Die Erfindung betrifft ein Verfahren sowie einen Intraoralscanner zum Erfassen der Topographie der Oberfläche eines transluzenten, insbesondere dentalen, Objektes.

Verfahren und Intraoralscanner zum Erfassen der Topographie der Oberfläche transluzenter, insbesondere dentaler, Objekte sind aus dem Stand der Technik bekannt und werden insbesondere im Bereich der Zahnheilkunde eingesetzt, um die Zahnsituation eines Patienten dreidimensional (3D-Erfassung) und digital zu erfassen. Die Erfassung erfolgt dabei typischerweise mittels eines Intraoralscanners (auch 3D-Intraoralkamera oder 3D-Intraoralscanner genannt) , der ein sogenanntes Handstück (engl. "hand piece") mit einer Erfassungseinrichtung umfasst.

Während des Vorgangs der Erfassung der Topographie (der allgemein auch als Scanvorgang, oder engl. "Intraoral-Scanning" bezeichnet wird führt ein Bediener eine sog. Scanspitze des Handstücks in der Mundhöhle des Patienten über die zu erfassende dentale Region bzw. die zu erfassende dentale Oberfläche. Die dentale Oberfläche wird in der Regel durch dentale Objekte wie Zähne, Zahnfleisch, Zahnrestorationen oder dentale Hilfsmittel wie z.B. sogenannte "Scan Bodies" oder "Abutments" ausgebildet. Das Ergebnis des Scanvorgangs ist eine erfasste Topographie des erfassten Objekts (im Bereich Intraoralscannen auch "digitaler ( Zahn- ) Abdruck" genannt) .

Der Begriff Topographie bezeichnet im Bereich der Messtechnik die Beschreibung der (geometrischen) Gestalt eines Objekts. Eine messtechnisch erfasste Topographie kann beispielsweise durch eine Mehrzahl dreidimensionaler Messpunkte (auch Punktwolke bzw. engl. "point cloud" genannt) , durch ein dreidimensionales Dreiecksnetz (engl. "mesh" oder "triangle mesh") , oder durch eine oder mehrere Tiefenkarten (engl. "depth map") gegeben sein. Eine Tiefenkarte ist dabei ein digitales, aus Bildelementen (Pixeln) bestehendes Bild, wobei die Pixel "Tiefenwerte" repräsentieren. Die Tiefenwerte einer Tiefenkarte entsprechen jeweiligen Abständen von einem lokalen Koordinatensystem des Intraoralscanners ( oder allgemein einer 3D- /Tiefenkamera ) zur Oberfläche des erfassten Obj ekts , aus der j eweiligen Erfassungsposition bzw . Blickrichtung .

Intraoralscanner können auch außerhalb von Mundhöhlen eingesetzt werden um die Topographie der Oberfläche von dentalen oder anderen Obj ekten ( z . B . einem Zahnmodell oder einem nicht mit der Zahnheilkunde im Zusammenhang stehenden Bauteil ) zu erfassen .

Während des Scanvorgangs werden Teiltopographien der aktuell erfassbaren (bzw . einsehbaren) Teiloberflächen in Form von dreidimensionalen Daten erfasst . Diese Teiloberfläche entspricht meist einem kleinen Ausschnitt der gesamten zu erfassenden Oberfläche . Zur Erfassung der (Gesamt- ) Topographie der gesamten Oberfläche werden während der Bewegung der Scanspitze (über die zu erfassende Oberfläche ) eine Vielzahl von erfassten Teiltopographien von Teiloberflächen zusammengesetzt , was auch als "Registrierung" , "Alignment" , "Stitching" , oder "SLAM" ( engl . "Simultaneous Localization and Mapping" ) bezeichnet wird . Die Vielzahl der Teiltopographien der Teiloberflächen ( Teilbereiche der Oberfläche ) wird somit zu der (Gesamt- ) Topographie der zu erfassenden Oberfläche zusammengesetzt , wodurch eine dreidimensionale Erfassung der gesamten zu erfassenden Oberfläche ( Region) erfolgt . Die Erfassung der Topographie erfolgt somit während die Scanspitze ( kontinuierlich ) mit einer gewissen Bewegungsgeschwindigkeit ( entlang eines Bewegungspfads ) über die zu erfassende Oberfläche bewegt wird . Dabei ist es der Praxistauglichkeit zuträglich, wenn die Erfassung der Topographie auch noch bei relativ hohen Bewegungsgeschwindigkeiten verlässlich mit hoher Gesamterfassungsgenauigkeit gelingt .

Insbesondere im Bereich der Zahnheilkunde ist es dabei typischerweise erforderlich, dass die Topographie der Oberfläche mit einer Genauigkeit von mindestens 50 pm erfasst wird ( Gesamterfassungsgenauigkeit ) . Um diese Gesamterfassungsgenauigkeit zu erreichen, ist es typischerweise notwendig die einzelnen zur ( Gesamt- ) Topographie zusammengesetzten Teiltopographien mit einer noch höheren Genauigkeit ( die beispielsweise in einem Bereich von 5 bis 10 pm liegen kann ) zu erfassen ( Teilerfassungsgenauigkeit ) , da sich Erfassungsungenauigkeiten einzelner Teiltopographien im Zuge der Zusammensetzung zur (Gesamt- ) Topographie der Oberfläche addieren können .

Im Stand der Technik sind verschiedene Verfahren zur Erfassung der Topographie einer Oberfläche bekannt . Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf das bekannte Verfahren der "strukturierten Beleuchtung" in Verbindung mit dem bekannten Verfahren der Triangulation, gemeinsam auch als "aktive Triangulation" bezeichnet .

Bei der strukturierten Beleuchtung werden ein oder mehrere Messmuster , welche typischerweise j eweils mehrere Messelemente ( z . B . Messlinien, punktförmige Messelemente ) umfassen, mit Hilfe einer Lichtquelle in Richtung einer Pro ektionsachse auf eine Oberfläche eines Obj ekts proj iziert . Dadurch wird die Oberfläche des Obj ekts durch das Messmuster (bzw . durch die Messelemente ) beleuchtet , sodass lediglich die den Messelementen zugeordneten Abschnitte der Oberfläche von der Lichtquelle mit hoher Lichtintensität beleuchtet werden, während die zwischen den beleuchteten Abschnitten liegenden Bereiche der Oberfläche nicht ( direkt ) von der Lichtquelle beleuchtet werden und somit eine geringere Lichtintensität aufweisen . Die Lichtintensität variiert demnach örtlich entlang der Oberfläche , weshalb diese Art der Beleuchtung der Oberfläche auch als strukturierte Beleuchtung bezeichnet wird .

Mittels einer Erfassungseinrichtung ( z . B . einer Kamera ) wird ein Bild der auf die Oberfläche proj izierten Messelemente des Messmusters entlang einer von der Proj ektionsachse abweichenden Erfassungsachse aufgenommen . Die Topographie der Obj ektoberfläche bewirkt eine räumliche Verzerrung der Messmuster aus Sicht der Erfassungseinrichtung . Diese Verzerrung wird im Rahmen der Triangulation genutzt , um mittels geometrischer Berechnungen die Topographie der Obj ektoberfläche zu erfassen, indem für eine Vielzahl von auf den Messelementen liegenden Messpunkten dreidimensionale Koordinaten bestimmt werden . Die korrekte Bestimmung der dreidimensionalen Koordinaten der Messpunkte setzt dabei die Lösung des sogenannten Korrespondenzproblems voraus , wonach im erfassten Bild der Erfassungseinrichtung j edes einzelne Messelement individuell identifiziert werden muss . In diesem Zusammenhang wird auch davon gesprochen, dass ( die einzelnen) Messelemente kodiert oder indiziert sind und somit die Lösung des Korrespondenzproblems ermöglichen . Im Stand der Technik sind dabei eine Vielzahl von Verfahren zur Lösung des Korrespondenzproblems bekannt , bei denen die Messelemente beispielsweise mittels unterschiedlicher Farben ( färb kodierte Messelemente ) und/oder durch eine charakteristische An- oder Abwesenheit von Messelementen in erfassten Bildern ( anwesenheitskodierte Messelemente ) kodiert sind . Dabei sind sowohl zeitliche Abfolgen ( zeitliche Kodierung ) als auch räumliche Abfolgen ( räumliche Kodierung ) sowie Mischformen beider Ansätze bekannt (hybride Kodierung ) .

Bei einer zeitlichen Kodierung erfolgt die Kodierung eines Messelements über einen sich über mehrere Pro j ektionen/Erf assungen hinweg charakteristisch verändernden Bildinhalt , beispielsweise eine Messlinie die in einer Sequenz aus mehreren Pro ektionen/Erf assungen auf charakteristische Weise in den erfassten Bildern an- oder abwesend ist . Eine rein zeitliche Kodierung zeichnet sich dadurch aus , dass j edes Messelement einzeln kodiert ist , d . h . es ist keine Umgebung von Messelementen zur Lösung des Korrespondenzproblems erforderlich . Dementgegen steht eine vergleichsweise hohe Anzahl von Pro j ektionen/Erf assungen .

Bei einer räumlichen Kodierung erfolgt die Kodierung eines Messelements über einen sich in der Umgebung des Messelements befindlichen charakteristischen Bildinhalt , beispielsweise die Anoder Abwesenheit von weiteren (Mess- ) Linien in der Umgebung des Messelements . Entsprechend erfordert die Lösung des Korrespondenzproblems die Erfassung einer Umgebung von Messelementen; ein einzelnes Messelement kann nicht unmittelbar aufgelöst werden . Man spricht in diesem Zusammenhang auch von einer minimal auflösbaren Sequenz bzw . Umgebung von Messelementen, beispielsweise könnte eine Erfassung von n benachbarten Messelementen zur Lösung des Korrespondenzproblems für diese Messelemente erforderlich sein . Diesem Nachteil steht der Vorteil einer vergleichsweise geringen Anzahl von Pro j ektionen/Erf assungen gegenüber .

Eine hybride Kodierung entspricht einer Kombination aus einer räumlichen und zeitlichen Kodierung . Die Wahl eines Kodierungsansatzes ( zeitlich, räumlich oder hybrid) hängt entscheidend von den Rahmenbedingungen und Zielsetzungen der j eweiligen Anwendung ab . Beispielsweise kann eine hybride Kodierung einen Kompromiss darstellen, bestehend aus einer Anzahl von Pro ektionen/Erf assungen die geringer ist als bei einer rein zeitlichen Kodierung, und einer minimal auflösbaren Sequenz bzw . Umgebung von Messelementen die geringer ist als bei einer rein räumlichen Kodierung .

Ebenfalls ist im Stand der Technik die Nutzung zusätzlicher Musteroder Mustersequenzen bekannt die ausschließlich der Lösung des Korrespondenzproblems dienen, beispielsweise eine aus Streifenmustern bestehende Gray-Code-Sequenz .

In der Praxis werden eines oder mehrere verschiedene Messmuster proj iziert . Die Messmuster können eine oder mehrere Messlinien ( als Messelemente ) umfassen oder auch gänzlich anders gestaltet sein, z . B . in Form von Punktmustern oder farbkodierten Streifenmustern .

Das Dokument WO 2018073824 Al offenbart eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Erfassung intraoraler Szenen mittels strukturierter Beleuchtung und Triangulation . Die Erfassung erfolgt mittels einer färb kodierten, abbildenden Messmusterproj ektion auf das zu erfassende Obj ekt sowie der Aufnahme des proj izierten Messmusters mittels einer Kamera . Nach einer Erkennung der Farbübergänge wird entsprechend des bekannten Verfahrens der aktiven Triangulation eine 3D-Erfassung realisiert .

Das abbildend proj izierte , farbkodierte Messmuster kann mit im Stand der Technik bekannten Verfahren mit einer weißen Lichtquelle und entsprechenden Farbfiltern erzeugt werden, welche z . B . in Form eines Dias vorliegen . Dieses Dia wird von einem Proj ektionsobj ektiv auf die Obj ektoberfläche abgebildet . Das Dokument DE 102007054907 Al beschreibt ebenfalls ein Verfahren sowie eine zugehörige Vorrichtung zur optischen Vermessung von dentalen Objekten unter Verwendung eines Triangulationsverfahrens, wobei (mindestens) zwei verschiedene Messmuster gleichzeitig projiziert und aufgenommen werden. Die Messmuster werden dabei durch Abschattung erzeugt, indem Lichtquellen als Gitter ausgebildete Blendenmittel durchleuchten (vgl. Absatz [0091] ) .

Das Dokument WO 2020102658 A2 offenbart ein Laserprojektionssystem für einen Intraoralscanner. Hierbei wird der Strahl einer Laserdiode mittels optischer Elemente aufgeweitet und hinsichtlich Lichtintensität flächenhaft homogenisiert, um einen räumlichen Lichtmodulator (engl. "spatial light modulator") zu beleuchten. Ein räumlicher Lichtmodulator erzeugt mittels räumlich diskreter und wahlweiser Reflektion oder Absorption ein Messmuster, welches mittels eines Projektionsobjektivs auf die Objektoberfläche projiziert wird. Durch Auswertung des projizierten Bildes mittels eines Erfassungssystems wird nach dem bekannten Verfahren der aktiven Triangulation eine 3D-Erfassung realisiert.

Das Dokument WO 2019032923 A2 beschreibt ein Intraoralscanner- System, bei dem eine Beleuchtungseinheit (engl. "light engine") , welche z.B. aus einem oder mehreren Lasern besteht, einen reflektiven räumlichen Lichtmodulator beleuchtet, wobei ein doppeltes Prisma so gestaltet ist, dass der Strahlengang auf kleinem Raum gefaltet, und insbesondere in zu projizierendes Licht und in nicht zu projizierendes Licht getrennt werden kann. Die Trennung erfolgt dabei an der internen Schnittstelle des doppelten Prismas in Abhängigkeit des Winkels, in dem der Lichtmodulator das Licht reflektiert. Dies entspricht der Funktion eines Mikrospiegel-Arrays, wobei für jedes darstellbare Pixel eine Spiegelstellung dazu führt, dass Licht durch das nachfolgende Objektiv entweder projiziert, oder innerhalb des Projektors in einer sog. "Lichtfalle" absorbiert wird.

Die in den Dokumenten WO 2020102658 A2 und WO 2019032923 A2 beschriebenen Projektionsansätze haben gemeinsam, dass das projizierte Muster mittels Absorption oder Reflektion erzeugt wird. In beiden Fällen wird für Musterbereiche, die nicht die maximal erzeugbare Helligkeit aufweisen zwar Licht ( in der Lichtquelle ) erzeugt , dieses j edoch durch Absorption oder Reflexion in eine Lichtfalle nicht zur Beleuchtung des Obj ekts genutzt , sondern innerhalb des Proj ektors in Wärme umgewandelt .

Ausgehend von diesem Stand der Technik liegt der vorliegenden Erfindung die Aufgabe zugrunde ein Verfahren ( sowie einen Intraoralscanner ) zum Erfassen der Topographie der Oberfläche eines transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ektes bereitzustellen, welches sich durch verbesserte Praxistauglichkeit auszeichnet , insbesondere in Bezug auf eine hohe Erfassungsgenauigkeit , eine hohe zulässige Bewegungsgeschwindigkeit während des Scanvorgangs , eine hohe Schärfentiefe , eine Miniaturisierung des Handstücks und eine kostengünstige Realisierbarkeit . Im Hinblick auf die Erfassungsgenauigkeit soll die Erfindung dabei in besonderer Weise die Problematik lösen, die sich aus der ( intra-oralen ) Erfassung der Topographie von Oberflächen von transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ekten ergibt . Dentale Obj ekte sind dabei typischerweise partiell lichtdurchlässig ( transluzent ) und weisen daher einen vergleichsweise hohen Grad an Transluzenz und Volumenstreuung auf . Dies führt dazu, dass einfallendes Licht nicht nur von der zu erfassenden Oberfläche des transluzenten Obj ekts rückgestreut wird, sondern auch von Materie , die sich unter der Oberfläche befindet .

Gelöst wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zum Erfassen der Topographie der Oberfläche eines transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ektes gemäß Anspruch 1 sowie mittels eines Intraoralscanners gemäß Anspruch 9 .

Das Verfahren zum Erfassen der Topographie ( zumindest eines Teils ) der Oberfläche eines transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ektes (mittels strukturierter Beleuchtung der Oberfläche ) umfasst die Schritte :

Erfassen einer ersten Teiltopographie eines ersten Teilbereichs der Oberfläche und einer zweiten Teiltopographie eines , den ersten Teilbereich zumindest teilweise überlappenden, zweiten Teilbereichs der Oberfläche , wobei das Erfassen der Teiltopographien der Teilbereiche der Oberfläche j eweils erfolgt durch Proj izieren eines Gesamtmessmusters auf den j eweiligen Teilbereich der Oberfläche des transluzenten Obj ektes mittels einer Proj ektionseinrichtung , wobei

- die Proj ektionseinrichtung mindestens eine Lichtquelle und mindestens zwei diffraktive optische Elemente umfasst ,

- das Gesamtmessmuster mindestens zwei verschiedene Messmuster umfasst ,

- die Messmuster auf die Oberfläche proj izierbar sind und j eweils eine Mehrzahl von zueinander parallelen Messlinien aufweisen, und

- den Messmustern j eweils eines der diffraktiven optischen Elemente zugeordnet ist , mittels dessen die Messlinien durch Lichtbeugung erzeugbar sind, Bereitstellen eines ersten Bildes und eines zweiten

Bildes des j eweiligen Teilbereichs der Oberfläche mittels einer Erfassungseinrichtung , wobei im ersten Bild ein erstes der mindestens zwei Messmuster auf den j eweiligen Teilbereich der Oberfläche proj iziert ist und im zweiten Bild ein zweites der mindestens zwei Messmuster auf den j eweiligen Teilbereich der Oberfläche proj iziert ist , und

Erfassen der j eweiligen Teiltopographie des j eweiligen Teilbereichs der Oberfläche j eweils mittels Triangulation unter Verwendung des j eweiligen ersten Bildes und/oder des j eweiligen zweiten Bildes , Erfassen der Topographie der Oberfläche durch zumindest teilweises Überlagern der ersten Teiltopographie und der zweiten Teiltopographie der Oberfläche .

Der Intraoralscanner zum Erfassen der Topographie ( zumindest eines Teils ) der Oberfläche eines transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ektes gemäß dem oben beschriebenen Verfahren umfasst eine Proj ektionseinrichtung, eine Erfassungseinrichtung und eine mit der Proj ektionseinrichtung und der Erfassungseinrichtung wirkverbundene Rechnereinrichtung,

- wobei die Proj ektionseinrichtung mindestens eine Lichtquelle und mindestens zwei diffraktive optische Elemente umfasst und eingerichtet ist ein Gesamtmessmuster auf Teilbereiche der Oberfläche des transluzenten Obj ektes zu proj izieren, das Gesamtmessmuster mindestens zwei verschiedene Messmuster umfasst , die Messmuster j eweils auf die Oberfläche proj izierbar sind und j eweils eine Mehrzahl von zueinander parallelen Messlinien aufweisen, und den Messmustern j eweils eines der diffraktiven optischen Elemente zugeordnet ist , mittels denen die Messlinien durch Lichtbeugung erzeugbar sind,

- wobei die Erfassungseinrichtung eingerichtet ist ein erstes Bild und ein zweites Bild des j eweiligen Teilbereichs der Oberfläche bereitzustellen, und im ersten Bild ein erstes der mindestens zwei Messmuster auf den j eweiligen Teilbereich der Oberfläche proj iziert ist und im zweiten Bild ein zweites der mindestens zwei Messmuster auf den j eweiligen Teilbereich der Oberfläche proj iziert ist , und

- wobei die Rechnereinrichtung eingerichtet ist eine erste Teiltopographie des ersten Teilbereichs der Oberfläche und eine zweite Teiltopographie des zweiten Teilbereichs der Oberfläche j eweils mittels Triangulation unter Verwendung des j eweiligen ersten Bildes und/oder des j eweiligen zweiten Bildes zu erfassen, und die Topographie der Oberfläche durch zumindest teilweises Überlagern der ersten Teiltopographie und der zweiten Teiltopographie der Oberfläche zu erfassen .

Die vorliegende Erfindung basiert auf der überraschenden Erkenntnis , dass sich durch den Einsatz von diffraktiven optischen Elementen zur Erzeugung der Messlinien (bzw . der Messmuster ) im synergetischen Zusammenspiel mit den anderen erfindungsgemäßen Verfahrensmerkmalen ein Verfahren zur Erfassung der Topographie der Oberfläche eines transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ektes ermöglicht werden kann, das sich durch eine signifikant erhöhte Praxistauglichkeit aus zeichnet , insbesondere realisiert durch eine hohe Erfassungsgenauigkeit , eine große Schärfentiefe , eine hohe zulässige Bewegungsgeschwindigkeit des Handstücks während des Scanvorgangs , einen hohen Grad der Miniaturisierbarkeit des Handstücks und eine sehr kostengünstige Realisierbarkeit . Dies beruht zum einen auf der Erkenntnis , dass durch den Einsatz von diffraktiven optischen Elementen ( DOE ) zur Erzeugung der Messlinien und somit durch die Nutzung von Lichtbeugung zur Messmusterproj ektion, auch "dif f raktive " (von engl . "diffraction" ) Musterpro ektion genannt , relativ zur eingebrachten Lichtleistung der Lichtquelle signifikant höhere Lichtintensitäten auf der Oberfläche des Obj ekts erreicht werden können . Ein diffraktives optisches Element stellt eine kostengünstige und kompakte Variante einer lichtbeugenden Musterproj ektion zur Verfügung , wobei gemäß der vorliegenden Erfindung j edem Messmuster ein eigenes ( individuelles ) diffraktives optisches Element zugeordnet ist . Mittels individuell zugeordneter diffraktiver optischer Elemente können auf bauraum- und kosteneffiziente Weise mehrere unterschiedliche Messmuster proj iziert werden .

Obwohl die Messmuster damit aus unterschiedlichen ( zueinander beabstandeten ) Proj ektionsursprüngen proj iziert werden, ist die daraus resultierende Abschattung einzelner Messmuster (beispielsweise durch Überhänge des zu erfassenden Obj ektes ) überraschenderweise derart gering ausgeprägt , dass selbst die hohen diesbezüglichen Anforderungen eines Intraoralscanners erfüllt werden können . Dies ist insbesondere auf die ( durch das synergetische Zusammenspiel aller erfindungsgemäßen Merkmale ermöglichte ) Miniaturisierung der Proj ektionseinrichtung zurückzuführen, wodurch die Abstände der Proj ektionsachsen unerwartet nah nebeneinander liegen können . Die hohen Anforderungen eines Intraoralscanners bezüglich einer geringen Abschattung rühren daher , dass die zu erfassenden dentalen Obj ekte oftmals Bereiche mit Überhängen oder engen Spalten aufweisen (beispielsweise Zahnzwischenräume und Kavitäten) , die ebenfalls erfassbar sein müssen .

Diffraktive optische Elemente weisen dabei j eweils eine Beugungsstruktur (beugungsaktive Region) auf , die dazu eingerichtet ist für unter einem definierten Winkel einstrahlendes Licht einer definierten Wellenlänge ein definiertes Messmuster mittels Lichtbrechung zu erzeugen . Man spricht in diesem Zusammenhang auch davon, dass ein Messmuster in einem DOE hinterlegt ist . Die Beugungsstruktur ist dabei typischerweise in einer Ebene des diffraktiven optischen Elements angeordnet und wird daher auch als ebene Beugungsstruktur oder beugungsaktive Ebene/Fläche bezeichnet .

Ein Intraoralscanner erfordert eine vergleichsweise hohe räumliche Auflösung bzw . Datendichte (Messpunkte j e Flächeneinheit der Oberfläche ) und somit eine vergleichsweise hohe Anzahl zu pro izierender Messelemente . Dabei ist es durchaus überraschend, dass diffraktive optische Elemente in dem für dentale Oberflächen vorteilhaften Wellenlängenbereich von 400-480nm (blau ) , auch bei einer vergleichsweise hohen Anzahl zu proj izierender Messlinien eine den hohen Anforderungen eines Intraoralscanners genügende Proj ektionsqualität aufweisen . Denn j e niedriger die Wellenlänge und j e mehr zu proj izierende Messlinien, desto anspruchsvoller ist die Entwicklung und Fertigung eines DOEs mit ausreichend hoher Proj ektionsqualität . Eine hohe Proj ektionsqualität zeichnet sich dabei durch eine hohe Auflösung (hier entsprechend einer geringen Messlinienbreite ) , einen hohen Kontrast zwischen hellen und dunklen Bereichen, eine hohe Beugungseffizienz und einen geringen Lichtanteil in der 0 . Beugungsordnung aus .

Die vorliegende Erfindung basiert zudem auf der Erkenntnis , dass mittels erfindungsgemäßer Merkmale ein Verfahren zur Erfassung der Topographie der Oberfläche eines transluzenten, insbesondere dentalen Obj ektes in Verbindung mit den Vorteilen der diffraktiven Musterproj ektion bereitgestellt werden kann, welches in der Lage ist , mehrere unterschiedliche Messmuster zu proj izieren, welche ausschließlich im für dentale Obj ekte besonders vorteilhaften Wellenlängenbereich von 400-480nm (blau ) , und insbesondere monochromatisch ( einfarbig ) erzeugt werden können . Ein solches Verfahren und ein verfahrensgemäßer Intraoralscanner sind im Stand der Technik bisher gänzlich unbekannt ; beispielsweise wird die Fähigkeit zur Proj ektion mehrerer unterschiedlicher Messmuster im Stand der Technik bisher ausschließlich unter Verwendung abbildender Verfahren ( d . h . unter Verwendung von Lichtbrechung ) realisiert .

Hierzu kommen sog . räumliche Lichtmodulatoren ( z . B . DLP ) zum

Einsatz , welche teuer und nicht gut miniaturisierbar sind . Eine wesentliche der Erfindung zugrundeliegende Erkenntnis liegt in der überraschenden Erkenntnis , dass ein erfindungsgemäßer Intraoralscanner (mit der Fähigkeit mehrere unterschiedliche Messmuster zu proj izieren ) deutlich kostengünstiger und besser miniaturisierbar ist als es die im Stand der Technik bekannte Lehre erlaubt .

Die Fähigkeit zur Proj ektion mehrerer unterschiedlicher Messmuster, welche erfindungsgemäß durch Zuordnung eines j eweiligen diffraktiven optischen Elements realisiert ist , ist besonders vorteilhaft im Kontext eines Intraoralscanners , da hiermit zur Lösung des Korrespondenzproblems eine zeitliche Kodierung der Messelemente realisiert werden kann . Im Falle eines einzigen Messmusters kommt hingegen lediglich eine räumliche Kodierung infrage . Bei einer räumlichen Kodierung wird eine charakteristische Umgebung im Bild eines Messelements zur Lösung des Korrespondenzproblems herangezogen . Da hier die zeitliche Komponente der Kodierung fehlt , muss die herangezogene Umgebung entsprechend größer sein damit das Korrespondenzproblems eindeutig gelöst werden kann . Dies limitiert j edoch wiederum die minimal auflösbare Sequenz bzw . Umgebung von Messelementen, zudem sinkt die Robustheit gegenüber Störeinflüssen . In der Praxis wird versucht diesen Effekt zu mindern indem eine Farbkodierung eingeführt wird . Hierdurch wird j edoch der für dentale Oberflächen besonders vorteilhafte Wellenlängenbereich von 400-480nm verlassen, was die Leistungsfähigkeit eines entsprechenden Verfahrens reduziert . Im Gegensatz dazu kann bei der Proj ektion mehrerer unterschiedlicher Messmuster eine Kombination aus zeitlicher und räumlicher Kodierung (hybride Kodierung ) realisiert werden, wodurch eine kleine minimal auflösbare Sequenz bei zugleich höherer Robustheit gegenüber Störeinflüssen erzielt wird . In anderen Worten erlaubt ein erfindungsgemäßes Verfahren und ein erfindungsgemäßer Intraoralscanner die Verbindung der Vorteile diffraktiver Musterproj ektion mit der Fähigkeit zur Proj ektion mehrerer unterschiedlicher Messmuster in synergetischer Weise .

Im Stand der Technik bekannte Verfahren und Vorrichtungen zur Erfassung der Topographie der Oberfläche eines transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ektes die in der Lage sind mehrere Messmuster zu proj izieren, verwenden Proj ektionsverfahren nach dem Prinzip der Lichtbrechung, d . h . die Proj ektion der Messmuster (bzw . der Messlinien ) erfolgt mittels einer abbildenden Optik . Die abbildende Optik proj iziert den Inhalt eines statischen Dias oder eines dynamischen Bildgenerators , auch räumlicher Lichtmodulator genannt ( z . B . ein Mikrospiegelarray oder ein LCD-Element ) , auf die Obj ektoberfläche . Im Fall von strukturierter Beleuchtung , welche Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist , sind diese abbildenden Proj ektionsmethoden stets mit erheblichen Lichtverlusten behaftet . Dies liegt daran, dass eine strukturierte Beleuchtung per Definition nicht gleichförmig ist , und daher örtliche Variationen von Lichtintensität auf der Oberfläche des Obj ektes beinhaltet . Die örtliche Reduktion von Lichtintensität gegenüber einfallendem Licht auf einem statischen Dia oder einem dynamischen Bildgenerator wird abhängig vom Funktionsprinzip entweder durch Absorption oder durch Reflexion von Licht realisiert . Dieses absorbierte oder reflektierte Licht wurde von der Lichtquelle erzeugt , erreicht aber nicht die Obj ektoberfläche und ist somit der Lichteffizienz abträglich .

Wird die Musterproj ektion hingegen mittels Lichtbeugung realisiert , wirken weder Absorption noch Reflexion bei der Erzeugung der strukturierten Beleuchtung . Stattdessen wird die örtliche Variation der Lichtintensität auf der Oberfläche durch gezielte Umlenkung des einfallenden Lichtstrahls auf j ene ( den Messlinien zugeordnete ) Abschnitte der Oberfläche gelenkt , die heller erscheinen sollen, und von Bereichen abgelenkt , die dunkler erscheinen sollen . Im Resultat ist die Erzeugung der strukturierten Beleuchtung durch Lichtbeugung damit deutlich lichteffizienter .

Die Steigerung der Lichteffizienz soll im Folgenden anhand eines beispielhaften Streifenmusters illustriert werden, welches Streifen maximaler Helligkeit und Streifen minimaler Helligkeit enthält , wobei 50% der Gesamtfläche des Messmusters die maximale Helligkeit aufweisen und 50% die minimale Helligkeit aufweisen . Im Falle einer im Stand der Technik für Intraoralscanner bekannten abbildenden Proj ektion wird das Streifenmuster durch einen räumlichen Lichtmodulator erzeugt , der z . B . ein statisches Dia, oder im dynamischen Fall ein Mikrospiegelarray oder ein LCD sein kann . Der räumliche Lichtmodulator wird von einer Lichtquelle flächig beleuchtet und erzeugt die hellen und dunklen Bereiche des Musters mittels Absorption/Transmission oder Reflektion . Unter Vernachlässigung aller weiteren optischen Verluste liegt hier die maximal erreichbare Lichteffizienz bei 50% , da nur die Hälfte der Fläche des Lichtmodulators Streifen maximaler Helligkeit entspricht , und auf der verbleibenden Fläche einfallendes Licht innerhalb der Proj ektionseinrichtung absorbiert wird . Im Fall einer Proj ektion mittels Lichtbeugung kann das Streifenmuster mittels eines diffraktiven optischen Elements ( DOE ) erzeugt werden . Ein einfallender Lichtstrahl trifft auf das DOE , welches diesen entsprechend der Messmusterdefinition in die entsprechenden aus zuleuchtenden Bereiche umlenkt . Dabei entstehende interne Verluste des DOEs , beispielsweise die sog . Beugungseffizienz , liegen typischerweise im einstelligen Prozentbereich . Werden die geringfügigen internen Verluste vernachlässigt , erfolgt die Messmustererzeugung ohne Absorption eingebrachten Lichts . Bei gleichem Lichteintrag resultiert somit eine doppelte Helligkeit bzw . ( Licht- ) Intensität der Streifenmuster im Vergleich zur abbildenden Proj ektion . Dadurch kann eine Erhöhung der Lichtintensität der beleuchteten Abschnitte der Oberfläche ermöglicht und gleichzeitig der benötigte Lichteintrag ( durch die Lichtquelle ) und damit einhergehend die Größe sowie der Energiebedarf der Lichtquelle reduziert werden . Die offenbarte erfindungsgemäße Lehre ermöglicht somit eine ( im Vergleich zum Stand der Technik ) wesentliche Verkleinerung (Miniaturisierung ) von Proj ektionseinrichtung bzw . Handstück und Intraoralscanner .

Ein Intraoralscanner sollte ein möglichst kompaktes Handstück aufweisen, um die zu erfassenden Bereiche der Mundhöhle möglichst gut erreichen zu können . Des Weiteren ist ein möglichst kompaktes Handstück vorteilhaft , da es die Handhabung und insbesondere Führung des Handstücks während des Scanvorgangs durch den Bediener erleichtert . Ebenfalls lässt sich durch ein kompaktes Handstück ein besonders ansprechendes Design realisieren, was für die Vermarktbar keit vorteilhaft sein kann .

Durch die (mittels der erfinderischen Lehre ermöglichte ) Miniaturisierung der Proj ektionseinrichtung kann diese gemeinsam mit der Erfassungseinrichtung in der Scanspitze des Handgeräts ( des Intraoralscanners ) angeordnet werden, wodurch sich ein vorteilhaft schlankes Gehäusedesign realisieren lässt . Darüber hinaus lässt sich dadurch die zurückzulegende Weglänge des Lichtes (von der Lichtquelle zur Oberfläche sowie von der Oberfläche zur Erfassungseinrichtung ) reduzieren, was der Proj ektions- und Erfassungsgenauigkeit zuträglich sein kann, da sich z . B . der genauigkeitsschädliche Einfluss einer im Betrieb auf tretenden, strukturell-mechanischen Verwindung des Handgeräts auf diese Weise reduzieren lässt .

Herkömmliche Proj ektionseinrichtungen, wie beispielsweise in WO 2018073824 Al , WO 2020102658 A2 und WO 2019032923 A2 beschrieben, können aktuell nicht soweit miniaturisiert werden, dass sie in der Scanspitze montiert werden können . Aufgrund dessen ist eine Anordnung von Erfassungseinrichtung und Pro ektionseinrichtung im hinteren Teil des Handstücks notwendig , was dort eine Auswölbung des Gehäuses erfordert . Durch eine Proj ektion mittels Lichtbeugung lässt sich im Vergleich zu anderen bekannten Verfahren die Proj ektionseinrichtung auf sehr kleine Abmessungen miniaturisieren, was eine Montage weit vorne in der Scanspitze erlaubt . Eine Auswölbung des hinteren Teils des Handstücks ist dann nicht notwendig , wodurch ein deutlich ergonomischeres und ansprechenderes Design des Handstücks ermöglicht wird .

Eine Musterproj ektion mittels Lichtbeugung durch DOE ist somit im Kontext der intra-oralen Erfassung einer Topographie , also im Kontext eines Intraoralscanners , vorteilhaft , da hierdurch ein kompakter, licht- , energie- und kosteneffizienter Intraoralscanner bereitgestellt werden kann . Der erfindungsgemäße Intraoralscanner (bzw . das Handstück ) ist mit anderen Worten prinzipbedingt kompakter realisierbar, da eine Musterproj ektion mittels Beugung kein ( relativ großvolumiges ) abbildendes Proj ektionsobj ektiv und keinen räumlichen Lichtmodulator benötigt .

Des Weiteren beruht die vorliegende Erfindung auf der Erkenntnis , dass die ( durch den Einsatz von diffraktiven optischen Elementen zur Erzeugung der Messlinien ermöglichte ) höhere Lichtintensität der beleuchteten Abschnitte der Oberfläche (bzw . der

Messelemente/Messlinien) genutzt werden kann, um die

Erfassungsgenauigkeit der Topographie der Oberfläche der transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ekte zu erhöhen . Dentale Obj ekte weisen wie oben bereits erwähnt einen vergleichsweise hohen Grad an Transluzenz und Volumenstreuung auf , was dazu führt , dass einfallendes Licht nicht nur von der zu erfassenden äußeren Oberfläche des Obj ekts reflektiert ( rückgestreut ) wird, sondern auch von Materie , die sich unter der Oberfläche befindet . Dieser Effekt führt nachteilig dazu, dass eine auf die Oberfläche eines transluzenten Obj ekts proj izierte Messlinie an Kontrast verliert und die Messlinie somit dunkler, kontrastarm und unscharf erscheint ( ähnlich einer Defokussierung ) . Die Lage der dunklen, kontrastarmen bzw . unscharfen Messlinie kann in den von der Erfassungseinrichtung bereitgestellten Bildern nur mit reduzierter Genauigkeit lokalisiert werden, was sich nachteilig auf die Erfassungsgenauigkeit der Topographie der Oberfläche auswirkt . Durch die Erhöhung der Lichtintensität der Messlinie (bzw . des der Messlinie zugeordneten Abschnitts auf der Oberfläche ) kann diesem Effekt entgegengewirkt werden, wodurch eine vergleichsweise hohe Erfassungsgenauigkeit trotz Transluzenz des Obj ekts erzielt werden kann . Die Erhöhung der Lichtintensität kann darüber hinaus eine Erhöhung der Schärfentiefe ermöglichen, welche den nutzbaren Arbeitsbereich der 3D-Erfassung vergrößert . Der Arbeitsbereich der 3D-Erfassung ist derj enige Bereich, innerhalb dem eine Oberfläche angeordnet sein muss , damit deren Topographie erfasst werden kann . Die Erhöhung der Schärfentiefe wird durch eine höhere Lichtintensität in den Messlinien ermöglicht , welche bei gleicher Intensität der Erfassung eine kleinere Apertur ( höhere Blendenzahl ) der Erfassungseinrichtung erlaubt .

Ferner kann durch die Erhöhung der Lichtintensität der den Messlinien zugeordneten Abschnitte der Oberfläche eine Erhöhung der zulässigen Bewegungsgeschwindigkeit ermöglicht werden, da die zur Bereitstellung der Bilder benötigte Belichtungsdauer ( Integrations zeit ) reduziert werden kann . Die zulässige Bewegungsgeschwindigkeit ist j ene Maximalgeschwindigkeit , mit der die Erfassungseinrichtung bei der Erfassung der Topographie über die zu erfassende Oberfläche geführt werden kann, ohne die Genauigkeitsanforderungen der Topographieerfassung zu verletzen (beispielsweise aufgrund von Bewegungsunschärfe ) .

Der Einsatz von diffraktiven optischen Elementen zur Erzeugung von mehreren unterschiedlichen (Messelemente , insbesondere Messlinien, umfassenden ) Messmustern stellt dabei eine Abkehr von den bisher im Stand der Technik verfolgten Verfahren zur Erfassung von Topographien von Oberflächen von transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ekten dar , denen gemein ist , dass zur Erzeugung mehrerer unterschiedlicher (Messelemente , insbesondere Messlinien, umfassender ) Messmuster Methoden der Lichtbrechung verwendet werden .

Diffraktive optische Elemente werden j eweils im Hinblick auf Licht einer spezifischen Designwellenlänge definiert und hergestellt , um ein ( hinterlegtes ) Designmessmuster zu proj izieren . Nur bei Verwendung exakt dieser Designwellenlänge wird das hinterlegte Designmessmuster proj iziert , da die Erzeugung von Messlinien bei diffraktiven optischen Elementen auf dem wellenlängenabhängigen Phänomen der Lichtbeugung beruht . Wird das diffraktive optische Element hingegen mit Licht verwendet , welches nicht exakt seiner Designwellenlänge entspricht , ist das resultierende Messmuster gegenüber dem Designmessmuster verzerrt , wobei sich derartige (Messmuster- ) Verzerrungen z . B . durch eine Veränderung des Abstandes zwischen benachbarten Messlinien und/oder eine Krümmung der einzelnen Messlinien zeitigen können .

Im praktischen Betrieb einer Lichtquelle ist stets mit geringfügen Abweichungen des emittierten Lichtspektrums von der Spezifikation zu rechnen ( spektrale Variation ) , die auf nicht konstante Betriebsbedingungen ( z . B . Temperatur der Lichtquelle ) und/oder auf eine fertigungsbedingte Streuung zurückzuführen sind . Diese Abweichungen können umso stärker ausfallen, wenn die Lichtquelle in einer Proj ektionseinrichtung zum Einsatz kommt , die als Teil eines mobilen Handstücks bewegt wird, da während der Anwendung verschiedene Betriebs zustände durchlaufen werden und das mobile Handstücks variierenden Umgebungsbedingungen ausgesetzt ist . Diese Abweichungen der Wellenlänge führen dazu, dass beim Einsatz eines diffraktiven optischen Elements dieses ( zumindest teilweise ) außerhalb seiner Designwellenlänge verwendet wird und somit das resultierende Messmuster oben erwähnte Verzerrungen gegenüber dem Designmessmuster aufweist (Messmusterverzerrung ) , was sich nachteilig auf die erzielbare Genauigkeit der Proj ektion auf die Oberfläche auswirkt (wellenlängenabhängige Pro ektionsungenauigkeit ) .

Aus dem Stand der Technik bekannte abbildende Messmuster- Proj ektionsmethoden ( die im Zusammenhang mit der Erfassung der Topographie von transluzenten, insbesondere dentalen, Oberflächen eingesetzt werden) basieren hingegen auf dem Phänomen der Lichtbrechung . Durch Abweichungen der Wellenlänge des emittierten Lichts hervorgerufene Messmusterverzerrungen ( z . B . durch sog . chromatische Aberration ) können hier durch entsprechende Auslegung der abbildenden Optik ( z . B . durch achromatische Linsen) praktisch eliminiert werden .

Überraschenderweise kann - trotz dieser DOE-immanenten wellenlängenabhängigen Proj ektionsungenauigkeit - in einem erfindungsgemäßen Intraoralscanner die geforderte sehr hohe Genauigkeit bei der Erfassung der Topographie der Oberfläche erzielt werden . Es hat sich gezeigt , dass der Nachteil der wellenlängenabhängigen Proj ektionsungenauigkeit des DOE mehr als aufgewogen wird durch die erheblichen Vorteile , die sich in Umsetzung der vorliegenden Erfindung erzielen lassen - insbesondere im Hinblick auf die höhere erzielbare Lichtintensität der Messlinien und die damit ermöglichte höhere Erfassungsgenauigkeit . Somit kann durch den Einsatz von diffraktiven optischen Elementen ( zur Erzeugung von Messlinien) - insbesondere bei der Erfassung der Topographie der Oberfläche eines transluzenten Obj ektes (bei dem wie oben beschrieben durch die Volumenstreuung eine Kontrastabschwächung der Messlinie hervorgerufen werden kann) - insgesamt eine unerwartet hohe Genauigkeit bei der Erfassung der Topographie erzielt werden .

Darüber hinaus basiert die vorliegende Erfindung auf der Erkenntnis , dass sich die Genauigkeit der Erfassung der Topographie durch weitere Maßnahmen noch weiter erhöhen lässt : Zum einen dadurch, dass gemäß einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung die diffraktiven optischen Elemente auf einem gemeinsamen ( einteiligen ) ( DOE- ) Substrat angeordnet sind, wobei insbesondere die Beugungsstrukturen (beugungsaktive Flächen ) der diffraktiven optischen Elemente in einer gemeinsamen Ebene angeordnet sind . Damit kann in vorteilhafter Weise die Notwendigkeit einer Justage der einzelnen diffraktiven optischen Elemente relativ zueinander ( oder Einhaltung enger Fertigungstoleranzen) zur Erzielung einer aufeinander abgestimmten Messmusterorientierung und Lage eliminiert werden . Durch die einteilige Ausführung der diffraktiven optischen Elemente kann erreicht werden, dass die ebenen Beugungsstrukturen in einer gemeinsamen Ebene liegen, die der Oberfläche des gemeinsamen Substrats entspricht . Dadurch können in vorteilhafter Weise gleiche Proj ektionsabstände der Messmuster und insbesondere eine exakt gleiche Skalierung ( d . h . proj izierte Größe ) der Messmuster auf der Oberfläche erreicht werden . Des Weiteren werden durch die einteilige Ausführung Kosten und Komplexität der DOE-Fertigung reduziert , da weniger Schnitt- und Handhabungsaufwand entsteht als bei mehreren separaten DOEs . Ferner können somit Proj ektionsungenauigkeiten, die auf eine fehlerhafte Ausrichtung der diffraktiven optischen Elemente zueinander zurückzuführen sind, ausgeschlossen oder zumindest reduziert werden .

Zum anderen kann der Proj ektionsqualität und der Kosteneffizienz zugutekommen, dass gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung die Proj ektionseinrichtung eine erste Vorrichtung zur Justage einer Lage mindestens einer Proj ektionsachse und/oder eine zweite Vorrichtung zur Justage umfasst , wobei mittels der zweiten Vorrichtung zur Justage ein Abstand zwischen einem der diffraktiven optischen Elemente und der mindestens einen Lichtquelle änderbar ist oder ein Abstand zwischen einer Linse und der mindestens einen Lichtquelle änderbar ist . Die Linse kann dabei insbesondere zwischen der mindestens einen Lichtquelle und dem zugeordneten diffraktiven optischen Element angeordnet sein . Damit kann eine Justage der Lage der Proj ektionsachsen ( optische Achsen ) und/oder der Fokusabstände der (Laser- ) Lichtquellen erreicht werden, welche vorteilhaft die Kosteneffizienz einer Fertigung aufgrund geringerer Anforderungen an Fertigungstoleranzen steigern kann .

Es kann insbesondere zweckmäßig sein, die optischen Achsen bzw . die Pro ektionsachsen der Lichtquellen in eine gemeinsame Proj ektionsachsenebene zu bringen . Hierzu können einerseits enge Fertigungstoleranzen hinsichtlich der Lichtquellen, der Lichtquellenoptiken und der Mechanik der Proj ektionseinrichtung verwendet werden . Im Sinne einer höheren Kosteneffizienz der Fertigung ist es j edoch vorteilhaft , hierfür in der Proj ektionseinrichtung eine ( für j ede Lichtquelle individuell einstellbare ) erste Vorrichtung zur Justage der Lagen der Proj ektionsachsen vorzusehen, um insbesondere zu erreichen, dass alle Proj ektionsachsen in einer gemeinsamen Ebene angeordnet sind . Hierzu kann die erste Vorrichtung zur Justage beispielsweise derart eingerichtet sein, dass mittels Schraubvorrichtung die translatorische und/oder rotatorische Ausrichtung (Lagerung ) einer j eden Lichtquelle bezogen auf das zugeordnete diffraktive optische Element ( in einem gewissem Umfang ) individuell verändert werden kann .

Ferner kann die Erfassungsgenauigkeit noch weiter erhöht werden, indem gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung die mindestens eine Lichtquelle die diffraktiven optischen Elemente mit linear in einer Polarisationsrichtung polarisiertem Licht beleuchtet , und zwischen der ( zu erfassenden) Oberfläche und der Erfassungseinrichtung ein linearer Polarisationsfilter angeordnet ist , dessen Durchlassrichtung mit der Polarisationsrichtung übereinstimmt . Auf diese Weise kann im Kontext eines Intraoralscanners die natürliche Polarisation von Laserlicht genutzt werden, um in Kombination mit einem Polarisationsfilter zwischen Obj ektoberfläche und Erfassungseinrichtung eine lichteffiziente Unterdrückung von Volumenstreuung ( transluzenter ) dentaler Oberflächen zu realisieren . Das auf die Oberfläche proj izierte Messmuster (bzw . die strukturierte Beleuchtung ) wird im Falle typischer transluzenter, dentaler Obj ekte , wie beispielsweise Zahnschmelz , Zahnbein oder Zahnfleisch, teilweise von der Oberfläche des dentalen Obj ekts rückgestreut . Ein signifikanter Teil des einfallenden Lichts wird j edoch auch von darunter ( unter der Oberfläche ) liegender Materie rückgestreut , welche durch Volumenstreuung beleuchtet wurde . Der von unter der Oberfläche liegender Materie rückgestreute Teil des Lichts führt zu einem Kontrastverlust und einer Verzerrung der von der Erfassungseinrichtung erfassten strukturierten Beleuchtung . Somit ändert sich durch die Volumenstreuung bei transluzenten Obj ekten der detektierte Ort der Musterproj ektion (Messelemente ) durch eine geringfügige Verschiebung des Schwerpunkts der Rückstreuung unter die Oberfläche . Sowohl der reduzierte Kontrast als auch die Verschiebung führen zu Fehlern bei der Erfassung der dentalen Oberfläche , was nachteilig für das Signal-Rauschverhältnis und die Genauigkeit der 3D-Erfassung sein kann .

Um den Anteil des nicht von der Oberfläche rückgestreuten Lichts zu reduzieren, kann ein Polarisationsfilter zwischen Obj ekt und Erfassungseinrichtung eingerichtet sein . Hierbei wird die Eigenschaft der Oberflächen von dentalen Obj ekten genutzt , den Polarisations zustand einfallenden Lichts bei der direkten Rückstreuung an der Oberfläche überwiegend beizubehalten . Der Polarisations zustand des von Materie unter der Oberfläche rückgestreuten Lichtanteils wird hingegen randomisiert , d . h . er behält nicht den Polarisationszustand des einfallenden Lichts bei , sondern nimmt einen durchmischten Zustand an . Mit anderen Worten : Der direkt von der Oberfläche rückgestreute Lichtanteil behält die Polarisationsrichtung der Beleuchtung überwiegend bei , wohingegen der unter der Obj ektoberfläche rückgestreute Teil einen durchmischten, nahezu gleichverteilten Polarisationszustand aufweist . Durch die Verwendung von polarisiertem Licht in Verbindung mit einem Polarisationsfilter zwischen der (Ob j ekt- ) Oberfläche und der Erfassungseinrichtung kann der relative Anteil des von der Oberfläche rückgestreuten Lichts vorteilhaft erhöht werden . Hierdurch kann das Signal-Rauschverhältnis der 3D-Erfassung und deren Erfassungsgenauigkeit verbessert werden . Zahlreiche im Stand der Technik bekannte Proj ektionseinrichtungen verwenden Lichtquellen mit überwiegend durchmischtem Polarisations zustand, beispielsweise LEDs , oder Laser deren Polarisations zustand durchmischt wurde , beispielsweise durch optische Elemente zur Erzeugung einer flächigen und intensitätshomogen Ausleuchtung, zur Lichtmischung oder zur Speckle- Reduktion . Da in diesen Fällen das auf die zu erfassende Oberfläche gestrahlte Licht unpolarisiert wäre , ist zur Herstellung einer polarisierten Proj ektion ein Polarisationsfilter zwischen der Lichtquelle und der (Ob j ekt- ) Oberfläche erforderlich . Ein derartiger Polarisationsfilter führt bei unpolarisiertem Licht typischerweise zu einer Reduktion des nutzbaren Lichts um mindestens 50% . Die vorliegende Erfindung hingegen erlaubt es , die bei Laserdioden üblicherweise auftretende natürliche Polarisation direkt zu nutzen und somit einen Polarisationsfilter zwischen Lichtquelle und Obj ekt , und die damit einhergehenden Verluste zu vermeiden . Hierdurch wird im Resultat vorteilhaft eine höhere Lichteffizienz und höhere realisierbare Lichtintensität auf der Obj ektoberfläche ermöglicht . Zusätzlich kann somit der zwischen Lichtquelle und (Obj ekt- ) Oberfläche angeordnete Polarisationsfilter als optisches Bauteil eingespart werden .

Die vorliegende Erfindung ermöglicht somit eine besonders lichteffiziente und kostengünstige Nutzung der Vorteile , die mit dem Einsatz von polarisiertem Licht einhergehen können, allein durch den Einsatz eines Polarisationsfilters zwischen (Ob j ekt- ) Oberfläche und Erfassungseinrichtung und einer entsprechenden Ausrichtung der Lichtquellen anhand ihrer natürlichen Polarisationsrichtung .

Der Polarisationsfilter kann dabei grundsätzlich als transmissiver oder reflexiver Polarisationsfilter ausgeführt sein . Die Polarisationsrichtung eines transmissiven Polarisationsfilters ist diej enige Polarisationsrichtung , die der Polarisationsfilter überwiegend transmittiert , im Falle eines reflexiven

Polarisationsfilters ist es diej enige Polarisationsrichtung, die der Polarisationsfilter überwiegend reflektiert . Die genannten Vorteile können dabei sowohl unter Einsatz von linearer Polarisation als auch unter Einsatz zirkularer Polarisation erreicht werden (vorausgesetzt die eingesetzten Lichtquellen weisen die entsprechende Polarisation auf ) .

Gemäß einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist der Polarisationsfilter nur im Emissionsspektrum der mindestens einen ( Laser- ) Lichtquelle polarisierend wirksam und im verbleibenden Spektrum neutral . Die Unterdrückung der Volumenstreuung dentaler Oberflächen kann somit spektralselektiv erfolgen . Dies ist beispielsweise vorteilhaft , wenn eine 3D-Erfassung ( dreidimensionale Erfassung der Topographie einer Oberfläche ) in einem anderen Spektralbereich erfolgt als eine ( gleichzeitig stattfindende ) Farbbilderfassung (bei der nicht die Topographie einer Oberfläche , sondern deren Farbe erfasst wird ) . Die Unterdrückung von Volumenstreuung transluzenter, dentaler Oberflächen kann bei einer Farbbilderfassung weniger relevant als bei einer 3D-Erfassung sein, da hier meist kein Messmuster proj iziert wird, sondern eine Beleuchtung homogen verteilter Intensität . Zugleich kann eine Beleuchtung der Ob ektoberfläche zur Farbbilderfassung kostengünstig und mit geringer technischer Komplexität mittels LEDs erzeugt werden, welche oft keine signifikante natürliche Polarisation aufweisen, anhand derer sie in Durchlassrichtung zum Polarisationsfilter ausgerichtet werden könnten . Ein signifikanter Teil des erzeugten unpolarisierten Lichts würde deshalb ( durch einen nicht-spektralselektiven Polarisationsfilter ) für die Aufnahme eines Farbbildes verloren gehen . Ein spektralselektiver Polarisationsfilter kann somit beispielsweise vorteilhaft die Lichteffizienz einer Farbbildaufnahme erhöhen, wobei die Vorteile einer Unterdrückung der Volumenstreuung dentaler Oberflächen für die 3D-Erfassung erhalten bleiben .

Zusätzlich kann die Erfassungsgenauigkeit eines auf die Oberfläche proj izierten Messmusters erhöht werden, indem gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung das Proj izieren des Gesamtmessmusters auf den j eweiligen Teilbereich der Oberfläche des transluzenten Obj ektes ein Reduzieren von Speckle mittels einer Vorrichtung zur Reduktion von Speckle umfasst , optional durch ein, insbesondere translatorisches , Bewegen mindestens eines der diffraktiven optischen Elemente während des Proj izierens des Gesamtmessmusters ( auf einen der Teilbereiche der Oberfläche des transluzenten Obj ektes mittels einer Proj ektionseinrichtung ) . Hierzu kann die Proj ektionseinrichtung eine Vorrichtung zur Reduktion von Speckle umfassen, wobei optional mindestens eines der diffraktiven optischen Elemente , insbesondere translatorisch, (während des Proj izierens des Gesamtmessmusters ) bewegbar sein kann .

Eine Reduktion von Speckle ist vorteilhaft zur Verbesserung des Signal-Rauschverhältnisses bei der 3D-Erfassung mittels des Verfahrens der strukturierten Beleuchtung . Speckle , in der Optik auch als Lichtgranulation oder Lasergranulation bekannt , entsteht bei der Erfassung optisch rauer Oberflächen unter Verwendung von kohärenter Beleuchtung, welche beispielsweise von Laserlicht bereitgestellt wird . Im Stand der Technik sind Verfahren zur Reduktion von Speckle bekannt ; beispielsweise kann eine Reduktion von Speckle durch eine zeitliche Mittelung verschiedener Specklemuster ( oder Speckle-Zustände ) innerhalb der Belichtungs zeit der Erfassungseinrichtung ( auch Integrations zeit genannt ) erreicht werden .

Über den bekannten Stand der Technik hinausgehend kann bei einer Messmusterproj ektion mittels Lichtbeugung unter Verwendung diffraktiven optischer Elemente ( DOEs ) durch ein, insbesondere translatorisches , Bewegen des diffraktiven optischen Elements Speckle reduziert werden, da das Specklemuster durch das Bewegen des diffraktiven optischen Elements ( zeitlich und/oder örtlich ) variiert wird . Ein Bewegen eines diffraktiven optischen Elements bezeichnet dabei in diesem Zusammenhang ein maschinell betätigtes Bewegen des diffraktiven optischen Elements bzw . ein Ändern der Position oder Lage des diffraktiven optischen Elements .

Diese Methode zur Reduktion von Speckle kann dabei auch unabhängig von dem erfindungsgemäßen Verfahren zum Erfassen der Topographie der Oberfläche eines transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ektes (und unabhängig von dem erfindungsgemäßen Intraoralscanner ) eingesetzt werden und stellt damit auch eine eigenständige Erfindung dar . Die eigenständige Erfindung ist dabei ein Verfahren zur specklereduzierten Messmusterproj ektion und Erfassung mit den

Schritten :

Bestrahlen eines diffraktiven optischen Elements , in dem ein Messmuster hinterlegt ist , mit einer Lichtquelle , wobei die Lichtquelle insbesondere als Laserlichtquelle ausgeführt ist , Proj izieren des Messmusters auf eine Oberfläche , Erfassen eines Bildes des proj izierten Messmusters auf der Oberfläche mittels einer Erfassungseinrichtung über die Dauer einer Belichtungszeit , und Bewegen, insbesondere translatorisches Bewegen, des diffraktiven optischen Elements während der Belichtungszeit .

Die im Folgenden ausgeführten, im Zusammenhang mit einer Speckle- Reduktion stehenden vorteilhaften Ausgestaltungen können in Verbindung mit dem erfindungsgemäßen Verfahren zum Erfassen der Topographie eines transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ektes , dem erfindungsgemäßen Intraoralscanner und/oder mit dem ( eine eigenständige Erfindung darstellenden) Verfahren zur specklereduzierten Messmusterproj ektion und Erfassung eingesetzt werden .

Gemäß einer vorteilhaften Ausgestaltung kann das diffraktive optische Element in der Ebene seiner Beugungsstruktur (beugungsaktiven Fläche ) bewegbar sein .

Gemäß einer vorteilhaften Ausgestaltung kann das im diffraktiven optischen Element hinterlegte Messmuster Messelemente umfassen, die als zueinander parallelen Messlinien ausgebildet sind, und das diffraktive optische Element in der Ebene seiner Beugungsstruktur (beugungsaktiven Fläche ) , und insbesondere linear translatorisch in Richtung der Messlinien bewegbar sein . Diese Ausgestaltung führt zu einer durch die Bewegung besonders unverfälschten Wiedergabe der Messlinien, da diese nur in Richtung der Messlinien und nicht quer dazu bewegt werden .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann das Bewegen linear os zillierend erfolgen ( lineare Oszillation ) . Die lineare Oszillation kann durch einen linearen Antrieb ( z . B . Linearmotor oder Linearaktuator ) oder einen linearen Resonator erzeugt werden . Ein linearer Resonator kann z . B . mittels einer Vibrationsquelle ( z . B . rotatorischer oder linearer Unwucht- oder Vibrationsmotor ) in Verbindung mit einer Feder oder einem Federsystem realisiert werden . Ebenso kann ein linearer Resonator durch eine elektromagnetische oder sonstige steuerbare Anregung eines Feder-Masse-Systems realisiert werden .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung entspricht die Periode der Oszillation ( Kehrwert der Os zillationsfrequenz ) höchstens der Belichtungszeit ( für die Erfassung eines Bildes ) und/oder beträgt die Amplitude der Oszillation mindestens den halben Strahldurchmesser ( in Bezug auf FWHM - engl . "Full-Width-Half- Maximum" ) des einfallenden Lichtstrahls .

Gemäß einer weiteren besonders vorteilhaften Ausgestaltung kann eine durch die Oszillation in das Handstück eines Intraoralscanners eingebrachte Kraft durch eine Ausgleichs kraft kompensiert werden .

Die Ausgleichskraft kann beispielsweise durch eine Oszillation einer zweiten Masse bei gleicher Frequenz und 180 ° Phasenversatz erreicht werden .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann die Proj ektionseinrichtung mindestens eine als Laserlichtquelle ausgeführte Lichtquelle umfassen, die in einer Dimension ( Richtung ) einzelmodig ( engl . single-mode ) und in einer zweiten Dimension ( Richtung ) multimodig ( engl . multi-mode ) ist , wobei die zweite (multimodige ) Dimension parallel oder senkrecht zur Richtung der Messlinien ausgerichtet ist . Ein solcher Aufbau kann durch eine kürzere Kohärenzlänge der Laserlichtquelle den Specklekontrast wirksam reduzieren .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann die Pro ektionseinrichtung mindestens eine als Laserlichtquelle ausgeführte Lichtquelle umfassen, deren Versorgungsstrom mit einer Frequenz im Bereich von 1-1000 MHz moduliert ist . Eine solche hochfrequente Modulation kann Laser-Mode-Hopping eliminieren und die Kohärenzlänge des emittierten Lichts verkürzen . Die Elimination von Laser-Mode-Hopping führt zu einer stabileren spektralen Emission des Lasers . Da eine Musterproj ektion mittels Lichtbeugung wellenlängenabhängig ist , kann dadurch die zeitliche Stabilität der Proj ektion und letztlich ( in der vorliegenden erfindungsgemäßen Anwendung ) die Erfassungsgenauigkeit der Oberflächentopographie verbessert werden . Die ebenfalls mit der Modulation einhergehende Verkürzung der Kohärenzlänge des emittierten Lichts kann zusätzlich zu einer Specklereduktion führen, welche zusätzlich vorteilhaft für die Genauigkeit der Topographieerfassung ist .

Darüber hinaus kann die Genauigkeit der Erfassung der Topographie der Oberfläche dadurch erhöht werden, dass gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung die Messlinien mittels algebraischer Flächen kalibriert sind und optional die Triangulation unter Verwendung dieser algebraischen Flächen erfolgt . Algebraische Flächen können dreidimensionale Ebenen oder durch Polynome höheren Grades darstellbare Flächen sein, beispielsweise quadratische oder kubische Flächen . Insbesondere können auch konische Flächen zur Kalibrierung der Messlinien verwendet werden . Die Triangulation kann dann optional durch die Bildung von Schnittpunkten zwischen Sichtlinien der Erfassungseinrichtung und den kalibrierten algebraischen Flächen erfolgen .

Wie bereits erwähnt wird ein diffraktives optisches Element bzw . das darin ( durch die Ausgestaltung der Beugungsstruktur ) hinterlegte ( Design- ) Messmuster bezogen auf eine sog . Designwellenlänge definiert und hergestellt . Entspricht das einfallende Licht exakt der Designwellenlänge , wird das Messmuster exakt der Definition entsprechend wiedergegeben . In der Praxis lässt sich ein Beleuchtungsspektrum, das exakt der Designwellenlänge entspricht , j edoch kaum oder nur mit großem Aufwand realisieren . Gängige Lichtquellen weisen eine fertigungsbedingte spektrale Variation auf , und das Emissionsspektrum ist zudem abhängig von anderen Parametern, wie z . B . der Betriebstemperatur . Zudem spielen andere Faktoren bei der Messmusterwiedergabe eine Rolle , beispielsweise die Richtung des in das DOE einfallenden Lichts ( Proj ektionsachse ) , da Abweichungen der Beleuchtungsrichtung ebenfalls zu einer Abweichung des mittels Lichtbeugung erzeugten Musters führen . Da in der Praxis selten exakt die Designbedingungen bezogen auf die Wellenlänge und die Beleuchtungsrichtung vorliegen, ist mit einer Abweichung der Messmusterproj ektion von der ursprünglichen Definition aus zugehen . Sind für ein DOE unter Designbedingungen gerade Messlinien definiert , spannen diese bei ideal designgemäßen Bedingungen ( im beleuchteten Zustand) j eweils eine Proj ektionsfläche auf , die mittels einer Ebenengleichung beschrieben werden kann ( Proj ektionsebene ) . Bei in der Praxis üblichen, von den Designbedingungen abweichenden Bedingungen hingegen sind die auf die ( Obj ekt- ) Oberfläche proj izierten Messlinien nicht exakt gerade , sondern gekrümmt , sodass sich die von den Messlinien auf gespannten Proj ektionsflächen durch algebraische Flächen höheren Grades mit einer höheren Genauigkeit beschreiben lassen ( als dies mit Proj ektionsebenen möglich wäre ) .

Damit führen - aufgrund der in der Praxis auftretenden Abweichungen von den Designbedingungen - algebraische Flächen höheren Grades zu einer besseren Kalibration der Messlinien, was die Erfassungsgenauigkeit wirksam steigern kann, wenn beispielsweise im Rahmen der Kalibration die Messlinien mit algebraischen Flächen - und nicht wie üblich mit Ebenen - kalibriert werden .

Zusammenfassend wird durch die vorliegende Erfindung ein Verfahren ( sowie ein Intraoralscanner ) zur Erfassung der Topographie der Oberfläche eines transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ektes beschrieben, welches eine höhere Lichteffizienz und somit eine höhere erreichbare Lichtintensität der strukturierten Beleuchtung aufweist . Die höhere Lichteffizienz wird unmittelbar durch die Abwesenheit von Absorption oder Reflexion bei der Erzeugung der strukturierten Beleuchtung mittels Lichtbeugung erreicht . Die Erfassungsgenauigkeit kann zudem unter Beibehaltung einer hohen Lichteffizienz zusätzlich gesteigert werden, indem eine Polarisation der strukturierten Beleuchtung unter Nutzung der natürlichen Polarisationseigenschaften von Laserdioden erzielt wird, anstatt der Verwendung einer unpolarisierten Lichtquelle in Verbindung mit einem Polarisationsfilter zwischen Lichtquelle und Obj ekt .

Im Kontext eines Intraoralscanners ist eine Maximierung der Lichtintensität der strukturierten Beleuchtung besonders vorteilhaft . Ein Grund dafür ist , dass ein Intraoralscanner entsprechend dem Stand der Technik manuell über die zu vermessenden Oberflächen geführt wird . Hierbei entstehen im Vergleich zu 3D- Scannern für andere Anwendungen besonders große Geschwindigkeiten ( Bewegungsgeschwindigkeit ) in Relation zur Größe der auf zulösenden Bildinhalte und zur erforderlichen Erfassungsgenauigkeit . Um eine unvermeidbare Bewegungsunschärfe zu minimieren, muss die Integrationszeit der strukturierten Beleuchtung minimiert werden, was im Falle mehrerer zeitlich sequenzieller Proj ektionen durch eine Verkürzung der Pro ektionsdauer oder im Falle einer dauerhaften Proj ektion durch eine Verkürzung der Belichtungs zeit der Erfassungseinrichtung erreicht werden kann . Die minimal nutzbare Integrationszeit hängt unmittelbar von der von der Proj ektionseinrichtung erzeugten Lichtintensität auf der Obj ektoberfläche ab . Je höher die Lichtintensität , desto kürzer kann die Integrationszeit bei Gewährleistung eines erforderlichen Signal- Rausch-Verhältnisses der Bilderfassung gewählt werden . Ein Intraoralscanner nach der vorliegenden Erfindung weist deshalb prinzipbedingt eine geringere Mindestintegrations zeit auf , und ist somit robuster gegenüber Bewegungsunschärfe . Zudem kann durch die geringere Mindestintegrationszeit die Frequenz der 3D-Erfassung ( Erfassung der Topographie ) erhöht werden . Eine hohe Frequenz der 3D-Erfassung ist besonders im Kontext eines Intraoralscanners vorteilhaft ist , da so bei einer gegebenen Bewegungsgeschwindigkeit des Handstücks ein größerer Überlapp zwischen j eweils zwei Teiltopographien besteht . Der größere Überlapp bedingt wiederum eine bessere und robustere Ausrichtung der Teiltopographien zueinander .

Ein weiterer Vorteil einer höheren Lichtintensität der strukturierten Beleuchtung ist die Realisierbarkeit einer höheren Schärfentiefe der Bilderfassung . Im Kontext eines Intraoralscanners ist eine möglichst hohe Schärfentiefe vorteilhaft da , bedingt durch die Topographie der Mundhöhle und der handgeführten Bewegung des Intraoralscanners , im Vergleich zur Größe der auf zulösenden Bildinhalte große Änderungen des Abstands zur Obj ektoberfläche zu erwarten sind . Eine hohe Schärfentiefe der Bilderfassung kann bis zur Beugungsbegrenzung durch eine hohe Blendenzahl , d . h . einer kleinen Apertur der Bildaufnahme erreicht werden . Je höher die Lichtintensität , desto kleiner kann die Apertur bei Gewährleistung eines erforderlichen Signal-Rausch-Verhältnisses der Bilderfassung gewählt werden .

Ein weiterer Vorteil der mit der vorliegenden Erfindung realisierten Lichteffizienz liegt in einer daraus ableitbaren gesteigerten Energieeffizienz . Aufgrund der Energieeffizienz des hier beschriebenen Intraoralscanners kann im Vergleich zu anderen im Stand der Technik bekannten Intraoralscannern auf eine aktive Kühlung verzichtet werden . Hierdurch werden Hardwarekosten und Fertigungskomplexität eingespart , und das Gerät ist leiser und wartungsärmer . Zudem wird das Handstück weniger warm, was für den Benutzer ( z . B . Bediener oder Patient ) angenehmer sein kann . Ein energieeffizienter Intraoralscanner ist außerdem von Vorteil für einen drahtlosen Betrieb unter Verwendung einer in das Handstück integrierten Stromquelle .

Ein weiterer Vorteil der hier beschriebenen Erfindung liegt in einer gegenüber dem Stand der Technik kompakter realisierbaren Proj ektionseinheit , und somit einem kompakter realisierbaren Handstück (Miniaturisierung des Handstücks ) .

Im Vergleich zum Stand der Technik weist ein erfindungsgemäßer Intraoralscanner deutlich geringere Hardwarekosten auf . Insbesondere der im Stand der Technik gebräuchliche dynamische räumliche Lichtmodulator ( z . B . ein Mikrospiegelarray) und die dafür notwendige Steuerungselektronik sind im Vergleich zur für die vorliegende Erfindung notwendigen Hardware sehr kostenintensiv.

Die vorliegende Erfindung erfüllt somit den Bedarf nach einem in höchstem Maße praxistauglichen und zugleich kosteneffizient herzustellenden Intraoralscanner ( zum Erfassen der Topographie der Oberfläche von transluzenten, insbesondere dentalen, Obj ekten) .

Dadurch, dass die Erfassung der Topographie der Oberfläche durch das zumindest teilweise Überlagern von zwei Teiltopographien von zwei ( zumindest teilweise überlappenden) Teilbereichen der Oberfläche erfolgt , kann die Erfassungsgenauigkeit der Topographie erhöht werden - können doch ( im Überlappungsbereich der beiden Teilbereiche ) Erfassungsungenauigkeiten, die in der ersten Teiltopographie auf treten ( z . B . hervorgerufen durch eine ungünstige Beleuchtungssituation und/oder Reflexionen ) , teilweise durch die zweite Teiltopographie kompensiert werden, wenn der entsprechende Bereich dort genauer erfasst wurde . Da insbesondere bei der Erfassung von transluzenten ( insbesondere dentalen ) Oberflächen derartige Erfassungsungenauigkeiten bedingt durch die Transluzenz der zu den Oberflächen gehörenden Obj ekte typischerweise vermehrt auftreten, eignet sich das beschriebene Verfahren in ganz besonderem Maße für die Erfassung derartiger Oberflächen . Das Überlagern der Teiltopographien kann mittels im Stand der Technik bekannter Verfahren, beispielsweise des Iterative Closest Point ( TCP ) Algorithmus durchgeführt werden .

Das Erfassen der Teiltopographien der Teilbereiche der Oberfläche mittels Triangulation setzt dabei die Lösung des oben beschriebenen Korrespondenzproblems mittels eines geeigneten, im Stand der Technik bekannten Verfahrens voraus . Besonders vorteilhaft kann hierzu vorgesehen sein, dass : die Messlinien auf möglichen Messlinienpositionen des Gesamtmessmusters angeordnet sind, wobei die möglichen Messlinienpositionen einem Gitter mit konstanter Messlinienperiode entsprechen, und eine auf einer möglichen Messlinienposition angeordnete Messlinie als dargestellte Messlinie bezeichnet wird und eine mögliche Messlinienposition, auf der keine Messlinie angeordnet ist , als nicht-dargestellte Messlinie bezeichnet wird, das erste Messmuster eine erste Zuordnung von dargestellten Messlinien und optional nicht-dargestellten Messlinien zu den möglichen Messlinienpositionen festlegt , das zweite Messmuster eine zweite Zuordnung von dargestellten Messlinien und nichtdargestellten Messlinien zu den möglichen Messlinienpositionen festlegt , und das erste Messmuster und das zweite Messmuster so gestaltet sind, dass eine durch die erste Zuordnung und die zweite Zuordnung ausgebildete Kombination aus dargestellten und nicht- dargestellten Messlinien auf den möglichen Messlinienpositionen das Lösen des Korrespondenzproblems ermöglicht .

Die Messlinienperiode beschreibt dabei den Abstand zwischen zwei benachbarten möglichen Messlinienpositionen . Die Zuordnung der dargestellten und nicht-dargestellten Messlinien zu den möglichen Messlinienpositionen erfolgt durch die Gestaltung der beugungsaktiven Regionen der den Messmustern zugeordneten DOEs . Es kann der Auflösung bzw . Datendichte und der Genauigkeit der Erfassung der Oberfläche zuträglich sein, wenn eines der Messmuster ausschließlich dargestellte Messlinien (und keine nichtdargestellten Messlinien ) den möglichen Messlinienpositionen zuordnet . Man spricht in diesem Zusammenhang auch von einem vollbesetzten oder dichten Messmuster .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann vorgesehen sein, dass ( dargestellte und nicht-dargestellte ) Messlinien, die einer gemeinsamen möglichen Messlinienposition zugeordnet sind, eine ( der möglichen Messlinienposition zugeordnete ) Gruppe von Messlinien ausbilden, und eine Kombination aus dargestellten und nichtdargestellten Messlinien innerhalb der Gruppe einem ( der möglichen Messlinienposition zugeordneten) Symbol entsprechen .

Die Gesamtheit aller möglichen Symbole wird dabei als Alphabet bezeichnet . Beispielsweise kann bei einem aus zwei Messmustern bestehenden Gesamtmessmuster eine Gruppe von Messlinien bis zu vier Kombinationen ( Zustände ) aus dargestellten und nicht-dargestellten Messlinien bilden; dies entspricht einem Alphabet mit bis zu vier ( 2 2 = 4 ) Symbolen . Bei einem aus drei Messmustern bestehenden Gesamtmessmuster kann das Alphabet entsprechend bis zu acht ( 2 3 = 8 ) Symbolen umfassen .

Folgende Auflistung zeigt zur weiteren Verdeutlichung ein Alphabet aus vier Symbolen ( 0 , 1 , 2 , 3 ) , welches ( durch Kombinationen aus dargestellten und nicht-dargestellten Messlinien einer Gruppe ) bei einem aus zwei Messmustern bestehenden Gesamtmessmuster gebildet werden kann :

Symbol 0 : Kombination aus einer nicht-dargestellten Messlinie im ersten Messmuster und im zweiten Messmuster, Symbol 1: Kombination aus einer nicht-dargestellten Messlinie im ersten Messmuster und einer dargestellten Messlinie im zweiten Messmuster,

Symbol 2 : Kombination aus einer dargestellten Messlinie im ersten Messmuster und einer nicht-dargestellten Messlinie im zweiten Messmuster,

Symbol 3: Kombination aus einer dargestellten Messlinie im ersten Messmuster und im zweiten Messmuster.

Dabei kann gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung vorgesehen sein, dass das Gesamtmessmuster eine Symbolsequenz (Abfolge von Symbolen) ausbildet deren Länge (Anzahl Symbole) der Anzahl der möglichen Messlinienpositionen entspricht, und jeder möglichen Messlinienposition genau ein Symbol der Symbolsequenz zugeordnet ist, und eine Abfolge einer Mehrzahl von n Symbolen, die benachbarten möglichen Messlinienpositionen zugeordnet sind, einem Wort entsprechen, und in der Symbolsequenz jedes (enthaltene) Wort der Länge n nur so oft vorkommt, dass das Lösen des Korrespondenzproblems ermöglicht wird, und/oder in der Symbolsequenz jedes (enthaltene) Wort der Länge n höchstens dreimal, insbesondere höchstens zweimal, vo r kommt .

Die natürliche Zahl n bezeichnet hierbei die Wortlänge der Symbolsequenz. Ein Wort kommt dabei beispielsweise zweimal in der Symbolsequenz vor, wenn die für das Wort charakteristische Abfolge von benachbarten Symbolen an zwei Stellen in der Symbolsequenz auf tritt .

Zur Verdeutlichung ist beispielhaft folgende (abgekürzte) Symbolsequenz gegeben, die so gestaltet ist, dass jedes enthaltene Wort der Wortlänge drei (n=3) nur einmal vor kommt:

Symbolsequenz: 0, 0, 0, 1, 0, 0, 2, 0, 0, 3,..., 2, 3, 2, 3, 3, 3 Die Wörter werden dabei durch j eweils drei ( n=3 ) benachbarte Symbole gebildet :

Wort 1 : 0 , 0 , 0

Wort 2 : 0 , 0 , 1

Wort 3 : 0 , 1 , 0

Die Lösung des Korrespondenzproblems besteht in der Zuordnung von Indizes möglicher Messlinienpositionen zu erkannten Messlinien in von der Erfassungseinrichtung bereitgestellten Bildern . Die Indizes möglicher Messlinienpositionen sind natürliche Zahlen, wobei beispielsweise die erste mögliche Messlinienposition den Index 1 trägt , die zweite mögliche Messlinienposition den Index 2 trägt , und die mögliche Messlinienposition k den Index k trägt . Im gegebenen Beispiel ist die Zuordnung der Indizes möglicher Messlinienpositionen zu den Wörtern (und dementsprechend der Symbolsequenz ) wie folgt : Wort 1 : { 1 , 2 , 3 } Wort 2 : { 2 , 3 , 4 } Wort 3 : { 3 , 4 , 6 }

Die Lösung des Korrespondenzproblems kann dann beispielsweise die folgenden Schritte umfassen :

Erkennen der Kombination von dargestellten und nichtdargestellten Messlinien auf möglichen Messlinienpositionen des Gesamtmessmusters in von der Erfassungseinrichtung bereitgestellten Bildern,

Zuordnen von Symbolen zu möglichen Messlinienpositionen entsprechend der erkannten Kombinationen von dargestellten und nicht-dargestellten Messlinien,

Bilden von Wörtern aus den Symbolen, die benachbarten möglichen Messlinienpositionen zugeordnet sind, und

Zuweisen der Indizes möglicher Messlinienpositionen zu den Wörtern .

Es sei darauf hingewiesen, dass das lediglich einmalige Vorkommen eines Worts in der Symbolsequenz in der Praxis nicht unbedingt zur Lösung des Korrespondenzproblems notwendig ist . Vielmehr können Mehrdeutigkeiten auch dadurch gelöst werden, dass beispielsweise ein begrenzter Arbeitsraum zur Erkennung ungültiger Korrespondenzen (und dadurch zur Herstellung eindeutiger Korrespondenzen ) herangezogen wird .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann die Symbolsequenz als De-Brui j n-Sequenz ausgebildet sein .

Eine Ausführung der mindestens einen Lichtquelle als Laserlichtquelle kann besonders vorteilhaft sein, da sich dadurch ein besonders kosteneffizienter und kompakter Intraoralscanner realisieren lässt . Zudem ist eine Laserlichtquelle in der Lage , kohärentes und spektral schmalbandiges Licht zu erzeugen, welches besonders geeignet ist um eine hochaufgelöste (Mess- ) Musterpro j ektion mittels Lichtbeugung zu erzeugen, da der Effekt der Lichtbeugung wellenlängenabhängig ist .

Gemäß einer vorteilhaften Ausgestaltung kann j edem diffraktiven optischen Element ( und damit j edem Messmuster ) eine individuelle Lichtquelle zugeordnet sein . Eine j edem Messmuster individuell zugeordnete (Laser- ) Lichtquelle stellt eine effiziente Möglichkeit dar , mehrere Messmuster sequentiell oder gleichzeig zu proj izieren . Zudem kann die von der Proj ektionseinrichtung zu erbringende Lichtleistung auf mehrere (Laser- ) Lichtquellen verteilt werden, wodurch die (Leistungs- ) Anforderungen an eine einzelne Lichtquelle reduziert werden und somit auch die ( oftmals durch lokale thermische Rahmenbedingungen begrenzte ) Gesamtlichtleistung vervielfältigt werden kann .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann mittels einer Beleuchtungsvorrichtung eine unstrukturierte Beleuchtung auf der Oberfläche des Obj ekts mit gleichmäßig verteilter Intensität erzeugt werden, wobei optional die unstrukturierte Beleuchtung rotes , grünes , blaues , weißes , ultraviolettes , nah-infrarotes oder infrarotes Licht oder eine Kombination hiervon umfasst . Eine solche Beleuchtung ist vorteilhaft zur Erfassung einer örtlich aufgelösten Farbinformation der Obj ektoberfläche ( Farbbilderfassung ) . Die Beleuchtung kann spektral breitbandig ( z . B . weiß ) , oder spektral schmalbandig ( z . B . rot , grün, blau, ultraviolett , nahinfrarot oder infrarot ) sein . Es können mehrere Spektren oder Farben aktivier- und deaktivierbar sein . Die unstrukturierte Beleuchtung kann beispielsweise mittels LED-Beleuchtung bereitgestellt werden, oder durch die Kombination mehrfarbiger Laser . Die Beleuchtungsvorrichtung kann vorteilhaft eine ringförmige Lichtquelle oder eine ringförmige Anordnung von Lichtquellen umfassen . Die ringförmige Beleuchtungsvorrichtung kann dann konzentrisch um die Erfassungsachse der Erfassungseinrichtung angeordnet sein, sodass aus Sicht der Erfassungseinrichtung eine gleichmäßige Beleuchtung erzielt wird, die Sicht der Erfassungseinrichtung auf das Obj ekt j edoch nicht verdeckt wird .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann das erste Messmuster in einem ersten Wellenlängenspektrum und das zweite Messmuster in einem zweiten Wellenlängenspektrum, insbesondere gleichzeitig, proj iziert sein, und kann die Erfassungseinrichtung derart spektralselektiv eingerichtet sein, dass das erste Bild mittels überwiegender Erfassung von Licht des ersten Wellenlängenspektrums und das zweite Bild mittels überwiegender Erfassung von Licht des zweiten Wellenlängenspektrums bereitgestellt wird .

Der Begriff der überwiegenden Erfassung von Licht eines gewissen Wellenlängenspektrums ist dabei in diesem Zusammenhang vor dem Hintergrund zu verstehen, dass bei spektralselektiven Erfassungseinrichtungen bei der spektralselektiven Erfassung von Licht eines definierten Wellenlängenspektrums technisch bedingt typischerweise in geringem Umfang auch Licht außerhalb des definierten Wellenlängenspektrums miterfasst wird - der ganz überwiegende Teil des erfassten Lichts allerdings dem definierten Wellenlängenspektrum zuzuordnen ist .

Eine spektralselektiv eingerichtete Erfassungseinrichtung ( spektralselektive Erfassungseinrichtung ) kann beispielsweise als eine RGB-Farbkamera ausgeführt sein (wobei RGB engl . "red" , "green" , "blue" entspricht ) , und die Proj ektion der Messmuster kann zeitgleich mittels roten, grünen und blauen Lichts sowie Teilmengen oder Kombinationen hiervon erfolgen . Ebenso kann die Erfassungseinrichtung in anderen Spektralbereichen selektiv sein, beispielsweise in zwei oder mehreren Wellenlängenintervallen von blauem Licht . Die Proj ektionseinrichtung kann dann vorteilhaft auch mehrere Messmuster zeitgleich in unterschiedlichen (Wellenlängen- ) Spektren proj izieren . Spektralselektiv bedeutet hier , dass die Erfassungseinrichtung unterschiedliche (Wellenlängen- ) Spektren unterscheiden kann, bzw . die unterschiedlichen Spektren unterschiedlichen Bildkanälen und somit unterschiedlichen Bildern zuordnen kann . Eine solche spektralselektive Erfassungseinrichtung kann auch aus mehreren Kameras und spektralselektiven Komponenten bestehen, die zwischen den Kameras und der Obj ektoberfläche angeordnet sind . Solche spektralselektiven Komponenten können beispielsweise als dichroitische Strahlteiler, Bandpassfilter oder Bandsperrfilter ( engl . "notch filter" ) ausgeführt sein .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung kann das erste Messmuster in einem ersten Polarisationszustand oder in einer ersten Polarisationsrichtung und das zweite Messmuster in einem zweiten Polarisations zustand oder in einer zweiten Polarisationsrichtung , insbesondere gleichzeitig , proj iziert sein, und kann die Erfassungseinrichtung derart polarisationsselektiv oder polarisationssensitiv eingerichtet sein, dass das erste Bild mittels überwiegender Erfassung von Licht der ersten Polarisationsrichtung oder des ersten Polarisations zustands und das zweite Bild mittels überwiegender Erfassung von Licht der zweiten Polarisationsrichtung oder des zweiten Polarisationszustands bereitgestellt wird .

Wird beispielsweise das erste Messmuster in einem ersten Polarisations zustand proj iziert und das zweite Messmuster in einem ( zum ersten Polarisationszustand unterschiedlichen) zweiten Polarisations zustand proj iziert , und erfolgen beide Proj ektionen zeitgleich, so können die beiden proj izierten Messmuster mit einer entsprechend eingerichteten Erfassungseinrichtung unterschieden und in zwei unterschiedlichen Bildern bereitgestellt werden . Die Polarisations zustände können lineare Polarisations zustände unterschiedlicher Richtungen, oder zirkulare Polarisations zustände unterschiedlicher Richtungen wie RHCP ( engl . Right Hand Circular Polarisation) oder LHCP ( engl . Left Hand Circular Polarisation ) , oder Kombinationen hiervon umfassen .

Eine polarisationsselektive Erfassungseinrichtung entspricht einer Erfassungseinrichtung, die in der Lage ist , Polarisationszustände zu unterscheiden bzw . Bildinformation abhängig vom Polarisationszustand in unterschiedlichen Bildkanälen (und somit in unterschiedlichen Bildern ) zu erfassen .

Eine polarisationssensitive Erfassungseinrichtung entspricht einer Erfassungseinrichtung, die mindestens einen Bildkanal bereitstellt , der einem definierten Polarisationszustand entspricht .

Gemäß einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung können zwei Messmuster zeitgleich mit unterschiedlichen linearen Polarisationsrichtungen proj iziert werden, wobei die zwei linearen Polarisationsrichtungen zueinander orthogonal sind . Sind beide Lichtquellen als Laserlichtquelle ausgeführt , welche j eweils linear polarisiertes Licht emittiert , können die linearen Polarisationsrichtungen der natürlichen Polarisation der j eweiligen Lichtquelle entsprechen, wobei die Orthogonalität durch einen bezüglich der Emissionsrichtung (bzw . Proj ektionsachse ) um 90 ° rotatorisch versetzten Einbau der Laserlichtquellen realisiert werden kann .

Gemäß einer anderen vorteilhaften Ausgestaltung können zwei Messmuster zeitgleich mit unterschiedlichen zirkularen Polarisationsrichtungen proj iziert werden, wobei eines der Messmuster den Polarisations zustand RHCP , und das andere Messmuster den Polarisations zustand LHCP aufweist .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann mindestens eines der Messmuster punktsymmetrisch zu einem Messmustermittelpunkt ausgebildet sein und kann optional das zugeordnete diffraktive optische Element als binäres diffraktives optisches Element ausgebildet sein . Ganz besonders vorteilhaft sind dabei alle Messmuster j eweils punktsymmetrisch zu ihrem j eweiligen Messmustermittelpunkt ausgebildet und sind alle diffraktiven optischen Elemente als binäre diffraktive optische Elemente ausgebildet .

Binäre diffraktive optische Elemente weisen eine höhere Beugungseffizienz auf und erreichen somit eine höhere Lichteffizienz . Des Weiteren sind sie einfacher und somit kostengünstiger herzustellen als nicht-binäre DOEs , und der maximal proj izierbare Öf f nungswinkel ist bei gegebener Lichtwellenlänge und Qualität der Musterpro ektion größer . Die Messmusterproj ektionen binärer DOEs sind prinzipbedingt symmetrisch zu einen Messmustermittelpunkt ausgebildet , wobei der Messmustermittelpunkt auf der Proj ektionsachse P liegt (welche der Achse des einfallenden Laserstrahls entspricht ) . Als zu proj izierende Messmuster werden daher vorzugsweise mittelpunktsymmetrische Muster verwendet , da diese mit binären DOEs darstellbar sind .

Binäre diffraktive optische Elemente stellen somit eine besonders lichteffiziente und kostengünstige Ausführung der Musterproj ektion mittels Lichtbeugung dar, wenngleich nur punktsymmetrisch ausgeführte Messmuster erzeugt werden können .

Generell eignen sich Messlinien im besonderen Maße als Messelemente , da sie eine besonders hohe Anzahl an rekonstruierbaren Messpunkten (bzw . Bildpunkten) erzeugen können .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung können die Messmuster j eweils in Richtung einer Proj ektionsachse auf die Oberfläche proj izierbar sein und können die Proj ektionsachsen in einer gemeinsamen Proj ektionsachsenebene angeordnet sein, die zur Richtung der Messlinien parallel ist , und kann optional mindestens ein Messmustermittelpunkt eines Messmusters in der Proj ektionsachsenebene angeordnet sein . Eine Proj ektionsachse ist hierbei als geometrische Gerade zu verstehen, die durch den Mittelpunkt des auf das diffraktive optische Element einfallenden Strahls verläuft . Die Richtung der Messlinien wird durch die Längserstreckung der Messlinien definiert . Diese Anordnung bewirkt vorteilhaft eine räumliche Konstanz des Gesamtmessmusters . Das Gesamtmessmuster entsteht durch die Überlagerung der Mehrzahl der proj izierten Messmuster . Eine räumliche Konstanz des Gesamtmessmusters kennzeichnet hier, dass das Gesamtmessmuster sich abhängig vom Pro ektionsabstand lediglich im Maßstab bzw . der Größe ändert , nicht j edoch in den maßstabsrelativen Abständen der Messlinien zueinander ( senkrecht zur Richtung der Messlinien) . Eine räumliche Konstanz des Gesamtmessmusters ist für eine Topographieerfassung mittels strukturierter Beleuchtung vorteilhaft , da sie eine reproduzierbare , abstandsunabhängige Zuordnung von Messlinien aus mehreren Messmustern zueinander ermöglicht . Zudem lassen sich so mehrere aus Messlinien bestehende Messmuster in exakte Überdeckung bringen, was vorteilhaft für eine 3D- Rekonstruktionsmethode ist , die eine örtliche Zuordnung von Messlinien verschiedener Messmuster erfordert .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann die Proj ektion der Messmuster unter unterschiedlichen Öf f nungswinkeln erfolgen . So kann erreicht werden, dass die Messmuster in der Arbeitsebene einen gewünschten Flächenbereich gemeinsam überdecken, wobei der j eweilige Öf f nungswinkel der Messmusterproj ektion so gewählt ist , dass in der Arbeitsebene der gewünschte Flächenbereich vollständig gemeinsam überdeckt wird und die Überdeckung verbleibender Bereiche ( Bereiche außerhalb des gewünschten Flächenbereichs ) minimiert wird . Die Arbeitsebene ist diej enige Ebene , auf die die für die Topographieerfassung benötigten optischen Komponenten für eine optimale Funktion ausgelegt sind . Ein gemeinsam überdeckter Flächenbereich der proj izierten Muster (Musterproj ektion) ist vorteilhaft im Sinne der gemeinsamen Verarbeitung der Messmuster nach dem Verfahren der strukturierten Beleuchtung . Da unterschiedliche Musterproj ektionen erfindungsgemäß nicht denselben Proj ektionsursprung aufweisen, kann mittels unterschiedlicher Öff nungswinkel eine gemeinsame Überdeckung eines gewünschten Flächenbereichs erzeugt werden, wobei die unerwünschte Proj ektion auf verbleibende Bereiche minimiert werden kann . Eine Proj ektion auf verbleibende Bereiche ist insbesondere unerwünscht , da sie die Lichteffizienz der Proj ektionseinrichtung reduziert und unerwünschtes Streulicht erzeugt . Diese Ausgestaltung ist somit vorteilhaft im Sinne der Lichteffizienz und Qualität der Messmusterproj ektion . Mit anderen Worten wird vorgeschlagen zur Erreichung eines gemeinsam überdeckten Bereichs der Messmusterpro ektionen bei zugleich optimaler Lichteffizienz , die j eweiligen Öf f nungswinkel der Proj ektionen der Messmuster zu minimieren, was mittels unterschiedlicher Öff nungswinkel der einzelnen DOEs realisiert werden kann .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung kann die Proj ektionseinrichtung mindestens eine astigmatische Linse ( oder Optik ) umfassen .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung kann mindestens eines der diffraktiven optischen Elemente lichtfokussierend wirksam sein .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann die Proj ektionseinrichtung mindestens einen Strahlteiler und mindestens einen räumlichen Lichtmodulator umfassen, wobei der Lichtmodulator insbesondere zwischen dem Strahlteiler und der zu erfassenden Oberfläche des Obj ekts ( der Lichtmodulator also bezogen auf die Propagationsrichtung des Lichts nach dem Strahlteiler ) angeordnet ist . Ein räumlicher Lichtmodulator kann mittels eines Flüssigkristalldisplays ( z . B . LCD oder LCoS ) oder anderer Methoden der räumlichen Lichtmodulation realisiert sein . Der Begriff modulierbar betrifft hier die Fähigkeit der Steuerung einer Transmission, Reflexion, Absorption oder Phasenlage des ausgehenden Lichtstrahls gegenüber dem einfallenden Lichtstrahl .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann die Proj ektionseinrichtung eine Beleuchtungsvorrichtung zur Erzeugung einer unstrukturierten Beleuchtung auf der Oberfläche des Obj ekts mit gleichmäßig verteilter Intensität umfassen und kann optional die unstrukturierte Beleuchtung rotes , grünes , blaues , weißes , ultraviolettes , nah-infrarotes oder infrarotes Licht oder eine Kombination hiervon umfassen .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann mindestens ein

Betriebsparameter einer als Laserlichtquelle ausgeführten (mindestens einen ) Lichtquelle geregelt sein und/oder kann der mindestens eine Betriebsparameter mit einer Frequenz im Bereich von 1-1000 MHz modulierbar sein . Die Regelung kann beispielsweise die Parameter Temperatur oder Stromstärke betreffen, sowie Kombinationen hiervon . Beide optionalen Merkmale ( Regelung und hochfrequente Modulation ) , können Schwankungen der Lichtemission, sowohl in Bezug auf das emittierte Spektrum, als auch die emittierte Lichtleistung , reduzieren .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann die Proj ektionseinrichtung die Messmuster insbesondere im Wellenlängenbereich von 400nm - 480nm erzeugen . Dies kann insbesondere dadurch realisiert werden, dass die mindestens eine Lichtquelle Licht im Wellenlängenbereich von 400 - 480nm emittiert . Dieser Wellenlängenbereich ist vorteilhaft für die 3D-Erfassung transluzenter und insbesondere dentaler Oberflächen, da diese hier einen besonders geringen Effekt der Volumenstreuung und Eindringtiefe des Lichts aufweisen . Dies führt zu einer Verbesserung des Signal-Rauschverhältnisses und somit der Genauigkeit der 3D- Erf assung .

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung kann der Intraoralscanner einen Umlenkspiegel umfassen . Der Umlenkspiegel ist dabei ein optionales Bauteil , das bei einem Intraoralscanner Vorteile bzgl . der Erreichbarkeit relevanter Regionen innerhalb der Mundhöhle bieten kann . Der Umlenkspiegel kann beheizbar sein, um ein Beschlagen durch Atemluft hoher Luftfeuchte zu verhindern . Das Beheizen auf eine Temperatur zwischen ca . 37 und ca . 42 ° C führt dazu, dass Feuchtigkeit in der ausgeatmeten Luft nicht auf der Spiegeloberfläche kondensiert , und der Spiegel einfallendes Licht optimal reflektiert ; auch andere Temperaturbereiche können die gewünschte Wirkung zeigen .

Im Folgenden wird die Erfindung anhand von Ausführungsbeispielen in Verbindung mit den Figuren näher beschrieben . Es zeigen :

Figur 1 eine schematische Darstellung des im Stand der Technik bekannten Verfahrens der strukturierten Beleuchtung in Verbindung mit Triangulation, gemeinsam auch als aktive Triangulation bezeichnet , Figur 2 . 1 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Seitenansicht

Figur 2 . 2 eine schematische Darstellung eines weiteren Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Seitenansicht ,

Figur 2 . 3 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Draufsicht , beschränkt auf den Bereich der Scanspitze , Figur 3 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in einer ersten Position zur Erfassung einer ersten Teiltopographie und in einer zweiten Position zur Erfassung einer zweiten Teiltopographie , Figur 4 . 1 eine schematische Darstellung einer Proj ektionseinrichtung eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Seitenansicht ,

Figur 4 . 2 eine schematische Darstellung einer Pro ektionseinrichtung eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Draufsicht

Figur 4 . 3 eine schematische Darstellung von drei , auf einem gemeinsamen Substrat angeordneten, diffraktiven optischen Elementen eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners ,

Figur 4 . 4 eine schematische Darstellung eines Messmusters eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners ,

Figur 4 . 5 eine schematische Darstellung einer Proj ektionseinrichtung eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Draufsicht , Figur 5 . 1 eine schematische Darstellung einer Proj ektionseinrichtung eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Draufsicht und Seitenansicht , Figur 5 . 2 eine schematische Darstellung einer Proj ektionseinrichtung eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Draufsicht und Seitenansicht , Figur 6 . 1 eine schematische Darstellung einer Proj ektionseinrichtung eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Draufsicht , Figur 6 . 2 eine schematische Darstellung eines Lichtmodulators eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Draufsicht

Figur 7 schematische Darstellungen von ein Gesamtmessmuster ausbildenden Messmustern und

Figur 8 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners .

Zur Erläuterung des allgemeinen Hintergrundes der vorliegenden Erfindung wird zunächst anhand von Figur 1 das im Stand der Technik bekannte und zum allgemeinen Fachwissen zählende Verfahren der strukturierten Beleuchtung in Verbindung mit Triangulation ( gemeinsam auch als Verfahren der aktiven Triangulation bezeichnet ) näher beschrieben ( siehe dazu auch die Fachbücher "Multiple View Geometry in Computer Vision" von Richard Hartley et al . oder "Handbook of 3D Machine Vision" von Song Zhang ) . Das Verfahren der aktiven Triangulation kann eingesetzt werden, um die Topographie der Oberfläche 1 eines Obj ektes zu erfassen . Figur 1 zeigt dies beispielhaft anhand einer Vorrichtung bestehend aus einer Proj ektionseinrichtung 11 und einer Erfassungseinrichtung 12 .

Die Proj ektionseinrichtung 11 proj iziert ein Messmuster 6 , hier lediglich bestehend aus einem als Messlinie 9 ausgebildeten Messelement auf die Oberfläche 1 ( deren Topographie erfasst werden soll ) . Die Erfassungseinrichtung 12 erfasst ein Bild 3 des proj izierten Messmusters auf der Obj ektoberfläche . In diesem Bild 3 kann eine Vielzahl von Bildpunkten detektiert werden die die proj izierte Linie darstellen, wovon zur besseren Übersicht nur ein Bildpunkt 4 gekennzeichnet ist . In einem Messlinien umfassenden Messmuster werden in der Praxis die Zentren der Messlinien als lokale ( Licht- ) Intensitätsmaxima ermittelt und zur Konstruktion der Sichtgeraden S verwendet . Unter Nutzung einer Mehrzahl kalibrierter Parameter von Proj ektionseinrichtung und Erfassungseinrichtung kann mittels geometrischer Berechnungen ein Schnittpunkt 2 der Sichtgeraden S und der Proj ektionsebene E berechnet werden, der einer erfassten dreidimensionalen Koordinate der Obj ektoberfläche im Koordinatensystem x , y, z entspricht . Die dreidimensionale

Proj ektionsebene E repräsentiert die von der Pro ektionseinrichtung

11 proj izierte ( der Messlinie 9 zugeordnete ) "Lichtebene" und ergibt sich ebenfalls aus kalibrierten Parametern des Systems . Die kalibrierten Parameter umfassen beispielsweise sog . intrinsische Parameter der Proj ektions- und Erfassungseinrichtung wie Brennweite , Bild-/Pro j ektionsmittelpunkt und sog . Verzeichnungsparameter, sowie extrinsische Parameter wie die relative Lage von Proj ektionsursprung 7 und Bildursprung 5 zueinander und somit auch die sog . Triangulationsbasis 8 . Verfahren zur Kalibration entsprechender Systeme sind im Stand der Technik bekannt , ebenso die zur Triangulation notwendigen geometrischen Berechnungen . In der Praxis werden eines oder mehrere verschiedene Messmuster proj iziert . Die Messmuster können eine oder mehrere Messlinien enthalten oder auch gänzlich anders gestaltet sein, z . B . in Form von Punktmustern oder farbkodierten Streifenmustern . Im dargestellten Beispiel besteht das Messmuster 6 nur aus einer Messlinie 9 . Da hier nur eine "Lichtebene" proj iziert wird somit nur eine Proj ektionsebene E existiert , spricht man auch von einer "trivialen" Lösung des Korrespondenzproblems . Das Korrespondenzproblem besteht in der Zuordnung eines Bildpunktes zu einem proj izierten Messelement , beispielsweise einer Messlinie . Umfasst das Messmuster 6 mehr als eine Messlinie 9 , wird ein Ansatz zur Lösung des Korrespondenzproblems benötigt . Wie in der Beschreibung des Stands der Technik erläutert , sind eine Vielzahl von Verfahren zur Lösung des Korrespondenzproblems bekannt , bei denen die Messelemente beispielsweise mittels unterschiedlicher Farben ( färb kodierte Messelemente ) und/oder durch eine charakteristische An- oder Abwesenheit von Messelementen ( anwesenheitskodierte Messelemente ) kodiert sind . Dabei sind sowohl zeitliche als auch räumliche Kodierung sowie Mischformen beider Methoden ( hybride Kodierung ) bekannt .

Figur 2 . 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners 100 in Seitenansicht , umfassend ein Handstück 110 und eine über eine Schnittstelleneinheit 124 mit dem Handstück 110 wirkverbundenen Auswertevorrichtung 120 .

Das Handstück 110 weist ein Handstückgehäuse 10 , eine Proj ektionseinrichtung 11 , eine Erfassungseinrichtung 12 , eine Steuereinheit 13 , eine Scanspitze 14 , einen Umlenkspiegel 15 , eine Benutzerschnittstelle 16 , einen Energiespeicher 17 , einen Polarisationsfilter 70 und eine Beleuchtungsvorrichtung B auf .

Die Steuereinheit 13 ist wirkverbunden mit der

Proj ektionseinrichtung 11 , der Erfassungseinrichtung 12 , der Beleuchtungsvorrichtung B, dem Umlenkspiegel 15 , der Benutzerschnittstelle 16 sowie der Schnittstelleneinheit 124 .

Um ein Beschlagen des Umlenkspiegels 15 zu vermeiden ist dieser beheizbar . Die Beheizung des Umlenkspiegels 15 ist auf Grundlage einer gemessenen Temperatur des Umlenkspiegels ( insbesondere an dessen Oberfläche ) durch die Steuereinheit 13 regelbar .

Die Benutzerschnittstelle 16 zeigt in Wirkverbindung mit der Steuereinheit 13 mittels verschiedener Lichtsignale einen Betriebszustand des Intraoralscanners an, und erlaubt einen Wechsel zwischen Betriebs zuständen mittels Betätigung einer Taste .

Die Pro ektionseinrichtung 11 umfasst drei als Laserlichtquellen ausgeführte Lichtquellen 30 mit nicht dargestellten Fokussieroptiken ( z . B . Sammellinsen ) sowie drei diffraktive optische Elemente 31 und ist eingerichtet um ein drei Messmuster umfassendes Gesamtmessmuster auf die Oberfläche 1 zu proj izieren ( und damit die Oberfläche 1 strukturiert zu beleuchten ) . Dabei beleuchtet j ede Laserlichtquelle 30 das ihr zugeordnete diffraktive optische Element 31 mit Laserlicht in Richtung einer Proj ektionsachse P .

Die durch die Bestrahlung der diffraktiven optischen Elemente 31 mittels Lichtbeugung erzeugten Messmuster 6 werden in Richtung der Proj ektionsachsen P bzw . nach Umlenkung mittels des Umlenkspiegels 15 in Richtung der Proj ektionsachsen P* auf Teilbereiche einer zu erfassenden transluzenten, insbesondere dentalen, Oberfläche 1 eines Obj ekts proj iziert .

Die Beleuchtungsvorrichtung B ist als LED-Beleuchtung ausgeführt und emittiert spektral breitbandiges Licht zur unstrukturierten Beleuchtung der Oberfläche 1 . Sie ist zudem ringförmig konzentrisch um die Erfassungsachse der Erfassungseinrichtung 12 ausgebildet und insbesondere so gestaltet , dass sie die Sicht der Erfassungseinrichtung 12 auf die Oberfläche 1 nicht verdeckt .

Mittels der Erfassungseinrichtung 12 , die beispielsweise als eine Monochrom- oder Farbkamera ausgeführt sein kann, können Bilder der Teilbereiche der zu erfassenden Oberfläche 1 entlang der Erfassungsachse R bzw . R* bereitgestellt werden . Die Erfassung erfolgt dabei durch den Polarisationsfilter 70 .

Die von der Erfassungseinrichtung 12 bereitgestellten Bilder können mittels drahtloser oder drahtgebundener Datenübertragung über die die Schnittstelleneinheit 124 an die Rechnereinrichtung 121 sowie eine visuelle Ausgabeeinrichtung 122 umfassende Auswertevorrichtung 120 übertragen werden . Im Falle einer drahtgebundenen Verbindung erfolgt auch die Stromversorgung drahtgebunden über die Schnittstelleneinheit 124 ; im Falle einer drahtlosen Verbindung wird der Energiespeicher 17 zur Stromversorgung benötigt . Ebenso ist eine direkte Datenübertragung zwischen dem Handstück 110 und der Auswertevorrichtung 120 möglich . Die Auswertevorrichtung 120 kann beispielsweise als PC oder Laptop ausgeführt sein . Mittels der Rechnereinrichtung 121 kann unter Verwendung der Bilder der Teilbereiche der zu erfassenden Oberfläche 1 die Topographie der Oberfläche erfasst und beispielsweise als dreidimensionales Datenmodell bereitgestellt werden . Die visuelle Ausgabeeinrichtung 122 kann als Bildschirm ausgeführt sein und ermöglicht eine Darstellung der Topographie der Oberfläche .

Die Schnittstelleneinheit 124 umfasst eine Stromversorgung mit Netzanschluss ; sie kann so auslegt sein, dass sie als Ablageort für das Handstück geeignet ist . Im Falle eines drahtlosen Handstücks kann die Stromversorgung der Schnittstelleneinheit 124 zum Aufladen des Energiespeichers 17 im Handstück 110 genutzt werden . Im Falle eines drahtgebundenen Handstücks 110 kann die Schnittstelleneinheit 124 einen USB-Verteiler ( engl . Hub ) enthalten, durch den das Handstück mit der Auswertevorrichtung 120 verbunden ist , ebenso kann die Stromversorgung in der Schnittstelleneinheit 124 zur direkten Stromversorgung des Handstücks 110 genutzt werden . Um die intraorale Erfassung der Topographie der Oberfläche eines transluzenten, dentalen Obj ekts zu erleichtern ist es zweckmäßig, den vorderen Teil des Handstücks 110 , die sogenannte Scanspitze 14 , derart kompakt auszulegen, dass diese in die Mundhöhle eines Patienten eingeführt werden kann . Hierzu ist es zweckmäßig , wenn die Scanspitze 14 innerhalb einer Einführlänge L einen maximalen Durchmesser D nicht überschreitet . Beispielsweise sollte innerhalb der Einführlänge L von 7 cm der maximale Durchmesser D der Scanspitze 14 den Wert 4 cm nicht überschreiten .

Figur 2 . 2 zeigt eine schematische Darstellung eines weiteren Ausführungsbeispiels eines ( im Vergleich zu Figur 1 ) schlanken Handstücks 110a eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners 100 in Seitenansicht , wobei die (miniaturisierte ) Pro ektionseinrichtung 11 gemeinsam mit der Erfassungseinrichtung 12 in der Scanspitze 14 angeordnet ist .

Figur 2 . 3 zeigt eine schematische Darstellung eines weiteren Ausführungsbeispiels eines ( im Vergleich zu Figur 1 ) schlanken Handstücks 110b eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners 100 in Draufsicht . Abweichend vom Ausführungsbeispiel gemäß Figur 2 . 2 sind die Proj ektionseinrichtung 11 und die Erfassungseinrichtung 12 in der Draufsicht nebeneinander angeordnet . Auf diese Weise kann eine Scanspitze 14 mit möglichst niedrigem ( flachem) Querschnitt ermöglicht werden, wodurch die Erreichbarkeit von tief in der Mundhöhle liegenden Regionen verbessert werden kann .

Anhand Figur 3 wird im Folgenden verdeutlicht , wie der Intraoralscanner 100 gemäß Figur 2 . 1 zum Erfassen der Topographie der Oberfläche 1 eines transluzenten, dentalen Obj ektes O verwendet werden kann . Zur Erhöhung der Übersichtlichkeit sind dabei in Figur 3 nicht alle in Figur 2 . 1 dargestellten Details des Handstücks zeichnerisch dargestellt .

Ein Bediener bewegt die Scanspitze 14 des Handstücks 110 entlang eines Bewegungspfads kontinuierlich über den zu erfassenden Teil der Oberfläche 1 des Obj ektes O . Dabei durchfährt das Handstück 110 zu einem ersten Zeitpunkt eine erste Position I (siehe Handstück 110.1) , die das Projizieren des die drei Messmuster umfassenden Gesamtmessmusters auf einen ersten Teilbereich B.I der Oberfläche 1 ermöglicht (Positionieren des Handstücks in der ersten Position) . Die Erfassungseinrichtung 12 ist dabei eingerichtet um ein erstes Bild, ein zweites Bild und ein drittes Bild des ersten Teilbereichs B.I bereitzustellen, wobei im ersten Bild das erste Messmuster, im zweiten Bild das zweite Messmuster und im dritten Bild das dritte Messmuster auf die Oberfläche 1 projiziert ist. Die drei Bilder können dabei entweder gleichzeitig oder sequentiell bereitgestellt ( auf genommen) werden. Die Belichtungsdauer (Integrationszeit) ist dabei zweckmäßigerweise möglichst kurz (insbesondere kleiner als 20 ms) zu wählen, um (durch die kontinuierliche Bewegung der Scanspitze während der Auf nahme/Bereitstellung der Bilder hervorgerufene) Bewegungsunschärfeeffekte zu minimieren.

Die drei in der ersten Position I bereitgestellten Bilder werden mittels drahtloser oder drahtgebundener Datenübertragung an die Auswertevorrichtung 120 übertragen. Die Rechnereinrichtung 121 ist dazu eingerichtet, mittels Triangulation unter Verwendung der drei in der ersten Position I bereitgestellten (auf genommenen) Bilder eine erste Teiltopographie des ersten Teilbereichs B.I bereitzustellen.

Zu einem (dem ersten Zeitpunkt nachfolgenden) zweiten Zeitpunkt durchfährt das Handstück 110 geführt vom Bediener eine zweite Position II (siehe Handstück 110.11) , die das Projizieren des die drei Messmuster umfassenden Gesamtmessmusters auf einen zweiten Teilbereich B.II der Oberfläche 1 ermöglicht (Positionieren des Handstücks in der zweiten Position) , wobei der zweite Teilbereich B.II den ersten Teilbereich B.I teilweise oder ganz überlappt Die Erfassungseinrichtung 12 stellt ein erstes Bild, ein zweites Bild und ein drittes Bild des zweiten Teilbereichs B.II der Oberfläche 1 bereit (aufnehmen) , wobei im ersten Bild das erste Messmuster, im zweiten Bild das zweite Messmuster und im dritten Bild das dritte Messmuster auf die Oberfläche 1 projiziert ist. Nachdem die in der zweiten Position II auf genommenen drei Bilder ebenfalls an die Auswertevorrichtung 120 übertragen wurden, stellt die Rechnereinrichtung 121 mittels Triangulation unter Verwendung der drei in der zweiten Position I I bereitgestellten ( auf genommenen) Bilder eine zweite Teiltopographie des zweiten Teilbereichs bereit .

Ferner ist die Rechnereinrichtung 121 dazu eingerichtet , durch teilweises Überlagern der ersten Teiltopographie ( des ersten Teilbereichs B . I der Oberfläche ) und der zweiten Teiltopographie ( des zweiten Teilbereichs B . II der Oberfläche ) eine (Gesamt- ) Topographie des ( den ersten und den zweiten Teilbereich der Oberfläche umfassenden ) Teils der Oberfläche bereitzustellen .

Zusätzlich ist in Fig . 3 die sog . Arbeitsebene A dargestellt . Die Arbeitsebene A ist diej enige Ebene , auf die die optischen Komponenten der Pro ektionseinrichtung 11 , Erfassungseinrichtung 12 und Beleuchtungsvorrichtung B für eine optimale Funktion ausgelegt sind . Die Auslegung betrifft beispielsweise die Fokusabstände von Proj ektionseinrichtung und Erfassungseinrichtung, die räumliche Lage von Proj ektionsachse und Erfassungsachse zueinander oder die Strahlformung der Beleuchtungseinrichtung .

Dementsprechend ist eine Oberfläche 1 in bestmöglicher Qualität erfassbar , wenn diese in der Arbeitsebene A liegt . Liegt sie wie in der Praxis unvermeidbar außerhalb der Arbeitsebene A, j edoch innerhalb des zulässigen Arbeitsbereichs , so ist sie dennoch mit anwendungsgerechter Qualität erfassbar, da die optischen Komponenten auf eine Beibehaltung der Funktion innerhalb des Arbeitsbereichs ausgelegt sind (beispielsweise bzgl . der Schärfentiefe von Proj ektions- und Erfassungsoptik ) . Eine anwendungsgerechte Lage der Arbeitsebene A wäre beispielsweise in einem Abstand von ca . 5 mm zur Oberfläche der Scanspitze ( außerhalb der Scanspitze ) . Der Arbeitsbereich kann sich beispielsweise , ausgehend von der Arbeitsebene , in Richtung der Scanspitze bis zur Oberfläche der Scanspitze , und in die gegenüberliegende Richtung bis zu einem Abstand von ca . 20 mm erstrecken .

Anhand der Figuren 4 . 1 bis 4 . 5 , die zwei Proj ektionseinrichtungen 11 von zwei verschiedenen Ausführungsbeispielen eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners zeigen, soll im Folgenden detaillierter auf den Aufbau und die Funktionsweise von Proj ektionseinrichtungen 11 eingegangen werden .

Die Figuren 4 . 1 und 4 . 2 zeigen eine schematische Darstellung einer Pro ektionseinrichtung 11 eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Seitenansicht ( Figur 4 . 1 ) bzw . in Draufsicht ( Figur 4 . 2 ) . Die Proj ektionseinrichtung 11 umfasst drei als Laserlichtquellen ausgeführte Lichtquellen 30 sowie drei diffraktive optische Elemente ( DOEs ) 31 .

Die Lichtquellen 30 emittieren in Richtung der Proj ektionsachsen P auf die Arbeitsebene A fokussierte Lichtstrahlen, welche von den diffraktiven optischen Elementen 31 entsprechend der Musterdefinitionen selektiv mittels Lichtbeugung in eine Vielzahl von Strahlen geteilt und umgelenkt werden, wodurch drei fokussierte Messmuster ( j eweils in Richtung der j eweiligen Proj ektionsachse P ) proj iziert werden .

Den Lichtquellen 30 ist dabei j eweils eines der drei diffraktiven optischen Elemente 31 zugeordnet , welche j eweils ein ( darin hinterlegtes ) zugeordnetes Messmuster erzeugt . Die lichtbeugende Wirkung der diffraktiven optischen Elemente 31 , also die Erzeugung der Messmusters unter einfallendem Licht , wird dabei j eweils durch auf oder in dem diffraktiven optischen Element angeordnete Beugungsstrukturen 36 bewirkt , wobei die Beugungsstrukturen 36 im vorliegenden Ausführungsbeispiel als ebene Beugungsstrukturen (beugungsaktive Flächen) ausgeführt sind . Dabei sind gemäß dem in den Figuren 4 . 1 und 4 . 2 dargestellten Ausführungsbeispiel die drei ebenen Beugungsstrukturen 36 der diffraktiven optischen Elemente 31 in einer gemeinsamen Ebene auf einem gemeinsamen einteiligen ( DOE- ) Substrat 31S angeordnet . Die drei diffraktiven optischen Elemente 31 sind somit einteilig ausgeführt .

Die Proj ektion der Messmuster erfolgt unter j eweiligen Öf f nungswinkeln 33 , welche den minimalen Öf f nungswinkeln entsprechen, bei denen ein durch die Proj ektionsweite W definierter Bereich auf der Arbeitsebene A gerade noch von allen Messmustern überdeckt wird . Fig. 4.3. zeigt drei einteilig auf einem gemeinsamen Substrat 31S ausgeführte diffraktive optische Elemente 31 mit jeweils einer für das jeweilige Messmuster individuellen Beugungsstruktur 36 (beugungsaktive Fläche) in Frontalansicht.

Die Projektionseinrichtung 11 gemäß den Figuren 4.1 und 4.2 umfasst ferner eine erste Vorrichtung VI und eine zweite Vorrichtung V2 zur Justage sowie eine Vorrichtung zur Reduktion von Speckle V3.

Mittels der Vorrichtung zur Reduktion von Speckle V3 sind die diffraktiven optischen Elemente 31, 31S linear translatorisch bewegbar (maschinell betätigt bewegbar) .

Gemäß einem weiteren vorteilhaften, nicht dargestellten Ausführungsbeispiel ist von der Lichtquelle 30 emittiertes Licht nicht auf die Arbeitsebene A fokussiert. Die Fokussierung auf die Arbeitsebene A wird stattdessen durch die DOEs 31, 31S hergestellt, wodurch eine entsprechende Optik (fokussierende optische Komponente) eingespart werden kann.

Figur 4.4 zeigt schematisch das durch eines der drei diffraktiven optischen Elemente 31 (gemäß den Figuren 4.1 bis 4.3) auf einer (in der Arbeitsebene A angeordneten) Oberfläche 1 erzeugte (unverzerrte) Messmuster 6, welches als Messelemente zueinander parallele Messlinien 9 aufweist und um den Messmustermittelpunkt 37 herum symmetrisch angeordnet ist. Im Rahmen der vorliegenden Anmeldung wird das auf die Oberfläche 1 projizierte (durch Lichtbeugung erzeugte) Messmuster auch als Messmusterprojektion, oder Projektion des Messmusters auf die Oberfläche bezeichnet.

Figur 4.5 zeigt eine schematische Darstellung einer Projektionseinrichtung eines weiteren Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Draufsicht, umfassend drei Lichtquellen 30, jeweils ausgeführt als Laserlichtquellen mit Kollimationsoptiken, sowie drei diffraktive optische Elemente 31 (DOEs) . Die Lichtquellen 30 sind derart ausgerichtet (orientiert) , dass ihre Projektionsachsen P sich in einem gemeinsamen Punkt F auf der Arbeitsebene A schneiden. Des Weiteren sind die Foki der Lichtquellen 30 mittels der Kollimationsoptiken auf diesen gemeinsamen Punkt F auf der Arbeitsebene A eingestellt. Die Fokussierung kann aber alternativ auch vorteilhaft durch die DOEs 31 erfolgen, wodurch die Kollimationsoptiken einspart werden können.

Die Beugungsstrukturen 36 (beugungsaktiven Flächen) der DOEs sind im Ausführungsbeispiel gemäß Figur 4.5 jeweils senkrecht zu den Pro ektionsachsen der Lichtquellen orientiert und als separate, einzelne DOEs ausgeführt, können alternativ aber auch eine gemeinsame Orientierung aufweisen und auf einem gemeinsamen, einteiligen DOE-Substrat (entsprechend 31S) angeordnet sein. Letztere Anordnung erfordert eine entsprechende Auslegung (Design) der beugungsaktiven Flächen 36 für schräg (d.h. nicht senkrecht für DOE-Oberf läche ) einfallende Laserstrahlen. Ein Vorteil des in Figur 4.5 dargestellten Ausführungsbeispiels liegt darin, dass ein gemeinsam überdeckter Bereich der Messmusterprojektionen mit kleineren Öf f nungswinkeln 33 der individuellen Musterprojektionen erreicht werden kann, als dies bei parallelen Projektionsachsen P der Fall wäre, was zu einer höheren Lichteffizienz führt.

Figuren 5.1 und 5.2 zeigen schematische Ausschnitte jeweils einer Projektionseinrichtung 11 von erfindungsgemäßen Intraoralscannern 100. Aus Gründen der Übersichtlichkeit ist die Darstellung dabei jeweils beschränkt auf eine einzige Lichtquelle 30, ein einziges diffraktives optisches Element 31 und eine einzige Musterprojektion.

Figur 5.1a zeigt eine Lichtquelle 30 mit Sammellinsenoptik 40 (z.B. eine sphärische oder asphärischen Linse, optional Astigmatismus aufweisend) , welche eingerichtet ist von der Lichtquelle 30 emittiertes Licht auf eine Arbeitsebene A zu fokussieren. Ein diffraktives optisches Element 31 erzeugt eine Messmusterprojektion (bzw. ein Messmuster) mittels Lichtbeugung. Die Darstellung von Figur 5.1a ist in Draufsicht; Figur 5.1b zeigt dasselbe Ausführungsbeispiel in Seitenansicht.

Bei einer diffraktiven Musterprojektion gibt es in der Regel einen Anteil des einfallenden Lichts, der nicht gebeugt wird - die sog. "nullte Ordnung", "0. Ordnung" oder "0. Beugungsordnung". In der Praxis versucht man durch Optimierung des DOE-Designs (d.h. die Ausgestaltung der beugungsaktiven Fläche) die nullte Ordnung zu minimieren, da sie nicht wie gewünscht zur Musterprojektion (bzw. zum Messmuster) beiträgt. In der Praxis kann die nullte Ordnung typischerweise auf einen Anteil von ca . 0,1-1% des einfallenden Lichts reduziert werden. Ein solcher Anteil führt meist dazu, dass die nullte Ordnung dennoch die höchste (Licht-) Intensität im projizierten Messmuster erzeugt. Als solche ist sie auch meist die Größe, die maßgeblich für die Augensicherheit der Projektionseinrichtung ist, und somit begrenzend für die maximal eingebrachte Lichtleistung unter Einhaltung einer Augensicherheitsklasse. Die nullte Ordnung ist meist in Form eines hellen Punkts in der Mitte des projizierten Messmusters anzutreffen. Da sie typischerweise nicht Teil der gewünschten Messmusterprojektion ist, ist sie auch meist eine Störquelle, z.B. bei einer Interpretation des projizierten Messmusters mittels Bildverarbeitung .

Eine vorteilhafte Abwandlung (Erweiterung) des Ausführungsbeispiels von Figur 5.1 mit dem Ziel einer reduzierten Intensität der nullten Beugungsordnung zeigt Figur 5.2, jeweils in Draufsicht (Figur 5.2a) und Seitenansicht (Figur 5.2b) . Die Erweiterung besteht darin, dass die Sammellinsenoptik 40 in der Lichtquelle 30 emittiertes Licht nicht auf die Arbeitsebene A fokussiert, sondern vorzugsweise kollimiert. Andere Fokuseinstellungen als Kollimation sind hierbei möglich und abhängig von der Anwendung ebenfalls sinnvoll, vorteilhaft ist jedoch, wenn der Fokus nicht innerhalb des Arbeitsbereichs des Intraoralscanners liegt. Der von der Sammellinsenoptik geformte, nicht auf die Arbeitsebene A fokussierte Lichtstrahl trifft auf eine im Vergleich zum Ausführungsbeispiel von Figur 5.1 hinzugefügte astigmatische Optik (Linse) 41, welche Licht überwiegend in einer Dimension auf die Arbeitsebene fokussiert. Die astigmatische Optik 41 ist hier als Zylinderlinsenoptik ausgeführt, wobei die Zylinderachse parallel zur in Figur 5.2 dargestellten X- Achse liegt. Das in einer Dimension fokussierte Licht trifft auf ein DOE 31, welches eine (Mess- ) Musterpro j ektion, und zwar insbesondere ein Messlinien umfassendes Messmuster, mittels Lichtbeugung erzeugt. Die Messlinien sind dabei parallel zur Zylinderachse der Zylinderlinsenoptik ( sowie der X-Achse ) orientiert . Im Ergebnis ist die Musterproj ektion auf der Arbeitsebene A (welche senkrecht zur Z- Achse liegt ) in Richtung der Y-Achse fokussiert , und in Richtung der X-Achse unfokussiert .

Die (Licht- ) Intensität der nullten Ordnung wird durch dieses Ausführungsbeispiel wirksam reduziert , da das einfallende Licht nur in einer Richtung ( Dimension ) fokussiert ist , und in der anderen Richtung kollimiert oder defokussiert ist . Im Ergebnis erzeugt die nullte Ordnung keinen fokussierten Punkt hoher Lichtintensität im Messmustermittelpunkt der Musterpro ektion, sondern eine Linie reduzierter Lichtintensität . Die ( Licht- ) Intensität der Linie ist dabei invers proportional zu ihrer Länge , welche wiederum proportional zur Defokussierung des einfallenden Lichts in der X- Achse ist . Da die Linie entlang der Messlinien erfindungsgemäßer Messmuster liegt , bewirkt sie selbst keine Defokussierung des Messmusters .

In einer Erweiterung dieses Ausführungsbeispiels auf mehrere Lichtquellen ist es vorteilhaft , eine astigmatische Optik gemeinsam für mehrere oder alle Lichtquellen zu nutzen . Die Lichtquellen sind dann linear in Richtung der Zylinderachse anzuordnen .

Anstatt einer Kombination aus Sammellinsenoptik und Zylinderlinse kann für j ede Lichtquelle auch vorteilhaft eine einzelne Linse oder ein Linsensystem mit definiertem Astigmatismus verwendet werden . Analog zum in Fig . 5 . 2 beschriebenen Ausführungsbeispiel kann eine solche Proj ektionseinrichtung 11 die Intensität der nullten Ordnung wirksam reduzieren, indem statt eines Brennpunkts auf der Arbeitsebene A eine Brennlinie erzeugt wird, welche entlang der Richtung der Messlinien des Messmusters verläuft .

Figur 6 . 1 zeigt eine schematische Darstellung einer Proj ektionseinrichtung 11 eines weiteren Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners in Draufsicht , welche vorteilhaft die Proj ektion mehrerer Messmuster mittels Lichtbeugung in kosteneffizienter und kompakter Weise erlaubt . Eine Lichtquelle 30 emittiert einen Lichtstrahl , welcher von einer Kombination aus Strahlteilern 50 und Spiegeln 52 geteilt und umgelenkt wird .

In einer vorteilhaften Ausführung der Strahlteilung weisen alle drei ausgehenden Strahlen die gleiche photometrische Leistung auf . Im Falle von dreifacher Strahlteilung kann dies durch einen ersten Strahlteiler 50 mit ca . 33 . 3% Transmission und ca . 66 . 7 % Reflexion, einem zweiten Strahlteiler 50 mit ca . 50 . 0% Transmission und Reflexion sowie einem Spiegel 52 erreicht werden .

Im Falle unterschiedlich aus zuleuchtender Flächen der unterschiedlichen Messmuster (beispielsweise durch unterschiedliche Öf f nungswinkel 33 oder durch eine unterschiedliche Anzahl von Messlinien in den Messmustern ) kann besonders vorteilhaft die photometrische Leistung mittels der Teilungsverhältnisse der Strahlteiler so variiert werden, dass die Messlinien in allen Messmustern die gleiche Intensität aufweisen . Zur Teilung und Umlenkung können auch andere im Stand der Technik bekannte Verfahren wie Prismen oder diffraktive Strahlteilungsmethoden verwendet werden . Im dargestellten Ausführungsbeispiel wird der einfallende Strahl in drei ausgehende Strahlen geteilt ; geringe oder höhere Teilungen sind ebenfalls mit entsprechenden, im Stand der Technik bekannten Mitteln realisierbar .

Die geteilten Strahlen der Lichtquelle treffen auf einen räumlichen Lichtmodulator 53 , der beispielsweise als Flüssigkristalldisplay ( LCD oder LCoS ) ausgeführt ist . Figur 6 . 2 zeigt eine schematische Darstellung eines vorteilhaften räumlichen Lichtmodulators 53 , der mehrere optisch modulierbare Segmente 54 enthält , wobei deren Anzahl mindestens der Anzahl der einfallenden Lichtstrahlen entspricht . Wie in Figur 6 . 2 dargestellt können diese optisch modulierbaren Segmente 54 auf einer einzelnen ( einteiligen) Komponente angeordnet sein, oder aus mehreren separaten Komponenten ausgebildet sein . Eine Proj ektionssteuereinrichtung 51 schaltet ( steuert ) die Lichtemission der Lichtquelle 30 und den Zustand des räumlichen Lichtmodulators 53 für den j eweiligen Strahlengang, und somit die Beleuchtung eines j eweils zugeordneten DOEs 31 . Die drei DOEs 31 sind hier vorteilhaft als ein einteiliges , gemeinsames DOE-Substrat 31S mit mehreren separaten Beugungsstrukturen 36 ausgeführt , wobei auch mehrere einzelne DOEs bzw . Substrate verwendet werden können .

Gemäß einer vorteilhaften Ausführung kann der von der Lichtquelle 30 emittierte Lichtstrahl im Wesentlichen kollimiert sein (beispielsweise mittels einer nicht dargestellten Sammellinsenoptik) , d . h . die emittierten Lichtstrahlen weisen eine minimierte Divergenz auf . Die kollimierten Lichtstrahlen treffen j eweils auf eine zwischen Strahlteiler 50 respektive Spiegel 52 und DOE 31 angeordnete fokussierende Optik, welche einfallende Lichtstrahlen auf die Arbeitsebene A fokussiert . Besonders vorteilhaft ist dabei eine fokussierende Optik, die einen Astigmatismus aufweist , der einfallende Stahlen in Richtung der Y- Achse auf die Arbeitsebene A fokussiert , und in Richtung der X-Achse nicht auf die Arbeitsebene A fokussiert . Im Ergebnis sind die proj izierten Messlinien (welche parallel zur X-Achse orientiert sind ) in der Arbeitsebene A fokussiert , die nullte Beugungsordnung der DOEs 31 erscheint j edoch durch die Defokussierung in der X-Achse nicht als Punkt , sondern als Linie und ist somit intensitätsreduziert . Die Intensitätsreduktion ist vorteilhaft im Sinne der Lasersicherheit und der Proj ektionsqualität der Messmuster . Die fokussierende Optik kann wie in Fig . 6 . 1 dargestellt vorteilhaft als eine einteilige astigmatische Optik 41 aufgeführt sein (beispielsweise eine Zylinderlinse , deren Zylinderachse parallel zur X-Achse verläuft ) , j edoch sind auch einzelne astigmatische Optiken oder einzelne nicht-astigmatische Optiken möglich . Ebenso können anstelle der fokussierenden Optik ( en) lichtfokussierend wirksame DOEs eingesetzt werden .

Figur 7 zeigt Darstellungen von Messmustern eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners , sowie deren räumliche Orientierung und Symmetrie . Die drei dargestellten Messmuster 6 bilden ein Gesamtmessmuster aus und umfassen j eweils eine Mehrzahl von Messlinien 9 , welche parallel zur X-Achse verlaufen . Figur 7a stellt dabei ein erstes Messmuster, Figur 7b ein zweites Messmuster und Figur 7c ein drittes Messmuster ( der drei Messmuster 9 ) dar . Derart unverzerrt würden die auf eine Oberfläche 1 proj izierten Messmuster 6 theoretisch dann erscheinen, wenn sie j eweils aus einer mit der j eweiligen Proj ektionsachse P zusammenfallenden Erfassungsachse R betrachtet würden (was in der vorliegenden Erfindung nicht der Fall ist ) . Das hier dargestellte Koordinatensystem entspricht dem Koordinatensystem vorhergehender Figuren .

Die Messlinien 9 sind dabei auf möglichen Messlinienpositionen 9P angeordnet . Die möglichen Messlinienpositionen 9P entsprechen einem Gitter mit konstanter Messlinienperiode MP . Eine auf einer möglichen Messlinienposition 9P dargestellte Messlinie 9 wird auch als dargestellte Messlinie 9P D bezeichnet . Eine mögliche Messlinienposition 9P auf der keine Messlinie angeordnet ist , wird als nicht-dargestellte Messlinie 9P ND bezeichnet . Dargestellte Messlinien 9P D und nicht-dargestellte Messlinien 9P ND, die einer gemeinsamen möglichen Messlinienposition 9P zugeordnet sind, bilden eine Gruppe G von Messlinien aus . Die Kombination aus dargestellten Messlinien 9P D und nicht-dargestellten Messlinien 9P ND innerhalb einer Gruppe G entspricht einem ( der möglichen Messlinienposition 9P ) zugeordnetem Symbol . Aus Gründen der Übersichtlichkeit sind in Figur 7 nicht alle abgebildeten, sondern nur ausgewählte Messlinien 9 , mögliche Messlinienpositionen 9P , dargestellte Messlinien 9P D, nicht-dargestellte Messlinien 9P ND bzw . Gruppen G mit einem entsprechenden Bezugs zeichen versehen .

Die Messmuster 6 sind punktsymmetrisch um einen j eweiligen Messmustermittelpunkt 37 , und somit mittels binärer DOEs erzeugbar . Zur Verdeutlichung der Symmetrie sind eine horizontale Symmetrieachse 62 und vertikale Symmetrieachsen 63 in Figur 7 eingezeichnet . Die Messmuster 6 sind vorzugsweise so gestaltet , dass j eweils der Messmustermittelpunkt 37 und somit die nullte Beugungsordnung auf einer Messlinie 9 liegt . Würde sie nicht auf einer Messlinie liegen, würde sie j e nach Ausführungsbeispiel einen Punkt oder eine Linie in der Mitte der Messmuster erzeugen, die nicht Teil der gewünschten Musterproj ektion wären .

Figur 8 zeigt eine schematische Darstellung eines

Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Intraoralscanners , umfassend eine Proj ektionseinrichtung 11 und eine Erfassungseinrichtung 12 , einem Umlenkspiegel 15 , und einen transmissiven linearen Polarisationsfilter 70 mit einer Polarisationsrichtung der Erfassung gemäß dem Pfeil 72 . Die Proj ektionseinrichtung 11 weist drei als Laserlichtquellen ausgeführte Lichtquellen 30 mit einer natürlichen linearen Polarisationsrichtung der Lichtemission gemäß der Pfeile 71 des emittierten Lichts , und drei als ein einteiliges DOE-Substrat 31S ausgeführte diffraktive optische Elemente ( DOE ) 31 mit j eweils einer Beugungsstruktur (bzw . beugungsaktiven Fläche ) 36 auf . Die Lichtquellen 30 beleuchten sequentiell oder zeitgleich die ihnen zugeordneten diffraktiven optischen Elemente 31 bzw . Beugungsstrukturen 36 und erzeugen mittels Lichtbeugung j eweilige ( dort hinterlegte ) Messmuster 6 einer strukturierten Beleuchtung . Die Messmuster 6 werden durch den Umlenkspiegel 15 auf eine zu erfassende Oberfläche 1 eines Obj ekts reflektiert . Die Erfassungseinrichtung 12 erfasst die auf die Oberfläche 1 proj izierten Messmuster 6 über den Umlenkspiegel 15 . Die Lichtquellen 30 und der transmissive Polarisationsfilter 70 sind so zueinander ausgerichtet , dass sie eine gemeinsame Polarisationsrichtung aufweisen . Die Ausrichtung der Lichtquellen 30 erfolgt dabei rotatorisch um die j eweiligen Proj ektionsachsen P; die Ausrichtung des Polarisationsfilters 70 erfolgt rotatorisch um die Erfassungsachse R . Im Falle von Laserlichtquellen, insbesondere Laserdioden, ist die Polarisationsrichtung in der Regel mit Gehäusemerkmalen korreliert . Dementsprechend kann die Montageeinrichtung der Lichtquellen so gestaltet sein, dass sie nur in der korrekten Polarisationsrichtung bestückbar ist . Die somit sichergestellte gemeinsame Polarisationsrichtung der Lichtquellen bleibt bei der Proj ektion der strukturierten Beleuchtung mittels Lichtbeugung erhalten, ebenso bei der zweimaligen Umlenkung ( Proj ektion und Erfassung ) durch den Umlenkspiegel 15 .

Die in Figur 8 dargestellte gemeinsame Polarisationsrichtung der Lichtquellen 30 und des Polarisationsfilters 70 ist beispielhaft gegeben . Entscheidend für eine wirksame Ausführung ist , dass die Komponenten eine gemeinsame Polarisationsrichtung aufweisen . Der dargestellte Polarisationsfilter 70 ist als transmissiver Polarisationsfilter ausgeführt .