の形態は、図１に示すＦＤ−ＣＯＴ装置に偏光操作器を設ける場合の例について説明したが、本発明は、これに限られない。例えば、図２２に示す実施の形態２におけるＦＤ−ＯＣＴ装置にも適用することができる。
【０２０１】
（実施の形態４）
図２５は、本実施の形態における光源の構成を示す図である。本実施の形態における光源は、ＯＣＴ装置に用いられる。例えば、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置の光源１５は、１台の単一波長光源である。これに対し、本実施の形態においては、光源１５の代わりに、２以上の互いに異なる波長の光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃを備える。光源５６ａは、例えば、８３０ｎｍを中心波長とする光源、光源５６ｂは、例えば、１３００ｎｍを中心とする光源、５６ｃは、例えば、１６００ｎｍを中心とする光源である。光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃは、例えば、チューナブルＬＤ（Ｌａｓｅｒ Ｄｉｏｄｅ）であってもよい。光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃのうちＯＣＴ装置によって計測に使用される光源は、回転ミラー５７の駆動によって、切り替えられる。すなわち、回転ミラー５７の特定の角度に対応する位置に光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃが配置される。回転ミラー５７としてガルバノミラーを用いることができる。
【０２０２】
ところで、口腔組織、口腔病変組織または口腔補綴物においては、光の吸収係数、透過係数、反射係数の波長依存性が様々である。例えば、８００ｎｍの付近の波長の光においては、セメント質や歯槽骨の透過係数が高く、エナメル質や象牙質の反射係数が比較的大きい。また、歯肉等の軟組織は、波長が１３００ｎｍ付近や１５００ｎｍ付近の光の透過性が高いので、このような光を光源に使用することは、歯肉下の歯槽骨やさらにその深部の歯芽光組織の観察に最適である。また、う蝕組織においては可視光領域での蛍光特性が正常組織と異なるので、該蛍光の波長に合わせた光源を使用する必要がある。したがって、従来の単一波長の光源を用いたＯＣＴ装置では、口腔組織の全ての構造を可視化することは困難であった。
【０２０３】
本実施の形態におけるＯＣＴ装置は、２以上の互いに異なる波長の光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃを備えるので、光源の波長を適切に選択することにより、例えば、口腔組織・口腔病変組織等のように様々な光の吸収係数、透過係数、反射係数を持つ物質の微細構造を可視化できる。例えば、１３００ｎｍ〜１５００ｎｍ付近の長波長の光は、８００ｎｍ付近短波長の光に比べて散乱しにくい反面、水に吸収されやすい。したがって、１３００ｎｍ〜１５００ｎｍ付近の長波長の光は、歯牙、歯槽骨等の硬い組織の計測に好適に用いられる。
【０２０４】
実施の形態４におけるＯＣＴ装置において、以上に説明した部分以外の部分は、実施の形態１〜３にかかるＯＣＴ装置または従来のＯＣＴ装置を適用することができる。また、光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃは、上記例の例えば、チューナブルＬＤ（Ｌａｓｅｒ Ｄｉｏｄｅ）に限られない。例えば、光源５６ａ、５６ｂ、５６ｃは、波長８００ｎｍ〜１６０００ｎｍの範囲にあるスーパールミネッセントダイオードであってもよい。
【０２０５】
（実施の形態５）
図２６は、実施の形態５におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。図２６において、図２２に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。なお、本実施の形態は、図２２に示すＦＤ−ＯＣＴ装置だけでなく、実施の形態１〜３にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置、または従来のＯＣＴ装置に適用することができる。
【０２０６】
図２６に示すＦＤ−ＯＣＴ装置が図２２に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と異なる点は、パイロット光源５９およびハーフミラー５８、６０が設けられている点と、光検出器４２の替わりにＣＣＤカメラ２６が設けられている点である。
【０２０７】
パイロット光源５９は、被計測体２２に投影するパイロット光を照射するために設けられている。パイロット光とは、ＯＣＴ装置を使用して計測を行う操作者が、撮影部位、撮影範囲を撮影中または撮影前後に確認するために撮影範囲に照射される光である。パイロット光源５９から照射されるパイロット光は、可視光であることが好ましい。
【０２０８】
パイロット光源５９から出たパイロット光は、ハーフミラー５８によって、光源１５から出た光源光と同一光軸上に導かれる。パイロット光は、光源光、計測光とともに被計測体２２に投影される。この投影は目視観測可能であり、計測光と同じ場所が照射されるので、操作者は計測範囲を認識することができる。
【０２０９】
パイロット光の光軸に垂直な面における断面は点状であっても線状であってもよい。断面が点状のパイロット光であれば、パイロット光は、その光軸を計測光の中心光軸上に配置されることが好ましい。断面が線状のパイロット光であれば、パイロット光の前記断面は、計測光２８のｙ軸方向に沿うように配置されることが好ましい。図２６に示すＯＣＴ装置は、シリンドリカルレンズ３３を採用した形態であるので、パイロット光は、シリンドリカルレンズ３３を通ることにより断面線状となって被計測体２２に照射される。
【０２１０】
被計測体２２で反射したパイロット光は、計測光２８の反射成分とともに再びビームスプリッタ３４を経て、干渉光とともにＣＣＤカメラ２６へ照射される。干渉光およびパイロット光はＣＣＤカメラ２６で検出される。
【０２１１】
ＣＣＤカメラ２６は、２次元撮像装置としての可視光に感度帯域のある２Ｄ−ＣＣＤカメラと、シリンドリカルレンズを採用したＦＤ−ＯＣＴに使用する２次元光検出器としての２Ｄ−ＣＣＤカメラとを兼用することが好ましい。これにより、ＣＣＤカメラ２６によりＦＤ−ＯＣＴによる干渉分光画像とともに歯の可視光画像が得られる。
【０２１２】
また、２次元撮像装置として可視光に感度帯域のある２Ｄ−ＣＣＤカメラをＣＣＤカメラ２６とは別に設けて、計測光軸上からハーフミラー６０等を使って、可視光に感度帯域のある２Ｄ−ＣＣＤカメラにパイロット光を導くことによって、被計測体２２の可視光像を得ることもできる。なお、可視光に感度帯域のある２Ｄ−ＣＣＤカメラは、３００ｎｍ〜３０００ｎｍに感度帯域のある２次元撮像装置を用いることができる。
【０２１３】
なお、光ファイバ１８は画像を伝送可能なイメージファイバで構成することが好ましい。
【０２１４】
また、計算機２７において、パイロット光による計測部位の画像をモニターすることができる。また、さらにパイロット光による計測部位の可視光像を断層計測画像と同期記録することをもできる。
【０２１５】
（実施の形態６）
図２７は、本実施の形態におけるＯＣＴ装置の参照ミラー付近の構成を示す図である。本実施の形態におけるＯＣＴ装置においては、参照光路上に位相変調素子を挿入すること、または参照ミラーを光軸方向に移動させることにより、参照光の位相が変化する。図２７（ａ）は、参照光路上に位相変調素子を挿入する場合の装置の構成例を示す図である。図２７（ａ）においては、参照ミラー２４の前に位相変調素子６２が挿入されている。位相変調素子６２は、電気的な駆動信号により駆動する。位相変調素子６２として、例えばラピッドスキャニングオプティカルディレイライン(ＲＳＯＤ)、音響光学素子、電気光学素子等が好ましく用いられる。
【０２１６】
図２７（ｂ）は、参照ミラーを光軸方向に移動させることにより、参照光の位相を変化させる場合の装置の構成例を示す図である。図２７（ｂ）においては、参照ミラー２４に圧電素子６３が設けられている。圧電素子６３は、電気的な駆動信号により駆動する。圧電素子６３が参照光の光軸方向に振動することにより、参照ミラー２４が参照光の光軸方向と同じ方向に振動させられる。その結果、参照光の位相が変化させられる。
【０２１７】
本実施形態によれば、位相変調素子６２もしくは圧電素子６３により、参照光の位相を変化させることができるので、参照光の位相を、例えば９０度ずつずらした５セットの回折分光干渉光強度分布を得ることができる。この回折分光干渉光強度分布を用いて、被計測体の奥行き方向（ｚ軸方向）の形状を計測すると、奥行き方向の計測レンジを２倍に広げることができる。以下にその原理を詳細に説明する。
【０２１８】
一般に、ＦＤ−ＯＣＴの計測範囲は原理的には回折素子と対物レンズおよびＣＣＤカメラの分解能により決定され、その結果奥行き方向の計測範囲が決定される。ＦＤ−ＯＣＴではＣＣＤにより得られた回折素子のξ軸上の光強度分布（１次元または２次元）をコンピュータによりフーリエ変換またはフーリエ逆変換して時間ｔ軸上の分布に変換（つまり、被計測体の奥行きｚ軸上の反射特性分布に変換）する。この場合、光強度分布はパワースペクトルなので、フーリエ逆変換の結果は、参照光の自己相関と、参照光およびｚ方向物体反射光の相互相関の複素共役信号が、奥行きｚ軸方向の分布に基本的な被写体に無関係に装置の欠陥により生じた像（アーティファクト）として重畳してしまう。このため、回折素子上の回折分光干渉像の計測が光強度分布だけではなく光の位相の分布をも計測できたと仮定して、完全な複素フーリエ逆変換を行った場合に比べて奥行き方向の計測レンジが半分になってしまう。
【０２１９】
回折分光干渉光の位相を直接計測することは、現象があまりにも高速（光の波長を光の速度で割った数フェムト秒以下の現象）であるためにこれを検出できる高速の光検出器は存在しない。そこで、時間的位相現象の代わりに空間的位相に変調を与えて、等価的に回折分光干渉光の位相を間接計測する。すなわち、位相変調素子６２もしくは圧電素子６３により、参照光の位相を例えば９０度ずつずらした５セットの回折分光干渉光強度分布を得ることができる。この回折分光干渉光強度分布を、計算機２７において、複素フーリエ逆変換することで、参照光の自己相関と、参照光およびｚ方向被計測体反射光（計測光の反射成分）の相互相関の複素共役信号によるアーティファクトを除去し、ＦＤ−ＯＣＴ本来の奥行き方向の計測範囲が実現される。
【０２２０】
また、位相変調の周波数を適切に選んで、ＣＣＤの検出信号を同期検波することで、ノイズを除去して分解能を向上し、さらに計測範囲を広げることもできる。
【０２２１】
本実施形態におけるＯＣＴ装置は、以上に説明した部分以外の部分は、実施の形態１〜３にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置または従来のＯＣＴ装置を適用することができる。
【０２２２】
（実施の形態７）
図２８は、実施の形態７におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。図２８において、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。なお、本実施の形態は、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置だけでなく、実施の形態１〜３にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置、または従来のＯＣＴ装置に適用することができる。
【０２２３】
図２８に示すＦＤ−ＯＣＴ装置が図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と異なる点は、計算機２７と光源１５との間に電気的変調器６４が設けられている点である。
【０２２４】
計算機２７は、電気的変調器６４へＯＮ／ＯＦＦ信号と共に光量変調信号を送る。電気的変調器６４は、光源１５に対して、光量変調信号に基づく光量制御信号を送る。光源１５の出力光量は、電気的変調器６４から出力される光量制御信号によって制御される。
【０２２５】
光検出器４１で検出されたデータは、光量変調信号に従って計算機２７において復調される。この変調・復調により、検出されたデータのＳ／Ｎ比が向上する。
【０２２６】
変調および復調の方式は、例えば、ＡＭ変調、ＦＭ変調とすることができる。また、電気的変調器６４の代わりに光源１５から照射される光の光路上に、光変調器を設けても良い。また、計測光２８の反射成分（物体反射光）の光路上または参照光２９の光路上に、光変調器を設けても良い。また、被計測体２２および参照ミラー２４の位置に同期した変調を掛ける変調器を設けてもよい。
【０２２７】
一般に、ＯＣＴ装置の計測範囲は、ノイズの影響により狭められる。つまり、計測光は被計測体２２に入るに従って減衰するので、ｚ方向物体反射光は被計測体深部になればなるほどノイズに埋もれてしまう。このことによって、奥行き方向の計測範囲は狭まる。
【０２２８】
本実施の形態によれば、光源光、計測光または参照光に変調が掛けられ、検出信号が検波されるので、Ｓ／Ｎ比が改善し、計測可能範囲が広がる。
【０２２９】
（実施の形態８）
図２９は、実施の形態８におけるＦＤ−ＯＣＴ装置の構成の一例を表す図である。図２９において、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と同じ部分には、同じ番号を付し、その説明を省略する。なお、本実施の形態は、図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置だけでなく、実施の形態１〜３にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置、または従来のＯＣＴ装置に適用することができる。
【０２３０】
図２９に示すＦＤ−ＯＣＴ装置が図１に示すＦＤ−ＯＣＴ装置と異なる点は、参照光２９の光路上に非線形光学素子６５が設けられている点およびフィルタ６６が設けられている点である。非線形光学素子６５は、光の振動波形に高調波を生じさせる光学素子であり、例えば、ベータバリウムボーレイトであることが好ましい。
【０２３１】
また、ファイバカップラ１９通過後の干渉光の光路上に光源光の波長成分をカットし、光源光の２分の１波長の波長成分を通過させるフィルタ６６が設けられている。
【０２３２】
一般に、生体は多かれ少なかれ蛍光を発生し、その多くが２次高調波蛍光である。特に歯芽組織においては、う蝕等の病変により、この蛍光特性が変化するものが多い。
【０２３３】
本実施の形態によれば、非線形光学素子６５を参照光上に設けることにより、参照光２９の振動波形に高調波が生じる。この参照高調波の中の２次高調波成分と計測光２８の反射成分（ｚ方向物体反射光）の２次高調波成分をファイバカップラ１９で干渉させる。その結果、被計測体２２の蛍光特性をより鮮明に検出することができる。その結果、例えば、う蝕等の病変の断層画像弁別性が向上する。
【０２３４】
以下のその原理を詳しく説明する。
【０２３５】
生体は２光子吸収による２次高調波蛍光特性が顕著である。これは、生体構成原子に束縛された電子が計測光の光子２個分に相当するエネルギーを受けて高いポテンシャルエネルギー準位に跳躍し、そこからまた、元の準位に戻るときに発光する蛍光のことである。２次高調波蛍光のポテンシャルエネルギー準位は生体の場合、ほぼ連続的なバンドに近く、ほとんどの波長帯域に準位が存在する。さらにこの２次高調波蛍光に特徴的なのは、入射した計測光と同期した蛍光を発生する、つまりＯＣＴ装置としてのコヒーレント性が保持されているということである。この２次高調波蛍光が被計測体２２内部から発光し、その一部がｚ方向物体反射光（計測光２８の反射成分）となって戻ってくる。一方で、参照光２９の経路上に非線形光学素子６５が設けられているので、参照光２９の振動波形に高調波が生じる。この参照光２９とｚ方向物体反射光（計測光２８の反射成分）との干渉光を計測することで、被計測体２２内部の蛍光特性を検出することができる。したがって、例えば、蛍光特性の変化を伴うう蝕等の病変に診断に有効である。
【０２３６】
（実施の形態９）
実施の形態９におけるＯＣＴ装置は、以下に説明する部分以外の部分は、実施の形態１〜３にかかるＦＤ−ＯＣＴ装置または従来のＯＣＴ装置を適用することができるので、その説明を省略する。
【０２３７】
ＯＣＴ装置においては、計測により得られた画像が、例えば、計算機２７に備えられた表示部２７ａ等により表示される。しかしながら、ＯＣＴのＯＣＴの断層画像はそのまま表示したのではいくつかの違和感のある画像となる。本実施の形態におけるＯＣＴ装置では、以下のような表示を行うことによって、見やすい画像が提供される。
【０２３８】
被計測体の画像を表示する際に、計測光が被計測体に入射し到達した部分である光透過部と被計測体深部の計測光非到達部を弁別可能なように表示することが好ましい。
【０２３９】
また、ＯＣＴ装置におけるワンショットでの計測範囲は、歯の大きさに比べて小さく、１枚の画像だけではどこをどの方角から撮影したものかの判別が困難である。そのため、複数の画像を合成したものを表示することが好ましい。
【０２４０】
また、ＯＣＴの画像における被計測体の奥行き方向（ｚ軸方向）の距離は光学的距離であり、実際の距離ではない。そのため、光学距離を空間距離に補正したものを表示することが好ましい。
【０２４１】
また、ｚ方向的に被写体表面から深くなればなるほど、計測光量が減じるのでｚ方向物体反射光量も減じる結果、画像表示上「暗い」＝「反射の少ない」画像部分となる。そのため、奥行き方向を光学的距離または反射量積分値に基づいて濃淡補正をしたものを表示することが好ましい。
【０２４２】
また、通常のＰＣのモニタ画面上に表示した場合、特に拡大表示を行った場合には、ＰＣモニタの画面上の解像度にくらべ、計測解像度の方が荒く、点表示または点密度表示または荒い階調表示になってしまう。そのため、点密度による濃淡表示をべた表示に修正したものを表示することが好ましい。
【０２４３】
また、あくまで計測で得られる画像は、物体の断層画像なので、空間的な位置・方向が把握しにくい。そのため、パイロットモニタ画像上に断層像を立体表示することが好ましい。また、操作者が任意に表示断面を選択できるユーザインターフェースを備えることが好ましい。
【０２４４】
また、撮影画像には、ノイズが含まれている場合がある。そのため、複数の断層画像をまたは複数の画像を積分平均して時間的なノイズ除去を行うことによって、空間的分解能を向上させたものを表示することが好ましい。また、縦方向（ｘ方向）走査による複数の断層画像を積分平均してｘ方向の空間的なノイズ除去を行ったものを表示してもよい。さらに、複数の断層画像を積分平均してｘおよび／またはｙ方向のノイズを除去したものを表示してもよい。
【０２４５】
また、口腔内カメラの画像と組み合わせてＯＣＴ装置で撮影、表示することもできる。
【０２４６】
なお、上記実施の形態を説明するために参照した図１〜１６において、図中に表したものや焦点距離の大きさおよび長さの比率は、実物の比率を厳密に表しているものではない。
【０２４７】
以上述べてきたように、本発明にかかる歯科用ＯＣＴ装置は、歯牙組織または歯周組織または歯科補綴物である被計測体の表面のみならず、内部の情報を、光を用いて取得し、表示しようとするものである。すなわち、本発明は、被計測体各部における測定分解能スケールの微小部位の歯科学的特性データを取得し、解析し、表示する歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置に関するものである。
【０２４８】
本発明にかかる歯科用ＯＣＴ装置は、２次元の走査を行うためのアクチュエータをプローブユニット内に備える。また、プローブユニットと被計測体との相対位置の固定にマウスピースまたはシーネが用いられることが好ましい。
【０２４９】
また、歯科用ＯＣＴ装置における演算部は、視認性の良い計測画像の表示のために深さ方向の輝度補正を行うことが好ましい。さらに、演算部は、時間的に異なる波長の計測光による計測結果を演算することにより、被計測体の深さ方向の走査を不要にしたり、感度や計測レンジを拡大したりすることができる。すなわち、本発明にかかる歯科用ＯＣＴ装置は、いわゆるスウェプトソース型ＯＣＴ装置が歯科へ適用されたものである。
【産業上の利用可能性】
【０２５０】
本発明は、高速計測が可能であり、かつ簡単な構造で安価な光コヒーレンストモグラフィー装置として、特に歯科の分野で利用可能である。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、
光源と、
前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、
前記被計測体で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、
前記干渉光を計測する光検出部と、
前記光検出部が計測した干渉光に基づいて、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し、前記被計測体の画像を生成する演算部と、
前記計測光を、前記被計測体へ導いて照射し、前記被計測体で反射した前記計測光を受光して前記干渉部へ導くプローブと、
前記プローブに、少なくとも１つの方向を回転軸として回転可能に取り付けられた回転体であって、前記回転軸と一定または可変の角度を有する方向へ前記計測光を照射する照射口を有する回転体と、
前記回転体を回転させる駆動部とを備える歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置。
【請求項２】
前記回転体に、ベアリングを介して覆うように設けられたスリーブであって、前記照射口から照射される計測光を通す窓を有するスリーブをさらに備える請求項１に記載の歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置。
【請求項１】
生体の顎口腔領域における組織または顎口腔領域の人工組成物を被計測体とする歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置であって、
光源と、
前記光源から出射した光源光を、参照ミラーに照射する参照光と被計測体に照射する計測光とに分ける光分割部と、
前記被計測体で反射した前記計測光と、前記参照ミラーで反射した参照光とを干渉させて干渉光とする干渉部と、
前記干渉光を計測する光検出部と、
前記光検出部が計測した干渉光に基づいて、前記被計測体で前記計測光が反射した位置および反射強度を表す反射特性データを生成し、前記被計測体の画像を生成する演算部と、
前記計測光を、前記被計測体へ導いて照射し、前記被計測体で反射した前記計測光を受光して前記干渉部へ導くプローブと、
前記プローブに、少なくとも１つの方向を回転軸として回転可能に取り付けられた回転体であって、前記回転軸と一定または可変の角度を有する方向へ前記計測光を照射する照射口を有する回転体と、
前記回転体を回転させる駆動部とを備える歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置。
【請求項２】
前記回転体に、ベアリングを介して覆うように設けられたスリーブであって、前記照射口から照射される計測光を通す窓を有するスリーブをさらに備える請求項１に記載の歯科用光コヒーレンストモグラフィー装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【公開番号】特開２０１１−２４０１５５（Ｐ２０１１−２４０１５５Ａ）
【公開日】平成２３年１２月１日（２０１１．１２．１）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−１６８６８５（Ｐ２０１１−１６８６８５）
【出願日】平成２３年８月１日（２０１１．８．１）
【分割の表示】特願２００７−５４６４５７（Ｐ２００７−５４６４５７）の分割
【原出願日】平成１８年１１月２２日（２００６．１１．２２）
【出願人】（３９００１１１４３）株式会社松風 (125)
【出願人】（５０４１７１１３４）国立大学法人 筑波大学 (510)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年１２月１日（２０１１．１２．１）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年８月１日（２０１１．８．１）
【分割の表示】特願２００７−５４６４５７（Ｐ２００７−５４６４５７）の分割
【原出願日】平成１８年１１月２２日（２００６．１１．２２）
【出願人】（３９００１１１４３）株式会社松風 (125)
【出願人】（５０４１７１１３４）国立大学法人 筑波大学 (510)
【Ｆターム（参考）】
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