JP2010502280A - 齲蝕の検出方法 - Google Patents

Abstract

齲蝕検出のための歯の組織の強調画像を形成する方法は、歯２０から蛍光画像データ５０および反射率画像データ５２を得る。反射率画像データ値からオフセットを減じてオフセット反射率画像データ値を生成し、次いで蛍光画像データ値とオフセット反射率画像データ値との差にしたがって強調画像データ値を算出することによって、蛍光画像データ内の各ピクセルが反射率画像データ内の対応するピクセルと組み合わせられ、それによって強調画像データ値の得られるピクセルアレイから強調画像６４が形成される。

Description

本発明は、一般に、歯科イメージングのための方法および装置に関し、より詳細には、蛍光および光の散乱を使用する齲蝕の早期検出のための改善された方法に関する。

検出、処置、および予防技術の改善にもかかわらず、歯科齲蝕（虫歯）は、依然としてすべての年齢層の人々に影響を及ぼす広く蔓延した状態にある。適切かつ迅速に処置されない場合、齲蝕は、永久的な歯の損傷、場合によっては歯の喪失さえもまねきうる。

従来の齲蝕検出方法には、しばしば放射線（Ｘ線）イメージングを補助に用いる、視覚的検査と鋭い歯科探針デバイスを用いた触覚プロービングとが含まれる。これらの方法を使用した検出は、いくらか主観的であり、施術者の専門的知識、感染部位の場所、感染の程度、観察条件、Ｘ線機器および処理の確度、ならびに他の因子を含めた多くの因子が原因で、確度が多様となることがある。また、弱くなった歯に損傷を与える危険、および触覚的方法によって感染を広める危険、ならびにＸ線照射への曝露を含め、従来の検出技術に付随したハザードもある。視覚的および触覚的検査で齲蝕が明らかになるときまでに、疾病は、一般に進行した段階となって詰め物を必要としており、適時に処置されなければ歯の喪失をまねくことがある。

改善された齲蝕検出方法の必要に応えて、Ｘ線を用いない改善されたイメージング技術に大きな関心がもたれてきた。商業化されている一方法は、歯が高強度の青色光で照明されるときに引き起こされる蛍光を用いる。この技術は、定量的光誘導蛍光法（ＱＬＦ：ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ｌｉｇｈｔ−ｉｎｄｕｃｅｄ ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ）と呼ばれ、健全かつ健康な歯のエナメル質がある波長からの励起を受けると、齲蝕感染によって損傷した脱灰エナメル質よりも高強度の蛍光を生み出すという原理のもとで機能する。次いで、ミネラル損失と青色光励起についての蛍光の損失との間の強い相関関係を使用して、歯の齲蝕エリアを識別し、評価する。赤色光励起では異なる関係が見出されており、齲蝕領域内の細菌および細菌副産物が吸収し蛍光を発するスペクトル領域は、健康なエリアよりも顕著である。

齲蝕の光学的検出のための提案された解決策の中には、次のものがある：
米国特許第４５１５４７６号（イングマー（Ｉｎｇｍａｒ））は、齲蝕エリアを特定する他の何らかの波長で蛍光を発生する励起エネルギーを提供するレーザの使用を開示している。
米国特許第６２３１３３８号（デ ジョセリン デ ジョン（ｄｅ Ｊｏｓｓｅｌｉｎ ｄｅ Ｊｏｎｇ）ら）は、蛍光検出を使用して歯科齲蝕を識別するイメージング装置を開示している。
米国特許出願公開第２００４／０２４０７１６号（デ ジョセリン デ ジョン（ｄｅ Ｊｏｓｓｅｌｉｎ ｄｅ Ｊｏｎｇ）ら）は、蛍光を発する組織から得られる画像のための改善された画像解析方法を開示している。
米国特許第４４７９４９９号（アルファーノ（Ａｌｆａｎｏ））は、歯の構造の透光特性に基づいて齲蝕を検出するために透光性検査（ｔｒａｎｓｉｌｌｕｍｉｎａｔｉｏｎ）を使用する方法を記載している。
蛍光挙動を使用する歯科イメージングのための商業化された製品の中には、オランダ、アムステルダムのＩｎｓｐｅｋｔｏｒ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｓｙｓｔｅｍｓ ＢＶからのＱＬＦ Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍがある。米国イリノイ州レークズリク（Ｌａｋｅ Ｚｕｒｉｃｈ）のＫａＶｏ Ｄｅｎｔａｌ ＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎからのＤｉａｇｎｏｄｅｎｔ Ｌａｓｅｒ Ｃａｒｉｅｓ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ Ａｉｄは、異なる手法を使用して、赤色光からの照明下で細菌副産物の蛍光強度を監視して齲蝕活動を検出する。

米国特許出願公開第２００４／０２０２３５６号（ストゥーキー（Ｓｔｏｏｋｅｙ）ら）は、改善された確度で様々な段階の齲蝕を検出するための、蛍光のスペクトル変化の数学的処理を記載している。スペクトル蛍光測定を使用するときの早期検出の難しさを認識して、ストゥーキーらの第‘２３５６号の開示は、得られるスペクトル値を高めて、蛍光画像を得るカメラのスペクトル応答に適合されたスペクトルデータの変換を達成する手法を記載している。

開示されている方法および装置は、齲蝕検出のための非侵襲的な非イオン化イメージング方法の提供に有望であるが、まだ改善の余地がある。蛍光イメージングを用いる既存の技術の認識されている１つの欠点は、画像コントラストに関する。ＱＬＦなどの蛍光発生技術によって提供される画像は、健康なエリアと感染エリアとの間のコントラストが比較的低いので、評価が困難な場合がある。ストゥーキーらの第‘２３５６号の開示に記載されているように、初期の齲蝕のスペクトルおよび強度変化は、非常にわずかで、初期の齲蝕と罹病していない歯の表面の凹凸とを区別するのを困難にすることがある。

全般的に言えば、蛍光技術では、得られる画像コントラストが状態の重症度に相当することが十分に認識されている。早期段階の齲蝕では齲歯構造と健全な歯の構造との間の蛍光の差が非常に小さいので、これらの技術を使用した齲蝕の精確な識別は、状態が、初期または早期の齲蝕を過ぎた、より進行した段階にあることを必要とすることが多い。そのような場合、蛍光技術を使用する検出確度は、従来の方法を上回る顕著な改善を示さないことがある。この欠点があるので、蛍光効果の使用には、初期齲蝕の精確な診断を妨げるいくつかの実際的な限界があるように思われる。その結果、齲蝕の状態は、より深刻になるまで検出されないままとなり、例えば詰め物を必要とすることがある。

非常に早い段階での齲蝕の検出は、予防歯科学にとって特に関心事である。前述のように、従来の技術は、一般に、状態を改善できる段階で齲蝕を検出することができない。大まかに言えば、初期の齲蝕は、歯のエナメル質にさほど侵入していない病変である。そのような齲蝕病変が歯の象牙質部分を脅かす前に識別される場合、再石灰化を達成して、早期の損傷を改善し、詰め物の必要を防ぐことができることが多い。しかし、より進行した齲蝕は、処置がますます困難となっており、ほとんどの場合何らかのタイプの詰め物または他のタイプの介入を必要とする。

齲蝕を未然に防ぐために非侵襲的な歯科技術の機会を利用するためには、齲蝕が初期に検出されることが必要である。多くの場合、ストゥーキーらの第‘２３５６号の開示で認められたように、この検出レベルは、ＱＬＦなどの既存の蛍光イメージング技術を使用して達成するのが困難であることがわかっている。その結果、早期の齲蝕は、検出されないままとなることがあり、結果として、明確な検出が得られるときまでに、低コストの予防手段を使用する改善の機会が失われることがありうる。

米国特許第４５１５４７６号明細書 米国特許第６２３１３３８号明細書 米国特許出願公開第２００４／０２４０７１６号明細書 米国特許第４４７９４９９号明細書 米国特許出願公開第２００４／０２０２３５６号明細書 仏国特許出願公開第２８５６５４６Ａ号明細書 国際公開０２／０９６２８１Ａ号明細書 米国特許出願公開第２００７／０９９１４８Ａ１号明細書

ゆえに、齲蝕の、特にそのより早期段階での検出のための、改善された確度を提供する齲蝕検出のための非侵襲的な非イオン化イメージング方法が必要であることがわかる。

本発明は、歯の強調画像を形成する方法であって、
ａ）（ｉ）入射光を歯に導き、
（ｉｉ）歯からの蛍光発光を感知し、
（ｉｉｉ）蛍光画像内の各ピクセル位置について蛍光画像データ値を記憶する、
ことによって、歯から蛍光画像データを得るステップと、
ｂ）（ｉ）入射光を歯に導き、
（ｉｉ）歯からの後方散乱反射光を感知し、
（ｉｉｉ）反射率画像内の各ピクセル位置について反射率画像データ値を記憶する、
ことによって、歯から反射率画像データを得るステップと、
ｃ）（ｉ）反射率画像データ値からオフセットを減じて、オフセット反射率画像データ値を生成し、
（ｉｉ）蛍光画像データ値とオフセット反射率画像データ値との差にしたがって強調画像データ値を算出する、
ことによって、蛍光画像データ内の各ピクセルと反射率画像データ内の対応するピクセルとを組み合わせるステップと、
を含んでおり、それによって強調画像データ値の得られるピクセルアレイから強調画像が形成される方法を提供する。

本発明の特徴は、本発明が歯科イメージングに蛍光画像データおよび反射率画像データの両方を用いることである。

本発明の利点は、本発明が、初期段階での齲蝕の検出に有用な、既存の蛍光イメージング技術に優る向上を提供することである。

本発明の前述およびその他の目的、特徴、ならびに利点は、本発明の実例となる一実施形態が示され記載されている諸図面と併せて以下の詳細な説明を読めば、当業者には明らかとなる。

本明細書は、本発明の主題を特に指摘し明確に請求する特許請求の範囲をもって結論とするが、本発明は、以下の説明を添付図面と併せたときによりよく理解されると考えられている。

本記述は、特に、本発明による装置の一部を成す要素、または本発明による装置とより直接的に協働する要素を対象とする。特に示されても記載されてもいない要素が、当業者に周知の様々な形態をとりうることを理解すべきである。

前述の背景技術の項で述べたように、蛍光を使用して、特徴的な２つの応答のいずれかを用いて歯科齲蝕を検出できることが知られている。すなわち、第１に、青色光源による励起が、健康な歯の組織に緑色スペクトルの蛍光を発光させる。第２に、赤色光源による励起が、齲蝕を示すような細菌副産物に赤色スペクトルの蛍光を発光させることができる。

本発明で光がどのように使用されるかについて理解するために、用語「反射率（ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ）」および「後方散乱（ｂａｃｋ−ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ）」が一般に生物医学的用途で使用されるとき、より具体的には本発明の方法および装置で使用されるときのより厳密な定義をそれらの用語に与えることが重要である。最も広義の光学専門用語では、反射率は、一般に、鏡面反射率と散乱反射率との合計を意味する（鏡面反射は、入射角度と同一の角度で歯の表面によって反射される励起光の成分である）。ただし、多くの生物医学的用途では、本発明の歯科用途の場合と同様に、反射率の鏡面成分は、関心事ではなく、むしろ、一般に、サンプルから画像または測定値を得るのに支障をきたす。本用途にとって関心事である反射率の成分は、後方散乱された光からのものだけである。鏡面反射率は、遮断されるか、または他の何らかの方法でイメージング経路から除去されなければならない。この特徴を念頭において、用語「後方散乱反射率（ｂａｃｋ−ｓｃａｔｔｅｒｅｄ ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ）」は、本用途では関心のある反射率の成分を示すために使用される。「後方散乱反射率」は、照明された歯の構造によって広範囲の角度にわたって弾性的に後方散乱される励起光の成分として定義される。「反射率画像（ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ ｉｍａｇｅ）」データは、本発明で使用されるときには、鏡面反射が遮断されるかまたは最小限に抑えられるので、後方散乱反射率だけから得られる画像データを指す。科学文献では、後方散乱反射率は、また、後方反射率（ｂａｃｋ−ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ）、または単に後方散乱（ｂａｃｋ−ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ）とも呼ばれることがある。後方散乱反射率は、励起光と同じ波長にある。

光散乱特性が、健康な歯科領域と齲蝕歯科領域との間で異なることが示されている。具体的には、照明されたエリアからの光の反射率は、正常なエリアと齲蝕エリアとで測定可能なほど異なるレベルにある場合がある。この反射率の変化は、単独では、この効果が検出可能ではあるが非常にわずかであるので、それだけで考慮されるときには診断値となるほど十分には顕著ではないことがある。例えば、齲蝕のより進行した段階では、後方散乱反射率は、より早期の段階よりも指標として効果が低いことがある。

ＱＬＦ技術を使用して得られるような従来の蛍光測定では、反射率自体は、利用されるよりもむしろ避けられる効果である。すべての励起光が検出デバイスに到達するのを遮断するために、通常、フィルタが使用される。この理由から、励起光からの後方散乱反射率のわずかではあるが知覚可能な変化は、齲蝕を診断することについてはほとんど注目を集めなかった。

しかし、本発明者らは、この後方散乱反射率変化を蛍光効果と併せて使用して、齲蝕の場所をより明瞭かつより精確に示すことができることを見出した。さらに、本発明者らは、齲蝕の状態がどこに存在しようとも一般に光散乱活性の変化を検出できるが、その光散乱活性の変化が初期の齲蝕のエリアでより顕著であることに気付いた。この後方散乱反射率変化は、蛍光効果が最も弱いときでさえ、齲蝕の早期段階で明らかである。

本発明は、初期の齲蝕について観察された後方散乱挙動を利用し、この効果を背景技術の項で既に記載した蛍光効果と併せて使用して、歯科イメージングが齲蝕を検出する能力の改善をもたらす。本発明の技術は、以下、反射率が高められた蛍光イメージング（ＦＩＲＥ：ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ）と呼ぶが、従来の手法を上回って画像のコントラストを高めるのに役立つだけでなく、予防手段が再石灰化をもたらして、より複雑な回復手段が必要となるずっと前の段階で齲蝕感染によって与えられた損傷を修復する可能性が高い段階で、初期の齲蝕を検出できるようにする。有利には、ＦＩＲＥ検出は、蛍光だけを測定する既存の蛍光手法を使用して示されてきた齲蝕感染の段階よりも早期の段階で精確なものとなりうる。

イメージング装置
図１を参照すると、一実施形態における、ＦＩＲＥ方法を使用する齲蝕検出用のイメージング装置１０が示されている。光源１２は、青色波長範囲または他の適切な波長範囲で入射光を任意のレンズ１４または他の光ビームコンディショニングコンポーネントを通って歯２０に導く。歯２０は、近位表面（図示）または咬合面（図示せず）で照明することができる。次いで、光の２つの成分、すなわち、入射光と同じ波長を有し、測定可能な反射率を有する後方散乱した光成分と、入射光によって励起された蛍光とが、レンズ２２を通ってモノクロカメラ３０によって検出される。ＦＩＲＥイメージングでは、鏡面反射は、偽陽性を引き起こし、望ましくない。鏡面反射の捕捉を最小限に抑えるために、カメラ３０は、光源１２に対して適切な角度に位置決めされる。これが、混乱をまねく鏡面反射した成分の影響のない、後方散乱光のイメージング（画像化）を可能にする。

図１の実施形態では、モノクロカメラ３０は、カラーフィルタ２６および２８を有する。カラーフィルタ２６および２８のうちの一方は、反射率イメージング時に使用され、他方は、蛍光イメージング時に使用される。処理装置３８が、反射率および蛍光画像データを獲得して処理し、ＦＩＲＥ画像６０を形成する。ＦＩＲＥ画像６０は、印刷できる、またはディスプレイ４０上に表示できる、強調された診断画像である。ＦＩＲＥ画像６０データは、また、記憶装置へと伝送することもでき、または表示するために別の部位に伝送することもできる。

図２を参照すると、カラーカメラ３２を使用する代替的な一実施形態が示されている。この配置では、カラーカメラ３２が歯２０のフルカラー画像の色分解画像（カラー・プレーンとも呼ばれる）から反射率画像および蛍光画像を得ることができるので、補助フィルタは、一般に必要ない。

光源１２は、通常、一実施形態では約４０５ｎｍなどの青色波長を中心とする。実際には、光源１２は、約３００〜５００ｎｍの間の、上側の紫外線範囲からより深い青色までの波長範囲の光を放出することができる。光源１２は、レーザとすることもでき、または１つ以上の発光ダイオード（ＬＥＤ）を使用して製作することもできる。あるいは、所望の波長を通過させる補助カラーフィルタを有する、キセノンランプなどの広帯域源を使用することもできる。レンズ１４または他の光学素子は、照明エリアの均一性およびサイズを制御するなどによって、入射光をコンディショニング（調整）する働きをすることができる。例えば、ＬＥＤビームのホットスポットを滑らかにするために、図２に点線として示されるディフューザ１３をレンズ１４の前または後で使用することができる。照明光の経路は、例えば、光ファイバや液体ライトガイド（図示せず）など、導光または配光構造体を含むことができる。光のレベルは、通常、数ミリワットの強度であるが、使用される光コンディショニングおよび感知コンポーネントに応じて、それ以上またはそれ以下とすることができる。

図３を参照すると、照明配置は、代替的に、ビームスプリッタ３４を通って方向を変えられた光を法線入射で導くことができる。その場合、カメラ３２が、ビームスプリッタ３４を透過される画像光を得るように配置される。照明の他の選択肢には、１つ以上の側部から角度をもった入射で歯に向けられた多数の光源が含まれる。あるいは、照明は、多数の角度から均一に光を提供するために、環状リング、または、円形アレイなど、中心の周りに分布されたＬＥＤ源の配置を使用することもできる。照明は、また、光ファイバまたはファイバアレイを通じて提供することもできる。

図１〜３にレンズ２２として表されるイメージング光学系は、光学コンポーネントのいずれか適切な配置を含むことができ、可能な構成は、単一のレンズコンポーネントから多要素レンズまでにわたる。平らではなく、滑らかな輪郭を備えるエリアと高い隆起を備えるエリアとを有することのある、歯の表面の明瞭なイメージングは、イメージング光学系が十分な焦点深度を有することを必要とする。好ましくは、最適な分解能のため、イメージング光学系は、カメラのセンサ素子をほぼ埋める画像サイズを提供する。テレセントリック光学系がレンズ２２に有利であり、光線角度にさほど依存しない画像伝達光を提供する。

画像取込みは、モノクロカメラ３０（図１）またはカラーカメラ３２（図２）によって実施することができる。通常、カメラ３０または３２は、ＣＭＯＳもしくはＣＣＤ画像センサを使用する。モノクロバージョンは、通常、関心波長に適した格納式のスペクトルフィルタ２６、２８を使用する。青色波長を有する光源１２の場合、反射率画像データを取り込むスペクトルフィルタ２６は、主に青色光を透過する。蛍光画像データを取り込むスペクトルフィルタ２８は、主に緑色光など、異なる波長で光を透過する。好ましくは、スペクトルフィルタ２６および２８は、反射率画像および蛍光画像の両方の非常に短時間で連続した取込みを可能にするように自動的に適所に切り替えられる。両方の画像は、画像データの精確な見当合わせを可能にするために同一の位置から得られる。

スペクトルフィルタ２８は、適切な波長範囲にわたって蛍光データを取り込む通過帯域によって最適化される。歯２０から得られた蛍光効果は、励起に使用される光の波長範囲外の光が放出される、可視範囲内の比較的広いスペクトル分布を有することがある。蛍光発光は、通常、約４５０ｎｍ〜６５０ｎｍの間であるが、一般に、概ね約５００ｎｍ〜約６００ｎｍの緑色領域にピークをもつ。ゆえに、この蛍光画像をその最高エネルギーレベルで得るためには、一般に緑色光フィルタがスペクトルフィルタ２８に好ましい。ただし、他の諸実施形態では、また、可視スペクトルの他の範囲も使用することができる。

同様の方法で、スペクトルフィルタ２６は、使用される光源１２のスペクトルエネルギーの少なくともかなりの部分に及ぶ波長範囲にわたって反射率データを取り込む通過帯域によって最適化される。前述の理由から、反射率画像をその最高エネルギーレベルで得るために、一般に青色光フィルタがスペクトルフィルタ２６に使用される。

カメラ制御装置は、各タイプの画像を得るために適切に調節される。例えば、蛍光画像を取り込むときには、この画像が強いものではないことがあるので、ゲイン、シャッター速度、および絞りについて適切な露出調節を行う必要がある。カラーカメラ３２（図２）を使用するときには、カメラ画像センサ上のカラーフィルタアレイによってカラーフィルタリングが行われる。反射率画像は、青色平面で取り込まれ、同時に、蛍光画像は、縁色平面で取り込まれる。すなわち、ただ１回の露出が、後方散乱反射率画像および蛍光画像の両方を取り込む。

処理装置３８は、通常、コンピュータワークステーションであるが、その最も広い用途では、カメラ３０または３２から画像データを得て、そのデータに画像処理アルゴリズムを実行してＦＩＲＥ画像６０データを生成可能な、任意のタイプの制御論理処理コンポーネントまたはシステムとすることができる。処理装置３８は、ローカルの装置とすることもでき、またはネットワークで接続されたインターフェース上で画像感知コンポーネントに接続することもできる。

図５を参照すると、ＦＩＲＥ画像６０が本発明によってどのように形成されるかが概略的な形態で示されている。歯２０の２つの画像、すなわち、緑色の蛍光画像５０と、青色の反射率画像５２とが得られる。前述のように、反射率画像５２およびそのデータに使用される反射光が、鏡面反射が遮断されるかまたはできる限り低く維持された、後方散乱反射率からのものであることを強調しなければならない。図５の例では、蛍光のわずかな減少と反射率のわずかな増加とを引き起こす、各画像５０、５２、および６０内に鎖線輪郭で表された齲蝕領域５８がある。齲蝕領域５８は、蛍光画像５０および反射率画像５２を個々に見ると、それらのいずれの画像でも知覚不可能である、またはほとんど知覚できないことがある。処理装置３８は、両方の画像５０および５２について後述する画像処理アルゴリズムを使用して画像データに作用を及ぼし、結果としてＦＩＲＥ画像６０を提供する。齲蝕領域５８と健全な歯の構造との間のコントラストは、高められており、したがって、齲蝕状態は、ＦＩＲＥ画像６０ではより見やすくなっている。

図６は、可視白色光画像５４および従来の蛍光方法と横に並んだ配置で比較される、本発明のコントラスト改善を示す。非常に早期の段階にある齲蝕の場合、齲蝕領域５８は、目によって直接知覚されるときにも、口腔内カメラによって取り込まれるときにも、白色光画像５４では周囲の健康な歯の構造とは区別できないものに見えることがある。既存の蛍光方法によって取り込まれた緑色の蛍光画像５２では、齲蝕領域５８は、非常にかすかな、ほとんど目立たない影として現れることがある。対照的に、本発明によって生成されたＦＩＲＥ画像６０では、同じ齲蝕領域５８は、より暗い、より検出可能なスポットとして現れる。明らかに、そのコントラストが高められたＦＩＲＥ画像６０は、より大きな診断値を提供する。

画像処理
図５および図６に関して前述したように、画像データの処理は、反射率画像データおよび蛍光画像データの両方を使用して、歯の齲蝕エリアを識別するために使用できる最終画像を生成する。反射率画像データと蛍光画像データとを組み合わせて診断用のＦＩＲＥ画像６０を形成する、いくつかの代替的な処理方法が存在する。前に引用された同時係属中の米国特許出願第１１／２６２８６９号は、蛍光データと反射率データとを組み合わせるスカラ乗算方法を記載している。このスカラ乗算実施形態では、画像処理は、ピクセルごとに以下の操作を実施する：
（ｍ＊Ｆ_value）−（ｎ＊Ｒ_value） （１）
式中、ｍおよびｎは、適切な乗数（正の係数）であり、Ｆ_valueおよびＲ_valueは、それぞれ、蛍光画像データおよび反射率画像データから得られるコード値である。

後方散乱反射率は、齲蝕領域内の画像ピクセルではより高く（より明るく）、したがって、これらのピクセルでは周囲のピクセルよりも高い反射率値Ｒ_valueをもたらす。一方、蛍光は、齲蝕領域内の画像ピクセルではより低く（より暗く）、したがって、これらのピクセルでは周囲のピクセルよりも低い蛍光値Ｆ_valueをもたらす。齲蝕領域内のピクセルでは、蛍光は、反射率に比べて強度がかなり弱い。蛍光および反射率にそれぞれ適切なスカラ乗数ｍおよびｎ（ｍ＞ｎ）を乗じた後、すべてのピクセルのスケーリングされた蛍光値は、対応するスケーリングされた反射率値を超えるまたは等しくなるようにされる：
（ｍ＊Ｆ_value）＞または＝（ｎ＊Ｒ_value） （２）
次いで、各ピクセルについてスケーリングされた蛍光値からスケーリングされた後方散乱反射率値を減じると、齲蝕領域内のピクセルについての強度値と健全な領域内のピクセルについての強度値との間のコントラストが強められた処理済み画像が得られ、容易に表示かつ認識できるコントラスト強調をもたらす。一実施形態では、反射値Ｒ_valueについてのスカラ乗数ｎは、１である。

式（１）の例に関して以上で与えられた蛍光値と反射率値との初めの組合せ後、さらなる画像処理がやはり有益な場合がある。イメージング技術の技術者にはよく知られている画像処理技術を使用して実行される閾値演算、またはＦＩＲＥ画像６０に使用される複合画像データの他の何らかの適切なコンディショニング（調整）を使用して、齲蝕領域と健全な歯の構造との間のコントラストをさらに高めることができる。図７を参照すると、一実施形態による、強調された閾値ＦＩＲＥ画像６４を生成する画像処理のシーケンスがブロック図の形態で示されている。前述のように、初めに蛍光画像５０と反射率画像５２とが組み合わされて、ＦＩＲＥ画像６０を形成する。次に閾値演算が実施されて、関心エリア、すなわち齲蝕領域５８をより明確に画定する閾値画像６２を提供する。次いで、閾値画像６２が元のＦＩＲＥ画像６０と組み合わされて、強調された閾値ＦＩＲＥ画像６４を生成する。同様に、閾値検出の結果は、また、齲蝕感染場所の輪郭を明確に描くために、白色光画像５４（図６）に重ね合わせることができる。

適切な係数ｍおよびｎの選択は、光源のスペクトル成分と、画像取込みシステムのスペクトル応答とによって決まる。例えば、中心波長およびスペクトルバンド幅にはＬＥＤごとにばらつきがある。同様に、異なる画像取込みシステムのカラーフィルタおよび画像センサのスペクトル応答にもばらつきが存在する。そのような多様性は、測定された反射率値および蛍光値の相対的な大きさに影響を与える。したがって、初期キャリブレーションプロセスの一部としてイメージング装置１０ごとに異なるｍおよびｎ値を決定することが必要な場合がある。イメージング装置１０の製造時に使用されたキャリブレーション手順は、次いで、形成されるＦＩＲＥ画像において可能な最良のコントラスト強調をもたらすようにｍおよびｎ値を最適化することができる。

１つのキャリブレーションシーケンスでは、反射率イメージングに使用される光源１２のスペクトル測定値が得られる。その場合、スペクトル測定値は、歯から励起される蛍光発光から構成される。このデータは、関心のある各波長範囲にわたって取得可能な光エネルギーの相対量のプロファイルを提供する。その場合、カメラ３０（適切なフィルタを備える）または３２のスペクトル応答は、既知の基準に対して定量化される。次いで、これらのデータを使用して、例えば、ＦＩＲＥ画像６０を形成する特定のイメージング装置１０の処理装置３８によって使用されるべき最適化された乗数ｍ値およびｎ値の組を生成する。

スカラ倍法は、従来の蛍光イメージングを上回る改善された結果を提供するが、特にエッジ解像力および全体的な画像品質に関して、いくらか改善の余地が残っている。スカラ倍法に関する１つの固有の問題は、より弱い蛍光信号を増倍することが、また、ノイズフロアをもスケールアップすることである。これは、より大きなノイズと、ＦＩＲＥ画像におけるエッジ解像力のいくらかの損失とをまねく。

スカラ倍法に代わる一実施形態では、以下、非対称照明法（ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ｉｌｌｕｍｉｎａｎｃｅ ｍｅｔｈｏｄ）と呼ぶ、異なる方法を使用することができる。この方法では、蛍光および反射率は、別個の撮像で得られ、反射イメージングよりも蛍光イメージングの場合により多くの光が歯に届けられる。蛍光イメージングの場合の励起光の大幅な増大により、得られる蛍光における光レベルがより高くなり、蛍光画像データについてのＳ／Ｎ比が大幅に改善される。蛍光を十分高いレベルに増大させることによって、蛍光応答を反射率に匹敵するまたは反射率よりもわずかに高いレベルにもっていくことができ、その結果、ＦＩＲＥイメージングに使用される蛍光画像と反射率画像との間の差を得るために、直接的な減算を使用できるようになる。この方法が蛍光信号のアップスケーリングを伴わず、ゆえにノイズフロアの拡大がないことを強調しておく。

実際には、光源、特にイメージング装置１０に使用されるような小さいサイズの光源から提供できる光の量には限界がある。反射率取込み時にやはり低減された照明を使用することによって、蛍光取込みのために極めて大きな照明増大を必要とせずに、同等の蛍光および反射率レベルを達成することができる。

増大された照度は、蛍光発光を励起するために使用されるＬＥＤまたは他の光源への駆動電流を増大させることによって得ることができる。一部の実施形態（図１〜４Ｂ）では、同一の光源１２が、蛍光イメージングおよび反射率イメージングの両方に使用される。他の諸実施形態では、別個の光源１６ａが、蛍光を励起する働きをする（図８）。反射率イメージングおよび蛍光イメージングの両方に同一の光源１２が使用されるか、または別個の光源１６ａおよび１６ｂが使用されるかにかかわらず、各イメージング操作が別個の照度レベルを必要とし、別個の蛍光画像および反射率画像を異なる時点で取り込むことが必要となることがある。一実施形態では、これらの画像は、１秒の何分の１か間隔をあけて取得される。場合によっては、取り込まれている画像にしたがって迅速に適所に切り替えることによって、別個のフィルタが必要となることがある。

非対称照度イメージングの結果は、式（１）のスカラ倍法を上回る改善を示す。図９は、同じ歯から生成された２つのＦＩＲＥ画像例を示す。左側には、スカラ倍法を使用して得られた画像７０がある。画像構造は、特にエッジ特徴で、著しく暗い。また、齲蝕病変８６ａおよび８６ｂは、過度に暗く、２つの病変間の齲蝕発達の特有の段階を示せていない。右側の画像７２は、この第２の実施形態に関して記載された非対称照度イメージングを使用して取得されたものであり、ダイナミックレンジおよびコントラストの顕著な改善と、改善されたエッジ解像力とを示す。

蛍光画像と反射率画像とを組み合わせる他の代替的な実施形態は、スカラ倍法とも今述べた非対称照度イメージング手法とも異なる手法をとる。この「ダウンシフティング」または「オフセット」手法は、スケーリングの結果生じることがあるような画像データのゆがみの危険をおかさず、また駆動電流を高レベルにする必要もない。ダウンシフティングイメージング方法は、特定の明るさ範囲にある画像値を保持し、画像の処理の際にそれらの画像値の入力／出力比を維持するものとして特徴付けることができる。事実上、この方法は、元のデータの入力／出力関係および構造的完全性を維持する。

ダウンシフティングイメージング方法は、以下のように機能する：
１．それぞれ適切な照明レベルで、歯から反射率画像データおよび蛍光画像データを得る。
２．２つの画像データ値を組み合わせる際に、反射率画像データからオフセットを減じる（別の言い方をすれば、負のオフセットを加える）。オフセットは、画像データ分布間の強度差を近似する。
一般に、ダウンシフティングイメージング方法は、次式を使用して各画像値を得る：
（Ｆ_value）−（Ｒ_value−オフセット） （３）
例えば：
（Ｆ_value）−（Ｒ_value−１１０） （４）

式（３）を実行する際には、クリッピング操作が事実上含まれており、減算操作の負の結果は、ゼロに設定される。ゆえに、式（３）は、より明確には次式で記載することができる：
クリップ｛（Ｆ_value）−クリップ［（Ｒ_value−オフセット）］｝ （５）

ここで、Ｆ_vlueは、緑色チャネルから得ることができ、Ｒ_vlueは、同一の色取込みの青色チャネルから得ることができる。あるいは、Ｆ_valueおよびＲ_valueは、前述の代替的な諸実施形態の場合のように、２つの別個の取込みから得ることもできる。

図１０のグラフは、ダウンシフティングイメージング方法が反射率値Ｒ_valueに何をするかを概略的に示す。オフセットの追加は、反射率データ値の有効範囲のシフトを効果的に引き起こす。水平軸（横軸）は、入力データコード値を表す。垂直軸（縦軸）は、出力データコード値を表す。画像修正がなければ、左側のグラフに示されるように、入力／出力マッピング７４は、傾き１を有し、同一のコード値のところで各入力を出力に対してマッピングしている。右側のグラフは、入力／出力マッピング７４に適用された負のオフセット７８を示しており、より暗い領域にわたって入力データの未使用部分７６をもたらしている。出力値は、使用された入力／出力マッピング７４の部分にわたって減衰するが、同一の全体的な関係（同じ傾き１を有する）は維持されており、反射率データについて全体的な強度レベルだけが低減される。

ダウンシフティングイメージング方法は、蛍光画像データと反射率画像データとを組み合わせる乗算スケーリング方法を上回る顕著な改善を示す。図１１は、同一の照明レベルを使用して同一の歯から生成された２つのＦＩＲＥ画像例を示す。左側には、スカラ倍方法を使用して得られた画像７０がある。この第３の実施形態に関して記載されたオフセットを用いたダウンシフティングイメージングを使用して提供された右側の画像８０は、ダイナミックレンジおよびコントラストの顕著な改善と、改善されたエッジ解像力とを示す。ダウンシフティングイメージング方法では、齲蝕病変８６ａおよび８６ｂと周囲の健全な構造との間のコントラストの量（すなわち、強度差）は、使用されるオフセット値を調節することによって調節することができる。

蛍光データと反射率データとを組み合わせる前述の３つの異なる実施形態の諸部分自体を組み合わせて、ＦＩＲＥ画像を得ることができることに注意しなければならない。例えば、光源１２または１６ａ／１６ｂへの駆動電流は、所定の範囲を有する蛍光および反射率画像を得るために様々な設定にわたって調節することができる。その場合、次の一般調節式を用いていくらかの量のダウンシフティングと組み合わせて、何らかのスカラ倍を使用してこれらの値を調節することができる：
（ｍ＊Ｆ_value）−（ｎ＊Ｒ_value−オフセット） （６）

本発明で達成される画像コントラスト強調が、反射率データおよび蛍光データの両方を用いるので、蛍光画像データだけを使用する従来の方法よりも有利であることを強調しておく。従来、蛍光データしか得られない場合、カメラもしくはカメラフィルタのスペクトル応答または他の適切な特徴に基づいて蛍光データを変換するなど、データを最適化するために画像処理が使用されてきた。例えば、前述のストゥーキーらの第‘２３５６号の開示の方法は、カメラ応答に基づいて蛍光画像データを変換する、このタイプの最適化を実施する。ただし、これらの従来の手法は、後方散乱反射率データが得る追加の画像情報の付加的利点を見落としている。

スカラ倍法を使用するか、非対称照度イメージング方法を使用するか、または今述べたダウンシフティング方法を使用するかにかかわらず、蛍光値と反射率値とを組み合わせるためにピクセルの空間相関が必要であることに気付くことが有益である。すなわち、歯表面に対して、蛍光画像データ内の各ピクセルは、反射率画像データ内に対応するピクセルを有する。ゆえに、蛍光画像および反射率画像の両方が同一の位置でイメージングプローブによって取り込まれ、画像取込み間に時間間隔がほとんどまたは全くないことが好ましい。

代替的な実施形態
本発明の方法は、いくつかの代替的な実施形態を認める。例えば、反射率画像および蛍光画像のいずれか一方または両方のコントラストは、偏光素子を用いて改善することができる。高度に構造化された組成を有するエナメル質が、入射光の偏光に敏感であることが観察されている。偏光された光は、例えば、フリード（Ｆｒｉｅｄ）らの「Imaging Caries Lesions and Lesion Progression with Polarization Sensitive Optical Coherence Tomography」、Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ Ｏｐｔ．、２００２年１０月；７（４）：６１８〜２７ページで、歯科イメージング技術の感度を改善するために使用されてきた。

偏光制御は、また、有利には、鏡面反射を最小限に抑えるための手段として使用することができる。鏡面反射は、入射光の偏光状態を維持する傾向にある。例えば、入射光がＳ偏光している場合、鏡面反射された光は、やはりＳ偏光している。他方、後方散乱は、入射光の偏光を偏光解消またはランダム化する傾向にある。入射光がＳ偏光している場合、後方散乱された光は、Ｓ偏光成分およびＰ偏光成分の両方を有する。偏光子および分析器を使用すると、偏光処理のこの差を、反射率画像から望ましくない鏡面反射を排除するのに役立つように使用することができ、その結果、後方散乱反射率だけが得られる。

図４Ａを参照すると、照明光の経路内の偏光子４２を用いるイメージング装置１０の一実施形態が示されている。偏光子４２は、直線偏光した入射光を通過させる。検光子４４を、歯２０からの画像伝達光の経路内に、鏡面反射成分を最小限に抑えるための手段として設けることができる。偏光素子としてこの偏光子４２／検光子４４の組合せがある場合、カメラ３０または３２によって感知される反射光は、主に、後方散乱光、すなわち、本発明による蛍光画像データと組み合わせるのに望ましい反射率の部分である。レーザからなど、光源１２からの照明光が既に直線偏光している場合、偏光子４２は必要なく、その場合、検光子４４は、鏡面反射を阻止するために、照明光の偏光方向にその偏光軸を直交させた向きに置かれる。

図４Ｂに示される代替的な一実施形態は、偏光素子として偏光化ビームスプリッタ（ｐｏｌａｒｉｚｉｎｇ ｂｅａｍｓｐｌｉｔｔｅｒ）１８（時に偏光ビームスプリッタ（ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｂｅａｍｓｐｌｉｔｔｅｒ）とも呼ばれる）を使用する。この配置では、偏光化ビームスプリッタ１８は、有利には、画像伝達光のための偏光子および検光子の両方の機能を果たし、ゆえに、より小型の解決策を提供する。照明および画像伝達光の経路をたどると、偏光化ビームスプリッタ１８がどのようにこの機能を果たすかが示される。偏光ビームスプリッタ１８は、図４Ｂに点線矢印によって示されるように、Ｐ偏光を透過し、Ｓ偏光を反射して、この光を歯２０に導く。歯２０の構造による後方散乱がこの光を偏光解消する。偏光ビームスプリッタ１８は、後方散乱光を同じ方式で処理し、したがって、Ｐ偏光を透過し、Ｓ偏光を反射する。得られるＰ偏光した光は、次いで、カメラ３０（図１に関して記載したような適切なフィルタを備える）またはカラーカメラ３２のところで検出することができる。鏡面反射された光がＳ偏光しているので、偏光ビームスプリッタ１８は、カメラ３０、３２に到達する光からこの鏡面反射成分を効果的に除去する。

偏光した照明は、画像コントラストのさらなる改善をもたらすが、図４Ａおよび図４Ｂの説明からわかるように、光レベルを犠牲にしている。したがって、偏光した光をこの方法で使用するときには、より高強度の光源１２を使用することが必要な場合がある。また、関心波長にわたってより高い透過を有する偏光素子を使用することも有益である。

本用途で使用するのに特に有利な１つのタイプの偏光子４２は、米国ユタ州オレム（Ｏｒｅｍ）のＭｏｘｔｅｋ Ｉｎｃ．から市販のものや、米国特許第６１２２１０３号（パーキンス（Ｐｅｒｋｉｎｓ）ら）に記載のような、ワイヤグリッド偏光子である。ワイヤグリッド偏光子は、青色スペクトル範囲にわたって比較的良好な透過をもつ、良好な角度および色応答を示す。図４Ａの構成内の偏光子４２および分析器４４のいずれか一方または両方は、ワイヤグリッド偏光子とすることができる。また、ワイヤグリッド偏光化ビームスプリッタも利用可能であり、図４Ｂの構成で使用することができる。

本発明の方法は、改善された確度および明瞭さで歯の齲蝕エリアを示すために蛍光と光反射率との組合せを使用して、歯の組織が十分な強度の入射光に応答する方式を利用する。この方法で、本発明は、齲蝕についての既存の非侵襲的蛍光検出技術の改善をもたらす。以上で与えた背景技術の項で記載したように、蛍光だけを使用して得られた画像は、コントラストが低いので齲蝕を明瞭に示さないことがある。本発明の方法は、コントラストが改善された画像を提供し、したがって、齲蝕を識別する診断医にとってより潜在的に有益である。

さらに、蛍光だけを使用する以前の手法とは異なり、本発明の方法は、また、齲蝕をその非常に早い初期段階で検出するために使用できる画像を提供する。非常に早期の齲蝕病変について知覚可能な後方散乱効果によって可能となった、この付加的な能力は、蛍光技術の有用性を拡大し、齲蝕をその改善可能な段階の間に検出する際に役立っており、したがって、詰め物または他の回復戦略が必要なくなることがある。

本発明について、その特定の好ましい諸実施形態を特に参照して詳細に記載したが、本発明の範囲から逸脱することなく、前述した、また冒頭の特許請求の範囲に記載の本発明の範囲内で、当業者が変更および修正を加えることができることが理解されよう。

例えば、様々なタイプの光源１２を使用することができ、様々な異なる諸実施形態がカメラまたは他のタイプの画像センサを使用する。

蛍光励起には単一の光源１２を使用できるが、多数の画像を得るために多数の入射光源１２からの光を適用することが有益な場合がある。図８の代替的な実施形態を参照すると、光源１２は、蛍光発光を励起する適切なエネルギーレベルおよび波長の光を提供する１つの光源１６ａと、異なる時点で照明を提供する別の光源１６ｂとを含む、より複雑なアセンブリとすることができる。追加の光源１６ｂは、後方散乱反射率イメージングに最も適した波長およびエネルギーレベルで光を提供することができる。あるいは、その追加の光源は、ＦＩＲＥ画像と横に並んだ配置で表示されたときに、着色や低石灰化など、通常ならば齲蝕検出を混乱させかねない特徴を識別するのに役立つことのできる、白色光画像または多色画像を取り込むための白色照明または他の多色照明を提供することもできる。

一実施形態では、白色光画像は、また、ＦＩＲＥ画像を生成するために蛍光データとともに使用される後方散乱反射率データを提供する。白色光画像から反射率画像を得るためには、適切なフィルタを使用して、反射光のスペクトルの選択された部分を透過し、反射光の他の部分を遮断する。あるいは、カラーセンサまたはカメラ３２の場合、反射率データは、白色光画像の１つの色チャネル（通常は赤色チャネルからではない）から得られる。反射率画像データにはスペクトルの青色部分を最も都合よく使用できるが、特にセンサまたはカラーカメラのスペクトル応答がしばしばスペクトルの緑色部分に有利であるので、緑色スペクトル範囲を使用する利点がある。

一実施形態では、図１２に示されるように、ＦＩＲＥ画像６４および白色光画像５４がディスプレイモニタ８２上に横に並んだ配置で表示される。ＦＩＲＥ画像６４は、一般にグレースケール画像である。あるいは、ＦＩＲＥ画像６４は、緑色がかった色で色づけることもできる。これは、ＦＩＲＥ画像６４内の蛍光量を示唆するので、歯科医または技術者がイメージング装置を操作するのに役立つことがわかっている。

ゆえに、後方散乱反射率および蛍光の複合効果を使用する、早期および後期段階での齲蝕検出のための装置ならびに方法が提供される。

一実施形態による齲蝕検出用のイメージング装置の概略ブロック図である。 代替的な一実施形態による齲蝕検出用のイメージング装置の概略ブロック図である。 代替的な一実施形態による齲蝕検出用のイメージング装置の概略ブロック図である。 偏光した光を使用する代替的な一実施形態による齲蝕検出用のイメージング装置の概略ブロック図である。 偏光した光を提供し、鏡面反射を最小限に抑えるために偏光化ビームスプリッタを使用する、代替的な一実施形態による齲蝕検出用のイメージング装置の概略ブロック図である。 本発明による反射率が高められた蛍光画像を生成するために歯科画像データを組み合わせるプロセスを示す図である。 従来の視覚的方法および蛍光方法と横に並んだ配置で比較される本発明のコントラスト改善を示す複合図である。 一実施形態による強調された閾値画像を生成する画像処理のシーケンスを示すブロック図である。 多数の光源を使用する代替的な一実施形態による齲蝕検出用のイメージング装置の概略ブロック図である。 本発明のスカラ乗算方法および非対称照度方法の結果を比較する平面図である。 画像修正なしのコード値の入力／出力ピクセルマッピングについてのグラフと、一実施形態で使用されるオフセット適用されたピクセルマッピングについてのグラフとを示す図である。 本発明のスカラ乗算方法およびダウンシフティング方法の結果を比較する平面図である。 一実施形態による歯について表示された白色光画像および強調画像を含むディスプレイ例を示す平面図である。

１０ イメージング装置、１２ 光源、１３ ディフューザ、１４ レンズ、１６ａ 光源、１６ｂ 光源、１８ 偏光化ビームスプリッタ、２０ 歯、２２ レンズ、２６ フィルタ、２８ フィルタ、３０ カメラ、３２ カメラ、３４ ビームスプリッタ、３８ 処理装置、４０ ディスプレイ、４２ 偏光子、４４ 分析器、５０ 蛍光画像、５２ 反射率画像、５４ 白色光画像、５８ 齲蝕領域、６０ ＦＩＲＥ画像、６２ 閾値画像、６４ 強調された閾値ＦＩＲＥ画像、７０ 画像、７２ 画像、７４ 入力／出力マッピング、７６ 未使用部分、７８ オフセット、８０ 画像、８２ ディスプレイモニタ、８６ａ 齲蝕病変、８６ｂ 齲蝕病変。

Claims (20)

1. 歯の強調画像を形成する方法であって、
   ａ）（ｉ）入射光を前記歯に導き、
   （ｉｉ）前記歯からの蛍光発光を感知し、
   （ｉｉｉ）蛍光画像内の各ピクセル位置について蛍光画像データ値を記憶する、
   ことによって、前記歯から蛍光画像データを得るステップと、
   ｂ）（ｉ）入射光を前記歯に導き、
   （ｉｉ）前記歯からの後方散乱反射光を感知し、
   （ｉｉｉ）反射率画像内の各ピクセル位置について反射率画像データ値を記憶する、
   ことによって、前記歯から反射率画像データを得るステップと、
   ｃ）（ｉ）前記反射率画像データ値からオフセットを減じて、オフセット反射率画像データ値を生成し、
   （ｉｉ）前記蛍光画像データ値と前記オフセット反射率画像データ値との差にしたがって強調画像データ値を算出する、
   ことによって、前記蛍光画像データ内の各ピクセルと前記反射率画像データ内の対応するピクセルとを組み合わせるステップと、
   を含んでおり、それによって前記強調画像データ値の得られるピクセルアレイから前記強調画像が形成されることを特徴とする方法。
2. 請求項１に記載の方法であって、前記歯の前記強調画像を表示するステップをさらに含むことを特徴とする方法。
3. 請求項１に記載の方法であって、前記入射光が約３００〜５００ｎｍの間の波長を含むことを特徴とする方法。
4. 請求項１に記載の方法であって、前記蛍光画像データを得るステップが緑色フィルタを使用するステップを含むことを特徴とする方法。
5. 請求項１に記載の方法であって、前記反射率画像データを得るステップが青色フィルタを使用するステップを含むことを特徴とする方法。
6. 請求項１に記載の方法であって、前記反射率画像データを得る前記ステップがカメラを使用するステップを含むことを特徴とする方法。
7. 請求項６に記載の方法であって、前記カメラがカラーカメラであることを特徴とする方法。
8. 請求項１に記載の方法であって、前記蛍光画像データおよび前記反射率画像データが単一のフルカラー画像取込みの異なるカラー・プレーンから得られることを特徴とする方法。
9. 請求項１に記載の方法であって、前記蛍光画像データおよび前記反射率画像データが別個の画像取込みから得られることを特徴とする方法。
10. 請求項２に記載の方法であって、前記強調画像の前記表示が非灰色の色合いを有することを特徴とする方法。
11. 請求項２に記載の方法であって、前記強調画像の前記表示が緑色の色合いを有することを特徴とする方法。
12. 請求項２に記載の方法であって、歯組織の前記強調画像を表示する前記ステップが、多色光源を使用して得られる前記歯の画像を同時に表示するステップを含むことを特徴とする方法。
13. 請求項１に記載の方法であって、入射光を前記歯に導く前記ステップが、レーザ、ＬＥＤ、およびランプから成る群のうちの１つの光源にエネルギーを供給するステップを含むことを特徴とする方法。
14. 請求項１に記載の方法であって、反射率画像を得るステップが、多色入射光を前記歯に導くステップを含むことを特徴とする方法。
15. 請求項１に記載の方法であって、前記反射率画像データが白色光画像のカラー・プレーンから得られることを特徴とする方法。
16. 請求項１に記載の方法であって、単一の光源が第１および第２の入射光を提供することを特徴とする方法。
17. 請求項１に記載の方法であって、異なる光源が第１および第２の入射光を提供することを特徴とする方法。
18. 歯組織の強調画像を形成する方法であって、
    ａ）（ｉ）第１の入射光を歯に導き、
    （ｉｉ）前記歯からの蛍光発光を感知し、
    （ｉｉｉ）蛍光画像内の各ピクセル位置について蛍光画像データ値を記憶する、ことによって、前記歯から蛍光画像データを得るステップと、
    ｂ）（ｉ）第２の入射光を前記歯に導き、
    （ｉｉ）前記歯からの反射光を感知し、
    （ｉｉｉ）反射率画像内の各ピクセル位置について反射率画像データ値を記憶する、
    ことによって、前記歯から反射率画像データを得るステップと、
    を含んでおり、
    前記第１の入射光の照度が前記第２の入射光の照度を上回っており、前記方法がさらに、
    ｃ）前記蛍光画像データ内の各ピクセルと前記反射率画像データ内の対応するピクセルとを組み合わせて、前記蛍光画像データ値と前記反射率画像データ値との差にしたがって強調画像データ値を算出するステップを含んでおり、それによって強調画像データ値の得られるピクセルアレイから前記強調画像が形成されることを特徴とする方法。
19. 請求項１８に記載の方法であって、前記第２の入射光が多色光源からのものであることを特徴とする方法。
20. 請求項１８に記載の方法であって、前記第１の入射光が約３００〜５００ｎｍの間の波長を含むことを特徴とする方法。

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