CN101528116A

CN101528116A - 用于检测龋齿的装置

Info

Publication number: CN101528116A
Application number: CNA2007800334091A
Authority: CN
Inventors: R·梁; V·C·王; M·A·马库斯; M·E·布里奇斯; P·O·麦劳克林; P·D·伯恩斯; D·L·佩顿
Original assignee: Eastman Kodak Co
Current assignee: Rui Ke Dental Technology Co., Ltd.
Priority date: 2006-09-12
Filing date: 2007-08-29
Publication date: 2009-09-09
Anticipated expiration: 2027-08-29
Also published as: EP2061372B1; US9060690B2; WO2008033218A1; CN101528116B; US20080063998A1; US8270689B2; HK1133170A1; EP2061372A1; US20130302746A1; US10070791B2; US8605974B2; US20150245770A1; US20120237890A1

Abstract

一种获取牙齿图像的装置，该装置包括至少一个提供入射光的光源，该入射光具有用于获得来自牙齿的反射图像(122)的第一光谱范围和用于激发来自牙齿的荧光图像(120)的第二光谱范围。位于来自两个光源的入射光的路径上的偏振分光镜(18)把具有第一偏振状态的光传导至牙齿并把来自牙齿具有第二偏振状态的光沿着返回路径传导至传感器(68)，其中第二偏振状态与第一偏振状态正交。返回路径上的第一透镜(22)将载像光从牙齿传导至传感器(68)，并从具有第二偏振状态的光的部分中获取图像数据。返回路径中的长通滤镜(15)衰减第二光谱范围的光。

Description

用于检测龋齿的装置

技术领域

本发明一般涉及用于牙齿成像的方法及其装置，尤其涉及使用荧光和散射用于检测龋齿的装置。

背景技术

尽管检测、治疗和预防技术上的提高，龋齿仍然是影响所有年龄群的人们的广泛的普遍的疾病。如果龋齿没有正确及时地得到处理，龋齿会导致永久的牙齿损害，甚至会导致牙齿脱落。

传统的龋齿检测方法包括视觉检查和使用尖锐的牙科探测仪器进行触觉探测，通常辅助有放射线摄像(X射线)成像。由于多重因素致使使用这些方法的检测会有些主观，在精确度上有变化，这些许多因素包括医师专业技能，感染点的位置，感染程度，观察条件，X-射线装置和处理的精确度，及其他因素。传统的检测技术也存在风险，包括损坏虚弱的牙齿的风险和使用触摸方法扩散传染的风险以及暴露在X射线的风险。当在视觉和触觉检查的情况下龋齿已经很明显的时候，疾病通常已经到了晚期，需要补牙和如果没有及时治疗的话，可能会导致掉牙。

对应于提高龋齿检测方法的需求，改进的不需要使用X射线的成像技术已经变得相当重要。一种已经商业化的方法使用当用高强度蓝光照亮牙齿时产生的荧光。这个叫做对激光诱发的荧光进行量化分析(QLF)的技术，遵循这样的原理进行工作，即正常的健康的牙釉质在某些波长的激发下比受龋齿感染损害的脱矿的牙釉质产生更高强度的荧光。矿物质损失和蓝光激发荧光的损失之间的紧密关系被用于识别和评估牙齿的腐烂区域。已经发现了用于红光激发的不同关系，腐烂区域的细菌和细菌的副产物与健康区域相比能更加显著地吸收该光谱区域并在该光谱区域内发荧光。

用于龋齿光学检测的建议方法如下：

美国专利号4,290,433(Alfano)公开了通过比较在两种波长内的激发的荧光来检测龋齿的方法。

美国专利号4,479,499(Alfano)公开了通过比较在两个不同波长的散射光的强度来确定龋齿的方法。

美国专利号4,515,476(Ingmar)公开了使用用于提供在某些其他波长处产生荧光用于定位腐烂区域的激发能量的激光。

美国专利号6,231,338(de Josselin de Jong等人)公开了一种使用荧光检测确定龋齿的成像装置。

美国专利申请公开号2004/0230716(de Josselin de Jong等人)公开了对从发出荧光的组织中获取的图像进行改进的图像分析的方法。

在牙齿成像的商业化产品中使用荧光特性的是来自荷兰，阿姆斯特丹检查研究系统BV的QLF诊断系统。来自德国比伯拉赫的KaVo牙科公司的激光龋齿检测辅助仪使用不同的方法在红光的照射下监测细菌副产物的荧光强度来检测龋活性。

美国专利申请公开号2005/0003323(Katsuda等人)描述了使用荧光成像的适用于医疗或者牙科应用的手持成像装置。’3323Katsuda等人的公开内容示出了接收来自诊断目标的反射光和/或具有不同光照射的诊断目标的荧光的装置。其所公开的装置相当复杂，例如需要在探针内的可切换滤镜。虽然在’3323Katsuda等人的专利申请中公开的装置利用对在同一光学路径内来自诊断目标的反射光和荧光进行合成，该装置没有去除或者最小化镜面反射。任何不想要的镜面反射在反射成像上产生假阳性结果。另外，在公开的具有各种照明的实施例中，对牙齿或者其他诊断目标的照明是不均匀的，因为光源非常接近于诊断目标。

美国专利申请公开2004/0202356(Stookey等人)描述了为了以提高的精确度检测不同阶段的龋齿对荧光光谱变化的数学处理。鉴于使用光谱荧光测试时早期检测的困难，’2356Stookey等人的公开内容描述了增强获得的光谱值的方法，引起光谱数据的转换，该光谱数据适应于获得荧光图像的摄像机的光谱响应。

虽然公开的方法和装置在提供用于龋齿检测的无创伤非电离的成像方法上大有希望，但是还存在提升空间。使用荧光成像的现有技术中已经认识到的缺陷涉及图像对比度。由于健康和感染区域之间相对低的对比度，难以评估诸如QLF的荧光产生技术所提供的图像。如在’2356Stookey等人的公开内容中所记录的，初期龋齿的光谱和强度变化非常小，难以从初期龋齿中区分出没有患病的牙齿的表面。

总的来说，已经认识到，使用荧光技术获得的图像对比度对应于疾病的严重程度。使用这些技术精确识别龋齿通常需要疾病在较晚期阶段，在初期或者早期龋齿之后，因为龋齿和正常牙齿结构之间的荧光差别在龋齿早期阶段非常小。在这些情况下，相对于传统方法，使用荧光技术的检测精确度不会显示出显著的提高。因为这个缺点，荧光效应的使用看起来具有一些阻止早期龋齿精确诊断的实际限制。结果龋齿疾病将继续不会被检测出直到它更加严重，例如需要补牙。

检测各种早期阶段的龋齿对于预防牙科具有特别的意义。如上所述，通常传统技术在疾病是可以治疗的阶段不能检测龋齿。根据经验，早期龋齿是还没有实质性刺入牙釉质的损伤。当在龋齿损伤还没有威胁到牙本质部分之前识别到它，通常可以实现再矿化，逆转早期损伤并防止补牙的需要。但是较晚期的龋齿则更难以治疗，大部分通常需要某种类型的补牙或者其他类型的介入。

为了利用无创伤牙科技术去预防龋齿，必须在一开始就检测到龋齿。在许多情况下，如在’2356Stookey等人的公开内容中所揭露的，已经发现使用现有的诸如QLF的荧光成像技术难以获得这种程度的检测。结果，不能检测早期龋齿，以至于到获得阳性检测之时，失去了使用低成本的预防措施的来进行恢复的机会。

美国专利号6,522,407(Everett等人)公开了将偏振测定原则用于牙齿成像的应用。在Everett等人’407的启示中所描述的一个系统在照明路径上提供了第一偏振镜用于将偏振光传导至牙齿。第二偏振镜提供于反射光路径上。在一个位置上，偏振镜发送垂直偏振光。然后，该偏振镜被定位以便传导具有正交偏振的光。然后可以比较这两种偏振状态的反射光的强度以便计算从牙齿发散的光的解偏振程度。然后根这个比较结果提供检测到的龋齿感染信息。

虽然在Everett等人’407的专利中所公开的方法利用可以从光的反向散射中获得的偏振差别，其中所描述的装置和方法需要使用多个偏振镜，一个在照明路径上，另一个在成像路径上。另外，成像路径偏振镜在某种程度上必须易于在基准偏振状态及其正交偏振状态之间切换。因此，这个方法在允许龋齿检测光学的减小的包(packet)尺寸上具有内在的缺点。提供一个更简单的用于龋齿成像的方法，无需测量解偏振度的方法，是较有优势的，因此可使用较小数量的元件，并且不需要偏振镜在两个位置之间进行可切换的定位。

如Everett等人’407专利公开内容中的实施例中所描述的，已经建议将光学相干断层成像术(OCT)作为牙根和牙周成像的工具，和用于其他医疗成像应用的工具。例如：

美国专利号5,321,501(Swanson等人)描述了用于医疗成像应用中的OCT扫描和测量原理；

美国专利号5,570,182(Nathel等人)描述了使用OCT对牙齿和牙龈结构进行成像；

美国专利号6,719,611(Everett等人)描述了被配置成提供扫描OCT图像的牙科探测工具；

美国专利申请公开号2005/0024646(Quadling等人)描述了用于牙齿成像的使用时域和傅里叶域的OCT系统；

日本专利申请公开号JP2004-344260(Kunitoshi等人)描述了光学诊断装置，该光学诊断装置装配有用于视觉观察牙齿部分的摄像机，用于照明表面图像的可见光，和使用可替换光源的用于扫描表面图像的指示区域的OCT装置。

虽然OCT方法，如上述所描述的那样，可以提供非常详细的牙齿表面下的结构的图像，但是OCT成像本身耗时且需要大量计算。如果只在感兴趣的一个或者多个局部区域获得OCT图像，而非在广泛的区域获得，则该OCT图像将是最有价值的。也就是说，如果一个牙科专家确定了特定的感兴趣区域，那么仅对该特定区域提供OCT成像。但是，传统方法不能够在同一成像装置中组合有可见光成像和OCT成像。

因此，可以看出存在这样一种需要，即提供一种用于龋齿检测的无创伤、非电离的成像方法，其提供特别是在龋齿早期阶段提高的检测龋齿的精确度，具有相比于传统解决方案具有减少的元件数量和降低的复杂度。

发明内容

本发明提供用于牙齿成像的装置，该装置包括：

(a)至少一个提供入射光的光源，该入射光具有为了获得牙齿上反射图像的第一光谱范围和激发牙齿荧光图像的第二光谱范围；

(b)在入射光路径内的偏振分光镜，该偏振分光镜将具有第一偏振状态的光传导至牙齿并将具有第二偏振状态的光沿着返回路径传导至传感器，其中第二偏振状态正交于第一偏振状态；

(c)位于返回路径内的透镜，将载像光从牙齿传导至传感器以便从具有第二偏振状态的光的部分中获取图像数据；以及

(d)在返回路径内的长通滤镜，对在第二光谱范围内的光进行衰减并发射在第一光谱范围内的光。

本发明的特征在于将荧光和反射图像数据用于牙齿成像。

本发明的优点在于对现有的荧光成像技术进行了改进，对于早期阶段的龋齿的检测十分有用。

结合附图和阅读下面详细的描述之后，本发明的这些和其他目的，特征和优点对于本领域的技术人员来说将变得明显。其中表明和描述了本发明的示意性实施例。

附图说明

虽然根据本说明书得到的权利要求书特别地指明了并明显地确定本发明主要内容的范围，但是通过结合附图和下面的描述将更好的理解本发明，其中：

图1是根据实施例用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图2是根据备选实施例用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图3是根据备选实施例用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图4A是根据使用偏振光的备选实施例的用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图4B是根据使用偏振分光镜来提供偏振光的备选实施例的用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图4C是使用具有窄带光源的带通滤镜的备选实施例的示意图；

图5是示出了根据本发明的合成牙齿图像数据以产生具有反射增强的荧光图像的过程的视图；

图6是示出了与传统的视觉和荧光方法并行相比的本发明的对比度改进的组合图；

图7是示出了根据一个实施例的用于生成增强阈值图像的图像处理序列的方块图；

图8是根据使用多个光源的备选实施例的用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图9是在本发明一个实施例中使用偏振光用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图10是在本发明的备选实施例中使用偏振光用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图11是在本发明的备选实施例中使用偏振光用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图12A是在本发明的备选实施例中使用来自两个源的偏振光用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图12B是在本发明的备选实施例中使用LED的环形照明器用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图12C是在本发明的备选实施例中使用光纤环形照明器用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图13是在一个实施例中使用偏振光和OCT扫描用于龋齿检测的成像装置的示意图；

图14A是在一个实施例中的操作者界面屏幕的主视图；

图14B是OCT扫描结果的示例显示；

图15是示出一个实施例中的手持成像装置配置的方块图；

图16是示出具有整体显示的成像装置的透视图；

图17是示出为了形成合成图像而组合多种类型图像的方块图；

图18是示出在一个实施例中的无线牙齿成像系统的方块图；

图19是根据备选实施例的具有两个传感器的成像探针的方块图；

图20是图像处理工作流程的逻辑流程图；

图21是示出用在一个实施例中的图像中转配置的方块图；

图22是示出本发明装置内的发射光路径的方块图；

图23A和23B是具有自动聚焦功能的图像捕捉的实施例的方块图；

图23C是示出聚焦指示器如何工作的图；

图24是示出用于本发明装置中的白光和长通滤镜的特征曲线的图；以及

图25是示出用于获得各自的图像的拨动开关的工作的图。

具体实施方式

本说明书特别涉及用于根据本发明的装置的元件形成部分，或者直接与根据本发明的装置相合作的元件。应该理解的是，没有特别表明或者描述的元件可以采用本领域的技术人员所公知的各种形式。

如上述背景技术部分所描述的，已经知道可以通过利用两个特征响应中的任一个，使用荧光检测龋齿。该两个特征响应为：第一，蓝色光源的激发可以引起健康的牙齿组织在绿色光谱内发出荧光。第二，红色光源的激发可以使细菌副产物诸如那些指示性龋齿来在红色光谱内发出荧光。

为了理解光是怎样用于本发明的，对术语“反射”和“反向散射”给出更加精确的定义是重要的，因为它们通常用于生物医学应用和尤其地用于本发明的方法和装置。在最广泛的光学用语中，反射通常代表镜面反射与散射反射的总和。(镜面反射是以和入射角相同的角度被牙齿表面所反射的激发光的分量。)但是在生物医学应用中，如本发明的牙齿应用中，对反射的镜面分量不感兴趣的，相反，通常是不利于从样本中获取图像或者测量。对于本发明来说，感兴趣的的反射分量仅来自反向散射光。必须阻止镜面反射或者则从成像路径中移除镜面反射。鉴于这种区别，本应用中所使用的术语“反向散射反射”表示感兴趣的反射分量。“反向散射反射”被定义为被照射的牙齿结构在宽角度范围内灵活地反向散射的激发光的分量。“反射图像”数据，如本发明中所使用的术语，指仅从反向散射反射中获得的图像数据，因为镜面反射被阻止或者保持在最小值。在科学用语中，反向散射反射也可以称为反向反射(back-reflectance)或者简单称为反向散射(backscattering)。反向散射反射和激发光位于相同的波长。

已经显示了正常牙齿和龋齿牙齿区域之间的光散射特性不同。特别地，对于正常区域和龋齿区域，来自被照明区域的光的反射可以在可测量的不同级别。这种反射上的变化，单独看时，当考虑其本身时对于诊断结果来说并不足够明显，因为这种效应是非常小的，尽管是可测的。例如，与在龋齿的早期阶段相比，较晚期的龋齿的反向散射反射会是有效性稍差的指示。

在传统的诸如从使用QLF技术获得的荧光测试中，反射本身是要避免的效应而不是要利用的效应。通常使用滤镜来阻止所有的激发光到达检测装置。因为这个原因，来自激发光的反向散射反射中的微小的但可察觉的变化在龋齿诊断中很少引起注意。

而发明人却已经发现这个反向散射反射的变化可以和荧光效果组合使用来更清楚地和更准确地对龋齿区域进行精确定位。另外，发明人观察到，通常可以检测到光散射活动的变化无论何处存在龋齿疾病时，光散射活动的变化在早期龋齿区域内更加明显。这种反向散射反射变化在龋齿早期是明显的，甚至当荧光效果最不明显时。

本发明将观察到的反向散射特性用于早期龋齿并且将这种效果和背景技术部分描述的荧光效果组合使用来提供改进的牙齿成像能力来检测龋齿。有创造力的技术，之后称为具有反射增强的荧光成像(FIRE)，不仅与先前方法的图像对比度相比有助于增加图像的对比度，而且使检测早期龋齿成为可能，在必须采取更加复杂的修复措施之前，通过预防措施来实现再矿化，修复龋齿感染所带来的损坏。较佳的，FIRE检测在龋齿感染的早期阶段比使用仅测量荧光的现有荧光方法精确。

成像装置

参考图1，示出了在一个实施例中使用FIRE方法用于龋齿检测的成像装置10的一个基本光学配置。光源12将处于蓝光波长范围内或者其他合适的波长范围内的入射光通过光学透镜14或者其他光束调节元件传导至牙齿20。牙齿20可以在光滑表面(如图示)或者在咬合面处(未示出)被照亮。然后，光的两个分量通过透镜22被单色摄像机30所检测：具有与入射光相同的波长的并具有可测量的反射比的反向散射光分量；由于入射光已经被激发的荧光。对于FIRE成像，镜面反射引起假阳性，是不理想的。为了最小化所获得镜面反射，按照相对于光源12合适的角度对摄像机30进行定位。这使得反向散射光成像而不受混合镜面反射分量影响。

在图1的实施例中，单色摄像机30具有滤色镜26和28。滤色镜26和28中的一个在反射成像过程中使用，另一个在荧光成像过程中使用。处理装置38获得并处理反射和荧光图像数据并形成FIRE图像60。FIRE图像60是可以被印制或者显示在显示40上的增强的诊断图像。FIRE图像60数据也可以传输至存储器或者传输至另一个显示位置。

参考图2，示出了在使用彩色摄像机32的备选实施例中的基本光学配置。根据这个配置，通常不需要辅助滤镜，因为彩色摄像机32可以从牙齿20的全色图像的色分离中获得反射和荧光图像。

光源12典型地被置于蓝光波长中心左右，例如在一个实施例中的405nm左右。实际上，光源12可以反射波长范围从高于紫外线范围到蓝光的光，在大约300到500nm之间。光源12可以是激光器或者可以由一个或者多个发光二极管(LED)构成。可选地，可以使用诸如疝气灯这样的宽带源，具有支持用于通过理想波长的滤色镜。透镜14或者其他光学元件可用于例如通过控制照明区域的一致性和大小来调节入射光。例如，如图2中的虚线所示的散光罩13，可以在透镜14之前或者之后使用以平滑LED光束的热点。例如(未示出)，照射光的路径会包括诸如光纤或者液体光导这样的导光或者散光结构。光级在强度上典型地是几毫瓦，可以更大或者更小，取决于使用的光调节和传感元件。

参考图3所示的基本光学配置，可选地照明元件可以在正常的入射时来传导光，该光被分光镜34翻转。然后放置摄像机32以获得通过分光镜34传导的图像光。用于照明的其他选项包括从一侧或者多侧以入射角导向牙齿处的多个光源。可选地，如图12A和12B所示，照明可以使用环孔或者配置成诸如环形阵列的分布在一个中心的LED源来提供均匀地来自多个角度的光。如图12C所示，也可以通过光纤或者光纤阵列提供照明。

图1-3中示为透镜22的成像光学器件，可以包括光学元件的任何适合的配置，可能的配置包括从单透镜元件到多元件透镜。牙齿表面的清楚成像需要成像光学器件具有足够的场深度，其中牙齿表面不平坦但是可以具有有平滑的外形和尖锐的凹部的区域。优选地，对于最佳解决方案，成像光学器件提供基本上填满摄像机传感器元件的图像尺寸。

图像捕捉可以由单色摄像机30(图1)或者彩色摄像机32(图2)执行。典型地，摄像机30或者32使用CMOS或者CCD传感器。单色版本典型地使用可伸缩光谱滤色镜26，28以用于感兴趣的波长。对于具有蓝光波长的光源12，用于捕捉反射图像数据的光谱滤色镜26会主要传导蓝光。用于捕捉荧光图像数据的光谱滤镜28传输不同波长的光，例如主要是绿光。优选的，光谱滤色镜26和28自动切换位置以便允许在非常接近的连续中捕捉反射和荧光图像。从同一个位置获得这两个图像以便允许图像数据的精确记录。

光谱滤镜28最佳地具有在适合的波长范围上捕捉荧光数据的通带。从牙齿20获得的荧光效应可以在可视化范围内具有相对宽的光谱分布，具有在用于激发的光的波长范围外的发射光。荧光发射典型地在大约450nm和600nm之间，其中一般在绿色区域达到峰值，大致从510nm左右到550nm左右。因此，对于光谱滤镜28，一般优选将绿色滤镜以在最高的能量级处获取荧光图像。对于彩色摄像机32，通常因为这个同样的原因使用绿色图像数据。绿色图像数据也是通过绿色光滤镜获得的，例如在滤色镜阵列(CFA)中的绿色滤镜，这对于熟悉彩色图像捕捉技术的技术人员来说是公知的。但是，可见光谱的其他范围也可以用于其他实施例中。

适当地调节摄像机控制以获取各种类型的图像。例如，当捕捉荧光图像时，因为这个图像不强烈，必须为增益、快门速度和光圈做适当的曝光调节。当使用彩色摄像机32(图2)时，由摄像机图像传感器上的滤色镜阵列执行颜色滤波。在蓝色级内捕捉反射图像；同步地，在绿色级内捕捉荧光图形。也就是说，单个曝光捕捉反向散射反射和荧光图像。

处理装置38典型地是计算机工作站，但是在广泛应用中，可以是任何类型的控制逻辑元件或系统，它能够从摄像机30或者32处获取图像数据并对该数据执行图像处理算法以生成FIRE图像60数据。处理装置38可以是本地的或者通过网络接口连接至图像传感元件。

参考图5，图示了如何根据本发明形成FIRE图像60。获得牙齿20的两个图像，绿色荧光图像50和蓝色反射图像52。如上所述，重点在于用于反射图像52及其数据的反射光来自反向散射反射，具有被阻止或者尽可能的保持低位的镜面反射。在图5的例子中，有一个在图像50，52和60的每一个中用虚线画出的龋齿区域58，它引起了荧光的微小减少和反射的微小增加。单独使用荧光图像50或者反射图像52时，龋齿区域58会不可察觉或者很难察觉。处理装置38使用下面讨论的用于图像50和52的图像处理算法对图像数据进行操作并提供FIRE图像60作为结果。龋齿区域58和正常牙齿结构的对比被增强，使龋齿情况在FIRE图像60中更加可视化。

图6示出了并列比较本发明与视觉白色光图像54和传统荧光方法的对比度改进。对于早期阶段的龋齿，在直接通过眼睛观察或者通过口内摄像机捕捉的日色光图像54中龋齿区域58和周围的健康牙齿结构看起来不能区分。在由现有的荧光方法捕捉的绿色荧光图像52中，龋齿区域58呈现出非常弱的、很难注意到的阴影。相比较，在本发明生成的FIRE图像60中，同样的龋齿区域58表示为更黑，更容易检测的点。显然，FIRE图像60，对比度增强，提供了更好的诊断值。

图像处理

如上所述并参考图5和6，图像数据的处理使用反射和荧光图像数据去生成可用于识别牙齿龋齿区域的最终图像。有多个可选的将反射和荧光图像数据合成以形成FIRE图像60用于诊断的处理方法。上文所引用的美国专利申请NO.11/262,869，描述了一种使用标量乘法器合成反射和荧光图像数据并找到量化的反射和荧光值之差的方法。

跟随荧光和反射值的初始组合，另外的图像处理也是有用的。使用对于成像技术精通的技术人员熟悉的图像处理技术来执行的阈值操作，或者一些其他的用于FIRE图像60的合成图像数据的合适的调节可以用于进一步增强龋齿区域和正常牙齿结构之间的对比度。参考图7，以方块图形式示出了根据本发明的用于产生增强阈值FIRE图像64的图像处理顺序。如前所述，荧光图像50和反射图像52首先被合成形成FIRE图像60。接下来执行阈值操作，提供更加清楚地定义了感兴趣的区域即龋齿区域58的阈值图像62。然后将阈值图像62与原始的FIRE图像60合成生成增强阈值FIRE图像64。类似地，阈值检测的结果也可以叠加至白色光图像54(图6)上以便清楚地标出龋齿感染的位置。

已经认识到任意数量的复杂的图像处理算法可选择地用于合成反射和荧光图像数据以便获得更加清楚地识别龋齿区域的增强图像。对图像数据应用多个不同的成像算法以获得最有用的结果，是较有优势的。在一个实施例中，操作者可以选择使用一组不同的图像处理算法中的任一个来调节获得的荧光和反射图像数据。当该图像数据以多个不同方式被处理时，允许操作者来检查图像数据，并且有助于优化检测具有不同形状特征或者在牙齿表面不同区域形成的龋齿损伤。

要强调的是，因为本发明使用反射和荧光数据，本发明实现的图像对比增强要优于仅使用荧光图像数据的传统方法。传统地，当仅获取荧光数据时，使用图像处理来最优化数据，例如根据摄像机或者摄像机滤镜的光谱响应或者其他适合的特征来转换荧光数据。例如，前面引用的’2356Stookey等人的公开内容的方法执行这种类型的最优化，根据摄像机响应转换荧光图像数据。但是，这些传统方法忽视了反向散射反射数据所获得的额外的图像信息附带的优点。

可选实施例

本发明的方法允许多个可选的实施例。例如反射和荧光图像的一个或者两个的对比可以通过使用偏振元件得到提高。已经观察到具有高度结构合成物的珐琅对于入射光的偏振敏感。使用偏振光来提高牙齿成像技术的敏感度，例如在J.Biomed Opt.，2002十月：7(4)Fried等人，618-627页的“Imaging Caries Lesions and LesionProgression with Polarization Sensitive Optical CoherenceTomography”。

镜面反射倾向于保持入射光的偏振状态。例如，当入射光是s偏振时，镜面反射光也是s偏振。另一方面，反向散射倾向于解偏振或者随机化入射光的偏振。当入射光s偏振时，反向散射光具有s和p偏振分量。使用偏振镜和检偏振器，偏振处理的这种差异可以用于帮助消除来自反射图像的不需要的镜面反射，从而使得只获得反向散射反射。

参考图4A，示出了在图1-3中的基本模型上扩展的成像装置10的实施例，在入射照明光的路径上使用偏振镜42和其他支持光学器件。偏振镜42线性地发送偏振的入射光。也可以在来自牙齿20的载象光的返回路径上提供可选的检偏振器44作为最小化镜面反射分量的装置。将偏振镜42/检偏振器44的组合作为偏振元件，返回路径上的和用摄像机30和32所感应的反射光是主要的反向散射光，即根据本发明理想的用于与荧光图像数据组合的反射的那部分。牙齿的返回光的路径内的长通滤镜15用于衰减紫外线和较短波长的可见光(例如，在光谱蓝光部分外的光，集中在大约405+/-40nm)并通过较长波长光。这种配置最小化了可用于激发荧光(一般集中在光谱的绿光部分，名义上大约550nm)的蓝光的效果并通过衰减较短波长光，允许使用白光源作为光源12用于获取反射图像。图24的曲线显示了白色光曲线98(以虚线表示)和长通滤镜曲线96之间的整体关系。

图4C示出了使用多个光源12的可选实施例，每一个光源12具有不同的光谱范围。这里，一个光源12是一个白色光源用于获得反射图像。用于白色光源的典型的光谱范围可以包括从大约400nm到大约700nm的波长。其他光源12是UV LED或者其他发射具有较短波长的用于激发荧光发射的光的源。例如，它的光谱范围位于300-500nm内。带通滤镜17可用于窄化带宽和减少这个第二光源对荧光图像的色度光学干扰。

当存在多个光源12时，为了在任何时间获得相应的反射或者荧光图像，可以打开或者关闭单个光源。例如，对于参考图4C描述的实施例，打开白色光源12以便在摄像机32或者其他传感器处获得反射图像(或者白色光图像)。关闭其他的UV LED源。然后，当关闭白色光源12和激发UV LED时，可以获得荧光图像。

图25显示了具有拨动开关83的成像探针104和与每一个拨动开关的位置的相应的显示40。如图25的上面部分所示，在一个位置上，拨动开关83使能捕捉荧光图像120。在另一个位置，如图25的下面部分所示，拨动开关83使能捕捉反射图像122。

在一个可选实施例中，这种形式的拨动可以自动实现，例如通过与成像装置10中的摄像机32或者传感器通信的控制逻辑电路。这种配置允许单个摄像机32或者其他传感器获得不同类型的图像。

如图4B所示，可选实施例将偏振分光镜18(有时称为偏振分光镜)作为偏振元件使用。在这种配置中，较佳地，偏振分光镜18执行用于载像光的镜检偏振器和偏振的功能，因此提供更加简洁的方法。跟踪照明和载像光的路径示出了偏振分光镜18怎样执行这个功能。光源12的照明基本上是不偏振的。，偏振分光镜18传输p偏振，如图4B中的虚线箭头所示，并反射s偏振，将这个光传导至牙齿20。在牙齿20处，反向散射解偏振这个光。偏振分光镜18以同样的方式处理反向散射光，发送p偏振和反射s偏振。然后，作为结果的p偏振光可以在长通滤镜15处被滤光和在摄像机30(具有如参考图1所描述的合适的滤色镜)或者滤色镜32处被检测。因为镜面反射光是s偏振，偏振分光镜18有效地从到达摄像机30，32的光中去除这种镜面反射分量。

可以从图4A和4B的描述中看出偏振照明引起图像对比的进一步改进，但是以光级为代价。因此，当以这种方式使用偏振光时，必须使用更高强度的光源12。偏振照明的这种使用对于获得反射图像数据特别有利，并且当获取荧光图像数据时，也同样有利于增加图像对比和最小化镜面反射效应。

对于用于成像装置10中的特别有优势的一种偏振镜42的类型是线栅偏振镜，如UT，Orem的Moxtek公司提供的和在美国专利NO.6,122,103(Perkins等人)描述的那样。线栅偏振镜展示好的角度和色彩响应，具有在蓝色光谱范围上相对好的传输。在图4A的配置中的偏振镜42和检偏振器44的一个或者两个可以为线栅偏振镜。线栅偏振分光镜同样可用，并可以用于图4B的配置中。

本发明的方法利用牙齿组织响应足够强度的入射光的方式，使用合成荧光和光反射来指示牙齿的龋齿区域，具有提高的精确度和清晰度。以这种方式，本发明比现有的无创伤荧光检测龋齿技术提供了改进之处。如上述的背景技术部分所述，由于低对比度，仅使用荧光获得的图像不会清楚地显示龋齿。本发明的方法提供具有提高的对比度的图像，因此对于识别龋齿的诊断具有潜在益处。

另外，不像先前的仅使用荧光的方法，本发明的方法也提供可以用于检测非常早期的龋齿的图像。由于对于非常早期的龋齿损伤可察觉的反向散射效应使这种附加的功能成为可能，该附加的功能拓展了荧光技术的有用性和有助于在其可逆阶段过程中检测龋齿，使可能不需要填牙或者其他的恢复性措施。

参考图9，示出了使用来自偏振分光镜18的偏振光和使用远心物镜24的成像装置10的实施例。光源12，典型地为在蓝色波长范围内的用于激发来自牙齿20的最大荧光的光源，提供通过透镜14并到偏振分光镜18上的照明。这里，一种偏振状态发射，另一种被反射。在典型实施例中，偏振光通过偏振分光镜18发射，并因此被抛弃。s偏振光通过物镜24和可选的转向镜46或者其他反射表面引导反射至牙齿20。从牙齿20返回的光可以包括镜面反射分量和反向散射反射分量。镜面反射不改变偏振状态。因此，对于s偏振照明，即对于不需要的镜面反射分量，反射光被传导回至光源12。已经观察到，反向散射反射经历了某种程度的解偏振。因此，一些反向散射反射光具有p偏振和通过偏振分光镜18而被发射。这种返回光可以进一步被可选的检偏振器44所调节，然后通过滤色镜56被成像透镜66传导至诸如摄像机的传感器68。长通滤光(在图9中未示出)也可以用在从牙齿20返回的光的路径中。因为一般地内建在传感器内的滤色镜阵列(CFA)的响应不足够灵敏以阻止从这个区域内的光源发出的光，滤色镜56被用于这种配置中以便阻止来自用于激发荧光的光源的光。以这种方式，传导至传感器68的返回光仅是荧光。

在图9的实施例中使用远心物镜24是有利的。远心光学器件提供在场深度内的常量幅值，这对于诸如在短距离内成像的牙齿的高度曲线结构特别有用。透视失真被最小化。远心物镜24可以是多元件透镜，表示为在图9中的单个透镜符号。光源12可以为任何适合的颜色，例如包括白色，蓝色，绿色，红色或者近红外线。光源12也可以是更加复杂的能够提供在不同光谱带的光的组件，例如通过使用可移动滤色镜。图10显示了没有使用转向镜的成像装置10的可选实施例。相反，偏振分光镜18放置在物镜24和牙齿20之间的成像路径上。可选的，如果没有使用物镜，偏振分光镜18放置在牙齿20之前的成像路径上。光源12被放置成通过偏振分光镜18传导照明，使得如果存在照明时照明可以有效地绕过物镜24。通过偏振分光镜18和检偏振器44再一次去除镜面反射光。

图11的方框图示出了使用两个分离的光源12a和12b的成像装置10的可选实施例。光源12a和12b可以发出同样波长或者发出不同波长。它们可以同时照明牙齿20或者每次由一个照亮。偏振分光镜18放置在物镜24和牙齿20之间的成像路径上，因此提供转向和偏振功能。

图12A示出了类似于图11中所示出的另一个可选实施例，其中光源12a和12b中每一个分别具有相应的偏振镜42a和42b。在这个实施例中用偏振分光镜18来代替转向镜；但是，使用由光源12a和12b和它们相应的偏振镜42a和42b的组合提供的两个偏振照明和偏振分光镜18有利于提高图像质量。图12B是具有附加的LED来增加牙齿或者其他目标的光级的另一个实施例。如上所述，LED可以是白光LED和/或蓝色LED。为了获得均匀的照明，关于牙齿或者其他目标的LED的配置应当是对称的。

图12C是具有可选照明实施的另一个实施例。在这个实施例中，使用光纤束将光从LED或者其他光源传导至牙齿或者其他目标。在图12C中，使用四个光纤束49a-49d。光纤束49a和49b用于将白光传导至目标。两个偏振镜42a和42b被放置在光纤束49b，49d的输出表面的前面以便生成线性偏振照明。光纤束49c和49d耦合来自蓝色或者UV LED或者其他光源的光来从目标处激发荧光。

图19是具有两个传感器68a和68b的成像探针的可选实施例。一个二向色镜48在这个实施例中用作镜面分离器将具有不同光谱带的反射光传导至两个不同的传感器。例如，在一个实施例中，二向色镜48发射在可见光谱(440nm到650nm)内的光并反射UV(＜400nm)和NIR(＞700nm)。根据这个实施例，成像探针也可以用于其他应用中，例如用于诸如牙齿色差匹配和软组织成像。

在一个实施例中，装置显示荧光图像而不是白光图像来作为活动视频图像。这使操作者可以使用荧光成像在屏幕上显示牙齿用于龋齿检测和使用白光图像来评估牙齿情况以用于其他应用。必须在探针或者在软件中有一个开关，这样用户可以根据应用来选择活动视频图像。探针中的开光可以是两步按钮开关。没有按压该按钮开关时，活动视频图像是白光图像。当按压该按钮至半程位置时，荧光图像成为活动视频图像。当按压该按钮至全程位置时可以捕捉和存储荧光和白色光图像。

使用高速电子和软件，可以在监视器上显示两个活动视频图像给用户。可以使用单传感器和双传感器配置来显示两个活动视频图像。为了获得两个活动图像和避免干扰，需用轮流打开和关闭具有不同波长的LED。显示两个活动视频图像的好处在于用户可以比较荧光和白光图像并分析这些图像中的可疑区域。使用下文描述的图像处理装置，当轮流获得荧光和白色图像时，可疑区域可以自动高亮。

使用传统的口腔内摄像机和龋齿检测成像装置的一个通常的困难是活动视频图像以和探针移动相反的方向移动。这是由于成像透镜特性：当只使用一个成像透镜时图像是反的。可以使用一些光学方法来形成图像。其中一个方法是使用如图21所示的图像中转技术。图像透镜222形成目标即牙齿20的中间图像224。中间图像224的方向与目标220相反。然后图像透镜226形成中间图像224的最终图像228。图像228的方向与目标即牙齿20相同。使用这个实施例，最终图像228的移动方向和探针移动相同。另外，必要时可以使用折叠镜改变图像方向。即使没有额外的光学元件来改变图像方向，软件可以控制图像来纠正显示给用户的图像方向。

图23A和23B是具有自动聚焦功能的图像捕捉的两个实施例。为了简化，图23A和23B中没有显示用于荧光成像的白色光LED和LED。光源250a和250b是具有整体透镜的LED。光源250a和250b内的校准透镜分别在目标平面和光学轴的交叉点处形成图像252a和252b。如图23A所示，当探针没有在正确位置(指示焦点)，图像252a和252b不会重叠。图23C示出了这在一个实施例中是如何实施的，其中牙齿20在与交点256不同的位置处。在这幅图的左边，牙齿20在交点256上方，因此在焦点外。在右边，牙齿20在交点256内，同样在焦点外。在这幅图的中心位置，牙齿位于焦点内。为了获得具有这种配置的焦点，操作者简单地移动探针使图像252a和252b重叠。当图像252a和252b重叠时，用户可以指示系统来获取图像。作为可选实施例，可以提供自动聚焦。使用成像领域技术人员所熟悉的光检测技术，和控制电路110协同工作的或者在控制电路110内工作的软件可以检测和跟踪图像252a和252b的位置。然后，一旦图像252a和252b重叠，该软件可以触发传感器68或者摄像机来获取图像。

图23B是图23A的简化版本。在这个配置中，仅使用一个LED和透镜250a。在监视器上显示十字准线254来指示图像的中心和光轴。当图像252a和十字准线254对齐时，探针在焦点上。如果使用软件跟踪图像252a的位置，则不需要使用十字准线254或者类似的特征。

使用光学相干断层成像术(OCT)的实施例

光学相干断层成像术(OCT)是无创伤成像技术，它使用干涉原理来获得使用传统成像技术不能获得的牙齿和其他组织的内部微结构的高分辨率、交叉断层成像图像。由于龋齿和健康牙釉质反向散射的不同，OCT可以确定龋齿刺入牙齿的深度和确定是否到达了牙质釉质界。根据区域OCT数据可以量化大小，形状，深度并确定牙齿内的龋齿区域的体积。

在用于存活组织的OCT成像系统中，可以使用诸如LED或者其他光源的低相干源的光。这个光下行传导至两种不同光学路径：已知长度的基准臂和到达牙齿的样本臂。然后再合成来自基准臂和样本臂的光，使用干涉效应来确定样本潜在特征的特性。当基准臂和样本臂的光学路径长度在光源的相关长度内相等的时候，产生干涉效应。随着基准臂和样本臂之间路径长度差异产生变化，刺入样本的深度以类似的方式被修改。典型地在生物组织中大约1300nm的NIR光可以刺入大约3-4nm，例如在牙齿组织的例子中。在时域OCT系统中，相对于样本臂延迟路径，基准臂延迟路径轮流地单调增加和单调减少来产生高速率的深度扫描。为了产生二维扫描，在诸如使用检流计的重复深度扫描过程中样本测量位置以线性方式变化。

在图13所示的OCT系统80中，可以使用来自诸如LED或者其他光源的低相干光源160的光。这个光被分束和下行为两种不同光学路径，设置在基准延迟扫描器内轮流地改变其路径长度的基准臂164，和通过分光和合成元件162到达牙齿的样本臂76。然后通过分光和合成元件162再合成来自基准臂和样本臂的反射光，和使用干涉效应来确定样本潜在特征的特性。使基准臂和样本臂路径长度在基准延迟扫描操作的某部分处相同，从而可以观察干涉效应。然后来自分光和合成元件162的再合成和干涉光被送至检测器和处理电子166，在该处光学干涉信号转换为电信号，其由硬件和计算机系统168获取用于进一步处理和显示。OCT系统80的光学元件被配置为干涉仪。

仍参考图13，示出了使用FIRE成像方法和OCT成像的成像装置10的实施例。如前所述，光源12、偏振分光镜18、物镜24、转向镜82、成像透镜66和传感器68沿着光学路径提供FIRE成像功能。OCT成像器70将用于OCT扫描的光传导至与FIRE成像元件共享的光学路径。来自OCT系统80的光通过样本臂76和准直透镜74传导至诸如检流计的扫描元件72。二向色镜78能传导可见光并能反射近IR和较长波长。然后样本臂光通过包括扫描透镜84和物镜24的光学系统从二向色镜78传导至牙齿20。对于非远心OCT扫描不需要物镜24。从牙齿20返回的光从同样的光学路径传播并且和来自干涉仪162基准臂的光再组合。

OCT扫描在冲击光束平面内是二维的。成像逻辑合成连续的二维扫描的相邻线(沿着检流计扫描线的长度和深度)以形成包括位于表面之下的牙齿部分的样本(牙齿)结构的多维的立体图像。

对于OCT成像器70，提供的光是连续波低相关或者宽带光，可以是来自诸如，例如超发光二极管的源，二极管泵浦固态晶体源，或者二极管泵浦掺稀土光纤源。在一个实施例中，使用近IR光，诸如，例如具有波长接近1310nm的光。

虽然OCT扫描是有助于显示表面之下的牙齿的情况的特别有用的工具，可以认为并不是对于每一个牙齿和沿着牙齿表面的每一个点都需要这种类型的详细信息。相反地，能够识别特定感兴趣的区域和将OCT成像用于这些区域是有利的。参考图14A，示出了牙齿20的显示。由于诊断医生可以识别感兴趣区域90用于OCT扫描。例如，在处理装置38和显示40处使用操作者接口工具(图1-3)，操作者可以在显示40上标出感兴趣区域90。这可以使用计算机鼠标或者其他类型的例如电子笔作为指示器完成。然后，当图13的成像装置10的探针或者其他部分进入感兴趣区域90的附近时，可以执行OCT执行。参考图14B，示出了在一个实施例中的来自OCT数据92的典型图像。

探针实施例

本发明的成像装置10的元件可以以多种方式封装，包括设计成便于检查牙医或者技师操作的简洁配置。参考图15，示出了根据本发明的手持牙齿成像装置100的实施例。这里，以虚线轮廓表示的手柄102包含光源12，传感器68和它们的支持照明和成像路径元件。探针104连接至手柄102并仅用作盖子或者在其他实施例中用作支持透镜22和转向镜46，其适当定位以用于牙齿成像。控制电路110可以包括开关、存储器和用于控制装置操作的控制逻辑。在一个实施例中，控制电路110可以简单地包括一个或者多个用于控制元件的开关，例如用于光源12的打开/关闭的开关。控制电路110可以是探针内的或者外部连接的微处理器，配置有用于控制探针功能和获得图像数据的编程逻辑。可选地，可以在处理装置38(图1-3)处执行控制电路110的功能。在其他实施例中，控制电路110可以包括感应、存储和用于管理手持成像装置100操作的更加复杂的控制逻辑元件。控制电路110可以连接到无线接口136，以便连接到通信设备，例如诸如计算机工作站或者服务器。图18显示了使用无线传输的成像系统150。手持成像装置100根据操作者指令，诸如例如按压控制按钮，获得图像。然后，图像可以送至控制逻辑处理器140，例如计算机工作站，服务器或者基于专用微处理器系统。然后显示142可以用于显示获得的图像。手持成像装置100的无线连接是有用的，允许时在处理装置36处获得成像数据而不需要硬线连接。可以使用多个无线接口协议中的任何一个，例如蓝牙数据传输。

可以对牙齿成像装置100进行不同的配置以用于不同病人，例如具有成人尺寸和儿童尺寸。在一个实施例中，因为这个目的以不同尺寸提供可移动探针104。可选地，例如，探针104可以进行不同地配置以用于牙齿或者所使用的角度的类型。探针104可以是一次性的或者提供有灭菌接触元件。探针104也可以适用于不同类型的成像。在一个实施例中，改变探针104允许使用不同的光学元件，使得较大角度成像探针可以用于一些类型的成像和较小区域成像探针用于单个牙齿龋齿检测。一个或者多个外部透镜可以增加或者连接至探针104用于特定的成像类型。

探针104也可以用作干燥牙齿20的设备来改进成像。特别地，对于干燥牙齿表面，荧光成像更为有利。在如图15所示的一个实施例中，提供管子106作为探针104的部分，该管子106提供一个出口用于将压缩空气或者其他干燥气体从压缩气体源81传导至牙齿20上。探针104可以作为压缩气体的风洞和管道；可选的，单个管道可适用于这个目的。

图16显示了具有显示112的手持成像装置100的实施例。显示112可以是，例如，如图示的耦合至手柄102的液晶(LC)或者有机光发射二极管(PLED)显示器。可以提供显示图像108用于帮助牙医或者技师相对于牙齿20合适地定位探针104。使用这个配置，白色光源被用于提供图像到显示112上和保持到直至发生FIRE成像。在操作者命令入口处，例如按压手持成像装置100的开关或者按压键盘按键，获取白色光图像。然后白色光熄灭而荧光成像光源，例如，蓝色LED，被激发。一旦获得荧光和白色光图像，白色光返回。当使用显示112或者传统的视频监视器，白色光图像有助于用作导航帮助。使用显示监视器，使用白色光成像的应用允许向病人显示单个区域。

为了获得图像，探针104被放置在与牙齿的相对的位置，使用牙齿表面作为成像位置基准。这提供了稳定的成像配置和固定的光学工作距离。这种配置产生了改进的图像质量和一致性。如前所述，因为这种技术工作于沿着轴的小段距离上，直接相对于牙齿而放置探针104对于OCT成像具有特别好处。

为了对牙齿的不同表面成像，一般地需要探针内的折叠镜，例如图22中所示的折叠镜18。涉及折叠镜的一个问题是经常发生的不希望的镜面雾化。使用了多种方法来在口腔内摄像机中来解决这种雾化问题。例如，在一个实施例中，加热镜子使它的温度接近口腔的温度。这种方法的缺点是需要额外的加热元件和用于加热元件的电流源。在本发明的另一个实施例中，应用防雾化涂层作为镜面处理。根据这种配置，不需要额外的元件。另一个实施例是将防雾化胶片粘贴至镜面。

如图11和12A-12C所示的实施例使用LED作为光源12a，12b来直接照明牙齿，不需要任何光整形光学元件。如图22所示，因为来自LED的发散角通常较大，发射光的相当大的部分碰击探针的内部表面。图22中的大角度射线240a，240b和240c碰击探针的内表面。如果探针内表面设计为吸收性的，碰击表面的光被吸收，不能到达牙齿20。在一个实施例中，探针内表面是反射性的，使得入射到该表面的光被反射，最终到达牙齿。这种设计有两个优点。一个优点是提高效率，因为所有的光都到达了牙齿除了一些吸收损失耗。另一个优点涉及牙齿20的照射的均匀性。因为反射内部表面，探针用作光管。这整合了光的空间和角度，并为牙齿提供了均匀照明。

成像软件

减少假阳性阅读或者，类似的假阴性阅读的方法是与从多个源获得的图像相关的。例如，单独使用X射线装置获得的图像可以和使用本发明的成像装置10获得的图像合成。在处理装置38(图1-3)中提供的成像软件允许来自不同源的牙齿20的图像相关联，不管是单独使用成像装置10获得的或者从包括成像装置10的设备的一些组合中获得的。

参考图17，以方块图的形式显示了使用来自多个源的图像的处理原理图。如前所述，从成像装置10中获得荧光图像120，反射图像122和白色光图像12。X射线图像130从分离的X射线装置中获得。图像相关软件132采用这些图像中的两个或者多个，相应地使数据相关联以从这些多个图像类型中形成合成图像134。然后，为了识别特定牙齿的感兴趣区域，可以通过自动诊断软件显示或者使用合成图像134。在一个实施例中，根据操作者请求提供图像。操作者通过数字指定牙齿并且可选的，指示需要的图像类型或者要合成的图像的源。然后处理装置38中的软件产生和显示结果图像。

作为使用合成图像的值的一个例子，对于识别污点区域，混合物，和其他牙齿疾病和其他可能显示指示龋齿情况的治疗来说，白色光图像124特别有用。但是，如前所述，使用白色光照明不足于精确诊断龋齿，特别是在其早期阶段。将白色光图像和包括一个或者多个荧光和X射线图像的一些组合相组合有助于提供有用的牙齿疾病的有用信息。类似地，图17显示的四个类型图像中的任何两个或者多个可以被图像相关软件132合成，用于提供更加精确的诊断图像。

也可以使用成像软件帮助最小化或者消除镜面反射效应。即使当偏振光元件可以提供一些隔绝镜面反射的方法，使用图像处理来消除任何剩余的镜面效果是有用的。数据滤波用于纠正数据中不需要的镜面反射。如图17所示，也可以使用其他类型的成像数据。补偿镜面反射的另一个方法是在不同的光强等级处获得同一个牙齿的连续图像，因为由于其他效应检测到的相当数量的镜面光以不同于光的速率增加。

图像处理软件的另一个关键特征是提高获得的图像和自动高亮可疑区域，例如白点。图20示出了图像处理工作流程的流程图。作为第一步202，软件读取白光和荧光图像。然后在步骤204中软件解析白光和荧光图像中不同颜色级的内容。在步骤206和208中，使用从白光和荧光图像获得的信息，可以使用诸如颜色再现、对比度提高和分割之类的不同的图像处理算法来增强图像。前面已经讨论了其中一些和图像处理相关的算法。同样，在增强步骤210中，图像处理算法可以根据每个颜色级的颜色信息来识别每个区域的特性，并自动高亮每一个区域。作为最终步骤212，诸如可疑区域的大小、形状和状态的牙齿信息可以被提取出并呈现给牙科专家。

用特定参考某些其中的优选实施例方式详细描述本发明，但是应理解为对本领域的普通技术人员来说，没有脱离发明的范围的变化和修改在上述描述的发明和附属的权利要求的范围内有效。

例如，可以使用各种类型的光源12，具有使用摄像机或者其他类型的图像传感器的各种不同实施例。当使用单个光源12用于荧光激发，施加来自从多个入射光源12的光来获得多个图像是较佳的。参考图8的可选实施例，光源12可以是更加复杂的组件，该组件包括一个光源16a，用于提供用于激发荧光发射的适当能量级和波长的光，和光源16b，用于在不同时间提供照明。附加光源16b可以提供最适用于反向散射反射成像的波长和能量级的光。或者，它可以提供白色照明，或者其他多色照明，用于捕捉白色光图像或者多色图像，当该白色光图像或者多色图像与FIRE图像并列显示时，有助于识别可能混合诸如污点或者钙化不全的龋齿检测。白色光图像本身也可以提供反向散射反射数据，和荧光图像一起使用来生成FIRE图像。用于照明和载像光的支持光学器件可以有多种形式。各种支持元件可以适用于牙齿和获得图像的牙医或者牙科技师使用。例如，可以使用这样的元件来适当的定位光源或者感应元件或者在成像过程中消除患者的不适感。

因此，所提供的是使用反向散射反射和荧光的合成效果在早期和晚期检测龋齿的装置和方法。

元件列表

10成像装置

12光源

12a光源

12b光源

13散光罩

14透镜

15滤镜

16a光源

16b光源

17滤镜

18偏振分光镜

20牙齿

22透镜

24物镜

26滤色镜

28滤色镜

30摄像机

32摄像机

34分光镜

38处理装置

40显示

42偏振镜

42a偏振镜

42b偏振镜

44检偏振器

46转向镜

48二向色镜

49a光纤束

49b光纤束

49c光纤束

49d光纤束

50荧光图像

52反射图像

54白色光图像

56滤色镜

58龋齿区域

60FIRE图像

62阈值图像

64增强阈值FIRE图像

66透镜

68传感器

68a传感器

68b传感器

70OCT成像器

72扫描元件

74透镜

76样本臂

78二向色镜

80OCT系统

81气体源

82镜子

83开关

84扫描透镜

90感兴趣区域

92OCT数据

96滤镜曲线

98白色光曲线

100成像装置

102手柄

104探针

106管子

108图像

110控制电路

112显示

120荧光图像

122反射图像

124白色光图像

130x射线图像

132图像相关软件

134合成图像

136无线接口

140控制逻辑处理器

142显示

150成像系统

160光源

162分光和合成元件

164基准臂

166检测器和处理电子

168数据获取硬件和计算机系统

202步骤

204步骤

206步骤

208步骤

210步骤

212步骤

220目标(牙齿)

222透镜1

224中间图像

226透镜2

228最终图像

240a射线

240b射线

240c射线

250a光源

250b光源

252a图像

252b图像

254十字准线

256交点

Claims

1.用于对牙齿进行成像的装置，包括：

(a)至少一个提供入射光的光源，所述入射光具有用于获取所述牙齿上的反射图像的第一光谱范围和用于激发所述牙齿的荧光图像的第二光谱范围；

(b)在所述入射光的路径内的偏振分光镜，所述偏振分光镜把具有第一偏振状态的光传导至所述牙齿并把来自所述牙齿的具有第二偏振状态的光沿着返回路径传导至传感器，其中所述第二偏振状态与所述第一偏振状态正交；

(c)位于所述返回路径内的透镜，把载像光从所述牙齿传导至所述传感器用于从具有所述第二偏振状态的所述光的部分获取图像数据；以及

(d)在所述返回路径内的长通滤镜，对在所述第二光谱范围的光进行衰减并发射在所述第一光谱范围内的光。

2.如权利要求1所述的装置，其中所述偏振分光镜是线栅偏振分光镜。

3.如权利要求1所述的装置，其中所述光源由具有第一光谱范围的第一光源和具有第二光谱范围的第二光源组成。

4.如权利要求1所述的装置，其中所述透镜是在物体空间内远心的。

5.如权利要求1所述的装置，其中所述传感器是互补金属氧化物半导体(CMOS)传感器。

6.如权利要求1所述的装置，其中所述传感器是电荷耦合装置(CCD)传感器。

7.如权利要求1所述的装置，其中所述光源取自由LED，白炽灯，超发光二极管，泵浦激光二极管固态晶体源，以及泵浦激光二极管掺稀土光纤源组成的所述组合。

8.如权利要求1所述的装置，还包括在所述返回路径内的检偏振器。

9.如权利要求1所述的装置，其中所述第一光谱范围在大约400nm和700nm之间。

10.如权利要求1所述的装置还包括：

(e)耦合到所述传感器用于显示从所述传感器获得的所述图像数据的显示。

11.如权利要求3所述的装置，其中所述光源还包括第三光和第四光，其中所述第三和第四光将光束传导至与所述透镜的所述焦点相对应的点。

12.如权利要求3的装置还包括在所述第二光源的所述路径内的带通滤镜。

13.如权利要求1所述的装置还包括：

(e)沿着所述光学路径耦合的干涉仪，使用光学相干断层成像术获取所述牙齿的部分的图像。

14.如权利要求1所述的装置，其中所述第二光谱范围在大约300nm和500nm之间。

15.如权利要求1所述的装置还包括将压缩气体传导至所述牙齿的出口。

16.如权利要求11所述的装置还包括控制逻辑，自动侦测来自所述第三和第四光的光重叠作为焦点和初始化在所述传感器处对图像数据的捕捉。

17.如权利要求1所述的装置还包括开关，使操作者来使能在所述第二光谱范围内的所述光或者在所述第一光谱范围内的所述光。

18.如权利要求1所述的装置还包括第二透镜，用于把由所述第一透镜形成的中间图像成像到所述传感器上。

19.用于对牙齿进行成像的装置，包括：

(a)至少一个用于提供入射光的光源，所述入射光具有用于获取所述牙齿上的反射图像的第一光谱范围和用于激发所述牙齿的荧光图像的第二光谱范围；

(b)在所述入射光的路径内的偏振镜，被放置成传导具有第一偏振状态的光至所述牙齿；

(c)被放置成把从所述牙齿获得的并具有第二偏振状态的光沿着返回路径传导至传感器的检偏振器，其中所述第二偏振状态基本上与所述第一偏振状态正交；

(d)设置在所述返回路径内的透镜，将载像光从所述牙齿传导至所述传感器以便从具有所述第二偏振状态的所述光的部分获取图像数据；以及

(e)在所述返回路径内的长通滤镜，对在所述第二光谱范围内的光进行衰减并发射在所述第一光谱范围内的光。

20.如权利要求19所述的装置还包括：

(f)安装在所述装置的所述主体上并与所述传感器通信的显示，用于显示所述牙齿的所述图像。

21.如权利要求19所述的装置还包括：

(f)沿着所述光学路径耦合的干涉仪，使用光学相干断层成像术获取所述牙齿的部分的图像。

22.用于对牙齿进行成像的装置，包括：

(a)用于由操作者握住和定位的手柄部分；

(b)探针部分，与所述手柄部分分离，用于放置在所述牙齿的附近；

(c)位于在所述手柄和探针部分内的光学子系统，包括：

(i)至少一个提供入射光的光源，所述入射光具有用于获取在所述牙齿上的反射图像的第一光谱范围和用于激发所述牙齿的荧光图像的第二光谱范围；

(ii)在所述入射光的路径内的偏振分光镜，所述偏振分光镜把具有第一偏振状态的光传导至所述牙齿并把来自所述牙齿的具有第二偏振状态的光沿着返回路径传导至传感器，其中所述第二偏振状态与所述第一偏振状态正交；

(iii)位于所述返回路径内的透镜，把载像光从所述牙齿传导至所述传感器，用于从具有所述第二偏振状态的所述光的部分获取图像数据；以及

(iv)在所述返回路径内的长通滤镜，对在所述第二光谱范围内的光进行衰减并发射在所述第一光谱范围内的光。

23.如权利要求22所述的装置，其中所述手柄部分还包括用于初始化操作来获取图像的操作者控制器。

24.如权利要求22所述的装置还包括用于将图像数据发送至通信设备的无线接口。

25.如权利要求22所述的装置还包括显示用于操作者观看获得的所述图像数据。

26.如权利要求25所述的装置，其中所述显示取自由液晶(LC)显示和有机光发射二极管显示的组成的所述组合。

27.如权利要求22所述的装置还包括用于将压缩气体传导至所述牙齿的出口。

28.如权利要求22所述的装置其中所述探针部分是一次性的。

29.如权利要求22所述的装置还包括在所述光学路径内的至少一个折叠镜。

30.如权利要求29所述的装置其中所述至少一个折叠镜用于降低雾化效应。

31.如权利要求22所述的装置其中所述探针部分包括反射性内部表面。

32.如权利要求29所述的装置，其中所述探针与显示通信，并且其中在所述探针的移动过程中所述至少一个折叠镜与其他元件合作沿着所述光学路径跟踪牙齿表面。

33.用于对牙齿进行成像的装置，包括：

(a)用于由操作者握住和定位的手柄部分；

(c)在所述手柄和探针部分内的光学子系统包括：

(i)至少一个提供入射光的光源，所述入射光具有用于获取所述牙齿上的反射图像的第一光谱范围和用于激发所述牙齿的荧光图像的第二光谱范围；

(ii)在所述入射光的路径内的偏振镜，被放置成传导具有第一偏振状态的光至所述牙齿；

(iii)放置成把从所述牙齿获取的并具有第二偏振状态的光沿着返回路径传导至传感器的检偏振器，其中所述第二偏振状态基本上与所述第一偏振状态正交；

(iv)位于所述返回路径内的透镜，将载像光从所述牙齿传导至所述传感器，以便从具有所述第二偏振状态的所述光的部分获取图像数据；以及

(v)在所述返回路径内的长通滤镜，对在所述第二光谱范围内的光进行衰减并发射在所述第一光谱范围内的光。

34.用于对牙齿进行成像的装置，包括：

(a)至少一个光源，用于沿着光学路径提供入射光来照亮所述牙齿；

(b)在所述光学路径内的光谱分离器，将从所述牙齿反射的第一光谱带的光从所述牙齿传导至第一传感器并将来自所述牙齿的其他光传导至第二传感器；以及

(c)位于所述光学路径内的透镜，通过所述光谱分离器，在所述第一和第二传感器上形成所述牙齿的图像用于从所述牙齿获取图像数据。

35.如权利要求34的装置其中所述光谱分离器是二向色分光镜。

36.如权利要求34的装置其中所述第一传感器获取反射光图像和所述第二传感器获取荧光图像。

37.用于成像牙齿的方法，包括：

(a)提供具有用于获取牙齿反射图像的第一光谱范围的入射光；

(b)提供具有用于激发牙齿荧光图像的第二光谱范围的入射光；

(c)将具有第一偏振状态的光传导至所述牙齿并将来自所述牙齿的具有第二偏振状态的光沿着返回路径传导至传感器，其中所述第二偏振状态与所述第一偏振状态正交；

(d)将载像光从所述牙齿传导至所述传感器，用于从具有所述第二偏振状态的所述光的部分获取图像数据；以及

(e)衰减在所述第二光谱范围内的光并发射在所述第一光谱范围内的光。

38.如权利要求37所述的方法，其中将载像光传导至所述传感器包括在所述返回路径内形成中间图像和还包括在所述传感器上对所述中间图像再成像。

39.如权利要求37所述的方法还包括显示由所述传感器获得的图像。

40.如权利要求39所述的方法其中使用手持探针提供所述入射光和传感器并且其中所述探针从一个位置到另一个位置的移动显示为在同样方向上的移动。

41.如权利要求37的方法还包括使用光学相干断层成像术获取所述牙齿的部分的图像。