龋齿检查方法

专利名称：龋齿检查方法
技术领域：
本发明总体涉及牙科成像方法和装置，具体来说，涉及采用荧光和光散射对龋齿进行早期检查的改进方法。
背景技术：
尽管检查、治疗、以及预防技术有所改进，但龋齿症状在较大范围内普遍存在，影响各年龄组的人群。若未得到正确及时的治疗，龋齿可能导致永久的牙齿损害，甚至导致牙齿的丧失。
传统的龋齿检查方法包括利用明锐的牙科探查设备、往往由X射线照相(X射线)成像辅助的视觉检查和触觉探摸法。利用上述方法的检查可能总是有些主观，其正确性随包括操作者经验、受感染部位、感染程度、观察状况、X射线设备和处理的正确性等许多因素而有所
变化。而且与常规的检查技术相关联具有种种危害，其中包括使脆弱
的牙齿受到损害、因触觉方法而使感染传播、以及受到x射线辐照的膝光这类风险。待到龋齿在视觉和触觉检查之下较为明显时，该病症通常处于发作阶段，需要补牙，未及时治疗的话，可能导致牙齿丧失。为了满足对改进的龋齿检查方法的需要，在不采用x射线的改进的成像技术方面业已有相当大的关注。已经得到商用的某一方法使用的是牙齿经过高强度蓝光照射时所引起的荧光。称为定量减光荧光分
析(QLF)这种技术按健全、健康的牙釉质在某些波长的激励下所产生的荧光强度高于龋齿感染损害所造成的脱矿釉质这种原理运作。于
评估牙齿的龋齿区域。对于红光激励则发现了不同的关系，龋齿区域中的细菌和细菌副产品所吸收的光谱区和发出的荧光光谱区与健康区域相比更为明确。
所提出的龋齿光检查解决方案包括如下方案美国专利No.4，515，476 (授予Ingmar)披露将用于提供在某些其他波长产生荧光的激励能量的激光器用于龋齿区域的定位。
美国专利No.6,231，338 (授予de Josselin de Jong等人)披露利用荧光检测识别龋齿所用的成像装置。
美国专利申请公报加O4/0240716 ( de Josselin de Jong等人)说明对由发出荧光的组织得到的图像进行改进的图像分析所用的方法。
美国专利No.4，479，499 (授予Alfano)披露使用横断照明以根据牙齿结构的半透明性质检查龋齿所用的方法。
使用荧光行为的牙科成像所用的商用产品当中有来自荷兰阿姆斯特丹的检查4义研究系统公司(Inspektor Research Systems BV)的QLF医疗系统。使用不同的方法，来自伊利诺斯州苏黎世湖的KaVo牙科公司的诊断激光器龋齿检查辅助设备通过在红光照明下监测细菌副产品的荧光强度来检查龋齿病症。
美国专利申请公报2004/0202356 (Stookey等人)描述对荧光的频语变化进行数学处理来以改进的准确性检查不同阶段的龋齿。，2356Stookey等人的披露知道利用荧光频谱测定进行早期检查的困难，从而说明的是用于增强所得到的频语数值的方法，其中对与得到荧光图像的照相机的频语响应相适合的频谱数据进行变换。
尽管所披露的方法和装置对龋齿检查提供非侵入、非离子化成像方法显示出很有希望，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。如，2356 Stookey等人的披露所说明的那样，初期龋齿的频镨以及强度变化可能很细微，因而难以将非疾病的牙齿表面的凹凸不平与初期龋齿相区分。
总体而言，普遍认为各荧光技术所得到的图<象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发作的阶段，远非初期或早期龋齿，这是因为龋齿牙齿结构和健全牙齿结构两者间的荧光差异对于早期阶段的龋齿来说很小。这种情况下，采用荧光技术的检查准确度可能相对于常规方法显示不出明显的
6改进。由于这种不足，对于荧光效应的运用明显具有某些实用限制阻 止对初期龋齿的正确诊断。因而，龋齿症状会继续检查不出，直到其 更为严重，例如需要补牙为止。
非常早期阶段的龋齿检查对于预防性牙科医学来说具有特别的关 注。如先前所说明的那样，常规技术常常无法检查出病症可逆转阶段 的龋齿。根据通常的经验，初期的龋齿是尚未实质穿透进入到牙釉质 的损伤。这种龋齿损伤在其威胁到牙齿的牙质部位之前被识别的情况 下，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 发作的龋齿其治疗的难度大大增加，更为频繁地需要某些类型的补牙 或其他类型的介入。
为了利用非侵入牙科技术时机的优势来预先遏制龋齿，需要在初
始发作阶段检查出龋齿。在很多情形下，如，2356 Stookey等人的披露 所知道的那样，已经发现这种检查水平难以采用诸如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查不出，故而可能 在得到阳性检查之前丧失采用低成本的预防性措施进行逆转的时机。
因而，可以很清楚，需要对针对龋齿、尤其是其相对早期阶段的 检查提供改进的准确性的龋齿检查所用的非侵入、非离子化成像方法。

发明内容
本发明提供的一种用于形成牙齿的增强图像的方法，包括下列步
骤
a) 通过下列步骤得到牙齿的荧光图像数据
(i) 使入射光朝向该牙齿；
(ii) 检测来自该牙齿的荧光发光；
(iii) 对荧光图像中的每一像素位置存储荧光图像数据值；
b) 通过下列步骤得到牙齿的反射图像数据
(i) 〗吏入射光朝向该牙齿；
(ii) 检测来自该牙齿的背散射反射光；
(iii) 对反射图像中的每一像素位置存储反射图像数据值；
c) 通过下列步骤将荧光图像数据中的每一像素与反射图像数据中
7其相对应像素组合
(i) 对该反射图像数据值减去补偿值以生成经过补偿的反射 图像数据值；
(ii) 根据荧光图像数据值和经过补偿的反射图像数据值两者 间的差值计算增强的图像数据值，
由此根据所生成的增强图像数据值的像素阵列形成增强的图像。 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，相对于现有的荧光成像技术提供增强，用于 龋齿在其初期阶段的检查。
本发明的上述和其他目的、特征、以及优点对于本领域技术人员 来说通过阅读下面结合其中图示说明本发明示范性实施例的附图所给 出的具体说明会变得清楚。


说明书尽管围绕具体给出和明确要求本发明主体方案的权利要 求，^目信本发明会从下面结合下列附图所给出的说明变得清楚 图l为其中一个实施例的龋齿检查用的成像装置的示意性框图； 图2为替代实施例的龋齿检查用的成像装置的示意性框图； 图3为替代实施例的龋齿检查用的成像装置的示意性框图； 图4A为替代实施例的龋齿检查用的成像装置使用偏振光的示意 性框图4B为替代实施例的龋齿检查用的成像装置使用偏振分束器提 供偏振光和减小镜面反射的示意性框图5为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 图寸象的处理的示意图6为示出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为示出其中一个实施例用于生成增强的阈值图像的图像处理 步骤的框图；图8为替代实施例的龋齿检查用的成像装置使用多重光源的示意 性框图9为本发明比例倍增和非对称照明法的比较结果的平面图； 图10示出如其中一个实施例所用的无任何图像修改的各代码值
的输入/输出像素变换和加上有补偿值的像素变换的图表；
图ll为本发明比例倍增和下移法的比较结果的平面图；以及 图12为示出其中一个实施例对牙齿显示有白光和增强图像的显
示例的平面图。
具体实施例方式
本说明具体针对的是本发明装置的各组成部分或与本发明的装置 更为直接合作的部分。要理解，未专门图示说明的各部分可采取本领 域技术人员公知的种种形式。
如前面背景部分所说明的那样，已经知道可利用下面两种特性响 应其中某一种使用荧光来进行龋齿医学检查其一为蓝色光源的激励 使得健康的牙组织按绿色光谱发出荧光。其二为红色光源的激励可使 得诸如那些显现龋齿的细菌这类细菌副产品按红色光i普发出荧光。
为了理解如何在本发明中使用光，重要的是如通常生物医学应用 所使用的那样、具体来说如本发明方法和装置中所使用的那样对术语 "反射"和"背散射"给出更为精准的定义。按最宽的光学术语来说， 反射通常是指镜面反射和散射形式的反射两者的总和。(镜面反射为 激励光其中按入射角度相同的角度由牙齿表面反射的那部分。)但许多 生物医学应用中，如同本发明牙科应用中的情形，反射的镜面反射部 分并非所关注的，而是总体来说对得到样品的图像或测定构成损害的 部分。反射其中对本应用来说所关注的部分只是来自背散射光。镜面 反射必须被阻断，要不然从成像路径当中清除。按照这种意见的区别， 本应用中使用术语"背散射形式的反射"来指反射其中所关注的部分。 "背散射形式的反射"定义为激励光其中在较宽角度范围内由所照明 的牙齿结构弹性背散射的那部分。"反射图像"如同该术语在本发明中 所运用的情形，指的只是由背散射形式的反射得到的图像数据，因为
9镜面反射受到阻断或保持为最小。按科学字面来说，背散射形式的反 射也可以称为背反射，或简称为背散射。背散射形式的反射与激励光 处于相同的波长范围。
已经显示光散射性质在健康的区域和龋齿的区域两者间有所不 同。具体来说，来自所照明的区域的光反射可以为对正常的非龋齿区 域而言处于不同的测定水平。反射的这种变换，单独来看，可能不足 以明确地成为按其本身考虑的诊断值，因为这种效应虽可检测，但很 细微。举例来说，对于更为前期阶段的龋齿来说，其背散射形式的反 射与较早期阶段相比可能为低有效的指示。
在诸如采用QLF技术来得到的常规荧光测定中，反射本身为是避 免而非利用的效应。通常采用滤光片来阻断全部激励光到达检测器件。 由于这种原因，激励光的背散射形式的反射中的细^:但可察觉的变化 几乎没有受到用于龋齿诊断的关注。
但发明人发现可结合荧光效应使用该背散射形式的反射变化以更 为明确和更为正确地甄别龋齿部位。此外，发明人观察到，光散射活 动的变化虽说不论龋齿症状存在于何处总可检测得到，但初期的龋齿 区域更为明确。即便是荧光效应极不明确，该背散射形式的反射变化 在早期阶段的龋齿处也较为分明。
对初期龋齿，本发明利用所观察的背散射行为，并且将该效应与 背景部分先前说明的荧光效应相组合来提供改进的牙科成像能力以检 查龋齿。下面称为具有反射增强的荧光成像(FIRE)这种技术发明， 不仅有助于相对于较为早期的方法提高图像的对比度，而且使之能够 在需要更为复杂的康复措施之前的较早阶段检查可进行预防性措施以 进行重新矿物化、修复龋齿感染所形成的损伤这种阶段的初期龋齿。 较为有利的是，FIRE检查可以相对于采用单独测定荧光的现有荧光方 法所显示的情形锁定较为早期阶段的龋齿感染。
成像装置
参照图1，其中一个实施例示出了采用FIRE方法的龋齿检查用 的成像装置10。光源12使蓝光波长范围等合适波长范围的入射光经过 光学透镜14等光束调节部件朝向牙齿20。可以在接近面处(如图所示)或咬合面处(未图示)对牙齿20进行照明。接着经过透镜22由单色 摄像机30检测光其中两部分具有与入射光相同的波长并具有可测定 反射的背散射光分量；以及因入射光而受到激励的荧光。对于FIRE 成像来说，镜面反射造成消极因素，因而不希望。为了使镜面反射的 检出减小，摄1I4/L30定位于相对于光源12合适角度处。这允许在对 镜面反射分量没有混淆影响的情况下对背散射光进行成像。
在图l的实施例中，单色摄像机30具有彩色滤光片26和28。在 反射成像期间使用彩色滤光片26和28其中一个，在荧光成像期间则 使用另一个。处理装置38得到并处理反射图像数据和荧光图像数据， 并形成FIRE图像60。FIRE图像60为可打印或可在显示器40上显现 的经过增强的诊断图像。FIRE图像60数据也可传输给存储设备或传 输给另一位置用于显示。
参照图2，示出了采用彩色摄像机32的替代实施例。按照这种配 置，通常会不需要辅助滤光片，因为彩色摄像机32会能够从牙齿20 的全彩色图像的分色(也称为各色平面)当中得到反射图像和荧光图 像。
光源12其典型的中心波长在其中某一个实施例中为诸如约405 纳米这类蓝光波长范围。实际上，光源12可发光的波长范围处于上部 紫外线范围至深蓝、大约300纳米和500纳米两者间范围。光源12可 以为激光器或者可采用一个或多个发光二极管(LED)来制作。作为 替代，可采用具有基底色滤光片用于使所需波长光通过的诸如氙气灯 这类宽频带光源。透镜14等光学元件可起到诸如通过控制照明区域的 均匀度和大小来调节入射光这种作用。举例来说，可以在透镜14之前 或之后使用如图2中虚线所示的散射体13来平緩LED光束的热斑。 照明光的光路可以包括例如诸如光纤或液体光导这类光导或光分布结 构(未图示)。光强度水平通常根据所用的各光调节检测部件为较小的 毫瓦水平，但可或大或小。
参照图3,照明配置可替代性地以法向入射角确定光方向，并经 过分束器34转向。会接着设置摄像机32以得到经过分束器34传输的 图像光。其他照明选项包括以从一侧或多侧的入射角度对准牙齿的多重光源。作为替代，照明可以使用诸如圆形阵列中的中心其周围分布
的环形LED光源或LED光源配置，以多重角度提供均匀的光。也可 以经过光纤或光纤阵列提供照明。
图l至图3中作为透镜22表示的成像光学器件可包括任何光学部 件的合适配置，其可能的配置范围为单透镜部件至多元件透镜。不平 但可能具有平緩轮廓和较高山脊两者区域的牙齿表面其清晰成像需要 各成像光学器件具有足够的聚焦深度。较好是，对于优化分辨率而言， 成像光学器件提供的图像尺寸基本上充满摄像机的传感器元件。远心 光学器件有利于透镜22提供并非高度依赖光线角度的图像生成光。
可以由单色摄傳水30 (图1)或者彩色摄#^ 32 (图2 )来进行 图像摄取。通常，摄像机30或32采用CMOS或CCD图像传感器。 单色版本通常会采用适合所关注波长的可回缩的光谱滤光器26、 28。 对于具有蓝光波长的光源12来说，用于摄取反射图像数据的光谱滤光 器26会主要传输蓝光。用于摄取荧光图像数据的光谱滤光器28则会 以诸如主要是绿光这类不同的波长传输光。较好是，光谱滤光器26和 28自动切换到位来允许以较接近的顺序摄取反射图像和荧光图像两 者。从相同的位置得到两者图像来允许图像数据的准确定位。
光镨滤光器28会在合适波长的整个范围内按采集荧光数据的通 带进行优化。从牙齿20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，其中所发出的光在激励所用的光的波长范围之外。荧光 发光通常在大约450纳米和650纳米两者间，而峰值通常在绿光区域， 大体为500纳米至600纳米左右。因而，为了在其最高能级的条件下 得到这种荧光图像，对于光谱滤光器28来说绿光滤光器通常较好。但 可见光谦的其他范围也可用于其他实施例中。
同样，光谱滤光器26会在覆盖所用的光源12的光谱能量其中至 少有意义部分的波长范围内按采集反射数据的通带进行优化。由于前 面讨论的理由，为了在其最高能级的条件下得到反射图像，对于光谱 滤光器26来说通常采用蓝光滤光器。
适当调整摄<1^控制用于得到每一种类的图像。举例来说，摄取 荧光图像时，需要对增益、快门速度、以及光圏进行相应的曝光调整，这是因为该图像不可以很强。用彩色摄*32 (图2)时，在摄傳水 图像传感器上由彩色滤光阵列进行彩色滤光。在蓝色色平面中摄取反 射图像，同时在绿色色平面中摄取荧光图像。也就是说，单次曝光同 时摄取背散射形式的反射图像和荧光图像。
处理装置38通常为计算机工作站，但在其最宽泛意义上的应用 中，可以为能够从摄像机30或32当中得到图像数据并对该数据执行 图像处理算法以生成FIRE图像60数据的任何类型的控制逻辑处理部 分或系统。处理装置38可以为本机，或者可以通过网络接口与图像检 测部分连接。
参照图5,其中以示意方式示出了如何按照本发明形成FIRE图 像60。得到了牙齿20的两幅图像，即绿色的荧光图像50和蓝色的反 射图像52。如前面说明的那样，必须强调的^^射图像52及其数据所 用的反射光来自背散射形式的反射，而镜面反射则是受到阻断或尽可 能保持为低水平的。图5例中，各个图像50、 52、以及60中存在按虚 线轮廓表示的龋齿区域58,其使得荧光稍微减少，反射稍微增加。该 龋齿区域58在单独取得的荧光图像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采用如下面所说明的图像50和52 两者所用的图像处理算法对图像数据进行运算，作为结果提供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提高，从 而龋齿病症在FIRE图像60中更为直观。
图6示出本发明与可见白光图像和常规的荧光方法逐边比对的对 比度改进。对于很早阶段的龋齿来说，龋齿区域58不论是眼睛直接觉 察出的那样还是口腔内部摄4I4M聂取的那样，会看上去与白光图像54 中周围的健康牙齿结构没有区别。按现有的荧光方法摄取的绿色荧光 图像52中，该龋齿区域58会表现为非常微弱、难以注意的阴影。而 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。显然，具有其对比度增强的FIRE图像60提供的 诊断数值更大。
图像处理
如前面参照图5和图6所说明的那样，对图像数据的处理采用反
13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。有若干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。前面引用过的一同待审查的 美国专利申请序列号11/262,869说明的是用于组合荧光数据和反射数 据的比例倍增法。该比例倍增实施例中，图像处理对每一像素进行下 列运算
r柳**U (l)
其中m和n为合适的乘数(正系数)，Fvalue和R^ue分别为由荧光图 像数据和反射图像数据得到的代码数值。
龋齿区域中对各图像像素来说背散射形式的反射较高(较亮)，上 述像素与周围像素相比，产生较高的反射值Rvalue。同时，龋齿区域中 对各图像像素来说荧光较低(较暗)，上述像素与周围像素相比，产生 较低的荧光值F油e。对于龋齿区域中的像素来说，荧光与反射相比强 度相当弱。分别将荧光和反射乘以合适的比例乘数m和n之后，m > n 的情况下，全部像素经过定标的荧光值便超过或等于相应的经过定标 的反射值
(挑* F她e)〉成,U (2)
于是每一像素经过定标的荧光值减去经过定标的背散射形式的反 射值便得到经过处理的图像，其中龋齿区域像素和健全区域像素其强 度值之间的对比度得到增强，结果是形成能够进行现成显示和认识的
对比度增强。某一实施例中，反射值Rv由e的比例乘数n为1。
如前面参照表达式(1)例子所给出的说明那样对荧光值和反射值 进行初次组合之后，也可以进行另外的有益图像处理。利用成4象领域
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所用的经过组合的图像数据进行的某些其他合适的调整，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,其中以框图形式示出其中一个实施例用于生成增强的阈值FIRE图像64 的图像处理步骤。荧光图像50和反射图像52如前面所说明的那样首 先组合形成FIRE图像60。接着进行一阈值运算，所提供的阈值图像 62更为清楚地限定所关注区域即龋齿区域58。接下来，阈值图4象62 与原先的FIRE图像60相组合来生成增强的阈值FIRE图像64。同样， 阈值检测的结果也可以叠加到白光图像54 (图6)上来给出龋齿感染 部位的明确轮廓。
对相应的系数m和n的选择取决于光源的光谱成分和图傳4聂取系 统的光谱响应。举例来说，在某一个LED至下一个的中心波长和光镨 带宽方面具有可调节能力。同样，在不同图4象摄取系统的彩色滤光器 和图像传感器的光语响应方面存在可调节能力。这种变动影响所测定 的反射值和荧光值的相对量值。因此，作为初始校准过程其中一部分 可能需要对每一成像装置10确定不同的m和n值。成像装置10制造 期间所采用的校准过程于是可优化m和n值以便在所形成的FIRE图 像中提供尽可能好的对比度增强。
其中一个校准步骤中，得到的是对反射成4象所用的光源12的光谱 测定结果。接着，对牙齿所激励的荧光发光进行光谱测定。该数据提 供的是在所关注的每一波长范围内可资利用的光能其相对量的轮廓。 于是，摄像机30 (具有相应的滤光片)或32的光谱响应相对于公知的 基准得到量化。上述数据于是用于例如生成特定成像装置10的处理装 置为了形成FIRE图像60所要使用的经过优化的乘数m和n值的集合。
虽然比例倍增法相对于常规荧光成像提供改进的结果，但尤其是 对边缘界定和总体图像质量而言仍有某些改进余地。比例倍增法其中 一个固有的问题是，较弱荧光信号的倍增使得噪声本底也有所提升。 这造成较多的噪声，FIRE图像中的边缘界定有某些损耗。
在比例倍增法的替代实施例中，可采用下面称为非对称照明法的 不同方法。该方法中，作为分开的摄取来得到荧光和反射，荧光成像 与反射成像相比有更多的光到达牙齿。荧光成像所用的激励光的明显 增加造成所形成的荧光具有较高的光水平，对于荧光图像数据来说具 有明显改进的S/N比。通过使荧光提高达到足够高的水平，荧光响应可带来与反射相比拟的水平或稍微大于反射的水平，允许将直接相减
用于获得FIRE成像所用的荧光图像和反射图像两者间的差值。要强 调的是，该方法不涉及荧光信号的提升，因而没有噪声本底的放大。
实际上，对源尤其是较小尺寸、诸如会用于成像装置的源所能提 供的光量有种种限定。通过在反射采集期间也^f吏用减小的照明，可得 到可比较的荧光水平和反射水平，而不需要照明有大幅度的提高用于 荧光采集。
可通过使得用于激励荧光发光的LED等光源的驱动电流增加获 得提高的照明。某些实施例(图l至图4B)中，将同一光源12用于 荧光成像和反射成像两者。其他实施例中，则有一分开的光源16a用 于激励荧光(图8)。不论是将同一光源12用于反射成像和荧光成像两 者，还是使用分开的光源16a和16b，每一成像动作可需要独立的照 明水平，使之需要以不同次数摄取分开的荧光图像和反射图像。某一 实施例中，按若干分之一秒的间隔摄取上述图像。可能通过根据正摄 取的图像来迅速切换到位，会需要分开的滤光片。
非对称照明成像的结果相对于式(1)的比例倍增法显示出改进。 图9示出由同一牙齿生成的两例FIRE图像。左面的是利用比例倍增 法得到的图像70，图像结构尤其是边缘特征明显较暗。而且，龋齿病 灶86a和86b过暗，无法显示这两处病灶有所区别的龋齿发作阶段。 右面的图像则是利用就该第二实施例所说明的非对称照明成像法摄取 的，在动态范围和对比度方面有明显的改善，并具有改进的边缘界定。
荧光图像和反射图像组合所用的另 一替代性实施例采取的是与刚 说明的比例倍增法和非对称照明成像法有所不同的方法。这种"下移" 或"补偿"方法没有诸如定标法可能造成的图像数据失真的风险，也 不需要驱动电流达到较高水平。下移成像法其特征可能在于保持处于 某种亮度范围的图像值，并在图像处理过程中保持那些图像值的输入/ 输出比。效果上，该方法保持原始数据的输入/输出关系和完整的结构。
下移成像法如下工作
l.分别以合适的照明水平得到牙齿的反射图像数据和荧光图像数据。2.对两图像数据值的组合过程中，从反射图像数据当中减去补偿 (或者换言之，对其加上一负补偿)，其中该补偿接近图^Jt据分布两 者间的强度差。
总之，下移成像法用下式得到每一图像值
u画n"e《鄉 (3)
例如
uu。) (4)
执行式(3)的隐函数为限幅(clipping)运算，其中减法运算的 任何负值结果均设定为零。因而式(3)可以更为明确地给出为
C7,》"Fva, e)-C7&/^v", e-oj^")// (5)
这里，Fv紐可从绿色通道得到，R油e可从同一彩色摄像的蓝色 通道得到。或者，Fv由e和Rv挂可如前面说明的替代性实施例从两次 分开的摄像得到。
图lO的图表示范性地示出下移成像法对反射值Rv由e起到何种作 用。该补偿的增加在反射数据值的有效范围内有效造成偏移。水平轴 (横向座标)表示输入数据代码值。垂直轴(纵向座标)表示输出数 据代码值。如左面图表所示的那样，在没有任何图像修改的情况下， 输入/输出变换74具有斜率1,以相同代码值将每一输入变换为输出。
右面图表在较暗区域内对输入/输出变换74应用负值补偿78，造成输 入数据有未用部分76。各输出值在输入/输出变换74其中使用的部分 内受到衰减;但保持相同的总体关系(具有相同的斜率1);对于反射数 据来说仅是总体强度水平有所降低。
下移成像法相对于用于将荧光图像数据和反射图像数据相組合的 比例倍增法显示出明确的改进。图ll示出使用相同照明水平由相同牙
17齿生成的两例FIRE图像。左面是使用比例倍增法得到的图像70。使 用对第三实施例说明的具有补偿的下移成像法所提供的右面的图像80 在动态范围和对比度方面显示出明显的改进和改善的边缘界定。利用 下移成像法，龋齿病灶86a及86b和周围的健全结构间的对比度量(即 强度差)可通过调整所用的补偿值来调整。
一定注意到，所说明的用于将荧光数据和反射数据组合的三个不 同实施例其部分本身可组合来获得FIRE图像。举例来说，可对各种 设定调整至光源12或16a/16b的驱动电流来获得具有规定范围的荧光 图像和反射图像。接着，可使用总体调整式，与某些下移量相组合利 用某种比例倍增法调整上述值
^i*Fva/"e)-(>i*/ v<l, e-6{/^") (6)
要强调的是，本发明中所获得的图像对比度增强，因为其采用的 M射数据和荧光数据两者，因而优于仅使用荧光图像数据的常规方 法。以往，仅得到荧光数据的情况下，采用图^Jt理以优化数据，诸 如根据摄像机或摄像机滤光器的光语响应等合适的特性进行荧光数据 变换。举例来说，上面引用的，2356 Stookey等人披露的方法进行这种 优化，根据摄像机响应进行荧光图像数据变换。但上述常规方法对背 散射形式的反射数据所得到的另外的图像信息高估了其附加的优势。
富有启发性的是，观察到不论是使用比例倍增法、非对称照明成 像法，还是使用刚说明的下移法，都需要各像素的空间相关用于组合 荧光值和反射值。也就是说，相对于牙齿表面，荧光图像数据的每一 像素在反射图像数据中具有相对应的像素。因而，较好是以同一位置 的成像头并在两次摄像之间几乎没有甚至毫无时间间隔来摄取荧光图 像和反射图像两者。
替代性实施例
本发明的方法允许若干替代性实施例。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某一种或两者的对比度。业 已注意到，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《生物医学光器件学报》2002年十月；7(4);第618-627页中的"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" (Fried等人)中，已经使用偏振光来提高牙科成像技术的灵敏度。 也可较为有利地采用偏振控制作为减小镜面反射的手段。镜面反 射往往保留入射光的偏振状态。举例来说，入射光为S偏振的情况下， 经过镜面反射的光也同样为S偏振。而背散射则往往使得入射光去偏 振或其偏振随机。入射光为S偏振的情况下，背散射形式的光具有S 和P偏振分量。使用偏振器和分析器，可采用这种偏振处理的差异来 有助于从反射图像当中消除不要的镜面反射，以便仅得到背散射形式 的反射。
参照图4A，示出了成像装置10其在照明光光路中采用偏振器42 的实施例。偏振器42通过的是线偏振的入射光。可以在来自牙齿20 的图像生成光的光路中提供一分析器44作为用以减小镜面反射分量的 手段。利用这种偏振器42/分析器44组合作为偏振元件，摄像机30或 32检测的反射光主要是背散射光，即反射其中希望与本发明的荧光图 像数据相组合的那部分。来自诸如激光器这种光源12的照明光为现成 的线偏振的情况下，不需要偏振器42;于是分析器44会按照其与照明 光的偏振方向相正交的偏振轴方向取向用于消除镜面反射。
图4B中所示的替代性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较为有利地对图 像生成光用的偏振器和分析器两者实现其功能，从而提供更为紧凑的 技术方案。对照明光和图像生成光光路的寻迹示出偏振分束器18如何 实现该功能。如图4B中虚线箭头所示，偏振分束器18按P偏振透射， 而按S偏振反射，将该光导向牙齿20。牙齿20结构的背散射使该光 去偏振。偏振光分束器18以同样方式处理背散射光，按P偏振透射， 而按S偏振反射。于是可由摄像机30 (如参照图1所说明的那样具有 合适的滤光器)或彩色摄像机32检测所生成的P偏振光。因为镜面反 射光为S偏振，因而偏振分束器18从抵达摄像机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，但如图4A和图4B的说明可知是以光量水平为代价的。因此，按此方法使用偏振光时，
可能需要采用较高强度的光源12。同样有益的是使用在所关注波长范 围具有较高透射的偏振元件。
具有特定优势用于本应用的一种偏振器42为线栅偏振器，诸如可 由犹他州 Orem 的 Moxtek Inc.提供的美国专利 U.S.Pat.No.:6，122，103(Perkins等人)说明的那些偏振器。线栅偏振器显 示有较好的角度和彩色响应，在蓝光光镨范围具有相对较好的透射。 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。线栅偏振分束器同样可资利用，可用于图4B配置。
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以提高的正确度和清晰度显现牙齿的龋齿区 域。按此方式，本发明提供针对现有的非侵入的龋齿荧光检查技术的 改进。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示出龋齿。本发明方法提供的是具有提高 的对比度的图像，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，本发明方法也提供在非 常早期的初期阶段检查龋齿可使用的各图像。因非常早期的龋齿病灶 的可察觉背散射效应而成为可能的所增加的能力，使得荧光技术的用 处扩展，并有助于在其可逆转阶段进行龋齿检查，因而会不需要补牙 等恢复性策略。
具体参照其某些优选实施例对本发明作了详细说明，但会理解本 领域技术人员可在不背离本发明范围的情况下在如上所述本发明范围 内和如所附权利要求所限定的那样进行种种变形和修改。
举例来说，可按照采用摄#4^或其他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用于荧光激励，但可有益于将多重入射光源 12的光应用于获得多重图像。参照图8的替代性实施例，光源12可以 为其中包括用于提供激励荧光发光用的合适能级和波长的光的某一光 源16a和用于按不同次数提供照明的另一光源16b的更为复杂的组件。
20附加的光源16b可提供最适合背散射形式反射成像的波长和能级的
光。或者，可提供白光照明等多色照明用于摄取在以FIRE图像逐边 显示时可有助于识别诸如污渍或次钙化这种可能会混淆龋齿检查的特
征的白光图像或多色图像。
在某一实施例中，白光图像同样提供利用荧光数据用于生成FIRE 图像的背散射形式的反射数据。为了从背光图像得到反射图像，使用 合适的滤光器使反射光光镨的选定部分透射，阻断反射光的其他部分。 作为替代，对于彩色传感器或摄像机32来说，反射数据从白光图像的 某一色通道(通常并非红色通道)当中得到反射数据。尽管光诿的蓝 光部分可能最适合用于反射图像数据，但采用绿光光谱范围有好处， 尤其是因为光谱的绿光部分往往传感器或彩色摄像机的光谱响应往往 具有优势。
在某一实施例中，如图12所示，FIRE图像64和白光图像54在 显示设备监视器82上逐边显示。FIRE图像64通常为灰阶图像。作为 替代，FIRE图像64可以以绿色着色倾斜。业已发现这样有助于操作 该成像装置的牙医或技师，因为其在FIRE图像64中暗示荧光内容。
因而，所提供的是利用背散射形式的反射和荧光的组合效应在早 期和后期阶段进行龋齿检查的装置和方法。部件清单
10成像装置
12光源
13扩散体
14透镜
16a光源
16b光源
18偏振分束器
20牙齿
22透镜
26滤光片
28滤光片
30摄像机
32摄胁
34分束器
38处理装置
40显示器
42偏振器
44分析器
50荧光图像
52反射图像
54白光图像
58龋齿区域
60FIRE图像
62阈值图像
64增强阈值FIRE图像
70图像
72图像
74输入/输出变换76 无用部分78 补偿80 图像82 显示设备监视器86a 龋齿病灶86b 龋齿病灶
权利要求
1. 一种用于形成牙齿的增强图像的方法，包括下列步骤a)通过下列步骤得到牙齿的荧光图像数据(i)使入射光朝向该牙齿；(ii)检测来自该牙齿的荧光发光；(iii)对荧光图像中的每一像素位置存储荧光图像数据值；b)通过下列步骤得到牙齿的反射图像数据(i)使入射光朝向该牙齿；(ii)检测来自该牙齿的背散射反射光；(iii)对反射图像中的每一像素位置存储反射图像数据值；c)通过下列步骤将荧光图像数据中的每一像素与反射图像数据中其相对应像素组合(i)对该反射图像数据值减去补偿值以生成经过补偿的反射图像数据值；(ii)根据荧光图像数据值和经过补偿的反射图像数据值两者间的差值计算增强的图像数据值，由此根据所生成的增强图像数据值的像素阵列形成增强的图像。
2. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，进一步包括显示牙齿 的增强图像的步骤。
3. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，入射光包括的波长在 约300纳米和500纳米之间。
4. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，得到荧光图像数据的 步骤包括使用绿色滤光片的步骤。
5. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，得到反射图像数据的 步骤包括使用蓝色滤光片的步骤。
6. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，得到反射图像数据的 步骤包括使用摄#4^。
7. 如权利要求6所述的方法，其特征在于，摄像机为彩色摄像机。
8. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，从单色、全色图像摄取的不同色平面得到荧光图像数据和反射图像数据。
9. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，从分开的图像4聂取中 得到荧光图像数据和反射图像数据。
10. 如权利要求2所述的方法，其特征在于，增强图像的显示具 有非灰色色调。
11. 如权利要求2所述的方法，其特征在于，增强图像的显示具 有绿色色调。
12. 如权利要求2所述的方法，其特征在于，显示牙组织的增强 图像的步骤包括同时显示用多色光源得到的牙齿的图像。
13. 如权利要求1所述的方法，其特征在于，使入射光朝向牙齿 的步骤包括使选自激光器、LED、以及灯所组成的组合当中的光源激 励的步骤。
14. 如权利要求1所述的方法，其特征在于，得到反射图像的步 骤包括^^多色入射光朝向牙齿。
15. 如权利要求1所述的方法，其特征在于，从白光图像的色平 面得到反射图像数据。
16. 如权利要求1所述的方法，其特征在于，单色光源提供第一 和第二入射光。
17. 如权利要求1所述的方法，其特征在于，不同光源提供第一 和第二入射光。
18. —种用于形成牙组织的增强图像的方法，包括下列步骤a) 通过下列步骤得到牙齿的荧光图4象数据(i) 使第一入射光朝向该牙齿；(ii) 检测来自该牙齿的荧光发光；(iii) 对荧光图像中的每一像素位置存储荧光图像数据值；b) 通过下列步骤得到牙齿的反射图像数据(i) 使第二入射光朝向该牙齿；(ii) 检测来自该牙齿的反射光；(iii) 对反射图像中的每一像素位置存储反射图像数据值； 其中第一入射光的照度超过第二入射光的照度；以及C )将荧光图像数据中的每一像素与反射图像数据中其相对应像素 组合，以根据荧光图像数据值和反射图像数据值两者间的差值计算增 强的图像数据值，由此根据所生成的增强图像数据值的像素阵列形成 增强的图像。
19. 如权利要求18所述的方法，其特征在于，第二入射光来自多 色光源。
20. 如权利要求18所述的方法，其特征在于，第一入射光包括的 波长在约300纳米和500纳米之间。
全文摘要
一种用于形成牙组织的增强图像的龋齿检查方法，得到牙齿(20)的荧光(50)图像数据和反射(52)图像数据。通过对该反射图像数据值减去补偿值以生成经过补偿的反射图像数据值，接着根据荧光图像数据值和经过补偿的反射图像数据值两者间的差值计算增强的图像数据值，由此根据所生成的增强图像数据值的像素阵列形成增强的图像(64)，将荧光图像数据中的每一像素与反射图像数据中其相对应像素组合。
文档编号A61B5/00GK101505655SQ200780031212
公开日2009年8月12日 申请日期2007年8月27日 优先权日2006年8月31日
发明者R·梁, V·C·王 申请人:卡尔斯特里姆保健公司