低相干性牙科光学相干断层成像术成像 【技术领域】
本发明一般涉及牙科成像的方法和装置，特别是涉及采用低相干性OCT成像来做龋齿探测。
背景技术
尽管探测、治疗和预防的技术都有了进步，牙科的龋齿仍然是影响所有年龄段人们的相当普遍的病症。如果得不到恰当和及时的治疗，龋齿会引起牙齿永久性损坏，甚至失去不止一颗牙齿。
传统探测龋齿的方法包括视察和用尖的牙科探棒触诊，而且常常配合以放射(X射线)成像。采用这些方法做探测会有一定的主观性，其准确性受到许多因素的影响，包括医生的水平、病患的部位、病患的程度、可见的条件、X光成像设备和处理的准确性以及一些别的因素。常规探测技术甚至会带来一些危险，包括触诊的办法往往让已经变弱了的一些牙齿受损或者传播感染，X射线曝光也会引起一些危害。到了视察和触诊都确定了龋齿的时候，毛病一般都达到较重的阶段，需要补牙，而如果治疗不及时，就很可能会失去牙齿。
响应于龋齿探测方法改进的需求，对于不采用X射线的成像技术的改进就发生了很大兴趣。业已商品化了的一种方法是采用高强度蓝光照射牙齿所引起的荧光。该技术称为定量光致荧光法(QLF)，其工作原理是：健全的牙齿珐琅质被某些波长的光激发出的荧光比诸缺少矿物质而患龋齿损害的牙齿发出的荧光要强。在矿物质的缺失跟蓝光激发荧光的减弱之间的很强的关联就被用来识别和估测牙齿发生龋齿的区域。而对于红光的激发发现了不同的关系，在龋齿区域的细菌和细菌副产物吸收和发出荧光的光谱区域相比健康的区域更加明显。
采用光学探测龋齿的解决方案中有以下几个：
美国专利No.4515476(Ingmar)采用激光激发别的波长的荧光以定位龋齿区域。
美国专利No.6231338(de Josselin de Jong et al.)采用荧光探测识别龋齿的照相设备。
美国专利申请公开No.2004/0240716(de Josselin de Jong et al.)对于发射荧光的组织的成像的图像分析方法的改进。
采用荧光性能做牙科成像商业化产品的有荷兰出品的the QLFClinical System from Inspector Research Systems BV，Amsterdam，theNetherlands。采用不同方式的有the Diagnodent Laser CariesDetection Aid from KaVo Dental Corporation，Lake Zurich，Illinois，其中用红光激发细菌副产品荧光的强度检测来龋齿的活动。
美国专利申请公开No.2004/0202356(Stookey et al.)描述了对不同阶段的龋齿探测的荧光谱变化的改进了准确度的数学处理方法。认识到采用荧光谱测量方法早期探测的困难性，该专利申请披露了一种方法来增强测得的谱强度值，其中对于谱数据做了一种变换来适配于获取荧光像的照相机的谱响应函数。
虽然所披露的这些方法和设备对于探测龋齿的非侵入性、非致电离的成像方法提供了希望，仍然有改进的余地。已经认识到采用荧光成像的现存技术在图像对比度方面的缺点。由QLF这类荧光生成技术提供地图像的评估较困难，因为健康的与患病的区域之间的对比度较差。正如上述Stookey等人的‘2356申请中所指出，在龋齿初期的光谱的和强度的变化是很小的，这就让非患病牙齿表面的凹凸不齐跟早期龋齿之间的区分相当困难。
总而言之，大家都认识到，采用荧光技术所得到的图像的对比度条件严峻。往往要等龋齿过了初发期到了进一步发展阶段之后，用这种技术才能准确识别龋齿，因为龋齿的跟健全的牙齿结构对于荧光的差别在龋齿的初期阶段是很小的。在这类情况下，采用荧光技术的探测方法并不见得比常规方法的探测准确度有明显的改进。由于这个缺点，荧光效应对于初期龋齿的准确诊断的实用似乎有些局限。结果，例如就是，龋齿状况往往在它发展得更严重而需要补牙前未被探测出来。
从牙科预防角度来看，龋齿的早期探测是特别有兴趣的。早就指出，常规技术一般做不到对于龋齿在早期其状况还能恢复的阶段就探测出来。经验规则认为初期龋齿是其病灶尚未实质性侵蚀牙齿珐琅质的阶段。在龋齿病灶威胁牙髓部分之前就被识别出来的情况，常可实现重新钙化，恢复早期龋齿损伤从而免除了补牙的需要。然而，发展得更为严重的龋齿就越加难于治疗了，常常需要某种形式的补牙或别种手术。
为了能够利用非侵入性牙科技术来阻断龋齿发展的机会，必须在龋齿刚发生就被探测出来。正如Stookey等人的‘2356申请中所指出的，在很多情况下已发现难于采用现有的诸如QLF等荧光成像技术实现这种早期探测。结果，早期龋齿会一直未被探测出来，使得当阳性的探测结果得出的时候，采取低成本的预防措施来逆转病情的机会往往丧失。
美国专利No.6522407(Everett et al.)披露了采用偏振光度计原理到牙科成像的方法。Everett等人的‘407专利教导描述了一个系统，在将偏振光导向牙齿的照射光路中设置了一个第一偏光镜。在反射光路上设置了第二偏光镜。在一个位置上，偏光镜传输水平偏振光。然后，偏光镜的取向使之传输正交的偏振光。然后可以比较反射光的这两个偏振态的强度，以计算出从牙齿散射光的退偏振度。这一比较的结果就提供了关于龋齿病患的探测信息。
虽然Everett等人的‘407专利披露的办法利用了光的背散射引起的偏光差，其中描述的设备和方法需要利用几个偏光镜，一个设在照射光路，另一个设在成像光路。此外，成像光路偏光镜必须以某种办法在参考偏振态跟它的正交偏振态之间迅速转换。于是，对于龋齿探测光学设备体积的减小，这个方案存在固有的不利因素。最好是能够提供一种比较简单的龋齿成像方案，这种方案不要牵涉到对于退偏振度的测定，从而只需较少的部件，而且其中的偏光镜不需在两个偏振态之间转换。
在Everett等人的‘407专利披露所描述的一个实施方案中，提出了用光学相干断层成像术(OCT)来做牙齿和牙周组织成像以及别的医学成像应用的工具。例如：
美国专利申请公开No.2005/0024646(Quadling et al.)描述了采用时间域和傅立叶域的OCT系统来做牙科成像；
美国专利No.5570182(Nathel et al.)描述了采用OCT来做牙齿和牙龈结构成像；
美国专利No.6179611(Everett et al.)描述了一种牙科探棒，其构造使得它可提供扫描OCT成像；
日本专利申请公开No.JP2004-344260(Kunitoshi et al.)披露了一种光学诊断设备，其中配备了对牙齿做视察的照相机用可见光做表面成像，用OCT装置对信号光指示的表面像区域做扫描；
美国专利申请公开No.2005/0283058(Choo-Smith et al.)描述了一种将OCT跟Raman光谱结合起来的方法；以及
美国专利No.5321501(Swanson et al.)描述了用于医学成像的OCT扫描和测量原理。
此外，还有一些公开的文章描述了OCT成像，包括：
“对于口腔硬软组织的体内成像”，Feldchtein et al.，OpticsExpress，Vol.3，No.6，pp.239-250，14Sept.1998，披露了采用多波长的OCT；
“牙科OCT”，Colston，Jr.et al.，Optics Express，Vol.3，No.6，pp.230-238，披露了性能改进了的而且减弱了对光学双折射的灵敏度的OCT扫描系统；
“用光谱域OCT来研究口腔软硬组织”，Madjarova et al.，Coherence Domain，Optical Methods and OCT in Biomedicine，Processes of SPIE，Vol.6079(2006)，描述了用傅立叶域OCT做牙齿成像的方法；以及
“牙科学中的OCT”，Bill W.Colston Jr.et al.，Handbook of OCT，ed.by Brett E Bouma and Guillermo J Tearney，pp.591-612，MarcelDekker Inc.，New York 2002，提供了对于牙科用OCT的评论。
虽然上述各种OCT方案可以提供对于牙齿表面下的结构成像的很详尽的资料，OCT成像本身还是费时的而且需要复杂计算的。OCT像如果是从感兴趣的一个或几个局部区域内获得的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的区域，就可仅仅指向该特定区域进行OCT成像。
常规OCT成像方法需要操作者将成像探头指向待照的牙齿表面特定处以便获取其OCT图像。操作者必须解决探头的正确定位和取向的问题，这就使得获取最有兴趣的OCT扫描像成为一件困难事。
美国专利No.6868172(Boland et al.)描述了一种影像记录法，用来排列和比较不同时候摄取的X射线图像。
美国专利申请公开No.2004/0103101(Stubler et al.)描述了另一种影像记录法，用来比较不同时候摄取的图像。
美国专利申请公开No.2005/0074151(Chen et al.)描述了一种方法，用来排列相邻图像进入视频显示。
美国专利No.6507747(Gowda et al.)描述了一种光学成像探头，其中包括光谱成像探头元件和OCT成像探头元件。该装置采用荧光图像来引导OCT扫描。然而其中并未教导如何选择OCT扫描的区域和如何设定并实施OCT扫描。
于是可见，需要有一种方法让操作者能指出OCT扫描牙齿的部位，并且以直截了当的方式引导扫描过程，并不需要将探头重新定位到那颗牙齿。
【发明内容】
本发明提供一种获取牙齿图像的方法，包括：
a)获取牙齿表面至少一个区域图像；
b)从该至少一个区域图像中识别一个感兴趣区域；
c)在该至少一个区域图像上定位一个标记，该标记对应于该感兴趣区域的至少一部分；
d)识别一个扫描区域；及
e)在该扫描区域上获得一张光学相干断层成像(OCT)图像。
本发明的一个特征是采用操作员定位的标记，相对于区域图像定位来指明想要OCT扫描的区域。
本发明比前述各种OCT成像方法优越，在于本发明采用区域成像将感兴趣区域探测出来，然后采用OCT成像来仔细估测该区域，从而把两方面的优点结合了起来。
本领域的技术人员在结合各附图阅读了本发明的示例性的实施方案的下列详细描述之后，就会明了本发明的这些和别的目标、特征和优点。
【附图说明】
虽然说明书结尾的权利要求书特别指明并且清楚申明了本发明的主题，相信读者在结合所附各图阅读了后面关于实施方案的详述后能更加理解本发明。
图1是本发明一个实施例的采用带颜色滤波器的单色光照相机做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图2是另一个实施例的采用彩色照相机做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图3是另一个实施例的做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图4A是另一个实施例的采用偏振光做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图4B是另一个实施例的采用偏振分束器来提供偏振光做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图5显示本发明将牙科图像数据结合起来生成反射增强的荧光像的过程；
图6将跟常规视察和荧光法并排对比的结合图显示本发明对比度的改进；
图7是一个实施例中生成增高阈值的图像的一系列图像处理过程的框图；
图8是另一个实施例的采用多个光源做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图9是本发明一个实施例的采用偏振光做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图10是本发明另一个实施例的采用偏振光做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图11是本发明另一个实施例的采用偏振光做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图12是本发明另一个实施例的采用两个光源来的偏振光做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图13A是一个实施例的采用偏振光和OCT扫描做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图13B是本发明的OCT系统示意框图；
图13C是另一个实施例的采用偏振光和OCT扫描做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图13D是第二个替代实施例的采用偏振光和OCT扫描做龋齿探测的成像装置的示意框图；
图13E是一个实施例的结合区域成像和OCT扫描做龋齿探测的成像系统的总的示意框图；
图14A是一个实施例中操作员界面屏的平视图；
图14B示例显示OCT扫描结果；
图15A为一个实施例的手持成像装置的安排框图；
图15B为一个实施例的跟带有OCT的区域成像结合的手持成像装置的安排框图；
图15C为另一个实施例的手持成像装置的安排框图；
图16为带有一体化显示器成像装置的立体图；
图17为将多种图像结合起来以形成一个组合参考图像的框图；
图18为一个实施例的无线牙科成像系统的框图；
图19A和19B为操作者采用本发明的装置可以显示的不同种类图像的平视图；
图20为一个实施例的典型操作员界面显示的平视图；
图21A为一个实施例中操作员输入指令让OCT沿一线扫描的平视图；
图21B为另一个实施例中操作员输入指令让OCT沿一线扫描的平视图；
图21C为再一个实施例中操作员输入指令让OCT沿一线扫描的平视图；
图22A为操作员输入指令让OCT扫描一个区域的平视图；
图22B为操作员用另一个办法输入指令让OCT扫描一个区域的平视图；
图23将一个代表性的OCT像跟沿着牙齿表面上一个区域的分割的显微像作了对照；
图24为依照本发明的实施例采用了折射率匹配凝胶的侧面剖视图；
图25为本发明获得OCT像的步骤方框图；
图26A为采用指标线以显示相应的OCT数据的平视图；
图26B为采用指标线以显示相应的OCT数据的第二张平视图。
【具体实施方式】
本说明特别针对构成依照本发明的装置的部件的各个单元或构成依照本发明的装置更直接相配合的部件的各个单元。应该理解，未加专门显示或描述的一些单元可能采用本领域技术人员熟知的各种形式。
本发明将两方面能力结合起来，即识别牙齿表面上的感兴趣的一个或多个区域的区域成像能力以，跟获取牙齿的指定部分上的仔细的OCT扫描数据的OCT成像能力。感兴趣区域被定义为牙齿上的表明有潜在的龋齿或别的病患的部位的特征的区域，所述潜在的龋齿或别的病患能证明进一步利用OCT成像来进行研究是正确的。为了理解本发明的本质和范围，先行理解它的区域成像能力是有启发性的。然后再描述其OCT能力。如下所述，各种区域成像实施方案都可以跟一种OCT方案相结合。
区域成像
如在背景技术部分所指出，已知可用两种特征响应的任一种来应用荧光探测龋齿：一是用蓝光源激发健康牙组织发出绿光谱的荧光。二是红光源激发可促使细菌副产物(例如那些表征龋齿的细菌副产物)发出红光谱的荧光。
为了理解本发明是怎样使用光的，对于生物医学一般应用的，特别是本发明的方法和装置中应用的两个术语“反射”和“背散射”做更精确的定义是重要的。按光学的最广义的说法，反射一般是指镜面反射和散射反射二者相加的总和。(镜面反射是激发光的那个分量，它被牙齿表面以与入射角相同的角度反射出来。)然而，在生物医学应用中，如在本发明的牙科应用中，反射光的镜面反射分量不但没用而且一般来说是不利于图像获取或者样品测量的。对于目前的应用来说，反射光的有兴趣的分量仅仅来自背散射。必须挡住镜面反射或者把它从成像光路上去除掉。记住这一差别，“背散射反射光”这个术语在本发明中用来指反射光的有兴趣的分量。“背散射反射光”定义为激发光的那个分量，它是被照射的牙齿结构向很宽的角度范围弹性背散射出来的。“反射光像”数据，这个术语用在本发明，仅仅指从背散射反射光获得的图像数据，因为镜面反射已经被阻挡或者被抑制到最低。在科学文献中，背散射反射光也可称为背反射光或者简称为背散射。背散射反射光跟激发光具有相同的波长。
业已指出健全的牙齿和龋齿区域对光的散射特性不同。特别是，从被照射区域反射的光，对正常牙齿跟龋齿区域两者情况，其能级差别是可测量得出的。反射光的仅仅这个变化也许并不够显著到就其本身而言具有诊断价值，因为这个效应虽然可测得出，却仍很弱。例如，在龋齿较为严重的阶段，背散射反射光的指示作用就不及龋齿的初期时那么有效了。
在常规荧光测量中，例如采用QLF技术获得的那些，反射光本身是被避免而不是被利用的效应。通常采用滤光镜来挡住所有的激发光，使之不能到达探测设备。由于这个缘故，背散射反射光跟激发光的这种微小却可察觉的变化在龋齿诊断方面并未受到多少关注。
然而发明人却发现，背散射反射光的这一变化可用于跟荧光效应相结合，来更加清楚地、更加准确地精确定位龋齿部位。而且，这些发明人也观察到光散射的活动性的变化，虽然在龋齿状况存在的任何地方一般都可测得出它，而在龋齿初发的区域它更加显著。这一背散射反射光的变化在龋齿的早期阶段相当明显，甚至在荧光效应很不显著时。
本发明抓住龋齿早期观察到的对背散射光的行为并且利用了这个效应，而且跟前面背景技术部分叙述的荧光效应结合起来，提供了改进的牙科成像能力来探测龋齿。此后将这一发明的技术称为“反射光增强的荧光成像fluorescence imaging with reflectance enhancement(FIRE)”。它不仅比以往的办法有助于增加图像的对比度，而且使得龋齿的早期探测成为可能，在龋齿初发的这些阶段可以采用一些预防性措施来有效地实现重新钙化以修复龋齿病患造成的损伤，而不要等到后来才不得不采取更复杂的补救措施。相比现有仅测量荧光的荧光成像办法，FIRE探测的优越之处在于能够在龋齿病患的早期进行准确探测。
成像装置
参照图1所示一个实施例中采用FIRE方法探测龋齿的成像装置10。光源12将蓝光波长范围或者别的适当波长范围的光，通过可选用的透镜14或者别的光束调节部件入射到牙齿20上。可以照射到牙齿20的光滑面(如图示)或者它的一个咬合面(图中未示出)上。于是用单色光照相机30通过场透镜22探测光的两个分量：跟入射光波长相同并且有可测量到的反射的背散射光分量；以及入射光在牙齿上激发出的荧光发射光分量。对FIRE成像，镜面反射会引起错误的阳性，所以是不希望有的。将照相机30置于相对于光源12的适当角度，以便使接收到的镜面反射光最少。这让背散射光的成像不至于受到镜面反射光分量的混淆影响。
在图1的实施例单色光照相机30具有颜色滤波器26和28。这两个颜色滤波器26和28中的一个用于反射光成像时；另一个用在荧光成像时。处理装置38获取获取并处理反光和荧光图像数据来形成FIRE图像60。FIRE图像60是一个增强的诊断像，可以打印出来或者在显示器40上显示出来。FIRE图像60的数据也可以传送到存储器或者传到另一地方去显示。FIRE图像数据是从牙齿区域图像处理后的图像数据的一个例子。
参照图2所示的另一个实施例，其中用了彩色照相机32。这种配置中，一般就不需要辅助滤波器，因为彩色照相机32能够从牙齿20的全色像的颜色分离中获得反光像和荧光像。
光源12通常以一个蓝光波长为中心，例如在一个实施例约在405nm。实际上，光源12发射光的波长范围可以从上紫外区到蓝光，大约在300和500nm之间。光源12可以是一个激光器，也可用一个或几个发光二极管(LED)做成。替代办法是使用宽带光源，其具有用于通过所需要波长的支持的颜色滤波器，所述宽带光源例如是氙灯。透镜14或者别种光学元件可用来调节入射光，例如通过控制其均匀度和照射面积。例如，可在透镜14的前面或后面用图2用点线表示的漫散射器13来将LED光束的热点平滑掉。在照射光光路里还可包括光导或光分布结构，例如光学纤维或液体光导(未画出)。光强级通常为几个毫瓦，也可强些或弱些，取决于所采用的光的调节和感知部件。
参照图3，光的照射安排可以是将光通过分束器34的偏转引导到法向入射。照相机32于是就放置得获取透过分束器34的图像光。照射光别的可选的安排有用多个光源从一边或几边倾斜地入射到牙齿上。替代办法是，可用环形入射光或者将多个LED光源安排在一个圆形阵列上围绕中心提供多个角度来的均匀了的光。也可用光学纤维或纤维阵列来提照射。
在图1-3中以场透镜22表达的成像光学器件可以包括光学部件的任何适当的安排，包括单个透镜部件到多个元件的透镜等可能的结构。牙齿表面并不平坦，既有平滑的等高线分布区域，还有极其皱折的区域，要对牙面清晰成像需要成像光学具有足够的聚焦深度。为了达到最佳分辨率，成像光学最好能提供图像的大小实际上充满照相机的敏感元件。有利的是场透镜22采用远心光学系统，所提供的成像光不太依赖光线角度。
可以用单色光照相机30(图1)或者彩色照相机32(图2)来获取图像。通常照相机30或32采用CMOS或CCD敏感元件。单色光照相机常常用适合于感兴趣波长的可缩回的光谱滤波器26、28。对于具有蓝光波长的光源12，用来获取反射光图像数据的光谱滤波器26透过的绝大部分是蓝光。用来获取荧光图像数据的光谱滤波器28会透过不同波长的光，例如绝大部分是绿光。光谱滤波器26和28最好是能开关操纵自动到位的，以便让反光像和荧光像二者的获取密切接续。从同一处获取这两个图像，以便能准确地配准图像数据。
采用合适波长范围来获取荧光数据的通带就能优化光谱滤波器28。从牙齿20获得的荧光效应可能在可见光范围内有一个相对宽的谱分布，其中有些发射光已经到了用来激发的光的波长范围之外了。典型荧光发射在约450-600nm，而一般绿光峰值在约510-550nm。所以光谱滤波器28一般最好用绿光滤波器，以便获得该荧光图像的最高能级。为了同样缘故，绿光图像数据一般也用于彩色照相机32。也可通过绿光滤波器来获取绿光图像数据，例如用颜色滤波器阵列(CFA)中的绿光滤波器，这是彩色成像技术人员所熟知的。然而，在别的实施例，也可采用别的范围的可见光谱。
为了获取各种图像要恰当调节照相机控制。例如，在获取荧光图像时，因为这种图像未必强，就必须在增益、快门速度、和光圈等方面进行恰当的曝光调节。在用彩色照相机32(图2)时，在照相机图像感光器上要用颜色滤波器阵列完成颜色滤波。从兰色光平面获取反射光图像；同时，从绿色光平面获取荧光图像。就是说，对单次曝光获取背散射反射光图像和荧光图像二者。
处理装置38通常是一个计算机工作站，但是在最广意义的应用中，它可采用任何类型的控制逻辑处理部件或系统，只要它能从照相机30或32获得图像数据，并对该数据执行图像处理算法来生成FIRE图像60数据。处理装置38可以就在本地，也可通过网路接口连接到一些图像敏感部件。
参照图5所示概图，显示本发明如何形成FIRE图像60的。获得了牙齿20的两张区域图像：一张绿色的荧光像50和一张兰色的反射光像52。如前面指出过，必须强调，用于反射光像52和它的数据的反射光是来自背散射反射光，其中的镜面反射已经被阻挡或者被抑制得尽可能低了。在图5的例子，可见图像50、52和60中的虚拟轮廓线所表示的龋齿区域58，它引起了荧光稍微减弱而反射光稍微加强。不论荧光像50或者反射光像52单独来看，该龋齿区域58可能不能察觉或者仅仅能察觉。从绿色的荧光像50和兰色的反射光像52所见区域图像看起来，似乎所有感兴趣的特征都处在牙齿表面。这是因为在这两种技术中固有地不含有深度信息这个事实。即使龋齿区域58物理上有一个透过深度，它显得仅仅来自表面。于是区域图像看起来似乎是所观察到的牙齿表面的像。处理装置38采用下面要讨论到的图像处理算法作用于两个图像50和52的图像数据，结果产生FIRE图像60。龋齿区域58跟健全牙齿结构的对比度得到增强，从而在FIRE图像60上更容易看得清龋齿的状况。
图6将视察的白光像54跟常规的荧光像方法的结果并排对比，来说明本发明在对比度上的改进。对于很早期的龋齿，在在肉眼直接观察或者用口腔内照相机获得的白光图像54上，龋齿区域58看起来跟周围健康的牙齿结构区别不明显。在用现有荧光像方法获得的绿色荧光像52上，龋齿区域58可以显出来为一个很暗淡、难以觉察得到的影子。而成为对照的，用本发明的方法生成的FIRE图像60中，同一个龋齿区域58显出为一个较暗的更容易探测到的斑点。很清楚，FIRE图像60，由于它的增强了的对比度，提供了更高的诊断价值。这里勾画出其轮廓的龋齿区域58是实施本发明所用到的感兴趣区域的一个例子。它既可以被操作员所确定，也可被图像处理程序自动地确定出来。图像处理
前面参照图5和图6讲到了对反射光像和荧光像数据做图像数据处理，来生成最后的图像，用于识别牙齿的龋齿区域。有几种不同的处理方法来结合反射光像和荧光像数据以形成用于诊断的FIRE图像60。在一个实施例中，此图像处理对每个像素实施下列运算：
(m*Fvaluee)-(n*Rvalue) (1)
其中m和n为合适的乘数(正的系数)而Fvalue和Rvalue分别为从荧光像数据和反射光像数据得到的编码值。
在龋齿区域的图像像素的背散射反射光较强(较亮些)使得这些像素比周围像素有更高的反射光值Rvalue。而同时在龋齿区域的图像像素的荧光较弱(较暗些)使得这些像素比周围像素有较低的荧光值Fvalue。在龋齿区域的像素，其荧光强度比其反射光要弱得多。在用合适的标量乘数m和n(此处m＞n)分别乘以荧光和反射光之后，使得所有像素的换算过的荧光值超过或等于相应的换算过的反射光值：
(m*Fvalue)≥(n*Rvalue) (2)
对每个像素从换算过的荧光值减去换算过的背散射反射光值，就得到处理过的图像，其中龋齿区域像素跟健全区域像素的强度值之间的对比度被增大了，所导致的对比度增强可以方便地显示出来和识别出来。在一个实施例，反射光值Rvalue的标量乘数n为1。
按照上面(1)式例子所给出的初始的荧光值和反射光值的组合，附加的图像处理也许是有利的。采用成像技术领域的熟练技术人员熟悉的图像处理技术执行一个加阈操作，或者对FIRE图像60所用的组合图像数据进行一些别的适当调节，都可用来进一步增强龋齿区域跟健全牙齿结构之间的对比度。参照图7的方框图所示的一个实施例中生成增强阈值FIRE图像64的一系列图像处理。如前面所述，荧光像50跟反射光像52先结合形成FIRE图像60。接着进行加阈操作，以提供有阈值的图像62，它更清楚地确定感兴趣的龋齿区域58。然后，将有阈值的图像62跟原始FIRE图像60结合，以生成增强阈值的FIRE图像64。类似地，也可将加阈探测的结果迭加到白光图像54(图6)上，以便确定地勾画出龋齿病患部位的轮廓。
系数m和n的恰当选取依赖于光源的光谱含量和图像获取系统的光谱响应。例如，从一个LED到另一个之间在中央波长和光谱宽度上都有差异。类似地，不同的图像获取系统在颜色滤波器和图像敏感元件的光谱响应上也有差异。这些差异影响了所测到的反射光值和荧光值的相对大小。所以，必要的是，作为初始标定过程的一部分，对于每一个成像装置10确定其不同的m和n值。在制造成像装置10的时候所用的刻度程序可以随后用来优化m和n值，以便对所形成的FIRE图像提供可能的最佳对比度增强。
在一个刻度程序中，得到了用于反射光像的光源12的光谱测量。然后，对从牙齿上激发出来的荧光发射做了光谱测量。这一数据为每个感兴趣的波长范围上能够得到的光能的相对量提供了一种分布图。于是照相机30(带有适当的滤波器)或32的光谱响应就相对于已知的参考标准定量化了。然后，例如，可用这些数据来生成一组优化的乘数m和n值用于形成FIRE图像60的特定成像装置10的处理装置38。
容易理解，为了获得增强图像来更清楚地识别龋齿区域，可以采用任意多种可替代的更复杂的图像处理算法来结合反射光像和荧光像数据。较好的办法是对图像数据采用几个不同的成像算法以便得到最有用的结果。一个实施例中，操作员可以选择采用一组不同的图像处理算法中的任一种来调节获得的荧光像和反射光像数据。这就允许操作员在几个不同方法的处理当中检查图像数据，有助于优化对于具有不同形状特征或者发生在牙齿表面不同区域的龋齿病灶的探测。
这里要强调，因为本发明采用了反射光数据和荧光数据二者，它所达到的对图像对比度的增强比仅仅采用荧光像数据的常规方法要优越得多。仅获取荧光像数据的常规方法也采用图像处理方法来优化数据，例如基于照相机的或照相机滤波器的光谱响应或者别的适当特征来变换荧光像数据。例如，在前面所述Stookey等人的‘2356申请中所披露的方法，就实施了这类优化，基于照相机的光谱响应来变换荧光像数据。然而，这些常规办法都忽略了还要获取背散射反射光图像数据这一外加的图像信息另外带来的优点。
别的一些替代的实施方案
本发明的方法允许有几种替代的实施方案。例如，反射光像和荧光像中任一或者二者的对比度可采用偏光元件来得到改进。业已观察到具有高度结构化组成的珐琅质对入射光的偏振是敏感的。偏振光已经被用来改进牙科成像技术的灵敏度，例如，Fried et al.，J.Biomed Opt.，2002 Oct；7(4)：pp.618-27的文章“龋齿病灶成像及用偏振敏感光学相干断层成像研究病灶的进展”。
镜面反射倾向于保持入射光的偏振态。例如，在S-偏振的入射光照射下，镜面反射光也是S-偏振的。而另一方面，背散射倾向于将入射光消偏振或者使其偏振无规化。入射光为S-偏振的情况下，背散射光具有S-和P-两种偏振分量。采用起偏振器和分析器，可以利用对待偏振的这一差别来帮助从反射光图像中消除不希望有的镜面反射，于是获得的只有背散射反射光。
参照图4A所示的实施例中的成像装置10的照射光路中所用的起偏振器42。起偏振器42通过线形偏振入射光。在从牙齿20的成像光路上可以装置供选择的分析器44作为使得镜面反射分量最小化的手段。采用这一起偏振器42/分析器44的组合偏振元件，照相机30或32感测的反射光绝大部分是背散射光，就是本发明中要用来跟荧光像数据结合的那部分反射光。
图4B所示的替代方案采用起偏振分束器18(有时称为偏振分束器)作为偏光元件。在此安排中，偏振分束器18很好地为载像光执行了起偏振器和分析器双重功能，从而提供了更简洁的方案。跟踪照射和成像光路可见偏振分束器18如何实现了这一功能。来自光源12的照射光基本上没有偏振。偏振分束器18透过了P-偏振光如图4B的虚线箭头所示，而将S-偏振光反射导向牙齿20。在龋齿病患处，背散射减偏振这个光。偏振分束器18以同样方式对待背散射光，将P-偏振光透射而反射S-偏振光。最终得到的P-偏振光然后可在照相机30探测到(采用合适的滤波器，如参照图1所述的)或在彩色照相机32探测到。因为镜面反射光是S-偏振的，偏振分束器18使得在到达照相机30或32的光中有效地去除了这一镜面反射分量。
用偏振光的照射使得图像对比度得到进一步改进，但却是以光的强度损失为代价的，从上面对于图4A和图4B的描述已可看出来。所以，这样应用偏振光时，就必须采用较高强度的光源12。这种采用偏振光照射的办法特别有利于获得反射光图像数据，对荧光图像数据的获取、增大图像对比度和让镜面反射效应最小化也都是有利的。
用于成像装置10的特别有利的一类起偏振器42是线栅网式起偏振器，例如可以从Moxtek Inc.of Orem，UT得到的那种，在Perkins等人的美国专利No.6122103已经描述过。这种线栅网式起偏振器不仅有相对好的蓝光谱范围的透射率，还表现出好的角度和颜色响应。图4A配置中的起偏振器42和分析器44二者或者任一可以是线栅网式起偏振器。线栅网式起偏振分束器也可得到，可用在图4B的配置中。
本发明的方法利用了牙齿组织对足够强的入射光的响应方式，通过将用荧光像的运用和反射光的运用相结合，从而以改进了的准确度和清晰度来指明牙齿的龋齿区域。这样，本发明就贡献了对于现存的对于龋齿的非侵入性荧光探测技术的改进。正如在前面背景技术部分所指出的，仅仅采用荧光获得的图像，由于其较低的对比度，对于龋齿显示往往不够清晰。本发明的方法提供了对比度改进的图像，所以对于诊疗者识别龋齿有更大的潜力。
此外，不象早期仅仅采用荧光的办法，本发明的方法还能够提供可用于很早期初发阶段的龋齿探测的图像。由于背散射光能够察觉很早期龋齿病灶的效应所带来的这种附加能力，扩展了荧光技术的应用范围，有助于在龋齿可挽回的阶段将该龋齿探测出来，从而避免了补牙或别的复原性办法。
参照图9所示的实施例的成像装置10，其中采用了来自偏振分束器18的偏振光和远心光阑的场透镜22。光源12，通常是蓝光波长范围的光源以便从牙齿20上激发最大荧光，将照射光通过透镜14投到偏振分束器18上。在此，透过一个偏振态，反射掉另一偏振态。在典型实施例，S-偏振光透过偏振分束器18，因而被抛弃。P-偏振光被反射后在场透镜22和可选用的反光镜46或者别的反射面的引导下通过光阑86到牙齿20。从牙齿20返回的光可包括镜面反射分量和背散射反射分量。镜面反射并不改变偏振态。于是，对于P-偏振照射光，就是不希望的镜面反射分量，反射光被导回光源12。如已经观察到的，背散射反射光经受了一些减偏振。于是，背散射反射光的一部分具有S-偏振以及被偏振分束器18透过。这一回来的光可以被可选用的分析器44进一步调节，然后被成像透镜66导向敏感元件68，例如一个照相机。这样导向敏感器68的回头光就只是背散射反射光分量；镜面反射光分量就被从成像光路中除去了。
在图9的和以下的实施例中采用远心光阑的场透镜22是有利的。远心光阑的光学系统提供了好的视场并且在光学系统的工作距离内保持了相当恒定的放大系数，对于牙齿这类在短距离成像的、具有高度起伏的结构这是特别有用的。这使得立体畸变最小化。远心光阑场透镜22是多元件透镜，虽然在图9和后面的图中用单个透镜符号来表示。光源12可以是任何适合的颜色的，例如包括蓝、白或者红光的。场透镜22最好在像空间和物空间都是远心光阑的。
图10显示成像装置10的一个替代方案，其中不用反光镜。代之以用偏振分束器18设置在场透镜22跟牙齿20之间的成像光路上。光源12被置于引导照射光通过偏振分束器18，使得照射光有效地绕过场透镜22。仍然借助于偏振分束器18和分析器44弃除镜面反射光。
图11的方框图显示成像装置10的另一个替代方案，其中采用了两个分开的光源12a和12b。光源12a和12b可以两者发射相同的波长或者可以发射不同波长。它们可以同时照射牙齿20或者每次只用一个来照射。偏振分束器18被置于场透镜22跟牙齿20之间的成像光路，从而提供致偏转和起偏振两个功能。
图12显示另一个替代方案，类似于图11所示的，其中光源12a和12b具有相应的起偏振器42a和42b。在此例中反光镜可替代偏振分束器18；而采用二光源12a和12b和它们相应的起偏振器42a和42b结合的偏振照射光以及偏振分束器18，对于图像质量的改进会是有利的。
采用光学相干的断层成像(OCT)的实施方案
光学相干断层成像(OCT)是一种非侵入性的成像技术，它利用干涉计原理来对牙齿或别的组织内部的微观结构获得高分辨率的、横截面的断层成像，这是采用常规成像技术得不到的。由于龋齿跟健康牙齿珐琅质对于背散射的差异，OCT能够确定龋齿穿透牙齿的深度，还能够确定龋齿是否已经到达牙髓跟珐琅质的结合部。从区域OCT数据还能够对龋齿定量其大小、形状和深度，并且确定在牙齿内的龋齿区域的体积。
对活组织做OCT成像的系统，可采用来自诸如LED或别的光源的低相干性源的光。这个光被导向两个不同的光路：一个是长度已知的参考臂，另一个是到牙齿去的取样臂。从参考臂和取样臂二路反射的光然后结合，用它们的干涉效应来确定样品的潜在特征的性质。当在光源的相干长度之内的参考臂跟取样臂的光程长相等时，就会发生干涉效应。当参考臂跟取样臂的光程差变了，样品中的穿透深度就以类似的方式发生改变。对典型的生物组织，大约1300nm的NIR光可穿透大约3-4mm，如同对牙齿组织的情况一样。在时间域的OCT系统，相对于取样臂的延迟路程，参考臂的延迟路程交替地单调增大和单调减小以便进行高频率的深度扫描。为了产生二维扫描像，在反复的深度扫描中，样品测量点沿直线挪移。
参照图13A实施例的成像装置10，其中应用了FIRE成像和OCT成像两种方法。二光源12、透镜14、光源组合器15、偏振分束器18、可选用的场透镜22、反光镜82、分析器44、成像透镜66、和敏感元件68一起构成一个区域成像光学系统，来提供前面所述的FIRE区域成像功能。参照图13C所示的成像装置10的替代方案，其中只需要一个光源12和透镜14而不用光源组合器15，来执行FIRE成像和OCT成像两种办法。参照图13D所示的成像装置10的第二种替代方案，来执行FIRE成像和OCT成像两种方法，其中只在FIRE装置里用了场透镜22，而在OCT成像光路里不用它。
下面叙述FIRE区域成像跟OCT成像光学系统的结合。OCT照相机70将OCT扫描的光导入跟FIRE成像部件合用的光路。OCT系统80来的光通过取样臂光学纤维76和通过准直透镜74被导向扫描元件72，例如一个微电流计或者一个MEMS扫描装置。该扫描元件72可以有一个轴或者两个轴(图中只画出一个)。从扫描元件72反射的光经过扫描透镜84后入射到二色滤波器78。该二色滤波器78设计得透过可见光并反射近IR和较长波长。这支取样臂光接着被二色滤波器78反射经过可选用的场透镜22和反射镜82射到牙齿20。从牙齿20上返回散射和反射光以反方向沿着相同的光路传输，并跟来自OCT系统80的参考臂(未画出)的光重新结合。在图13A中，用a、b和c标示的几条从扫描元件72出发的点划线代表在单根线扫描中的不同时间的扫描位置，以显示它们是在牙齿的不同部位上入射并反射的。采用控制电路和/或计算机系统110执行计算机控制扫描元件的位置。一般地，图5所示的处理装置38可以包含在控制电路和/或计算机系统110内。沿任何轴传输的最大距离由透镜84的可用的光圈来决定。通常沿着所想要的轴以其垂直轴上的增量执行光栅扫描。
FIRE数据和OCT数据由控制电路和/或计算机110做处理和控制并且在显示器112上显示出来。
图13B为示例性OCT系统80的各部件的概图，它可以是一个时间域或者傅立叶域的系统。OCT光源80a提供的光可以是连续波低相干光或者宽带光，并且可以来自诸如超强光二极管(SLD)光源、二极管泵浦的固态晶体光源、或者二极管泵浦稀土掺杂的光纤光源的光源。在一个实施例，例如采用了波长接近1310nm的近IR光。通常OCT光源80a具有近红外光(NIR)的波长，例如1310nm附近，以便在所研究的客体内达到足够的深度。另一种办法，光源80a可以工作在850nm附近。在采用傅立叶域的设备时，OCT光源80a可以是可调的激光二极管。可选用的可见光源80b跟光源80a有不同波长，以帮助OCT扫描时的视察。这对于线或面扫描时OCT光扫描在牙面上的具体地点的显示是有用的，以便让实施的医生能够看见他们实际操作测量的部位。光源80b可以是可见光的激光器或激光二极管、LED、或者别种例如光谱中心在650nm的光源。一个2到1耦合器80c将二光源80a和80b来的光结合起来，然后通过2到2耦合器80d送出，后者也是干涉计的有效元件。自光源80a和80b来的光经过耦合器80d又分为两路，一路到参考臂光纤80e，另一路到取样臂光纤76。传输到参考臂光纤80e的光入射到参考延迟深度扫描器80i。参考延迟深度扫描器80i的目的在改变干涉计的参考臂的相对于取样臂的光路长度。该参考延迟深度扫描器80i包括使得被延迟的光传回参考臂光纤80e的反射器(图中未画出)。从参考臂和取样臂返回的两路光信号重新被2到2耦合器80d结合以形成干涉信号。由探测器和电子设备80f来探测作为时间的函数的这一干涉计量。所探测得的信号经过例如低通滤波器和干涉信号放大器的包络对数电路之类的信号处理电子设备80g的处理后，被控制逻辑处理器80h收集。探测器80f既可为平衡的探测器也可为单端的光探测器。如果采用平衡的探测器，通常需在OCT系统80的元件80c和80d之间增加光学循环器。
对于OCT系统80可能有许多替代的配置。为了增强深度扫描能力并保持操作的高频率，最好在取样臂以及参考臂设有深度扫描元件。参考延迟深度扫描器的工作机制是基于反射元件的线性平移，用压电驱动的光纤光学拉伸器的转镜法改变光程，或者基于采用诸如傅立叶域快扫描光学延迟线之类的傅立叶域光学脉冲成形技术进行群延迟发生。这些参考延迟扫描的许多替代办法已经在下列文献中描述过：Andrew Rollins和Joseph Izatt：“Reference Optical Delay Scanning”，in Handbook of Optical Coherence Tomography，ed.by Brett E Boumaand Guillermo J Tearney，pp.99-123，Marcel Dekker Inc.，New York2002.
参考延迟深度扫描器80i被用在时间域系统。对傅立叶域OCT系统，光源80a既可以是宽带低相干超强光二极管(SLD)光源，也可以是可调光源。当光源是一个LED，探头和探测电子学80f是一个敏感元件的阵列，以便获取深度信息。当采用可调光源时，探头和探测电子学80f包括点探测器；通过调节光源80a的波长并对所获得的作为波长函数的数据取傅立叶变换来获得深度信息。
图13E是按照本发明结合区域成像和OCT扫描来探测龋齿的成像系统的一般性框图。这里，任何配置的成像装置10都可包含到上述系统中，而OCT系统80由取样臂光纤76连接到任何一种OCT扫描元件72。如在上面对图13的讨论中所描述，二色光滤波器78将成像装置10来的光跟OCT系统80来的光结合起来。由计算机110控制系统并处理数据。然后在显示器112上显示数据。
虽然OCT扫描是一个特别有力的工具帮助显示牙齿表面下的状况，好在并不是每颗牙齿都需要这么详细的信息的。相反地，好在可以先识别特别感兴趣的一些区域然后仅对这些区域应用OCT成像。参见图14A，所示为牙齿20的区域图像的显示。区域图像可以选自包括白光、反射光、互换光照射(trans-illumination)、荧光、X射线的组，或从上述各类图像中的一类或几类的组合中得到的经过处理的图像。扫描诊断医生能够识别感兴趣的区域90。如下面所述，应用在处理装置38和显示器40上(图1-3中)的操作员界面工具，操作员可以在显示器40上勾画出感兴趣的区域90。然后可以在该感兴趣的区域上做OCT扫描。参照图14B所示的典型的OCT成像，它是沿着图14A所示的一个实施例的感兴趣区域90里的虚线箭头W做线扫描得到的。图14B所示的OCT数据是在该感兴趣区域进行多重快速深度扫描的一个单线扫描。在图14B上，OCT数据的垂直轴为深度，而其水平轴是沿着图14A中的虚线箭头的距离。沿水平轴的扫描是由扫描元件72执行单线扫描来产生的。OCT扫描显示成代表探测到的信号的对数包络的强度的灰度值，其中白色代表最强的散射值而黑色则为最弱的返回信号水平。图14B所示数据由每次深度扫描(垂直轴，总距离3mm)1000个点及沿水平线扫描方向280个点组成。图14B的顶上的剖面对应于牙齿表面的剖面。在图14B所示的牙齿区域的每一水平位置处散射区域的高度跟各个横向位置处牙齿的组织的健康有关。一般地说，散射在龋齿组织中比起正常组织中穿透得更深。多重线扫描可按照屏场扫描模式执行，以便将图14B所示的整个感兴趣区域测绘出来。根据穿透深度跟位置的函数关系就可将龋齿区域的体积测绘出来。
探头的实施方案
本发明的成像装置10的各部件的包装可有几种方式，包括专门为做检查的牙医或技术员便于操作而设计的小巧的装置。参照图15A中的实施例的依照本发明的手持式牙科成像装置100。其中，由虚线轮廓所示的口腔成像探头把手102内设置了光源12、传感器68及它们的配套光照射和成像光路部件。口腔成像探头104跟把手102相联接并且可以仅仅作为把手的前盖，或者在别的实施例中，场透镜22和反射镜46设置在恰当位置以用于牙齿成像。控制电路和/或计算机系统可包括开关、存储器、和用来控制装置运转的控制逻辑。在一个实施例中，控制电路110可以只包括一个或几个开关来控制部件，例如光源12的一个通/断开关。可选地，控制电路110的功能由处理装置38来执行(图1-3所示)。别的实施例中，控制电路110可包括敏感、储存、和更复杂的控制逻辑部件来管理手持成像装置100的运作。控制电路110可连接到选用的无线接口136，以便连到通信装置，例如远地计算机工作站或服务器。
图15B的方框图显示了一个实施例中将区域成像跟OCT扫描结合的手持式成像装置的布置。在图15B的配置中OCT装置跟把手102合为一体。
图15C的方框图显示将OCT跟区域成像相结合的手持式成像装置的另一个实施例。在这个实施例中，把手102带有成像装置电缆114，其中包含取样臂光纤76和跟OCT系统80的必要的电缆通信、控制电路和计算机110。
探头104可拆卸，它的构造使之能相对于把手102转动到任意角。可以互换不同探头来检查不同类型的牙齿，或者适应不同的口腔大小，例如成人的或者儿童的需要。此外，根据需要，把手可选地联接到牙医台或牙医设备架。
手持牙医成像装置100可为不同病人有不同架构，例如可有成人尺寸或者儿童尺寸的。在一个实施例中，为此目的提供了不同尺寸的可拆换探头104。可选地，探头104对于不同的牙齿类型或者使用角度有不同的结构。探头104既可是用后即抛弃的，也可是配有可灭菌的接触部件的。探头104也可适合不同类型的成像。在一个实施例中，改变探头104就可使用不同的光学部件，使得对某些类型的成像可以用广角成像探头，而对单个的牙齿龋齿探测则采用小区域成像探头。一个或几个外设透镜可附加到探头104用于特殊类型的成像。
探头104也可用作使牙齿20干燥以便改进成像的装置。弄干燥的牙齿表面特别有利于荧光成像。在图15A所示的实施例，作为探头104的一部分的管子106为把压缩空气或别种干燥气体导向牙齿提供了出风口。探头104可用作压缩空气的空气隧道或管道；可选地，为此目的可能需用分别的管道。
图16显示带有一体化显示器112的手持成像装置100的实施例的立体图。所示的耦合到把手102的显示器112可以是，例如，液晶的(LC)或者有机发光二极管(OLED)的显示器。所显示的图像108可帮助牙医或技术员将探头104更恰当地定位到牙齿20。采用这种安排，则用白光源将图像108形成到显示器112上并且持续到进行FIRE成像。操作员通过输入命令，例如揿压手持成像装置100的开关或者揿压键盘某键，就可关掉白光而让成像光源，例如兰色LED，起作用。一当荧光像和反射光像获得后，又让白光再亮起。在用显示器112或常规的视频监视器时，白光像用作导航帮助。利用一个显示监视器，还可用白光像将某个区域显示给病员。
为了得到图像108，还可将探头104持于抵住牙齿的位置，用牙齿表面作为成像的位置参照。探头上还可提供咬片，当要将探头定位对着任何特定的牙齿时，让病员(咬住)来稳定探头位置。这样提供的稳定成像的安排的好处在于能够确定光学工作距离。跟离开牙面某段距离的安排不同，可以将探头104直接抵着牙齿，这对OCT成像特别有利，因为这样就提供了离开牙面的已知工作距离，而OCT的操作深度范围有限。
图18显示一个采用无线发送的成像系统150。手持成像装置100在操作员的指令下，例如揿压控制旋纽或者从诸如鼠标、操纵杆、触摸屏或指针机制的输入装置162输入指令，来获取成像。该成像可送到控制逻辑处理器140，例如计算机工作站、服务器或者专用的基于微处理器的系统。然后用显示器142显示所得到的图像。无线连接的手持成像装置100的优点在于不需要通过硬连线就可获得处理装置38处的图像数据。可用几种无线接口协议中的一种，例如蓝牙数据传送协议就是一例。
区域成像的图像结合软件
为了减少假阳性读数或，类似地，假阴性读数的一种方法，是将用多种光源得到的图像加以关联。例如，分别用X射线设备得到的图像可以跟采用本发明的成像装置10得到的图像结合起来。提供给处理装置38(图1-3所示)的图像软件可以将从不同光源得到的牙齿20的图像加以关联，无论这些图像是仅仅采用成像装置10得到的还是利用包括成像装置10的一些装置的结合来获得的。
参照图17的方框图所示的一个实施例的将利用多个光源得到的二维区域图像处理成为组合图像134的处理方案。一旦得到了组合图像134，可以将它显示出来，也可以由自动化诊断软件使用该组合图像对特定牙齿的感兴趣区域进行识别。被识别出来的感兴趣区域可进一步利用OCT成像工具做分析。
要形成二维组合图像134，首先得获得两张或更多的二维区域图像。如图17所示，这可包括用上述成像装置10获得的荧光像120、用同一光源获得的白光像124、用另一X射线装置获得的X光像130中的两种或三种。图像相关软件132将这些二维图像中的两张或以上的数据关联起来形成组合图像134。在一个实施例中，按照操作员的需求提供图像。操作员指定牙齿的号码，或者可选地指明所需的图像类型或者图像的光源来将相应的图像加以结合。处理装置38的软件于是就生成并且显示合成的图像。
采用结合的二维图像的价值的一个例子，白光像124对于识别牙斑区域、补牙、或者别的牙齿状况或治疗特别有用，因为它们不用这种办法就会被当作龋齿。然而如前面所述，只采用白光照射往往不足以准确诊断龋齿，尤其在龋齿的早期。将白光图像跟包括荧光像和X光像的一种或多种图像的某种组合结合起来有助于提供牙齿状况的有用信息，并且有助于把任何采取OCT成像将有特别价值的区域定为目标。类似地，将图17所示的三种图像中的两种或以上可以用图像关联软件132来加以结合以提供更准确的诊断图像。
成像软件也可用来帮助减小或消除镜面反射效应。即使在偏振光分量可以提供一些措施来隔离镜面反射的场合，采用图像处理来消除剩余的镜面反射影响仍然是有好处的。数据滤波可用来矫正数据中不希望有的镜面反射。如图17所示，也可利用别种类型成像的信息。补偿镜面反射效应的另一种方法，是在不同的照射光强级下连续地获取同一颗牙齿的连贯的图像，因为探测到的镜面反射光的相对量的增加率，跟由于别种效应的光(的相对增加率)不同。
将区域图像跟OCT成像结合起来的操作员界面
图19A为显示给操作员的安排起来的一些区域图像跟OCT扫描像。在图20所示的一个实施例，将二维区域图像跟OCT像同时显示到显示屏142上。其中荧光像120、白光像124和组合像134都是前面所述的显示牙齿表面的区域图像。在至少一个区域图像上显示了标记146，来指明OCT扫描像144跟其范围的位置。在图19所示例中，标记146为一直线，于是OCT扫描像144看起来就像一个截面切片。OCT扫描像144在每次6.0mm总距离的深度扫描中包含2000个点、而在总距离12mm的水平扫描线上包含840个点。
图19B为第二个例子，显示沿着牙齿的白光像和FIRE区域图像一道的感兴趣区域上的多重OCT线扫描像。其深度标度为2.5mm相应于每点3μm，水平轴为7mm相应于每mm 70个点。在做图19B所示的线扫描1到线扫描6时，相邻扫描之间沿y轴有1/2mm步长。
前面已经指出，可用操作员跟成像系统150互动来指示在牙齿20上该用OCT成像的那部分。图25的流程图显示在一个实施例中操作员用来得到OCT图像的顺序步骤。在探头定位步骤170，操作员，常常是牙医或牙科技术员，将探头靠近待成像的牙齿定位。手持探头靠着牙齿在一个稳定的位置。可用一种咬住装置或者用别的稳定方式来支撑探头的摄像端。接着是区域成像步骤180，生成一个或多个区域图像并且显示于屏上。区域图像可以是前面所述的例如白光像124、荧光像120或者组合像134中任何一类的合适的一组图像。在图20的实施例将白光像124、荧光像120和组合像134都作为区域图像显示出来。在探头定位好后操作员启动获取这些像，可以从计算机键盘输入指令或者用鼠标选择或者揿按探头本身上的控制按钮来进行。或者，系统可以连续地(即，重复地)执行这一区域成像过程，并且不断将参考像显示给操作员，让操作员能够确定探头定位是否合适，区域图像聚焦是否清晰，在这些问题解决之后才进入后面的步骤。
一旦口腔成像探头定位好了并且显示了至少一个区域图像之后，就可进行识别感兴趣区域的步骤185。这可以通过成像软件自动地进行或者由操作员来实施。在识别感兴趣区域步骤之后，就可执行标记定位步骤190，以便确定在感兴趣区域中OCT扫描的位置和范围。在图21A、21B、21C和22A、22B中，用十字准线152、光标148或者别的参照物相对牙齿合适定位。可以从光源80b发出光标来指示OCT扫描单元72目前在牙齿上的定位。最好将OCT扫描位置置于扫描透镜84的中央，以便在这一步骤中最大化可能的扫描范围。或者，将十字准线的中心指示OCT扫描范围的中心位置。在线扫描时，可以利用口腔成像探头把手本身上的小轮的转动来施加控制支使标记146相对于十字准线152、光标148或者类似参照物做转动。可选用的还有操作员用的鼠标或操纵干，或者用触摸屏界面来接受操作员指令。在一个实施例中采用中心对着十字准线152的原点的固定大小的长方形来简单地确定OCT区域图像。可以用适当的指令来改变该长方形的大小和取向。
然后就是对OCT扫描区域具体规定的步骤200，操作员可以具体指定想要做的是线扫描还是区域扫描，以及其方向，扫描起点位置，每次扫描的点数和在该区域上扫描的总数。例如在图22B所选的扫描区域154是一个4mm正方区。在牙齿上重复进行线扫描。操作员还可以选择所想要的扫描深度。通常对于臼齿的咬合面，推荐的扫描深度为6mm量级，以便照顾臼齿牙面高度的差别。在识别了OCT扫描区域后，就是图25中获取OCT扫描像的步骤210。通常在生成OCT扫描像的连续过程中它们都显示到屏上供观察。
图21A-21C和22A-22B显示在不同的实施例操作员如何能具体规定OCT扫描的位置和范围。在这些例子中，OCT扫描部件的光轴跟区域成像的光轴相同。如在图21A-21C和22A-22B显示，在活窗口126显示的区域图像上提供了某类靶物，以便指明此光轴的定位。例如在图21A，十字准线152指明光轴位在区域图像上的参考点O1处。光轴指明OCT扫描的中心点。操作员可以移动十字准线152或别的靶物，以便将此参考物的中心对到牙齿上所要的点上。例如在图21B所示，操作员可以将十字准线152移动到第二个参考点O2来作为OCT扫描的靶物。如前面指出的，在活窗口126显示的区域图像允许重新定位十字准线152或别的靶物，可以是组成像134或者任何它的分量像，例如X射线像130或白光像124。如图21C所示，光标148可以作为替代十字准线152的靶物类型。可从探头本身配备的激光器或LED发出的光来生成光标148。光源80b(图13B)也可用于此目的。
在直播图像126内提供的标记146是相对十字准线152或别的靶物定位的。标记146标识扫描区域或线扫描方向，还可由操作员重新定位。在一个实施例中，标记146可在小的维度范围移动，相应于光轴在目前位置时OCT扫描可达到的维度。这是由扫描透镜84的最大清晰光圈和扫描元件72所确定的。于是，操作员将标记146移出OCT光学设备能扫描到的区域的尝试就会被控制逻辑挫败。为了将标记146移出这个范围，操作员就必须首先重新定位探头，使得十字准线152或光标148指明的光轴大致处在需要OCT扫描的区域的中心，如图21B和21C所示。替代办法是制造可以重新定位的探头，以便让探头OCT扫描的中心自动对心到所需要的标记位置。
在图21A、21B和21C中，标记146指明该OCT扫描是线扫描，并且显示了该线的位置和角度取向，二者都可由操作员重新调节。在图22A和22B，标记146指示一个可以重新定位和其大小可重新调节的区域扫描，但在一个特定的实施例它具有固定的长方形和大小。在别的实施例中，区域扫描可以有别的形状，例如椭圆、圆或多边形，或者操作员定义的形状而其大小可调节。
光标148的一个优点联系到它跟扫描探头光轴的对应。在一个实施例，光标148可见地跟踪OCT扫描动作，通过活窗口126的显示，显示给操作员在扫描中的任意点对OCT取样束的实际定位。
有几种办法来选择、定位标记146和改变其大小。一个实施例中，成像探头本身包含控制机构让操作员来确定标记146的这几个功能。另一实施例中，将探头上的控制跟控制逻辑处理器140(图18)的键盘或控制台，或者跟显示器142的触摸屏结合起来，使得操作员能够发命令来选择、定位OCT扫描的区域和改变其大小，都基于活窗口126的显示。OCT扫描的启动可以由揿按探头上的旋钮，或者由别的机制获得操作员的指令，例如包括语音启动机制。
重要的是要强调以下二者的区别：(i)由X射线、白光、或荧光成像中的一种或几种办法获得的牙齿的区域图像；与(ii)OCT扫描像。
OCT像是在一个扫描区域上获得的，该扫描区域可以是相对于牙齿表面的一条线(就是说，可以在一个扫描区域上，它相对于牙齿表面只有一个像素宽、几个像素长、和几个像素深)也可以是相对于牙齿表面的一个区域(就是说，由相邻的扫描线形成，使得该区域仍然相对于牙齿表面有几个像素宽、几个像素长、和几个像素深)。
基于区域图像的图像处理，以及从区域图像自动探测感兴趣区域，有可能实现OCT像的自动生成。
不论是由操作员指令或者自动地，一旦生成了OCT像，就将它显示给操作员。接着是一个可选的储存步骤210(图25)，其中将OCT像和所有区域图像的图像数据储存到合适的存储装置，例如计算机系统中的那些，并且在进一步处理后供日后应用。
参照图26A，给出了用一种有意义的方式将OCT图像数据显示给操作员的方法。指标线158位于组合像134上的标记146内部，它配准牙齿并且指明用OCT技术扫描的扫描线。对应于指标线158的OCT扫描像144也显示出来。操作员可以重新定位指标线158，例如可以利用探头上的或者显示器上的控制，对单独的OCT扫描线排序。随着指标线158位置的变化，OCT扫描图像144也在变化。因为这种性能作用于储存的数据，别的操作员界面工具也可用来移动指标线158从而排序这组图像。指标线158可在显示平面内移动到任何方向，例如上、下、左、右、或者转动。另外还可用输入空间坐标的办法来选择指标线158的任何位置，并且显示相应的OCT扫描像。图26B显示采用不同的感兴趣区域和扫描方向得到的第二组数据作为参考。
也可用储存步骤200得到的数据来协调对同一颗牙齿不同时候实施的成像过程。例如，在t1时间获得的图像，储存的区域图像例如白光像124显示时可能带标记146，而从该标记146就可得到储存的OCT像。显示了先前结果后，操作员可以通过对同一颗牙齿获取一个新的区域图像，实施新的区域图像的转动使它看起来跟先前的区域图像顺排起来，并且放置和定向新的标记146来做OCT成像，从而在t2时间获得同一区域的一个新的图像。还可用特征探测算法，以便使获得跟先前得到的OCT像位置相应的OCT像所需的的各个步骤自动化。
牙齿的OCT扫描数据一旦获得并储存起来，有几个图像工具可用来将该数据以有用的方式显示出来。因为区域扫描获得了多条扫描线形成的屏幕场，三维(3-D)图像工具可用来显示感兴趣区域的“拓扑”。这种3-D图像可以提供的信息包括可疑区域的位置、大小和深度，以及牙周组织的整体拓扑。在很多情况下，该深度和大小数据可用来查明龋齿状况的严重程度。各种自动化工具可用来分析该数据，例如可用加亮特征来显示这些区域。
图23将OCT扫描像144的线OCT数据跟采用偏光显微镜获得的牙齿截面的显微像156做了比较。从这两张图像可见，OCT可提供龋齿的牙齿结构信息，任何别的技术如果不能做牙齿截面是得不出这种信息的。
折射率匹配凝胶
一些成像条件可做附加测量来改进质量并防止不希望有的光学效应，而且还可从牙齿邻接表面获得更多有用信息。参照图24所示邻接牙面概图，在邻接牙表面处，相对于从上面射来的入射光的角度，牙齿的斜率较大。结果，如果没有一些矫正措施，从探头的取样臂发出的光的很大百分比被珐琅质表面反射出去。由于这一大的斜率，在牙齿内也有小百分比的散射光被集光透镜获得并且被耦合回到探头干涉计。为了增加进入珐琅质的光并且获得更多的散射光，可以采用折射率匹配的材料。采用折射率匹配材料，例如折射率匹配凝胶160，珐琅质表面的反射可以明显降低，从而让更多的散射光被探头的OCT物镜收集到。
在以上讨论中我们描述了各种区域图像和OCT像，似乎它们来自单单一颗牙齿。其实有关方法和装置的描述可以方便地推广到多于一颗牙齿的情况。特别是，对于处在相邻两颗牙齿之间结合部的邻界面的龋齿的研究是有兴趣的。于是，上面对于区域图像的所有描述可以推广到包括多颗牙齿的区域图像。而且，牙齿的区域图像也不必须包括对于整个牙齿表面的像。因为在视场内可能包括不了整个牙齿表面，区域图像包括部分牙齿也就可以理解了。
以上特别参照了一些优选的实施例仔细地描述了本发明，但是正如后面的权利要求书所申明的，本领域的技术人员可以在上述本发明的范围内作出各种变化和修改而并不背离本发明的范围。
例如，在各个不同的实施方案中所采用的照相机或别种图像传感器可以采用各种各样的光源12。尽管单一光源12可用来激发荧光，采用多个入射光源12来获取多重像会是有用的。参照图8的替代方案光源12可以是一个更复杂的组件，其中包含一个光源16a来提供适当能级和波长的光以激发荧光发射，而另一个光源16b来提供不同时间的照射。附加光源16b可提供的光的能级和波长可以特别适合背散射的反光成像。或者，它也可提供白光照射，或者别的多色光照射，来获取白光成像或者多色光成像，它们跟FIRE像并排显示时，可以帮助识别一些在别的情况下会混淆龋齿探测的特征，诸如锈班或者缺钙化。照射和生成图像的光路的支持光学配置可以有无数的形式。牙医和成像的牙科技术员用于牙齿的设备上可以配备各种支持部件。这些部件可用于，例如，适当定位光源或者传感元件，或者在成像时减轻患者的不适。
于是，提供了一种利用对牙齿摄取区域图像来确定其上的感兴趣区域，并且在该区域进行低相干性OCT成像来做龋齿探测的装置和方法。
部件列表
10 成像装置
12 光源
12a 光源
12b 光源
13 漫散射器
14 透镜
15 光源结合器
16a 光源
16b 光源
18 偏振分束器
20 牙齿
22 场透镜
26 滤波器
28 滤波器
30 照相机
32 照相机
34 分束器
38 处理装置
40 显示器
42 偏光镜(起偏器)
42a 偏光镜
42b 偏光镜
44 分析器
46 反射镜
50 荧光像
52 反射光像
54 白光像
58 龋齿区域
60 FIRE图像
62 (超过)阈值(的)图像
64 阈值增强了的FIRE图像
66 透镜
68 传感器
70 OCT成像装置
72 扫描元件
74 透镜
76 取样臂光纤
78 二色滤波器
80 OCT系统
80a OCT光源
80b 可见光光源
80c 耦合器
80d 耦合器(干涉计)
80e 参考臂光纤
80f 探测器和探测电子学
80g 信号处理电子学
80h 控制逻辑处理器
80i 参考延迟深度扫描器
82 反射镜
84 扫描透镜
86 光阑
90 感兴趣区域
100 成像装置
102 把手
104 探头
106 管子
108 图像
110 控制电路和/或计算机
112 显示器
114 成像装置电缆
120 荧光像
124 白光像
126 活窗口
130 X光像，X射线图像
132 图像关联软件
134 组合图像
136 无线传输界面
140 控制逻辑处理器
142 显示器
144 OCT扫描像
146 OCT扫描线或区域的标记
148 光指示器
150 成像系统
152 十字准线
154 扫描区域
156 显微图像
158 指标线
160 折射率匹配凝胶
162 指令输入装置
170 探头定位步骤
180 区域成像步骤
185 识别感兴趣区域步骤
190 标记定位步骤
200 OCT区域确定步骤
210 存储步骤