日補綴会誌 Ann Jpn Prosthodont Soc 13 : 291-298, 2021

依 頼 論 文◆企画：第 129 回学術大会／シンポジウム 4「口腔内スキャナーを使いこなすために知っておくべき基礎知識」

口腔内スキャナに使われる三次元光計測法の基礎知識
堀田康弘

Basic knowledge of 3D optical measurement methods used for intraoral scanners
Yasuhiro Hotta, DDS, PhD

抄録
近年，歯科だけにとどまらず，産業界でも 3D プリンティングを中心とした新たな三次元での製造技術の普及と共に，もとになる三次元座標データ収集に対する要求が高まっている．以前は，設計形状を図面として記述するために行っていた製図やクレーモデル製作などの手作業での工程を効率化するために開発がすすめられ
た CAD/CAM システムであったが，リバースエンジニアリングや CAE（computer-aided engineering）など，
デジタルデータをスタートラインとする工程が増えたことで三次元計測に対する研究開発が進められるようになった．本解説では，産業界の三次元計測に用いられる代表的な手法について，その原理と特徴を解説し，歯科の口腔内スキャナで応用されている技術の解説と注意点についてまとめる．
キーワード
CAD/CAM，口腔内スキャナ，3 次元データ，光計測法，デジタル印象採得

ABSTRACTIn recent years, with the spread of new 3D manufacturing technologies such as 3D printing, the demand for 3D
coordinate data collection technology has been increasing. In the past, CAD/CAM systems were developed to
streamline manual processes such as drafting and clay model making, which were used to describe design shapes
as drawings. However, as the number of processes using digital data has increased, such as reverse engineering andcomputer-aided engineering (CAE), research and development on 3D measurement have been promoted. In thisarticle, the principles and characteristics of typical methods used for 3D measurement in the industry are explained,
and the techniques applied in digital impression devices are described and notes are summarized.
Key words:
CAD/CAM, Intraoral scanner, 3D data, Optical measurement, Digital impression法の一般名称として「デジタル印象採得装置」が追加されたことで，口腔内スキャナ単体でクラスⅡ認証が受けられるようになり，CAD/CAM 冠と共に一気にデジタル化を加速する原動力となると考えられた．実際に日本での保険診療制度に組み込まれるためには，機器の導入実績だけでなく，その使用法も含め検討すべきことは沢山ある．特に従来使用してきた印象材や模型材は，薬器法上でクラスⅠに分類され，取り扱いの対象が歯科医師に限定されるものではなかったが，Ⅰ．はじめに2014 年に保険導入された CAD/CAM 冠以降，日常臨床におけるデジタル化は急速に進んでいる．現在の CAD/CAM 冠は，印象採得・石膏模型による間接法が必須となっているが，将来的には口腔内から直接三次元データを採取し，直接法で補綴装置を製作するのが自然な流れかと思う．また，同年 7 月には薬事

昭和大学歯学部歯科保存学講座歯科理工学部門Division of Biomaterials and Engineering, Department of Conservative Dentistry, Showa University School of Dentistry291

2021/10/4

日補綴会誌

292

13 巻 4 号（2021）

表 1 光学式三次元計測方式の分類
表1 光学式三次元計測方式の分類
パターン投影法（光切断法）

ポイントレーザー・ラインレーザー
・位相シフト，空間コード化，格子縞

光学式計測法

三角測量方式

ホログラフィー
法

幾何光学的干渉法

モアレ法

共焦点法

同軸方式
パッシブ

波動光学的干渉法
光干渉法

アクティブ

ホログラフィー法

ステレオ方式モーション（SFM），シルエット（SFS），フォーカス（SFF）等

ＳＦＸ方式

最新光三次元計測 吉澤 徹 編著 （朝倉書店）p.31より改変，加筆

表 2 日本でクラスⅡ承認を取得しているデジタル印象採得装置
表2 日本でクラスⅡ承認を取得しているデジタル印象採得装置
製造元

口腔内スキャナ

計測方法

［販売］

CEREC®AC- Bluecam

Dentsply Sirona→ Omnicam（ドイツ）→ Primescan

iTero®

→ iTero®ElementTM2

画像タイプ

パターン光投影での三角測量と 青色可視光
共焦点法
3CCDで共共晶点法 (Omnicam) 白色可視光 (3CCD)

10×15 mmビデオ像
（0～15mm）

超高速コントラスト解析法

16×16 mm （20 mm）

複数画像重ね合せCadent →赤色レーザー（680nm）
平行共焦点法→＋近赤外レーザースキャン と白色LED
Align Technology――― （0～15 mm） 複数画像重ね合せ（う蝕検知）（5Dは+850nm LED）
（アメリカ）
表2 日本でクラスⅡ承認を取得しているデジタル印象採得装置
D4D Technologies→ PlanScan®
青色レーザー
光干渉断層法（OCT）と20×15 mm
読取り領域
複数画像重ね合せ
製造元（16
口腔内スキャナ →PLANMECA
計測方法 共焦点法
光 源
画mm）
像タイプ
［販売］
→ EmeraldTM
赤，緑，青色レーザー （焦点深度）（フィンランド）→ iTero®ElementTM5D

E4D

読取り領域
（焦点深度）

光 源

CEREC®AC- Bluecam

LavaTM C.O.S.

→ Omnicam

パターン光投影での三角測量と3眼センサーでアクティブ波形サ

青色可視光

複数画像重ね合せ

青色可視パルス光

共焦点法
3M ESPE
Dentsply Sirona ンプリング
10×15 mm
192個のLED光源
3CCDで共共晶点法 (Omnicam) 白色可視光
ビデオ像(3CCD)（0～15mm）（ドイツ）→Midmark

ビデオ像

6個のLED光源 16×16 mm （20 mm）
3眼センサーでのステレオ方式と超高速コントラスト解析法――― （0～17 mm）（アメリカ）
3D in motion 波長465 nmのLED
iTero®
Cadent →赤色レーザー（680nm）
平行共焦点法
複数画像重ね合せ®
TM2→＋近赤外レーザースキャン と白色LED――― （0～15 mm） 複数画像重ね合せ→ iTeroTRIOS → TRIOSColor®Element(2)
Align Technology
3ShapeA/S
パターン光投影と共共焦（う蝕検知）点法（0～5 mm） (3000以上 / 秒）
白色LED
（5Dは+850nm LED）
（アメリカ）→TRIOS
iTero®Element→ TRIOS 3 →4 TM5D （デンマーク）（HDカメラ）D4D Technologies
E4D→ PlanScan®
青色レーザー
光干渉断層法（OCT）と20×15 mm
複数画像重ね合せ
複数画像重ね合せ→PLANMECA
アンバー，青，緑，UVの 13×13
Carestream
Dental アクティブ3Dビデオカメラでのサ
Trophy 3DI system
共焦点法（16 mm）mm（CS3500）→ EmeraldTM
赤、緑、青色レーザー（-2～12 mm）
イルミネーションLED→ 3DI プロα (CS3600)（アメリカ）（フィンランド）［ヨシダ］ ンプリング（三角測量）
ビデオ像（CS3600）→ Primescan→ True Definition scanner

LavaTM C.O.S.

3眼センサーでアクティブ波形サ

3M ESPE

青色可視パルス光ンプリング
192個のLED光源
2台のカメラで構造化光投影法

可視光
Aadva IOS 100 ジーシー（日本）→Midmarkによる三角測量
3眼センサーでのステレオ方式と 6個のLED光源→ True Definition scanner（アメリカ）Medit
TRIOS(2) （韓国）
3Shape A/Sコ
エック→
スTRIOS
i500Color®

3D in motion 波長465 nmのLED

2つのカメラで位相シフト法での21×17mm
複数画像重ね合せ
ビデオ像（0～10 mm）――― （0～17 mm）

青色LED，白色LED
パターン投影三角測量とステレ
パターン光投影と共
共焦点法
白色LED
→ TRIOS 3 →TRIOS 4 ［ヨシダ］ （デンマーク）
オ方式のSFM

800×600複数画像重ね合せ
pix（0～5 mm）(3000以上/ 秒） ビデオ像（30 fps）
（12～21mm）（HDカメラ）
複数画像重ね合せ

アクティブ3Dビデオカメラでのサ アンバー、青、緑、UVの 13×13 mm11×15 mm
Carestream
Dental構造化光パターン投影で三角
Trophyス
3DI
G-Oralキsystemャン Shining（CS3500）（中国）
3D（アメリカ）（-2～12 mm）
イルミネーションLED→ 3DI プロα (CS3600)(11mm) ビデオ像（15 fps）
LED［ヨシダ］ ンプリング（三角測量）
ビデオ像（CS3600）
測量［ジオメディ］(Aoralscan)

Aadva IOS 100 ジーシー（日本）

2台のカメラで構造化光投影法
21×17mm
複数画像重ね合せ
可視光による三角測量（0～10 mm）
各社特許資料やテクニカルマニュアル，カタログ，文献等より抜粋引用

コエックス i500 Medit（韓国）

2つのカメラで位相シフト法でのパターン投影三角測量とステレ
オ方式のSFM

青色LED、白色LED

構造化光パターン投影で三角
測量

LED

［ヨシダ］

G-Oral スキャン Shining 3D（中国）
口腔内スキャナに関してはクラスⅡの管理医療機器と(Aoralscan)
いうことで，患者さんに対して誰が使うのかという部
分は明確にされるべきかと思う．現在，厚労省が発表している医療機器の薬事工業生産動態統計で，2020
年 1 月から集計項目として独立したデジタル印象採得装置（口腔内スキャナ）は，2021 年 4 月までの 1
年 3 カ月間の国内出荷数が 1,803 個と急速に普及を始めている一方で，そのすべてが海外からの輸入となっているのは非常に残念な状況である．本稿では，歯科におけるデジタル技工の第一歩を担うスキャナ技
術の基本的原理と，歯科で利用した場合にどのような問題があるかについて解説し，将来日本からも新たな口腔内スキャナが開発されるきっかけとなることを期待する．
［ジオメディ］

Ⅱ．三次元計測法の分類
1970 年代に急速な進歩を遂げた産業界の CAD/
CAM システムにおいて，モノづくりのスタートライ

800×600 pix
ビデオ像（30 fps）
（12～21 mm）

ンは人が考えたデザインを，機械加工用のデータにす
各社特許資料やテクニカルマニュアル、カタログ、文献等より抜粋引用
る作業であった．そのため，最終製品の設計図面を
PC の画面上に構築するところから始まるため，当然，三次元計測の必要性はなかった．一方で，同じ頃に産業界の CAD/CAM システムの概念を歯科へ持ち込ん
1だ Dr. Francois Düret は，歯科のモノづくりでスター
トラインとなる歯の三次元計測方法について研究を始めていた 1）．その時の研究内容は，ホログラフィー法
を用いた光学式三次元計測方法であった．一般的な光学式三次元計測方式には，表 1 に示すような方法があげられる．また，これら光学式計測方式を基に開発され，日本でクラスⅡの管理医療機器として販売されてきたデジタル印象採得装置（口腔内スキャナ）の計測方式の一覧を表 2 に示す．
高精度な光学機器が高価で自由に使えない時代には，立体形状を精確に測定する方式として接触式計測が主流であった．この接触式で使われるプローブは，対象物に接触したことを知らせるトリガーでしかな
く，もともと工具自動交換式のマシニングセンタにお11×15 mm

(11mm) ビデオ像（15 fps）

口腔内スキャナに使われる三次元光計測法の基礎知識

図 1 PSD センサー方式の模式図（左），光軸とレンズとセンサーの関係（シャインプルーフ条件）（右）本来の反射光二次反射光

センサーに戻ってきた光PSDセンサーと光源の位置関係が問題となる

平均化されると位置が変わる

斜面の場合

鋭角な凹面の場合

平面でも段差がある場合（光源が右に移動していくときの上面）

図2 三角測量方式の問題点
図 2 三角測量方式の問題点
上：二次反射による影響や隣在歯による遮蔽、下：計測対象物の形状によるレーザースポットの変形

上：二次反射による影響や隣在歯による遮蔽，下：計測対象物の形状によるレーザースポットの変形

ける被削材の位置決めなどに用いられていた．プロー
ブが対象物表面に接触したことをトリガーに，その時の NC 加工機の座標を記録する部分だけを取り出したのが，タッチプローブ方式の計測機となった．1990
年代の歯科用 CAD/CAM システム黎明期には，光学式計測法における精度が，計測対象の表面形状や表面性状に影響を受けたり，センサそのものの精度が低かったりと，収集されたデータが本当に正しいのか疑問が持たれていだけに，タッチプローブ方式を用いた計測システムの方が高精度な計測ができると考えられていた 2）．それでも，計測対象の表面を 1 点ずつ，接触圧や接触方向を確認しながらデータ収集を行うた
め計測時間の短縮が難しく，歯科用 CAD/CAM シス
テムの計測機としては 2010 年頃には消えてしまったが，今でも超高精度なデータ収集に特化した精度検証用機器として利用されている．

293

一方，光学式計測方式には，大きくアクティブ方式とパッシブ方式があり，光などのエネルギーを投影してその反射光を読み取るのか，環境光などによって見えたままの映像から判断するのかの違いで区別される．そのため，以下に述べる三角測量や同軸方式の共晶点法やホログラフィー法においては，青色 LED 光やレーザー等などを計測対象に照射することで計測しているが，パッシブ方式においても暗い場所を計測する必要のある歯科用途では，何らかの光源を必要とするためここでは区別しないで解説していく．
1．三角測量方式
1）パターン投影法（1）ポイントレーザー
ポイントレーザーと PSD（PSD: Position sensitive
device）セ ン サ を 用 い た 光 学 式 の 三 角 測 量 は，図1 左に示すような機構となっている．現在のように
CCD や LED 光源の小型化，低価格化が実現されていない時代には，比較的単純な構造で対象物との距離を測定できる装置として産業界で普及していた．歯科用
CAD/CAM システムの開発が盛んであった 1990 年
代は，この方式を用いた計測システムが各種発表されていた．この PSD センサは，光源から出たレーザーの反射光が，レンズを通してセンサ上の何処に届いたかをアナログ信号として出力する方式であるが，PSD
センサ上で常にピントの合った状態を維持するために，出力されるレーザーの光軸とレンズ，センサの三3）者がシャインプルーフ条件（Scheimpflug principle）
を満たすように設計する必要があった（図 1 右）．こ
れは PSD センサに限らず，他の三角測量を行う計測方式においても同様に重要な条件となる．しかし，いかにピントの合った状態を維持できても，反射してきた光がセンサ上で読み取り可能な明るさとならなければ，正しいデータにはできない．特に，歯科の技工作業で利用している石膏模型表面でも，隣在歯や支台歯軸面などで複雑に二次反射し，本来データとして入手すべき反射光以外の光も，センサ上の違う場所に結像してしまうため，平均化されると違う位置を認識することになる．さらに，傾斜角度のきつい支台歯軸面やマージンラインなどでは，照射された光が引き延ばされたり，欠けてしまったりするため，正しい位置情報が得られなくなる要因となる（図 2）．
（2）光切断法（ラインレーザー）
さらに，PSD センサを用いた計測方式では，ポイントレーザーで 1 点ずつ座標を読み取るため，接触式より高速な計測操作が可能であったが，計測範囲が

294

日補綴会誌

広くなると走査に時間がかかるのが問題であった．
そこで，レーザーのスポット光をガルバノミラー
やポリゴンミラーなどを用いてラインレーザーとし，CCD センサで記録することで，一度に収集できるデー
タ量を増やす手法が登場した．しかし，2000 年頃に産業界で用いられていた高精度 CCD センサの画素数
は 30 万画素程度と低く，三次元計測をするための分解能としては，現在の高精度 CCD センサと比べ 10倍以上の差があり，この分解能の低さから，当時はまだ PSD センサを用いた計測方式の方が高精度であると考えられていた．
また，画素数が増えると，一度に入ってくるデータ量も増えるため，その演算処理を受け持つコンピュー
タの能力が問題となる．われわれが CAD/CAM シス
テムの開発に着手した 1993 年当時のインテル製 CPU
は，最上位モデル（初代 Pentium）でも浮動小数点演算能力が 300 M（メガ：×106）FLOPS に過ぎなかった．それに対し，2021 年の最上位モデル Core i9 では
652 G（ギガ：×109）FLOPS と 2,000 倍以上の処理能力を持っている．
こうした光学機器やコンピュータの進歩により現在のスキャナ機器の精度は急速に高められていったが，基本となる技術に関しては大きな変化はなかった．
2003 年に DECSY Scan として販売を開始したラインレーザーと CCD カメラ方式のスキャナでは，一度に収集できるデータが増えたことで，PSD センサ
による三角測量に比べ計測時間は早くなったが，先に述べたようにコンピュータ側での処理能力が問題となり，片顎模型のデータ収集ですら 5 分以上の時間が必要であった．その後，CDD の高画素化やコンピュータの処理能力向上だけでなく，MEMS（Micro
Electro Mechanical Systems）（図 3）の普及により光の投影パターンの自由度も増し，何よりも装置の小型化に貢献したことで，現在のような口腔内スキャナが実現できるようになった．
（3）位相シフト方式，空間コード化，格子縞
光切断法の中でも，ラインレーザーの場合は，途中で影ができて線のつながりが途切れたとしても，その先につながる部分を探すのは容易であるが，縞模様のパターン光を投影する場合は CCD 上に記録された線の連続性が大きな問題となってくる．そこで，光の位相（明暗差の波）を変化させて投影する位相シフト方式や，縞模様の幅を変化させる空間コード化方式（図4）などを用いることで，パターンの連続性を補いながら，さらに分解能を高めてきた．現在用いられている模型計測用スキャナでは，この方式を採用している

13 巻 4 号（2021）

MEMS部

ホルダー
8mm

8mm

MEMS （Micro Electro Mechanical Systems）

DMD （Digital Micromirror Device）
Texas Instrumentsカタログより

図 3 MEMS の構造とパターン縞の投影像

図3 MEMSの構造とパターン縞の投影像
左：微小化した機械要素部品やセンサ、電子回路などを1つのシリコン基板上に集積したMEMSデバイス。
左：微小化した機械要素部品やセンサ，電子回路などを 1 つの右：ミラーのオン／オフを、毎秒数千回のスピードで切り換えるデバイス。各ミラーの一辺は55-10 μm

シリコン基板上に集積した MEMS デバイス．
右：ミラーのオン／オフを，毎秒数千回のスピードで切り換えるデバイス．各ミラーの一辺は 5–10 μm．

図 4 空間コード化方式
部分的に影ができると縞の連続性が失われるが，幅の違うパ
ターンを連続的に投影することで線のつながりを判断できる．
また，縞模様の位相をずらしていくことで，より分解能を高めることもできる（空間コード化法）．

ものが多い．
2）光干渉法（1）波動光学的干渉法
波動光学干渉法とは，ホログラフィーと呼ばれる，光の干渉現象を用いて写真のフィルムなど感光性媒体に光の情報をすべて記録する方法である．その原理は，物体から届いた光と参照光と呼ばれる別の方向からの光を重ねるように照射することで，2 つの光が干渉しあって感光性媒体表面に干渉縞が記録される．この記録されたものをホログラムと呼び，記録時と同じ参照光を当てると，元の光と等価な光が発生し，観察する位置を変えるとあたかもそこに実物があるように見える．つまり，このホログラムとして記録された縞模様を解析することで，物体までの距離を導き出すことができる．ここであげているホログラフィー法では，計測対象物からの光と参照光が同一方向となら

口腔内スキャナに使われる三次元光計測法の基礎知識

図 5 幾何光学的干渉法（モアレ干渉縞計測方式）
規則正しい繰り返し模様を複数重ね合わせた時に，それらの周期のずれにより視覚的に発生する縞模様をモアレ縞と呼ぶ．光
源と視点をずらすことでできるのがモアレ干渉縞．格子を上下動させることで，モアレパターンの位相をシフトすることができ，詳細な解析が可能となる．

図 6 非走査型共焦点方式
投影方式を点光源からピンホールアレイを通したパターン光源
図６ 非走査型共焦点方式
投影方式を点光源からピンホールアレイを通したパターン光源に変え、検出器にエリに変え，検出器にエリアカメラ（CCD
や CMOS）を用いるこ
アカメラ（CCDやCMOS）を用いることで、面の計測ができる非走査型共晶点方式（パラレルコンフォーカル）。
とで，面の計測ができる非走査型共晶点方式（パラレルコン
フォーカル）．

ない三角測量方式であるが，参照光の作り方によっては後述する同軸方式としても利用可能となっている．この方式を利用していると考えられるのが，E4Dシステム（D4D Technologies, Texas, USA）として登場し，その後 PlanScan®（PLANMECA, Helsinki,
Finland）として販売されているスキャナで，特許文書によると赤色レーザーを用いた光干渉方式で，Optical Coherence Tomography（OCT）と記載されている 4）．
（2）幾何光学的干渉法
幾何光学的干渉法とは図 5 に示すような，格子模様を投影した対象物をカメラで同じ格子を通して観察すると，単なる縞模様ではなく，立体形状に合わせた
等高線のような縞模様が浮かび上がる方式で，この縞模様をモアレ干渉縞と呼ぶ．この格子を上下動することでモアレパターンの位相をシフトできるため，それを解析することで高さのデータを詳細に分割すること295ができるようになる．
2．同軸方式
三角測量方式では，入射光と反射光の間にある程度の開きがないと距離を測ることができなかった．歯科では，狭い隙間を持った歯列を計測する必要があるため，同軸方式での計測方式が望まれた．これを最初に実現したのが，2007 年に発表された iTero®（Align
Technology Ltd，
Or-Yehuda, Israel）であった．この®
iTero では，それまで CEREC-1 や CEREC-2（Sirona
Dental Systems GmbH, Bensheim, Germany）が，光切断法式や位相シフト方式による三角測量方式による計測を行っていたところに，顕微鏡などで採用実績のあった共晶点方式での同軸方式を打ち出してきた．
その後，CEREC AC Bluecam が登場した際には，この共晶点法を採用しただけでなく，赤色より波長の短い青色レーザーを採用したことで，照射する光の分解能を高めてきた．
1）共焦点方式
共晶点方式は図 6 に示すように，対物レンズを通して戻ってきた光が，ピントの合っている状態であれ
ば共晶点ピンホールを通過し，ピントが合っていない
状態では大部分の光がピンホールを通過できなくなるため，光検出器上での輝度情報と対物レンズの駆動位
置から距離を測定する．通常は，点光源による計測となるため，広い範囲を計測するには何らかの走査が必要となるが，iTero® の場合は，点光源からの光自体をパターン光とし，検出器側をエリアカメラ（CCD
や CMOS センサ等）とすることで，一度に広い範囲のデータを収集できるパラレル共晶点法として登場した．また，CEREC においても Bluecam 以降は，パターン投影による三角測量に加え，この共晶点方式も組み合わせているようであったが，特に，Omnicamになってからは単一色のパターン光ではなく，カラー
バーのような光を投影することで線の連続性を確保している 5）．
2）ホログラフィー法
同軸方式におけるホログラフィー法は，先の波動光学的干渉法に登場するホログラフィー方式とは違い，
2 つの経路を通ってきた光の波長のずれを干渉縞としてとらえる方式で，代表的なものとしては図 7 上に示すような 2 光束干渉方式がある．
一方，
模型計測用スキャナとして，同軸方式を採用していた NobelProceraTM GENION（Nobel BiocareTM
Germany GmbH, Kohlscheid, Germany）では，
レー
ザーを用いたコノスコピックホログラフィー方式による 1 光束方式での計測を行っている（図 7 下）
．コ

296

日補綴会誌

ノスコピックホログラフィー方式は，イスラエルのOptimet, Optical Metrology Ltd の 特 許 技 術 6） で，レーザーの飛翔距離に応じて生じる散乱光をコノスコ
ピック・クリスタルという複屈折結晶体を通すことで，正規の反射光との間で干渉波を発生させるもので，非常に単純な機構で干渉縞を発生させることができる．
3．ステレオ方式
ステレオ方式は基本的に 2 つのカメラを用いて，エピポーラ幾何（図 8 上）によって相対的な距離を計算するもので，元々の分類ではパッシブ方式に分類されるが，一般的にはパターン光を投影することで対応点の判別を容易にしている．
4．SFX 方式
1）Shape from Motion (SFM)
先のステレオ方式では，2 つのカメラを用いて計測点までの距離を算出していたが，逆に動きの中から対象物の特徴点の移動量を計算していくことで，カメラ一つでも立体形状を計算することができる．これを shape from motion といい True Definition ス
キャナ（3M ESPE, Minesota, USA）や i500 スキャ
ナ（Medit, Seoul, Korea）などの仕様書に記載されている 3D in motion に相当すると考えられる．特に，True Definition スキャナで使用されていたパウダー
は，CEREC などで用いられてきたパウダー（計測対
象物表面の透過性を均一にする）とは意味合いが違い，特徴点としての役割を担っていると考えられる．
2）Shape from Focus (SFF)
SFX 方式の中でも，カメラのピント合わせ機構をもとに距離を計測するシステムを利用した Depth
form Focus（DFF）があり，代表的なものとして位相差方式とコントラスト方式がある．
（1）位相差方式
位相差方式は，入射光の通り道の途中にセパレー
ターレンズを配置することで光を 2 分割して，AF 用
センサ上に投影された 2 か所の像の間隔から，対象までの距離を計測する方式となっている．そのため位相差 AF 方式では，撮影用とは別に AF 専用のセンサが必要で機構的には複雑となるが，距離計測時に対物レンズを動かす必要がないため，動きの速い被写体への対応がしやすいのが特徴となっている．
（2）コントラスト方式
カメラのピント合わせ機構として良く用いられるコ
ントラストオートフォーカス方式は，レーザー光や可視光線を照射しその反射光を CCD センサで受けると13 巻 4 号（2021）

点光源
対物レンズ

コリメーターレンズ

２光束干渉方式

集光レンズ
C
C
D

計測対象

撮像画像の例

ビームスプリッタ（光路分離素子）
反射鏡

コノスコピック
ホログラフィー

ポラライザー（偏光器）

点光源（レーザー）

コノスコピック
クリスタル（複屈折結晶）

ビームスプリッタ（光路分離素子）

CC
D
計測対象

干渉波測定法図 7 図７干渉波測定法

反射光の位相変化を干渉縞に変換し測定

反射光の位相変化を干渉縞に変換し測定

図 8 ステレオ方式（上）と Shape from Motion（下）（3D inmotion）
ステレオ方式は計測点 P とカメラ位置 C1，C2 で構成される三角形をエピポーラ面（平面）と呼び，この三角形内のエピポー
ルの位置関係から計測点の座標を解析する．
3D in Motion と呼ばれる方式では，1 台のカメラで対象物上の特徴点の移動量を相対的に解析して座標化する．

ころまでは共晶点方式と同じであるが，途中に共焦点
ピンホールは無く，対物レンズを動かしながら明暗差（コントラスト）が大きくなるところを探す方式となる（図 9）．そのため，機構としては非常に単純であるが，レンズを駆動しながらピント合わせを行うため，ピント合わせに時間がかかる方式といわれていた．そ口腔内スキャナに使われる三次元光計測法の基礎知識

図 9 コントラストオートフォーカスの仕組み
レンズを駆動させて撮像面上でコントラストが一番高い位置を探す．

れでも，遠くから近くへ 1 回レンズを駆動するだけ
で，CCD センサのすべての範囲の輝度信号を記録できるため，レンズの駆動スピードを速くできれば三次元データの収集には有利となる．
また，最近ではピントが合っていない状態のコント
ラスト（ボケの状態）を比較することで，レンズ駆動
させることなく位置を認識する Depth from Defocus（DFD）の技術も開発されている．
2019 年に発表された CEREC Primescan（Sirona
Dental Systems GmbH, Bensheim, Germany）
では，
カタログに「1 秒間に 15 億回を超える高速コントラ
スト画像処理」と記載されており，こうしたシェイプ
フロムフォーカス（SFF）の方式を応用していると考えられる．

Ⅲ．技術の進歩と口腔内スキャナ
口腔内スキャナの開発が可能となった背景には，先にも述べた小型化技術の進歩が大きく貢献している．
例えば，2009 年に発表された 3M の True definition
scanner（現在は Midmark, Illinois, USA）や CEREC
AC Bluecam で採用された青色 LED は，1989 年に日本の研究者らによって開発されたもので，それまで主流であった赤色 LED に比べ波長が短くなったことで投影する光の波長を細分化でき，精度向上に大いに貢献した．また，構造化光方式などでパターン光の発生に用いられる DLP チップも，1987 年にアメリカ・テキサスインスツルメンツ社の開発した DMD

297（Digital Micromirror Device） と 呼 ば れ る MEMS
（Micro Electro Mechanical Systems） デ バ イ ス が基となり，21 世紀にはそれら技術が急速に進歩した．その理由は，20 世紀に取得された基本技術特許の保護期間が終了したことで，さまざまなメーカーが参入しやすくなったためである．特に，3D プリン
ターに関する基本特許などは，2007 年に VPP（Vatphotopolymerization， 液 槽 光 重 合 法 ），2009 年 にFDM（Fused Deposition Modeling，熱溶解積層法），
2014 年に SLS（Selective Laser Sintering，レーザー
焼結法）に関する基本技術の特許保護期間が終了した
ことで，装置の小型化や低価格化が急速に進んだ 7）．
さらに，スマートフォンの普及と共にカメラの小型化や撮像素子の高画素化，極小レンズの解像度向上など，
三次元光計測を行う上で必要となる光学機器についても目覚ましい進歩を見せている．三次元光計測方式の次なるステップとして，測定対象に投影した光の反射
時間を測定し，光の速度から距離を計算する Time of
Flight（ToF）方式にも期待が高まっている 8）．このToF 方式は，
2018 年に Sony が裏面照射式 ToF 距離画
像センサを出荷開始したことで，スマートフォンのカメラとしての採用が始まり，同様の技術である LiDAR（Light Detection and Ranging）方式も iPhone で利用され，立体感のある写真を撮影できるだけでなく，
AR（Augmented Reality，拡張現実）での利用などに期待が高まっている．しかし，センシング技術の進歩した現在においても，やはり秒速 30 万キロの光の飛
行時間を正確に計測するのは難しく，今もってその分解能は高くないが，近い将来スマートフォンで写真を撮るだけで，クラウンやインレーが製作できる時代がやってくるのではないかと考えられる．
また，模型用スキャナと比べ，絶対的な原点座標を持たない口腔内スキャナでは，撮影画面内の三次元データを順次重ね合わせることで歯列などの大きな範囲を計測する．このつなぎ合わせ（スティッチング）の精確さによって最終的に再現される歯列模型の信頼性が担保されるが，この工程で計測対象物の形状に明確な特徴がなかった場合は，重ね合わせに失敗するケースがある．その積み重ねが最終的な精度として現れるため，スキャナーの計測ソフトウエアによっては，計測に失敗している部位を画面上で示すとともに，どの方向に走査する必要があるか指示が出るようになっている．それでも，重ね合わせるデータが増え続けると計算上の誤差が増える原因ともなるため，できる限り無駄なデータの蓄積は避けるべきであると考えられる．ただ，こうした部分においても，CEREC

日補綴会誌298

13 巻 4 号（2021）

図 10 口腔内スキャナーから出力された STL データ
マージンラインに沿ってデータの密度が高くなっている．

Primescan の計測ソフトウエアでは，スキャニング処理を行っている間も自動的に余剰なデータ（指や口唇などの映り込み）を取除く処理をして，最終的なデータに影響しないような工夫がされている．

Ⅳ．まとめ
本稿では，現在発売されている口腔内スキャナで利用される三次元計測の基本技術について解説してきたが，歯科特有の形状を正しく再現するために，計測ソ
フトウエアには多くのブラックボックスが存在する．
例えば，歯質や修復・補綴材料の光学的特性の変化や修復形態毎に特有のマージン形態などは，計測ソフト
ウエアの内部処理により自動的に補正がされていると考えられる．以前は，この光学的特性に関する問題を補うためにパウダー塗布が必須と言われてきたが，現在はパウダーフリーを謳うものがほとんどとなった．
また，計測後に出力されたデータを見ても，マージンラインなどのデータだけ他の部位と比べて，データ密度が高くなっている場合がある（図 10）．これは，出力されるデータの中でも製作物の精度に関係しない
部分のデータ量を減らすことで，CAD 処理を軽快に実施できるよう工夫されたものであるが，どの部分が精度に関係するかを見分ける条件についても，AI（Artificial Intelligence）処理によるブラックボック
スとなっている．
こうした AI 技術の蓄積により，現在の CAD/CAMシステムで製作される補綴装置は高い適合性が得られるようになってきたが，口腔内スキャナを利用した直接法では，CAD/CAM 工程の途中で適合性の確認をする術はなく，すべての責任はデジタル印象採得の段階に集約されるだけに，使用する機器の特徴をよく理解したうえで，操作手順も含めたスキルアップに努めていただきたい．

文献1） http://www.francoisduret.com/Accueil/media/download/Publication/4-FD%20-%201976-Analysis%20
of%20dental%20holographic%20images%20for%20
the%20command%20of%20automatic%20systems.pdf（2021 年 7 月 21 日参照）
2） Persson M, Andersson M, Bergman B. The accuracyof a high-precision digitizer for CAD/CAM of crowns.
Journal of Prosthetic Dentistry 1995; 74: 223–229.
3） Scheimpflug, Theodor. 1904. Improved method andapparatus for the systematic alteration or distortionof plane pictures and images by means of lenses andmirrors for photography and for other purposes. GB
Patent No. 1196. Filed 16 January 1904, and issued
12 May 1904.
4） Quadling M, Quadling H, Blair A. Optical coherence tomography imaging. International Patent WO
2004/10068 A2; 2004.
5） Axel Schwotzer. Measuring device and method that
operates according to the basic principles of confocal
microscopy. US Patent 2007/0296959 A1; 2007.
6） Gabriel YS, Jacob Vecht, Yann Malet. Linear conoscopic holography. US Patent 1999/5953137 A; 1999.
7） 堀田康弘．わだい「3D プリンター（樹脂系）」．歯理工誌
2020；39：233–236.
8） Hua Hui. Methods and systems for hierarchical dealiasing Time-of-Flight (ToF) systems. US Patent
2011/0188028 A1; 2011．

著者連絡先：堀田 康弘〒 142-5555 東京都品川区旗の台 1-5-8
昭和大学歯学部歯科保存学講座歯科理工学
部門
Tel: 03-3784-8178
Fax: 03-3784-8179
E-mail: hotta@dent.showa-u.ac.jp