专利名称：适用于龋齿检测的装置的制作方法
技术领域：
本发明总体涉及用于牙科成像的方法和装置，具体涉及一种采用荧光和散射进行龋齿检测的装置。
背景技术：
尽管龋齿的检测、治疗及预防技术有所改进，但龋齿症状仍旧在较大范围内普遍存在，影响着各年龄组的人群。若未得到适当和及时的治疗，龋齿可能导致牙齿的永久损害甚至导致牙齿的缺损。传统的龋齿检测方法包括视觉检测和触觉探查，这两种方法通常会采用一些尖锐的牙科探测器具，且往往以X射线成像术(X射线)进行辅助。利用上述方法的检测显得有些主观，因其检测正确性会随着诸多因素而有所变化，这些因素包括从业医生的专业技术、感染部位、感染程度、观察条件、X射线设备和处理方式，以及其它因素等等。而且常规的检测技术伴有种种伤害的风险，包括使脆弱的牙齿受到损害、因触觉方法而使感染传播，以及暴露在X射线辐射下的风险。待到龋齿在视觉和触觉检测之下较为明显时，该病症通常已处于晚期阶段，需要补牙，如未能及时治疗的话，就有可能导致牙齿的缺损。出于改进龋齿检测方法的需要，在不采用X射线的条件下改进成像技术已经受到相当大的关注。一种已经商业化的方法是采用荧光，这种荧光是在牙齿采用高强度蓝光照明时所引起。这种技术被称为定量光感应荧光分析(QLF)，其工作原理是基于在某些波长光的激发下健全、健康的牙釉质所产生的荧光强度高于龋齿感染损害所造成的脱矿釉质所产生的荧光强度。于是，釉质脱 矿缺失和由蓝光激发的荧光损耗两者之间的紧密相关性可用于识别以及评估牙齿的龋齿区域。对于红光激发则已经发现了不同的关系:龋齿区域中的细菌和细菌衍生物所吸收和产生荧光的光谱范围比健康区域更为明显。所提出的龋齿光学检测的解决方案包括以下几种:
美国专利N0.4，290, 433 (Alfano)披露了一种通过对比在两种波长下所激发的荧光来检测龋齿的方法。美国专利N0.4，479，499 (Alfano)描述了一种通过对比在两种不同波长下光散射的强度来检测龋齿的方法。美国专利N0.4，515，476 (Ingmar)披露了一种用于提供不同波长所产生荧光的激发能量来定位龋齿区域的激光器使用方法。美国专利N0.6，231，338 (de Josselin de Jong等人)披露了一种采用突光检测来识别龋齿的成像装置。美国专利申请公报2004/0240716 (de Josselin de Jong等人)披露了一些改进荧光组织所获得图像的图像分析方法。
利用荧光行为进行牙科成像的商用产品当中有来自荷兰阿姆斯特丹检测仪研究系统公司(Inspektor Research Systems BV)的 QLF 医疗系统。来自德国 Biberach 的 KaVo牙科公司的龋齿检测辅助诊断激光设备使用不同的方法，该方法通过在红光照明下监测细菌衍生物的荧光强度来检测龋齿的活性。美国专利申请公报2005/0003323 (Katsuda等人)描述了一种采用荧光成像技术的手持成像装置，它可适用于医学或者牙科学的应用。’3323 Katsuda等人的披露介绍了一种能接受来自不同光照射下来自诊断物的反射光和/或荧光的装置。所披露的这种装置相当复杂，比如其探头内需要可转换的滤光片。尽管在Katsuda等人的’ 3323专利申请中所披露的装置利用了在同一光路径中来自诊断物的反射光与荧光的组合，但该装置并没有消除或最小化镜面反射。任何多余的镜面反射都会在反射成像中产生错误的结果。此外，对于所披露的各种照明实施例而言，由于光源非常接近诊断物，所以对牙齿或其它诊断物的照明不均匀。美国专利申请公报N0.2004/0202356 (Stookey等人)描述了一种对荧光的光谱变化进行数学处理从而以改进后的准确性来检测不同阶段龋齿的方法。’ 2356 Stookey等人认识到采用光谱荧光测量进行早期检测的困难，所披露的专利讨论了用于增强所获得的光谱数值并实现适用于获得荧光图像的照相机的光谱响应的光谱数据转换的方法。
尽管以上所披露的方法和装置都显示出为龋齿的检测提供非侵入、非离子化成像方法的前景，但仍有改进的余地。采用荧光成像的现有技术其中一个公认的不足涉及图像对比度。诸如QLF这类荧光生成技术所提供的图像可能因健康区域和感染区域两者间相对较差的对比度而难以评估。正如’ 2356 Stookey等人披露的那样，初期龋齿的光谱以及强度变化可能很细微，因而难以将健康牙齿表面的凹凸不平与初期龋齿相区分。总体而言，普遍认为采用荧光技术所得到的图像对比度与症状的严重程度相对应。采用上述技术对龋齿的正确识别往往需要症状处于相对晚期的阶段，远非初期或早期龋齿，这是因为对于早期阶段的龋齿来说龋齿和健全的牙齿结构两者间的荧光差异很小。这种情况下，采用荧光技术的检测准确度并不能显示出优于常规方法的显著改进。正是由于这种不足，使得荧光效应的使用存在着一些实用性的限制，从而影响初期龋齿的正确诊断。其结果是，龋齿症状可能发展到更为严重的时候，例如需要补牙的时候，才会被检测出来。预防性牙科医学尤其关注非常早期阶段的龋齿检测。正如先前所说明的那样，常规技术常常难以检测出处于可逆转阶段的龋齿病症。根据通常的经验，初期的龋齿是一种尚未实质性穿透进入到牙釉质的病灶。当这种龋齿病灶在其威胁到牙齿的牙质部位之前被识别出来，往往可实现重新矿化，逆转早期损伤，避免补牙的需要。但相对于晚期的龋齿而言，其治疗的难度大大增加，更为频繁地需要某些类型的补牙或其它类型的介入。为利用非侵入牙科技术来预先遏制龋齿的时机，就必需在初始发作阶段就能检测出龋齿。在很多情形下，如’2356 Stookey等人披露的专利所意识到的那样，已经发现这种检测水平难以采用诸如QLF这类现有的荧光成像技术来实现。因而，早期龋齿可能继续检测不出，故而可能在得到阳性检测之前丧失了采用低成本的预防性措施进行逆转的时机。美国专利N0.6，522，407 (Everett等人)披露了将偏振测量原理应用于牙科成像。Everett等人在’407中描述的一个系统里提供一个第一偏振器，它被设置在光照路径上用于将偏振光引向牙齿。在反射光的路径上提供了第二偏振器。在一个位置上，偏振器传输具有水平偏振的光，然后，偏振器再定向传输具有正交偏振的光。接着，比较在这两种偏振状态下的反射光强度，从而计算出牙齿反射的散射光的消偏振程度。其比较的结果可提供被检测的龋齿感染的信息。尽管在Everett等人’ 407专利中所讨论的方法利用了背向散射光所产生的偏振差异，但所描述的装置和方法需要用到多个偏振器，一个被用在光照路径，另一个被用在成像路径。此外，不知何故，成像路径上的偏振器还必须能在参照偏振状态与正交偏振状态之间容易转换。因此，要想减少龋齿检测光学器件的封装尺寸，这种方案有着固有的不足之处。如果我们能提供一种简单方案来进行龋齿成像，将会很有优势。这一解决方案与测量偏振程度不相关，从而可使用较少数量的部件并且不要求一个能在两个方向上的任意方向都能互相转换的偏振器。如同在Everett等人’407的专利中介绍的一种实施例所描述那样，光学相干断层成像术(OCT)已经被提议为对牙齿与牙周成像以及其它医学成像应用的一种工具，比如:
美国专利N0.5321501 (Swanson等人)描述了用于医学成像应用中的OCT扫描和测量的原理；
美国专利N0.5570182 (Nathel et al.)描述了 OCT在牙齿和牙龈结构成像中的使用；美国专利N0.6179611 (Everett et al.)介绍了一种牙科探测棒,其结构可提供OCT的扫描图像；
美国专利申请公告N0.2005/0024646 (Quadling等人)描述了利用时间域和傅立叶域的相干X线断层摄影术(OCT)来进行牙科成像；以及，
日本专利申请公告N0.JP2004-344260 (Kunitoshi等人)披露一种光学诊断设备，其中配备了照相机，可采用生成表面图像的可见光来观察牙齿部分，而OCT装置可使用另外一种光源来扫描表面图像中的指示区域。虽然上述各种OCT方案都可以提供非常详尽的牙齿表面下结构的图像，但OCT成像本身还是费时的而且需要复杂计算的。OCT图像如果是从感兴趣的一个或几个局部区域内获得，那么其价值要比从散布的大面积获得的要大得多。也就是说，一旦牙科专家识别出感兴趣的某个特定区域，就可仅仅只针对该特定区域进行OCT成像。然而，常规OCT成像并没有将可见光成像与OCT成像组合在一个成像装置中。因此，很显然需要一种非侵入、非离子化的成像方法来进行龋齿检测。这种方法要能提高龋齿(尤其是处于初期阶段的龋齿)检测的正确性，并且能减少光学部件的数量，比常规的解决方案更简单。
发明内容
简单来说，根据本发明，一种用于牙齿成像的装置，包括:
(a)至少一个光源，用于提供入射光，此入射光具有第一和第二光谱范围，第一光谱范围的入射光用于获得牙齿的反射图像，第二光谱范围的入射光用于激发产生牙齿的荧光图像；
(b)偏振分束器，设置在入射光路径上，用于将具有第一偏振状态的光引向牙齿以及将来自牙齿的具有第二偏振状态的光沿着返回路径引向传感器，其中第二偏振状态与第一偏振状态正交；
(C)透镜，设置在返回路径上，用于将来自牙齿的载像光引向传感器，从而从具有第二偏振状态的部分光中获得图像数据；
(d)长通滤光片，设置在返回路径上，用于衰减在第二光谱范围内的光和传输在第一光谱范围内的光；以及，
(e )控制逻辑，用于使传感器能获得荧光图像或反射图像。本发明其特征在于，将荧光图像数据和反射图像数据两者用于牙科成像。本发明其优点在于，相对于现有技术，提供增强的荧光成像技术，因此有利于于龋齿在其初期阶段的检测。本领域的技术人员在结合附图阅读本发明具体实施方式
后，就会更清楚地理解本发明的上述及其它目标、特征和优点。附图中阐明本发明的一个实施例。
虽然说明书所给出的权利要求书特别指明并且清楚申明本发明的主题，但相信读者在结合所附各图阅读下列关于实施方案的详述后能更加清晰地理解本发明。图1为根据一个实施例用于龋齿检测的成像装置的示意性结构 图2为根据一个替代实施例 用于龋齿检测的成像装置的示意性结构 图3为根据一个替代实施例用于龋齿检测的成像装置的示意性结构 图4A为根据一个替代实施例用于龋齿检测的成像装置使用偏振光的示意性结构图；图4B为根据一个替代实施例用于龋齿检测的成像装置使用偏振分束器提供偏振光的示意性结构 图4C为一个替代实施例使用具有窄带光源的带通滤波器的示意性结构 图5为根据本发明用于组合牙科图像数据以生成具有反射增强的荧光图像的流程示意 图6为本发明与常规的可视荧光方法逐边比对的对比度改进的合成 图7为根据一个实施例用于生成增强的阈值图像的图像处理步骤的结构 图8为根据一个替代实施例用于龋齿检测的成像装置使用多重光源的示意性结构图； 图9为在本发明一个实施例中使用偏振光的龋齿检测成像装置的示意性结构 图10为在本发明的一个替代实施例中使用偏振光的龋齿检测成像装置的示意性结构
图11为在本发明的一个替代实施例中使用偏振光的龋齿检测成像装置的示意性结构
图12A为在本发明的一个替代实施例中使用两个光源的偏振光的龋齿检测成像装置的示意性结构 图12B为在本发明的一个替代实施例中使用环形发光二极管的龋齿检测成像装置的示意性结构 图12C为在本发明的一个替代实施例中使用环形发光光纤的龋齿检测成像装置的示意性结构 图13为在一个实施例中使用偏振光与OCT扫描的龋齿检测成像装置的示意性结构 图14A为在一个实施例中的操作者界面屏幕的平视 图14B示例显示OCT扫描结果；
图15为在一个实施例中的手持成像装置的安排结构 图16为带有一体化显示器的成像装置的立体 图17为将多种图像结合起来以形成一个组合图像的方框图 '及 图18为在一个实施例中的无线牙科成像系统的结构 图19A为一个适用于具有两个传感器的成像探头的替代实施例的结构 图19B为一个采用双重显示器的替代实施例的结构 图20为图像处理工作流程的逻辑流程 图21为一个实施例所使用的图像传递配置的结构 图22为本发明装置中发射光的路径结构 图23A与图23B为采用自动调焦功能进行图像拍摄的实施例的结构 图23C为说明调焦指示器工作方式的图表；
图24为本发明装置所使用的白光以及长通滤光片的特征曲线 图25为说明用拨动开关获取分 离图像的操作的图表；
图26为一个说明用开关获取图像的示意 图27为一个使用低通滤光片作为二色性光束合成仪的实施例的示意图；以及，
图28A与图28B为说明一个实施例中的滤光片特征响应的曲线。
具体实施例方式本说明具体针对的是依照本发明的装置的各组成部分或更为直接合作的部分。应该理解，未专门图示或说明的部分可采取本领域技术人员熟知的各种形式。如前面背景部分所指出的，众所周知，利用两种特性响应的其中一种，荧光可用于龋齿检测:第一种，蓝色光源的激发使健康的牙组织发出绿色光谱的荧光。第二种，红色光源的激发可使诸如那些指示出龋齿的细菌衍生物发出红色光谱的荧光。 为便于理解如何在本发明中使用光，重要的是对术语“反射”和“背向散射”给出更为精准的定义，因为这些术语不仅通常在生物医学应用中被使用，具体来说还在本发明方法和装置中被使用。按最宽的光学用语，反射通常是指镜面反射和散射反射两者的总和。(镜面反射为激发光中被牙齿表面以与入射角度相同的角度所反射的部分。)但是，在生物医学应用中，如同在本发明的牙科应用中，反射中的镜面部分并不受关注，相反，对从样品得到图像或测量是不利的。对于本项申请而言，所感兴趣的反射光部分仅仅只是来自于背向的散射光。镜面反射必须被阻断，或者从成像路径中被清除。按照这种意见的区别，本申请中所使用的术语“背向散射反射”是指反射光中受关注的部分。“背向散射反射”定义为激发光中由所照明的牙齿结构所产生的在较宽角度范围内的弹性背向散射的部分。如同在本发明中所使用的术语，“反射图像”数据是指只是仅仅只由背向散射反射所得到的图像数据，因为镜面反射受到了阻断或使之最小化。在科学文献中，背向散射反射也可以称为背向-反射，或简称为背向散射。背向散射反射与激发光处于相同的波长范围。很显然，光的散射性质在健康的和龋齿的牙齿区域两者间有所不同。特别是，对于正常的非龋齿区域来说，来自照明区域的光反射可以处于不同的可测量水平。单独考虑反射的这种变化，在按其本身考虑的时候可能不足以被认定具有诊断价值，因为这种效应虽可检测，但很细微。举例来说，对于更为晚期阶段的龋齿来说，背向散射反射作为指示器的有效性低于较早期阶段。在采用诸如QLF技术的常规荧光测量中，反射本身是一个被避免而非利用的效应。通常采用滤光片来阻断到达检测设备的所有激发光。因此，来自激发光的背向散射反射的细微但可察觉的变化几乎没有受到龋齿诊断的关注。但发明人已经发现可结合荧光效应来使用该背向散射反射变化，以便于更加清晰和更准确地定位龋齿区域。此外，发明人观察到，无论龋齿症状存在于何处总可以被检测至IJ，但光散射活动中的变化在初期的龋齿区域更为明显。即便是荧光效应极不明显，该背向散射反射变化在早期阶段的龋齿处也较为明显。本发明利用所观察到的初期龋齿的背向散射行为，并结合背景部分先前说明的荧光效应使用这一效应，从而提高检测龋齿的牙科成像能力。下面将本发明技术称为具有反射增强的荧光成像(FIRE)，相对于较为早期的方法，它不仅有助于增加图像的对比度，还有可能检测早期龋齿。在早期龋齿阶段，预防性措施有可能在远早于需要更为复杂的康复措施之前就能够实现重新矿物化、修复龋齿感染所形成的损伤等。有利的是，与采用只测量荧光的现有荧光方法相比较，FIRE检测可以更准确地检测早期阶段的龋齿感染。成像装置
参照图1，示出一实施例中采用FIRE方法进行龋齿检测的成像装置10的基本光学配置。光源12将在蓝光波长范围或其它合适波长范围内的入射光，通过一个可选择的透镜14或其它光束调节部件， 引向牙齿20。可以在平滑面处(如图所示)或咬合面处(未图示)照明牙齿20。然后，单色照相机30通过透镜22来检测光的两部分:具有与入射光相同的波长和可测量的反射系数的背向散射光分量以及由入射光所激发的荧光。对于FIRE成像，镜面反射会导致假阳性且不合需要。为使镜面反射减至最�。障嗷�30可以相对于光源12的合适角度来定位。这就使得背向散射的光可以在不受镜面反射分量混淆影响的条件下进行成像。在图1所示的实施例中，单色照相机30具有滤色镜26和28。在反射成像的过程中使用滤色镜26和28中的一个；在荧光成像的过程中则使用另一个。处理装置38获得和处理反射和荧光图像数据，并形成FIRE图像60。FIRE图像60是能够打印或显示在显示器40上的增强型诊断图像。FIRE图像60数据也可被传送到存储器或其它位置的显示器。参照图2，示出了在一个替代实施例中采用彩色照相机32的基本光学配置。采用这种配置，一般就不再需要辅助的滤光片，因为彩色照相机32能够从牙齿20的全彩色图像的色彩分量中获得反射图像和荧光图像。在一个实施例中，光源12通常集中在蓝光波长附近，如405纳米左右的波长。实际上，光源12可发光的波长范围可从上位的紫外线延伸到蓝光，大约在300纳米和500纳米之间。光源12可以是激光或者可以采用一个或多个发光二极管(LED)来制作。作为替代，可采用宽带光源，例如，具有辅助滤色镜使所需波长光通过的氙气灯。透镜14或其它光学元件可用于调节入射光，例如，通过控制照明区域的均匀度和大小来调节入射光。例如，扩散器13，如图2中虚线所示，可以用在透镜14之前或之后，以消除LED光束的热斑。照明光的路径可以包括光导或光分布结构，例如，光纤或液体光导(未图示)。光的强度通常为几个毫瓦，但根据所用光的调整和传感部件，也可大可小。参照图3所示的基本光学配置，照明部件可替代性地通过分束器34转向使得光垂直引入。然后，将照相机32设置成能够获得通过分束器34所传输的图像光。用于照明的其它选项包括以一定角度从一侧或多侧入射引向牙齿的多重光源。作为替代，照明可以使用环孔LED光源或以诸如环状阵列围绕中心分布的LED光源结构，以便均匀地提供来自多角度的光(如图12A和12B所示)。也可以通过光纤或光纤阵列来提供照明(如图12C所示)。图1至图3中以透镜22表示的成像光学器件可包括任何合适配置的光学部件，其可能的配置范围从单透镜部件至多元件透镜。牙齿表面是不平但可能同时具有平缓和相对凹凸的两种区域表面，其清晰成像就需要成像光学器件具有足够的景深。更好地，为优化分辨率，成像光学器件提供可充分覆盖照相机的传感器元件的成像尺寸。图像拍摄可以由单色照相机30 (图1)或者彩色照相机32 (图2)实现。通常情况下，照相机30或32采用CMOS或CCD传感器。单色照相机通常会采用适合感兴趣波长的可回缩的光谱滤光片26、28。对于具有蓝光波长的光源12，用于捕获反射图像数据的光谱滤光片26主要传输蓝光。用于捕获突光图像数据的光谱滤光片28则传输不同波长的光，例如，占主要部分的绿光。更好地，光谱滤光片26和28以非常接近的位置自动相互切换位置，从而允许同时捕获反射图像和荧光图像两者。从相同位置所获得的两者图像使得图像数据的定位更加准确。光谱滤光片28采用能在合适波长范围内采集荧光数据的通带进行优化。从牙齿20所得到的荧光效应在可见光范围内具有相对较宽的光谱分布，而所发出的光的波长在激发所用的光的波长范围之外。荧光发光通常在大约450纳米和600纳米两者间，峰值通常在绿光区域，大约在约为510纳米至约为550纳米的区域内。于是，绿光滤光片通常能较好地用于光谱滤光片28，从而便于获得具有其最高能量水平的荧光图像。对于彩色照相机来说，绿色图像数据一般也可用于这一相同的原因。正如彩`色图像摄影领域的专家所熟悉的那样，该绿色图像数据也可通过绿光滤光片获得，例如，滤色镜阵列(CFA)中的绿色滤光片。然而，在其它实施例中，也可以使用其它范围的可见光谱。通过适当调整照相机的控制，就能得到各种图像。例如，捕获荧光图像时，需要对增益、快门速度和光圈进行相应的曝光调整，这是因为该图像可能不是很强。用彩色照相机32 (图2)时，通过照相机图像传感器上的彩色滤光阵列进行色彩滤光。在蓝色平面中捕获反射图像，同时在绿色平面中捕获荧光图像。也就是说，单次曝光同时捕获背向散射反射图像和荧光图像。处理装置38通常为一种计算机工作站，但在其最宽泛意义上的应用中，可以是任何类型的控制逻辑处理部件或系统，它能够获得来自照相机30或32的图像数据并对该数据执行图像处理算法，以便于生成FIRE图像60数据。处理装置38可以为本地装置或者可以通过网络接口连接到图像传感部件。参照图5，以示意方式示出根据本发明怎样形成FIRE图像60。得到的牙齿20的两幅图像为绿色的荧光图像50和蓝色的反射图像52。正如前面所说明的那样，必须强调反射光用于反射图像52且其数据来自于背向散射的反射，而镜面反射则是受到阻断或尽可能保持低水平。在图5所示的实例中，在图像50、52及60中的虚线轮廓表示龋齿区域58，它会导致荧光稍微减少而反射光稍微增加。该龋齿区域58在分别获得的荧光图像50或反射图像52中可能是无法察觉或几乎无法察觉的。处理装置38采用如下面讨论的图像处理算法对图像50和52中的图像数据进行运算，并因此提供FIRE图像60。龋齿区域58和健全的牙齿结构两者间的对比度得到高亮，使得龋齿病症在FIRE图像60中具有更高的可视性。图6以逐边比对方式示出本发明相对于可见白光图像和常规荧光方法的对比度改进。对于非常早期阶段的龋齿来说，不论是眼睛的直接觉察还是采用口腔内照相机的拍摄，龋齿区域58可能看上去与白光图像54中的周围健康牙齿结构没有区别。在根据现有荧光方法所拍摄的绿色荧光图像52中，该龋齿区域58就会表现为非常微弱、难以注意到的阴影。相比较而言，在本发明所生成的FIRE图像60中，该相同龋齿区域58则表现为较暗、更容易检出的斑点。很显然，具有增强对比度的FIRE图像60提供了更大的诊断价值。图像处理
如前面参照图5和图6所讨论的那样，图像数据的处理使用反射图像数据和荧光图像数据两者来生成可用于识别牙齿的龋齿区域的最终图像。可有多种可替代处理方法用于将反射图像数据和荧光图像数据组合以形成诊断用的FIRE图像60。前面引用的一同待审查的美国专利申请N0.11/262，869介绍了一种采用比例倍增器以及通过区别倍增反射数和荧光数据来组合荧光图像数据与反射图像数据的方法。在对荧光值和反射值进行初次组合之后，进行其它图像处理也是有益的。利用成像领域中技术人员所熟悉的图像处理技术执行的阈值运算，或者对FIRE图像60所用的组合图像数据进行某些其它合适的调整，都可以用于进一步增强龋齿区域和健全牙齿结构两者间的对比度。参照图7，其中以结构图形式示出根据一个实施例用于生成增强阈值的FIRE图像64的图像处理步骤。正如前面所说明的那样，首先将荧光图像50和反射图像52组合形成FIRE图像60。接着，再进行阈值运算，提供能够更加清晰地定义所关注区域，即龋齿区域58的阈值图像62。随后，通过阈值图像62与原先FIRE图像60的组合，来生成增强阈值的FIRE图像64。同样，阈值检测的结果也可以叠加到白光图像54 (见图6)上，以便给出龋齿感染部位的明确轮廓。令人高兴的是任何复杂图像处理算法都可以替代地用于组合反射和荧光图像数据，以便获得能够更清晰地识别龋齿区域的增强图像。将一些不同的成像算法应用于成像数据有利于得到更为有用的结果。在一个实施例中，操作者可以选择使用一组不同图像处理算法中的任意一种算法来调整所获得的荧光和反射数据。这就允许操作者可采用多种不同的方式来校对正在处理的图像数据，也可能有助于最优化有不同相关形状的特性或者发生在牙齿表面不同区域的龋齿病灶的检测。值得强调的是，本发明中所获得的图像对比度的增强，因为其采用了反射和荧光的两种数据，因而优于仅使用荧光图像数据的常规方法。以往，在仅得到荧光数据的情况下，采用图像处理来优化数据，例如，根据照相机或照相机滤光片的光谱响应等合适的特性进行荧光数据变换。举例来说，之前引用的’ 2356 Stookey等人介绍的方法进行了这种优化，它是根据照相机响应来进 行荧光图像数据变换的。然而，上述常规方法忽略背向散射反射数据所得到的其它图像信息的附加优势。替代实施例本发明的方法采纳了若干替代实施例。举例来说，可以通过使用偏振元件来改善反射图像和荧光图像其中一种或两者的对比度。人们已经注意到，具有高度结构成分的牙釉质对入射光的偏振较为敏感。例如在Fried等人发表的“利用偏振敏感的光学相干层析X射线摄影法的龋齿病灶及病灶症状成像”(见J.Biomed Opt.2002 Oct ;7 (4): 618-27)—文中，已经使用偏振光来提高牙科成像技术的灵敏度。镜面反射往往保留入射光的偏振状态。举例来说，在入射光呈S偏振的情况下，则经过镜面反射的光也同样呈S偏振。另一方面,背向散射则往往趋向于使得入射光去偏振或使其偏振随机。在入射光呈S偏振的情况下，背向散射的光具有S和P偏振分量。通过使用偏振器和分析器，这种偏振处理的差异可用于帮助消除反射图像中所不需要的镜面反射，以便仅得到背向散射反射。参照图4A，示出成像装置10的一个实施例，这是图1-3所示的基础模型的拓展，它在入射照射光的路径中采用偏振器42以及其它光学部件。偏振器42传输线偏振的入射光。在来自牙齿20的载像光的路径中也可以提供可选择的分析器44，作为用以减小镜面反射分量的措施。利用这种偏振器42/分析器44组合作为偏振元件，在返回路径中并被照相机30或32所检测到的反射光主要是背向散射的光，这是根据本发明希望与荧光图像数据相组合的那部分反射光。在从牙齿返回光路径上的长通滤光片15用于削弱紫外线与波长较短的可见光(例如，位于蓝色光谱范围之上且集中在405+/-40纳米附近的光)和通过较长波长的光。这种配置减小了可能被用于激发荧光的蓝光(通常集中在光谱范围的绿色部分，波长大概为550纳米)的效应，通过削弱这种较短波长的光，从而允许使用如光源12的白光来得到反射图像。图24的两条曲线显示了白光曲线98 (虚线表示)与长通滤光片曲线96之间的光谱响应的总体关系。图4C示出一个使用多重光源12的替代实施例，其中各光源12可具有不同的光谱范围。其中，一个光源12是白色的，用于获得反射图像。白色光源的典型光谱范围包括从大约450纳米到大约700纳米的波长。另一个光源是外二极管(UV LED)或其它能激发荧光的较短波长的光。例如，它的光谱范围最好是在300-500纳米之间。带通滤光器17可用来缩小从该第二光源 到荧光成像的光谱带宽并减少其光学色亮度串扰。在多重光源的条件下，各个单独的光源12都可以拨动开启和关闭，以便于随时获得相对应的反射或荧光成像。对于参考图4C所讨论的实施例而言，例如，为了使用照相机32或者其它传感器获得反射图像(或者白光图像)，可以开启白色光源12，而此时UV LED是关闭着的。然后，当白色光源关闭和打开UV LED时，就能够获得荧光图像。图25示出一个带有成像探头104的实施例，该探头具有一个拨动开关83和对应于开关83两个位置的显示84。如图25的上半部分所示，拨动开关83在一个位置上能获得荧光图像120。如图25的下半部分所示，拨动开关83在另一个位置上能获得反射图像122。在一种替代实施例中，这种形式的拨动可以自动实现，例如，由与成像装置10中的照相机32或者传感器通讯中的控制逻辑电路来实现。这种结构允许单个照相机32或者其它传感器能够获得不同类型的图像。图4B所示的替代实施例采用偏振分束器18 (有时称为偏振光分束器)作为偏振元件。该配置中，偏振分束器18较为有利地实现用于载像光的偏振器和分析器的两种功能，从而提供更为紧凑的技术方案。对照明光和成像光路径的寻迹显示了偏振分束器18如何实现上述功能的具体细节。来自光源12的照射光基本上是无偏振的。偏振分束器18传输P偏振，如图4B中虚线箭头所示，并反射S偏振，将该光引向牙齿20。在牙齿20上，背向散射使该光去偏振。偏振光分束器18以同样的方式处理背向散射光,传输P偏振和反射S偏振。于是，最终产生的P偏振光在长通滤光片处被滤光并被照相机30 (如参照图1所说明的那样具有合适的滤光片)或彩色照相机32检测。因为镜面反射光为S偏振，所以偏振分束器18能够从抵达照相机30、32的光当中有效地消除该镜面反射分量。偏振的照明对图像对比度形成进一步的改善，但只是在光量水平上，正如图4A和图4B所说明的那样。因此，当按此方法使用偏振光时，就可能需要采用较高强度的光源12。偏振照明的使用对于获得反射图像数据特别有利，也有利于获得荧光图像，增加图像的对比度和减少镜面反射的效应。如图4A所示的一种偏振器42特别有利于在成像装置10中使用，这是一种线栅偏振器，诸如可由犹他州Orem的Moxtek Inc.所提供和美国专利N0.6, 122, 103 (Perkins等人)所说明的那些偏振器。线栅偏振器呈现出较好的角度和彩色响应的特性，在蓝光光谱范围内具有相对较好的传输性。图4A配置中的偏振器42和分析器44其中之一或两者可以为线栅偏振器。在图4B所示的配置中，线栅偏振分束器也同样有效和可以采用。本发明方法利用牙齿组织对足够强度的入射光的响应方式，使用荧光和光反射的组合来提高指示牙齿的龋齿区域的正确度和清晰度。按此方式，本发明对现有非侵入的龋齿荧光检测技术作出了改进。正如上面给出的背景部分所说明的那样，仅使用荧光所获得的图像会因较低的对比度而无法清晰地示出龋齿。本发明方法提高了图像的对比度，因此对于用于识别龋齿的诊断医师来说具有更多的潜在益处。另外，不同于单独采用荧光的先前方法，本发明方法还提供能够用于检测非常早期的初期阶段龋齿的各种图像。因为非常早期的龋齿病灶具有可察觉到的背向散射效应，从而使得上述附加功能有可能扩展荧光技术的应用，并有助于在其可逆转阶段进行龋齿检测，因而有可能不再需要补牙或其它修复性策略。参考图9，该图显示了利用来自偏振分束器18的偏振光与远焦物镜24的成像装置10的实施例。光源12通常在蓝光波长范围内的光源，用于激发牙齿发出的最大量荧光，该光源通过透镜提供照明并照射到偏振分束器18上。其中，一种偏振状态是传输，而另一种偏振状态是反射。在一个典型的实施例中，p-偏振光通过偏振分束器18传输,并因此而被丢弃。S-偏振光透过物镜24、可选的转向镜46或其它反射面的引导而反射到牙齿20上。从牙齿20返回的光包括镜面反射分量和背向散射反射分量。镜面反射不会改变偏振光的状态。于是，对于S-偏振光，也就是对于多余的镜面反射分量，反射光被引导回光源12。正如所观察到的，背向散射的反射经过一定程度的去偏振。因此，一部分背向散射的反射光具有P-偏振并通过偏振分束器18传输。此光还可能采用可选的分析器44作进一步调整，并由成像透镜66引向，最后通过滤色镜56到传感器68上(如照相机)。在来自牙齿20返回光的路径上也可采用长通滤光片(图9中未显示)。在这个配置中，滤色镜56用于阻挡来自用来激发荧光的光源的光，由于内置在传感器的彩色滤光阵列(CFA)的响应敏捷度通常都不是十分敏锐不足以阻挡这个区域中来自光源的光。 通过这样的方式，引向传感器68的返回光仅仅只是荧光。
图9所示实施例中使用远焦物镜24是有益的。远焦光学器件提供景深范围内的恒定放大倍率，这对于像牙齿这样短距离成像的高度轮廓的结构体特别有用，可降低透视失真。远焦物镜24可能是一个多元件透镜，在图9中，以一个单独透镜符号来表示。光源12可以是任意合适的颜色，例如，包括白色、蓝色、绿色、红色或近红外线等。图10示出成像装置10的一个替代实施例，在该实施例中没有使用转向镜。相反，在位于物镜24与牙齿20的成像路径中配置了偏振分束器18。作为替代，如果不使用物镜的话，则应将偏振分束器18正好设置在牙齿20前面的成像路径上。光源12定位成通过偏振分束器18引导照明，这样即便是有物镜24，照射也可以有效地绕过。籍助于偏振分束器18和分析器44，使得镜面反射光再次被丢弃。图11所示的结构图显示了成像装置10的一个替代实施例，它使用两个单独的光源12a与12b。光源12a与12b可以同时照射出相同或不同波长的光，并且可以同时照射牙齿20或分别单独照射。偏振分束器18设置在物镜24与牙齿20的成像路径中，因此提供转向与偏振的功能。图12A示出另一个替代实施例，与图11所示实施例相似，其中各个光源12a与12b都各自具有相应的偏振器42a与42b。在该实施例中,转向镜面代替偏振分束器18 ;但用于两个偏振的照明，正如由光源12a、12b及相应的偏振器组合所提供的那样，偏振分束器18能够有助于提高图像的质量。图12B是另一个实施例，它采用附加LED的方式来提高照射牙齿或其它物体上的光亮水平。正如以上所讨论的那样，LED可以是白光LED和/或蓝光LED。为获得均匀照射的效果，LED对应于牙齿或其它物体的布局应该是对称的。图12C是另一个替代实施例，它是采用其它照明方式来实现的。此例中，使用光纤束将来自LED或其它光源的光引向照射到牙齿或其它物体上。在图12C中，使用49a-49d四个光纤束。光纤束49a与49b用于将白光传输到物体上。在光纤束49b、49d的表面输出口的前面放置两个偏振器42a与42b,用于产生线性的偏振照明。光纤束49c与49d将来自蓝光或者紫外线LED或其它光源的光相耦合，以便于激发来自物体的荧光。图19A是一个替代实施例，适用于装有两个传感器68a与68b的成像探头。在此例中，分光镜48作为光谱分离器使用，用于将处于不同光谱带的反射光分别引向两个不同的传感器。例如，在一个实施例中，分光镜48传输可见光(440纳米到650纳米)范围内的光，反射UV (〈400纳米)和NIR (>700nm)。采用该实施例，成像探头也可以用于其它应用，例如，牙齿色彩阴影匹配和软组织成像。作为替代，如图19B所示，传感器68a和68b都可以用于将图像传输到单独的显示器142上。在一个实施例中，如图25所示，装置以实时视频图像的方式显示荧光图像120，而不是白光图像或反射图像122。这就使得操作者可以采用荧光成像技术放映牙齿来检测龋齿，也可以在其它应用中采用白光图像评估牙齿的状况。探头104上需要开关83或者直接在用户界面提供这样的开关，便 于使用者根据具体应用来选择实时视频图像模式。在探头104中的开关83可以是两阶的按钮开关。在没有按动按钮开关时，实时视频图像是白光图像。当按钮按动到按钮开关行程的一半位置时，荧光图像就变成实时视频图像。当按钮开关按动到按钮开关的全部行程位置时，就能采集到荧光和白光图像并以静态图像保存。作为替代，开关83可以是多位置开关，例如，有5位置的操纵杆开关。控制逻辑处理器140可以作相应的编程，从而为各个开关位置分配不同的功能。例如，开关位置I可以用于在实时白光图像模式与实时荧光图像模式间的转换。开关位置2可以用来采集静态图像。开关位置3和4实现在牙齿图像中单个牙齿两个方向上的导航功能。开关位置5可用于选择感兴趣的牙齿表面部位(口腔面，咬合面，舌唇面)。这就提供了更为简单的牙齿/表面的选择性界面。图26显示了将开关83集成作为成像装置10 —部分的示意图。出于解说的目的，图中示出一个3位置的开关。当开关83处于位置a上时，控制逻辑处理器140就开启白光和获取白光图像，并以实时图像方式显示在显示器142上。在位置b上，控制逻辑处理器140就开启蓝光和获取荧光图像，并以实时图像方式显示在显示器142上。当开关83在位置c上时，控制逻辑处理器就拍摄反射图像和荧光图像，作为静止图像的图像。正如图26所示，可以提供一个或多个显示器142。另外，也正如图25所示，显示器40可以为每幅图像提供独立的显示窗口。也可以提供多个传感器，如图19A和19B所示。作为替代，单个传感器68可以是多路复用的，以便于提供两种不同类型的图像。当成像装置10装备高速电子器件时，采用多路复用技术可以利用单个传感器68来实现白光图像和荧光图像的高速采集和显示。可以通过适当光源12使能以及传感器68采集其对应图像的时序来获得各张图像。在两个传感器的实施例中，如图19A与19B所示，可以较容易地提供两种不同类型图像的连续成像，但此实施例需要多个传感器和一些辅助部件。此外，具备能进行高速运算的电子器件，就有可能使用本发明以持续更新的形式来提供和显示FIRE图像。采用高速的电子硬件和软件，就可以在显示器中将两种实时视频图像显示给使用者。单传感器和双传感器两种配置都可以用来显示两种实时视频图像。为了获得两种实时视频图像且避免色亮度串扰，就需要不同波长的LED在开启与关闭间交替切换。显示两种实时影像图的一个优势是 使用者能比较荧光图像和白光图像并诊断这些图像中的可疑区域。当交替获得荧光图像与白色图像时，使用下面描述的图像处理软件，能够自动高亮图像中的可疑区域。使用常规的腔内照相机和龋齿检测成像设备的一个共同困难是实时视频图像是以探头移动的相反方向运动的。这是由于成像透镜的属性所致，即当仅用一个成像透镜时图像被翻转。一些光学方法都可以用于产生图像。其中一个方法是使用图像中继技术，如图21所示。成像透镜222形成物体，即牙齿20的中间图像224。中间图像224的取向是与物体220相反的。随后，使用另一个成像透镜226来形成中间图像224的最终图像228。图像228的取向是与牙齿29的方向相一致的。使用这个实施例，最终图像228的移动方向将会与探头的移动方向相一致。另外，也可以根据需要采用折叠镜面来改变图像的方向。即使没有任何额外的光学部件来改变图像的方向，也可以采用软件来校正显示给使用者的图像方向。使用单个传感器68的一个困难涉及到需要将诸如长通滤光片56这样的滤光片切换到另一种图像类型的位置上。例如，在使用单个传感器时，荧光成像就需要长通滤光片56，而在反射成像中又得必需将其移出光束路径。可移动部件的使用会增加系统的复杂性，对于手持设备来说尤为不佳。本发明的一个实施例通过适当地选择长通滤光片56和调整传感器中的颜色平衡来解决这个问题。如图28B所示，用于获得反射图像的白光有较宽的光谱范围98。曲线232示出一个用作光源12b来激发荧光的紫外线LED的大致光谱范围。如滤光片曲线96所示，长通滤光片56可适当选择使其截止波长接近于蓝光光谱的中央。在这个实施例中，长通滤光片56所具有的截止波长在460纳米处，并且是放置在传感器68前面的固定元件。在荧光成像过程中，来自UV的激发光被充分地阻挡，而荧光(集中在550纳米)信号可以通过。当白光(用于反射成像与白光成像)开启时，衰减波长小于460纳米的蓝光能量。然而，蓝色光谱(>460)的大部分仍然通过。在最终的白光图像中的蓝光通道会有略微的微弱，但是能通过少量彩色处理的校正来增强蓝光通道的分量。采用这种方式，不需要任何可移动的滤光装置就能得到高质量的荧光图像和白光图像。现在参考图28A，用来激发荧光的UV LED的大部分能量波长集中在405纳米附近。但是，在光谱曲线232 0460纳米)的长波末尾处可能存在着一些非零的能量，且会穿过长通过滤器58，从而引起荧光信号的色亮度串扰。为消除这种串扰,可在光源12b (未图示)之后提供一个具有光谱响应曲线234的附加短通滤光片。在一个替代实施例中，如图27所
，短通滤光片被用作一个二色光束合成仪230。其中，来自光源12a的光受光束合成仪230的反射，被引向牙齿20。对于来自光源12b的光，在一个实施例中，激发荧光的UV LED可具有大约405纳米的额定峰值，光束合成仪230起到了一个低通滤光片的作用，它的响应曲线234如图28A所示。聚焦与自动聚焦
图像23A与23B是两个适用于具有自动聚焦功能的图像采集实施例。简单起见，在图23A和23B中并没有显示白光LED和用于荧光成像的LED。光源250a和250b是具有集成透镜的LED。在光源250a与250b里的准直透镜分别在物体面和光轴的交叉点256上分别形成图像252a和252b。如图23A所示，当探头没有对准位置(指示聚焦)时，图像252a与252b不会重叠。图23C示出在一个实施例中是如何实现的，它是通过让牙齿20处于相对于交叉点256的不同位置上来实现的。在图像的左边，牙齿20在交叉点256以外，因此难以聚焦。在右边，牙齿20在交叉点256以内，也难以聚焦。在该图的中间位置上，牙齿正好在聚焦范围内。为将使用此配置对准焦距，操作者可以简单地通过移动探头，使得图像252a与252b相互重叠。当图像252a与252b相互重叠时，使用者就能发出指令使系统拍摄图像。作为一个替代实施例，可以提供自动聚焦。利用成像领域的技术人员所熟悉的光检测技术，与控制电路110 —起工作或在其之内的软件可以检测并追踪图像252a和252b的位置。随后，一旦图像252a与252b发生相互重叠，软件就可以触发传感器68或者照相机来拍摄图像。图23B是图23A的一个简易版本。在该结构中，仅仅只使用了一个LED和透镜250a。在监视器上显示十字交叉点254或者其它目标记号，以便于指示图像的中央和光轴。当图像252a对准十字交叉点254时，就表明探头已经对好焦距。如果使用应用软件来追踪图像252a的位置，那么就不再需要使用十字交叉点254或类似特性。使用光学相干X线断层摄影术(OCT)的实施例
光学相干X线断层摄影术(OCT)是一种采用干涉测量原理来得到牙齿及其它组织结构图像的非侵入成像技术。这些结构图像不能通过常规的成像技术获得。在图13所示的OCT系统中，可以使用来自诸如LED或其它光源的低相干光源160的光。该光可以分别引入两个不同的光学路径:一条是已知光学路径长度的参考分支164和另一条是引向牙齿的取样分支。随后，由参考分支和取样分支返回的反射光在干涉计162中被重新结合，并且利用干涉效应来确定样本的隐性特性。再参考图13，该图显示了成像装置10的一个实施例，该实施例采用了 FIRE成像和OCT成像两种方法。光源12，偏振分束器18，物镜24，转向镜82，成像透镜66和传感器68沿着一个光路提供FIRE成像，正如以上所讨论的那样。OCT成像器70将用于OCT扫描的光引入与FIRE成像部件共享的光学路径。来自OCT系统80的光通过采样分支76和通过准直透镜74引向扫描元件72，例如，测流计。分光镜78透射可见光并且反射近红外线(NIR)和较长波长的光。随后，将采样分支的光线从分光镜78通过包含扫描透镜84和物镜22的光学系统引向牙齿20。对于非远焦的OCT扫描而言，不需要物镜22。从牙齿20返回的光线穿过同样的光路并与来自干涉计参考分支的光重新组合。扫描在碰撞光束平面上是二维的。利用数据获�。缱哟砥�166和计算机168，图像形成逻辑与相邻的连续二维扫描线相结合，从而形成包括表面以下牙齿状况的多维样本(牙齿)结构图像。对于OCT成像器70而言，所提供的光是一种连续波低相干或者宽带的光，它可以来自诸如高亮度发光二极管，二极管泵的固态晶体源或二极管泵的稀土掺杂光纤源等光源。在一个实施例中，使用了近远红外(NIR)光，例如，具有大约1310纳米波长的光。
尽管OCT扫描对于帮助显示表面以下的牙齿状况是一种特别有效的工具，但应该意识到的是:不是每个牙齿或者沿着牙齿的每一个点都需要这类详细信息的。相反，它有利于识别所感兴趣的特定区域并将OCT成像应用于这些区域。参考图14A，该图展示牙齿20的显示。诊断医生能够为OCT扫描来识别感兴趣区域90。比如，采用在处理装置38和显示器40 (图1-3)上的操作者界面工具，操作者就能够在显示器40上勾画出感兴趣的区域90。该操作可以用电脑鼠标或者诸如指示器之类的其它类型的电子笔来完成。然后，当成像装置10中的探头或其它部件接近感兴趣区域90时，就可以进行OCT扫描。参考图14B，该图显示了一幅在一个实施例中由OCT数据92所产生的典型图像。探头实施例
本发明的成像装置10的部件可以采用多种方式进行封装，包括设计成便于检测牙医或技术人员所手持使用的紧凑结构。参考图15，显示了根据本发明的手持牙科成像装置100的一个实施例。虚线轮廓显示了一个手柄102，其中安装了光源12、传感器68以及它们的辅助照明和成像路径部件。探头104粘结在手柄102上并且只是起到作为一个盖子的作用，或者在其它实施例中，它在适当的位置上支撑着透镜24和转向镜46，以便于牙齿成像。控制电路110可以包括开关、存储器和用于调节设备操作的控制逻辑。在一个实施例中，控制电路110能简单地包括一个或多个用于控制部件的开关，例如，用于光源12的开启/关闭开关。控制电路110可以是一个微处理器，它可安装在探头里或者外置连接、并且配置控制探头功能和获得成像数据的编程逻辑。可选的是，控制电路110的功能可以由处理装置38(见图1 一 3)来实现。在其它实施例中，控制电路110可以包括检测、存储和更复杂的控制逻辑部件，用于管理手持成像装置100的操作。控制电路110能够连接到无线接口 136，用于联系通讯设备，比如计算机工作站或服务器。图18示出一种使用无线传输的成像系统150。手持成像装置100根据操作者的指令，例如按下控制器按钮这样的操作，来获得图像。随后，将图像发送到控制逻辑处理器140，例如，计算机工作站、服务器或者基于专用微处理器的系统。随后，显示器142用于显示所获得的图像。手持成像装置100的无线连接有利于使得处理装置38在不需要硬线连接的条件下获得成像数据。可以使用任何一种无线接口协议，例如蓝牙数据传输协议就可作为一个实例。牙科成像装置100针对不同的病人进行不同的配置，如成人型和儿童型。在一个实施例中，提供不同大小的可移动探头104，以达到上述目的。另外，探头104本身也可以根据牙齿类型或者使用角度进行不同的配置。探头104可以是一次性使用的或者带有消毒接触部件。探头104也可以适用于不同类型的成像。在一个实施例中，改变探头104使之允许使用不同的光学部件，使得广角成像探头可以用于某些类型的成像以及小区域成像探头可以用于单个牙齿的龋齿检测。一个或多个外部透镜也可能添加或粘结在探头104上，用于特定的成像类型。探头104也可以作为一个干燥牙齿20的设备来使用，以便于改进成像。在实践中，干燥的牙齿表面有益于荧光成像。在一个实施例中，如图15所示,管道106作为探头104的一部分，提供引导高压空气或其它干燥气体在牙齿20上形成正压气体源的导管81。探头104可以作为正压空气的空气隧道或者通道，可选的是，采用单独的管道来达到此目的。图16示出配有显示器112的手持成像装置100的一个实施例。显示器可以是诸如液晶(LC)或有机发光二极管(OLED)之类的显示器，它连接着所示的手柄102。所显示的图像108可用于辅助牙科医生或者技术人员将探头104调整到对应于牙齿20的合适位置上。使用这种配置，白色光源用于提供显示在显示器112上的图像，并除了进行FIRE成像时仍旧保持着开启状态。在操作者输入命令时，例如按动手持成像装置100上的开关或者按动键盘的按键时，就会进行白光成像。然后，关闭白光，开启荧光成像光源，例如，蓝色LED。一旦获得荧光图像和白光图 像之后，就重新开启白光。当使用显示器112或者常规的视频监视器时，白光图像可起到辅助导航的作用。使用显示监视器时，白光图像的使用允许为病人显示各个单独的区域。为了获得图像，探头104可利用牙齿表面作为成像的位置参考来帮助定位在牙齿的适当位置上。这就提供了稳定的成像配置和固定的光学工作距离。这种结构能够提高图像的质量和一致性。诸如以上所讨论的那样，将探头直接放置在牙齿之上特别有利于OCT成像，因为这种OCT成像技术是在一个较小距离内沿着光轴进行操作的。为对牙齿不同的表面进行成像，通常需要一个位于探头内的折叠镜，如图22所示的折叠镜面19。涉及到此折叠镜的一个问题是镜表面经常形成不需要的雾气。一些方法可用于解决腔内照相机的雾气问题。例如，在一个实施例中，加热镜面使其温度接近于口腔内的温度。这种方法的一个缺点是它需要附加的加热元件及其用于加热元件的电源。在本发明的另一个实施例中，涂敷防雾涂层作为对镜子表面的处理。采用这种配置，就不再需要任何附加部件。另外一个实施例是在镜面上粘上防雾薄膜。图11和图12A-12C所示的实施例使用LED作为光源12a、12b来直接照明牙齿20而没有利用任何调整光的光学元件。由于来自LED光的发散角很大，相当一部分的光直接照射到探头的内表面，如图22所示。在图22中的这些大角度光线240a，240b和240c照射在探头的内表面上。如果将探头内表面设计成是可吸光的，那么照射到内部表面的光就会被吸收而不会照到牙齿20。在一个实施例中，其探头内表面是反射的，则入射在该表面上的光被反射且最终到达牙齿。这种设计有两种好处，一个优点是提高了效率，因为除部分吸收损耗之外绝大多数光到达牙齿20。另一优点涉及在牙齿20上的光照均匀性。采用平滑和可反射的内表面，使得探头如同一个光导管那样工作。这样从多角度多维度集成光，并且为牙齿提供均匀的照明。但是，如果可反射探头的内表面弯曲或存在部分弯曲，那么照明可能会有热点。在另一个实施例中，探头的内表面被设计成散射性，这种探头设计可避免照明中的热点，即使是完全弯曲的探头内表面亦如此，但其仍然保留提高效率的优点。这种反射或散射性的探头内表面可以通过在内表面涂敷适当涂层或者采用本领域内其它所熟知的方法来形成。成像软件
一种用于减少假阳性读片或者相类似的假阴性读片的方法是关联多个来源所获得的图像。例如，单独用X射线仪器得到的图像可以与采用本发明的成像装置10得到的图像相组合。处理装置38 (见图1-3)所提供的成像软件使得来自不同源的牙齿20图像具有相关性，无论是单独使用成像装置10所获得的还是由包括成像装置10与其它设备相结合所获得的。参考图17，该图以方框图形式示出了使用来自多个源的图像的处理方案。如前所述，成像装置10可以获得荧光图像120，反射图像122和白光图像124。单独的X射线装置可以获得X射线图像130。图像相关软件132从上述图像中取出两张或多张图像且对这些数据进行对应的相关，以便于从这些多种图像类型中产生合成图像134。随后，显示该合成图像或者由自动诊断软件使用，从而识别特定牙齿上的感兴趣区域。在一个实施例中，根据操作者的要求来提供图像。操作者通过数字指定牙齿，并且选择性地指示所需要的图像类型或组合图像的源。然后，在处理装置38中的软件就产生和显示最终的图像。作为说明采用合成图像价值的例子，白光图像124对于识别牙齿的褪色区域，含汞量和其它牙齿状况以及其它可能难以指示龋牙状况的治疗特别有用。但是，如前所述，使用白光照明往往不能满足龋牙的准确诊断，尤其是在它的早期阶段。将白光图像与一些包括一种或多种的荧光和X射线图像的合成图像相组合有助于提供有关牙齿状况的有用信息。同样地，图17所示的4种图像类型中的任何两种或多种图像都可能应用图像相关软件来组合，从而提供一个更加正确的诊断图像。
成像软件也可以用于减少或消除镜面反射效应。即便偏振光部件可以提供一些避免镜面反射的措施，但使用图像处理来消除剩余的镜面反射仍然是十分有利的。可以使用数据过滤来校正在数据中所不需要的镜面反射。来自其它成像类型的信息也可以使用，如图17所示。另一种修正镜面反射的方法是以不同光强度等级来获得同一牙齿的连续图像，因为所检测到的镜面光的相对量会由于其它效应以来自光的不同比例而增加。图像处理软件的另外一个关键特性是增强所获得的图像和自动高亮可疑的区域，比如白点。图20显示了图像处理工作流程的流程图。作为第一步骤202，软件读取白光和荧光图像，然后，在步骤204中分析在白光和荧光图像中的不同颜色版面上的内容。在步骤206和208中，使用从以白光和荧光图像中所获得到的信息，应用诸如色彩重现，对比度增强和分割等不同的图像处理算法来增强图像。涉及到图像处理的一些算法之前已被经讨论过。同样，在增强步骤210中，基于各个彩色版面中的色彩信息，可以应用图像处理算法来识别各个区域的属性并且自动高亮各个区域。在最终步骤212中，提取如牙齿可疑区域的大�。巫矗刺戎嗟男畔⒉⑾允靖揽谱�。本发明已经通过具体参照其中一些优选实施例作了详细讨论，但是应该理解的是:本领域中的普通技术人员在不脱离本发明精神的范围下、在上述说明书及其所附权利要求书的精神范围内所作的各种变形和修改都是有效的。。举例来说，采用照相机或其它类型的图像传感器的不同实施例使用各种类型的光源12。虽可使用单个光源12用于荧光激发，但应用多重入射光源12的光有益于获得多重图像。参照图8的替代实施例，光源12可以是一个更为复杂的组件，它包括一个具有合适的能量和波长可用于提供激发荧光发光的光源16a和另一个用于提供不同时间照明的光源16b。附加的光源16b可提供最适合于背向散射反射成像的波长和能量的光。或者，可提供白光照明或者其它多色照明，以便拍摄白光图像或多色图像，当以FIRE图像逐边显示时，这些图像有助于识别出诸如污溃或者钙化之类可能会混淆龋齿检测的特征。白光图像自身也能够提供背向散射反射数据，利用荧光数据可生成FIRE图像。用于照明和载像光路径的辅助光学器件可采用多种形式。各种辅助部件都可由要拍摄图像的牙科医生或者牙科技术人员安装到牙齿周围并使用。例如，像这样的部件都可以在成像过程中用于调整光源或检测元件的位置或者减轻病人的不适。因此，本发明提供了利用背向散射反射和荧光的组合效应进行早期和晚期龋齿检测的装置和方法。部件清单 10 成像装置
12光源 12a光源 12b光源
13扩散器
14透镜
15滤光片 16a光源 16b光源
17滤光片
18偏振分束器
19折叠镜
20牙齿 22 透镜 24 物镜 26 滤光片 28 滤光片 30 照相机 32 照相机 34 分束器 38 处理装置 40 显示器 42 偏振器
权利要求
1.一种用于牙齿成像的装置，包括: (a)至少一个光源，用于提供入射光，所述入射光具有第一和第二光谱范围，第一光谱范围用于获得牙齿上的反射图像，第二光谱范围用于激发牙齿的荧光图像； (b)至少一个传感器，用于检测来自牙齿的反射光和发送光； (c)至少一个偏振器，位于来自所述至少一个光源的光的路径上以将光引向牙齿； (d)分析器，设置为沿返回路径并且位于所述至少一个光源前方，用于将来自牙齿的载像光引向所述至少一个传感器； (e)透镜，设置在返回路径上以将来自牙齿的载像光引向所述至少一个传感器，用于从具有第二偏振状态的部分光中获得图像数据； (f)长通滤光片，设置在返回路径上以衰减在第二光谱范围内的光和传输在第一光谱范围内的光；以及 (g)控制逻辑，用于使所述传感器能获得荧光图像或反射图像，其中荧光或反射图像是实时视频或静止图像。
2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，进一步包括二色光束合成仪，用于反射第一光谱范围内的光和使第二光谱范围内的光作为入射光而透射过。
3.如权利要求1所述的装置，其特征在于，进一步包括开关，其中开关位置指令控制逻辑。
4.如 权利要求1所述的装置，其特征在于，所述传感器交替获得与在第一光谱范围内的光有关的反射图像和与在第二光谱范围内的光有关的荧光图像。
5.如权利要求4所述的装置，其特征在于，所述反射和荧光图像同时显示在不同的显示器上。
6.如权利要求4所述的装置，其特征在于，所述反射和荧光图像同时显示在同一显示器上的不同窗口内。
7.如权利要求1所述的装置，其特征在于，进一步包括短通滤光片，用于调节在第二光谱范围内的光。
8.如权利要求7所述的装置，其特征在于，所述短通滤光片具有二分光束合成仪的功倉泛。
9.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述长通滤光片在蓝色光谱中间附近具有截止波长。
10.如权利要求1所述的装置，其特征在于，进一步包括显示器，用于显示由传感器获得的白光图像。
11.如权利要求10所述的装置，其特征在于，所述白光图像的蓝色光谱分量相对于所获得的图像数据而增加。
12.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述第一和第二光谱范围的至少一个范围内的光被弓I导通过光纤束。
13.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述开关为多位置开关。
14.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述开关为操纵杆开关。
15.一种用于牙齿成像的装置，包括: (a)手柄部分，用于供操作者手持和定位；(b)探头部分，可与手柄部分相分离，以便放置于牙齿附近； (c)光学子系统，安装在手柄和探头部分内，包括: (i)第一光源，提供具有第一光谱范围的入射光，用于获得来自牙齿的反射图像； (ii)第二光源，提供具有第二光谱范围的入射光，用于激发来自牙齿的荧光图像； (iii)至少一个偏振器，位于来自所述至少一个光源的光的路径上以将光引向牙齿； (iv)分析器，设置为沿返回路径并且位于所述至少一个光源前方，用于将来自牙齿的载像光引向所述至少一个传感器； (V)透镜，设置在返回路径上以将通过所述偏振分束器的牙齿的图像形成在所述传感器上，用于获得来自具有第二偏振状态的光的重引导部分的图像数据； (vi)长通滤光片，设置在返回路径上以衰减在第二光谱范围内的光；以及 (vii)控制逻辑，用于使所述传感器能获得荧光图像或反射图像，其中荧光或反射图像是实时视频或静止图像。
16.如权利要求15所述的装置，其特征在于，所述探头部分包括反射的内表面。
17.如权利要求15所 述的装置，其特征在于，所述探头部分包括散射的内表面。
全文摘要
一种采用具有第一光谱范围和第二光谱范围的光源进行牙齿成像的牙齿成像装置。偏振分束器(18)使得具有第一偏振状态的光照着牙齿，而具有第二偏振状态的光从牙齿沿着返回路径引向传感器(68)，其中第一偏振状态与第二偏振状态正交。第一透镜(22)设置在返回路径上，并通过偏振分束器，将来自牙齿的成像光引向传感器，并且从具有第二偏振状态的光的重定向部分获得到图像数据。长通滤光片(15)设置在返回路径上，用于衰减在第二光谱范围内的光。控制逻辑使得传感器可以得到反射图像或者荧光图像。
文档编号G01N21/64GK103142325SQ201210506620
公开日2013年6月12日 申请日期2007年9月11日 优先权日2006年10月13日
发明者R.梁, V.C.王, M.E.布里奇斯, M.A.马库斯, D.L.帕顿, P.D.伯恩斯, P.O.麦克劳克林 申请人:卡尔斯特里姆保健公司
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