红外牙齿成像的制作方法

专利名称：红外牙齿成像的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种方法和装置，用于利用红外光创建用于诊断和治 疗目的的牙齿图像。
背景技术：
因为X射线成像显示有关牙齿内部的信息，所以在牙科很有用。 这些信息包括在牙齿组织中的蛀洞和孔隙，还包括典型地由于牙齿接 触酸导致组织的矿物质含量减少并且组织变得多孔的脱矿质区域。X 射线成像有效是因为被蛀空和脱矿质的区域相较周围组织更容易透过 X射线，并因此传送从光源发出的较高强度的X射线，与利用沿着不
与被蛀空或脱矿质区域相交的附近路径到来的射线形成的曝光相比， 在照相胶片或在电子成像设备上形成更强的曝光。因为X射线近乎直 线地传播通过牙齿，所以通常成像不是利用镜头聚焦而是利用X射线 的极小光源来完成的，因此在胶片或电子检测器上产生分层次的影像。 光源的尺寸将决定图像锐化(sharp)或模糊的程度。
X射线成像有一些缺陷。X射线使活组织中的分子离子化，因此 是有害的。小龋齿的X射线图像对比度很差，因为即使龋齿区域由于 没有物质完全透明，具有增加的透明度和减少的衰减的小龋齿容积也 仅仅使所传播射线的强度产生很小的变化。尽管有这种缺陷，但是还 是能够经常看到邻间龋齿(在牙齿侧面上)，因为来自这些龋齿的X 射线在牙齿的边缘经过相对少的物质。常常根本无法看到咬合面龋齿
(在臼齿的咬合表面上或者正好在其下面)，因为这些咬合表面一般 又宽又平，因此要通过大量非常不透明的物质传输X射线，同时还因
为由于龋齿造成的变化率(fractional change)很小。通过垂直地査看 臼齿的咬合表面来观察咬合面蛀蚀的横向范围将是有价值的，但是通 常只能够通过牙齿的侧面使用X射线(当病人的头是直立的时候水平 地穿过)。即使能够垂直地使用X射线，由于通过牙齿组织的长距离 造成的不透明性很可能造成这种几何关系对于观察咬合面蛀蚀的横向 范围无效。
除了对龋齿的检测，牙医需要检测牙齿中的裂缝，特别是当更换 旧的填补物并判定是应用另一镶嵌物(如果没有裂缝适用但是有裂缝 时应用有问题)还是应用人工牙冠(有裂缝时需要)。但是对于检测 裂缝，X射线技术并不可靠。如果裂缝恰巧和射线对准，则可以显示 裂缝，但是如果裂缝没有与射线对准就根本不会显示。
已经进行了利用可见光来检测牙齿异常的尝试。这些技术避免了 电离辐射。但是，与X射线不同，可见光不笔直穿过牙釉质或牙质的 典型厚度传播，而是在所有方向上随机散射。这使得牙齿呈现乳白色， 并且由于这种散射使光线严重模糊，因此阻碍了深处异常的检测。同X 射线相比，记录利用可见光波长的光形成的数字图像的商品对邻间损 害的检测和辨别效率较低。例如，参见2003年G.K.Stookey,ed.在Earlv Detection of Dental Caries. Ill: Proceedings of the 6th Annual Indiana Gonference中的Young and Featherstone， " Comparing digital imaging fiber-optic transillumination, F-speed radiographic film, and polarized light microscopy"。该产品只能够检测在牙齿表面上或者非常接近牙齿 表面的异常，而不能确定它们的深度或判定它们是否穿透牙釉质而进 入牙质中，但这对于治疗方面的决策非常重要。
用红外光成像能够减少用X射线和可见光成像的问题，因为与可 见光相比，牙釉质对于红外光实质上更透明。但是使用红外照相机的
方法存在其它问题。本公开说明了上述一些问题，并以适合红外牙齿 成像的实际普遍商业使用的方式提供了能够缓和上述问题的方法和装置。

发明内容
这里公开的示例性牙齿成像系统包括探询光学扫描仪，设置为跨 至少一个牙齿的至少一部分扫描光学探询束，其中该光学探询束基本 上能够传送进入至少一个牙齿，以便产生牙齿调制光通量。光学检测 系统被设置以产生与从该至少一个牙齿接收到的牙齿调制光通量相关 联的检测信号，以及信号处理器被耦合以接收该检测信号并基于该检 测信号产生与该至少一个牙齿相关联的依赖位置的图像信息。在一些 例子中，耦合该信号处理器以接收与探询光束在至少一个牙齿上的位 置相关联的一个或更多个扫描仪信号。在一些例子中，将光源设置为
产生大约800 nm波长或者处于大于大约800nm波长的范围内的光学探 询束。通常选择波长或波长范围，以便能够探询牙齿的内部。在另外 一些例子中，光学探询束的波长或波长范围在大约1000nm和1800nm 之间。波长或波长范围在大约1250nm和1350nm之间以及在大约 1500nm和1600nm之间是适宜的。根据进一步的例子，该光源为激光 二极管或者发光二极管。
根据示例性例子，调制器设置为对该光学探询束施加调制，其中
该信号处理器设置为基于所施加的调制来识别该依赖位置的图像信
息。所施加的调制能够是周期性的调制，该周期性的调制具有小于大
约该探询束的一个驻留时间的周期，其中，该驻留时间为在扫描方向
上的探询束宽度除以该光束扫描速度的比值。在另外一些示例性例子
中，所施加的调制所在的频率大于与该图像信息相关联的频率，或者 远离与例如环境照明的干扰照明相关联的频率。
根据一些实施例，相对于该检测系统设置滤光片，使得优先将该 光学探询束与至少一个牙齿的相互作用相关联的光辐射引导或传导至 该检测系统。在进一步的例子中，该光学检测系统包括设置为分别产 生第一光学检测信号和第二光学检测信号的第一光学检测器和第二光 学检测器。在又进一步的附加例子中，该光学探询束包括在第一波长 范围中的光通量和在第二波长范围中的光通量，并且该第一光学检测 器和该第二光学检测器分别基于在第一波长范围中和在第二波长范围 中的光通量产生第一光学检测信号和第二光学检测信号。
在另一些公开的实施例中，该探询光学扫描仪包括扫描控制器和 光波导，该光波导具有设置为响应于该扫描控制器而选择性移位
(displace)的输出端，并且光学探询束与从该光波导的输出端出射的
光辐射相关联。在一种便利的例子中，该光波导是光纤。探询光学扫 描仪能够包括设置为沿至少一个扫描方向扫描该光学探询束的至少一 个可转动镜。
根据一些例子，能够提供一种牙齿显示扫描系统，该牙齿显示扫 描系统包括将光学显示束引导到显示表面上的显示光学扫描仪。选择 对光学显示束的调制，以便产生与牙齿调制光通量相关联的该牙齿的 可视图像。由该光学显示产生的牙齿的可视图像能够形成在至少一个 牙齿的表面上，或者形成在接近该至少一个牙齿设置的图像屏幕上， 或者形成在其它位置上。在特别便利的例子中，该显示光学扫描仪和 探询光学扫描仪都基于共有光束扫描仪，该共有光束扫描仪接收用于 传送到牙齿的探询光通量和用于形成该可视图像的显示通量。在一些 例子中，显示基于当前检测的牙齿调制光通量的可视图像，而在另一 些例子中则使用存储的图像。
在另外一些例子中，光耦合设备或辐射控制器设置为将该牙齿调 制光通量耦合至光学检测系统。该光耦合设备能够包括设置为在该光 学检测系统上对至少一个牙齿的表面成像的成像光学系统，或者能够
包括设置为将该牙齿调制光通量引导至该光学检测系统的光导(light guide)。光耦合设备能够被认为是光学检测系统的一部分或者分离的
部件。
牙齿成像设备包括具有预定表面形状的可传输光的耦合表面，和
与该耦合表面光通信的可传输光的适形材料(conformable material)， 其中该适形材料设置为与牙齿表面一致(conformable)。在示例性例 子中，在适形材料上提供耦合表面。在另外例子中，在光学窗口上提 供耦合表面，并且该适形材料接触该光学窗口。该适形材料可以是液 体、凝胶或柔性固体，或者它们的组合物。为了本发明的目的，"液 体"能够包括能够在足够的压力下流动但是仅仅在引力下却保持其形 状的凝胶或其它材料。典型地，该耦合表面的预定表面形状基本上是 平的，但是也能够使用其它表面形状。根据示例性例子，在该适形材 料的折射率和牙齿的折射率之间的差值要小于牙齿的折射率与折射率 l之间的差值。在一些例子中，折射率匹配材料能够被应用于牙齿以减 小与表面特性相关联的图像影响或用于提高图像对比度。
牙齿成像方法包括在牙齿的至少一部分上扫描探询束，以便产生 与该牙齿内部相关联的牙齿调制光通量，并处理该牙齿调制光通量以 获得该牙齿的图像。在一些例子中，该探询束主要由在大约1000nm和 1800nm之间的波长处的光辐射组成。在另一些例子中，通过施加到该 牙齿的例如液体或凝胶的折射率匹配材料，将该探询束引导至该牙齿。 在可供选择的实施例中，该折射率匹配材料是与牙齿表面一致的固体 材料。在一些实施例中，基于牙齿调制通量，在牙齿附近形成该牙齿 的图像。在另一些例子中，该牙齿的图像形成在该牙齿的表面上。
在其它的示例性方法中，扫描该探询束包括分别在第一波长和第 二波长上扫描第一探询束和第二探询束。处理相应的牙齿调制光通量 以形成该牙齿的至少一个图像。在一些例子中，基本上同时地在牙齿 上扫描该第一探询束和该第二探询束。在便利的例子中，利用共有扫 描仪来扫描光学探询束和显示束。在另外的例子中，在牙齿表面上或 牙齿附近提供至少一个标记，由此在该图像中提供深度指示。
牙齿成像系统包括光学系统，设置为产生从各个位置或方向观 察与牙齿内部相关联的至少第一图像和第二图像；以及至少一个标记， 设置在该牙齿表面上或该牙齿表面附近，并定位，以便基于第一图像 和第二图像提供深度指示。在一些例子中，在牙齿的表面上提供至少 一个标记。在另一些例子中，在光耦合设备上提供该至少一个标记。
上述例子例示本发明技术的一些特征。下文中将参考附图阐述本 发明方法和装置的这些和其它的特征和方面。


图1是示出牙齿成像系统的示意图，该牙齿成像系统包括扫描聚 焦探询光束通过牙齿内部的光学扫描仪。
图2是示出牙齿成像系统的示意图，该牙齿成像系统包括扫描狭
窄准直光束通过牙齿内部的光学扫描仪。
图3是示出牙齿成像系统的示意图，在该牙齿成像系统中，将扫 描探询束沿探询轴引导至牙齿的咬合表面，并沿不平行于探询轴的检 测轴在牙齿的一侧上设置检测器。
图4是示出牙齿成像系统的示意图，在该牙齿成像系统中，将扫 描探询束引导至牙齿，并在两个不同的任意检测位置上设置第一和第 二检测器。
图5说明一种包括输入耦合设备的牙齿成像系统，为了几何校正， 该输入耦合设备包括与牙齿形状一致并向扫描束组件呈现已知表面的 可传输光的顺应性(compliant)的或流体材料。
图6是说明一种包括输入耦合设备的牙齿成像系统，该输入耦合 设备包括与牙齿形状一致的可传输光的顺应性的或流体材料。该输入 耦合设备包括带有顺应性边缘的腔，含有与该牙齿形状一致的折射率 匹配的流体或凝胶。
图7说明一种包括检测器-耦合设备的牙齿成像系统，该检测器-耦合设备设置为影响牙齿调制光通量到该检测器的耦合。
图8说明一种包括检测器和检测器-耦合设备的牙齿成像系统，在 该扫描束组件附近设置该检测器，该检测器-耦合设备包括在该牙齿远 侧上的反射器或散射器，由此将牙齿调制光通量引导至该检测器。
图9是用于获得牙齿的红外图像的包括光纤扫描仪的系统的示意图。
图IO是用于获得牙齿的红外图像的包括微机电系统(MEMS)扫 描仪的系统的示意图。
图11是牙齿成像系统的示意图，该牙齿成像系统使用共有扫描仪 以进行牙齿探询和基于该探询的可视图像的显示。
图12是牙齿成像系统的示意图，该牙齿成像系统产生与扫描红外 探询束相关联的图像信息和利用相机获得的可视图像。
图13是另一种示例性的牙齿成像系统的示意图。
具体实施例方式
在此使用的单数形式"个"和"该"包含复数形式，除非上下文 清楚地另外指出。此外，术语"包含"表示"包括"。另外，术语"耦 合"表示以电、电磁或光学方式连接或联合，并且不排除在所耦合的 项之间存在中间部件。
所述的系统、装置和方法不应当解释为任何形式的限制。相反， 本发明的公开致力于各种公开的实施例单独的全部新颖的和非显而易 见的特征和方面及彼此的不同组合以及次组合(sub-combination)。本 发明的系统、方法和装置并不限于任何特定方面、特征或其结合，本 发明的系统、方法和装置也不需要呈现任何一个或多个特定的优点或 解决问题。
尽管为了便于说明，以特定的顺序说明了本发明方法中的一些操 作，但是应当理解这种说明方式包含了重新排序，除非下文中使用具 体语言明确阐述需要特定顺序。例如，顺序描述的操作可以在某些情 况下重新排序或者同时执行。而且，为简单起见，附图没有示出本发
明的系统、方法和装置能够和其它系统、方法和装置联合使用的不同 方式。
光学扫描仪通常接收光学照明通量并提供在目标表面上扫描的探 询束。通常，该探询束被准直、聚焦或其它配置，以便所照亮的"点" 能够在目标表面上或贯穿目标体积迸行扫描。如下所述，在典型的例 子中，选择该光学探询束的波长或波长范围以使得光学探询束充分传 送进入牙齿，以便该光束扫描穿过该牙齿体积的至少一部分。通过与 牙齿的相互作用散开、传送或以另外方式调制的该光学探询束的部分 可以称为被牙齿调制。在一些例子中，光学扫描仪接收准直束作为输
入，并且不需要额外的光束成形(shaping)，而在另一些例子中，该
光学扫描仪包括处理输入的光学照明通量的透镜、镜或者其它光束成 形元件，以便产生准直或聚焦束，或以其它方式提供在目标处的照点。 例如激光器具体为二极管激光器的空间相干光源比较适宜，但是例如 发光二极管的其它光源也能够使用。利用检流计、旋转多面镜
(polygonal mirror)、电光或声光材料或其它类型的扫描仪能够方便地 实现光学扫描仪。在此所述的一些例子中，扫描基于振动光纤的空间 位移或基于微机电系统(MEMS)。
尽管在便利的例子中，相对于牙齿扫描探询束，并利用固定的检 测器来检测牙齿调制辐射，而在另外的例子中，对牙齿进行固定的照 明，并相对于该牙齿扫描有效检测区域。典型地，基于扫描的探询束 而不是基于扫描的检测的系统提供较高的信噪比。
在本发明的例子中，能够获得与一个牙齿、 一个牙齿的一部分或 者超过一个牙齿的一部分或全部相关联的图像或图片信息。这里为了 方便起见，术语"牙齿"表示一个或多个牙齿的一个部分或多个部分。
在一些实施方式中，光学扫描仪提供遍历(traverse) 二维光栅的 扫描点。例如，能够水平地跨靶周期性地扫描点，但是该扫描点在每
个水平扫描之间稍微垂直移位。这样的光栅扫描能够很便利，但是在 另外一些例子中，该光学扫描仪提供遍历一系列圆弧、螺旋线或一系 列里萨如(Lissajous)图形或其它图形的扫描点。典型地，该光学扫描 仪接收或产生与该扫描点的位置相关联的一个或多个扫描信号。由此， 基于这样的扫描信号，能够处理作为时间函数的在检测器(或多个检 测器)处接收的牙齿调制光学通量的部分，以获得作为在靶上、靶中 或靶处的位置的函数的接收的光通量。作为位置函数的接收到的光通 量大小在此被称为图像或图像信号或图像信息，并且能够设为时变的 电信号或者设为计算机可读数据文件，该计算机可读数据文件采用例
如标签图像文件格式(TIFF)、位图的格式，或基于例如JPEG或其他 标准，或利用其他数据文件格式。也能够将其设为可见图像。
在典型的应用中，对环境照明的控制可能不便、困难或者行不通。 例如，通过照明病人的嘴并提供充足的室内照明能够有助于检查一个 或多个牙齿所需的光学系统的布置。利用滤光片能够减少、消除或另 外抑制与一个或多个牙齿的探询无关的这样的照明或其他照明，以便 仅仅使得与探询束相关联的波长充分到达检测系统。这样的滤光片能 够是窄带薄膜滤光片、有色(吸收)滤光片或者偏振滤光器。在一些 例子中，该探询光束被偏振，并且设置偏光器，以便优选地 (preferentially)将被一个或多个牙齿散射的探询束的部分传送到检测 器，同时衰减直接(未散射)的探询束。典型地，该探询光束被线性 或圆形偏振，并设置偏振器，以便基本向检测器传输正交线偏振或者 圆偏振。
在另外的例子中，通过使用例如液晶或光电调制器的光学调制器 对探询束进行调制，或者调制对于LED或激光二极管的电驱动信号， 能够补偿或减少环境照明或其他不想要的照明、或与受检牙齿牙齿特 性不对应的电信号的影响。在一些例子中，这样的调制在足够高的频 率上，以便每个扫描点位置与至少一个调制周期相关联，该足够高的 频率大于用扫描束在牙齿上的速率除以该扫描束的宽度所得的值。
在此使用例如辐射、照明、光通量等术语，用于标识入射到牙齿 上或从牙齿接收的电磁辐射。这样的电磁辐射能够在狭窄频率范围内 (典型为激光)，或者在相对宽的频带中。在下面所述的示例性系统
中，使用在大约1250nm和1600nm之间的波长。但是也可以使用适宜 穿透牙齿的其他波长。在一些例子中，中央波长适于示出光源光谱， 而对于一些光源来说，需要中央波长和一个或多个光谱带宽的测量。 选择这些和其他的光源以及波长范围，以便探询光通量能够显示牙齿 的内部特征。
在Waldmann等人的公开的PCT专利申请WO94/200U " "Dental Diagnostic Instrument" " 、 Fried禾B Jones的公开的PCT专利申请 WO2005/013843 "Near-infrared Transillumination for the Imaging of Early Dental Decay"、以及Seibel和Furness的美国专利US6294775 "Miniature Image Acquisition System Using a Scanned Resonant Waveguide"中说明了包含近红外透视成像的牙齿诊断装置、方法和谐 振波导的某些细节，以上专利申请和专利均在此并入作为参考。
具有充分大于可见光的波长，例如1310纳米的波长，的红外光， 具有优于X射线和可见光的优点。红外光能够以高对比度显示邻间损 伤，或以臼齿的俯视图(vertical view)显示咬合面损伤的形状和范围， 而无需暴露于有害的X射线电离辐射。例如，参见OPTICS EXPRESS 11: 2259(2003年9月)中Jones等人的"Near-infrared transillumination at 1310-nm for the imaging of early dental decay"， 在Proc. Of SPIE 5313巻(2004年)中由Rechmann等人编的Lasers in Dentistry X中 Graham等人的"Transillumination of Interproximal Caries Lesions with 830-nm Light"，以及OPTICS EXPRESS 13:573 (2005年1月)中Bli hler等人的"Imaging of occlusal dental caries (decay) with near-IR light at 1310-nm"。 红外光还能够显示在牙齿中的裂缝。红外光有效是因为光散射作 为增加的波长的函数而迅速下降，所以在较长的波长下，牙釉质就变 得几乎象玻璃一样接近透明。即使在较长的波长下，处于牙齿中央的 牙质仍然保持较高的散射，但是健康的牙釉质的透明度足以使红外光 非常有用。存在一定的吸收，其仅仅减小强度而不会象散射那样导致 模糊。牙釉质的脱矿质区域散射和/或吸收该光束之外的光，因此和未 变化的牙釉质相比它们在直线上传送较少光，而不是象X射线那样传 送较多。和X射线相比，很小的脱矿质损伤能够在所传送的红外强度
上产生较大变化率(fractional change)，即，对比度能够明显提高。 已经通过用1310nm的光源在一侧上照明牙齿并使用透镜将该牙齿从 另一侧成像到红外检测器阵列上对此进行了测试，其中，红外检测器 阵列将红外光学图像转换为电信号，该电信号能够被数字化并传输到 计算机中以供图像显示和/或存储。虽然1310nm是一个容易获得的波 长，也能够使用具有在大约800nm和1800nm之间的波长的红外光。
尽管基于相机的红外技术具有优异诊断价值，但是长波长光所需 的红外检测器阵列非常昂贵的事实限制了这些技术的应用和商业潜 力。用于摄像机和数字相机的硅基CMOS和CCD阵列检测器不贵，但 是当波长增加超过大约1000nm或1100nm后，这些器件的灵敏度随着 波长的增加迅速下降。对于例如1310nm或1550nm的波长，就需要 InGaAs或另一种特定材料，而制造该阵列的生产成本很高。本发明说 明了示例性的用于获取电子图像的方法和基于不同方法的装置，这些 方法和装置不需要在红外光中生成牙齿光学图像，也不需要阵列检测。 本发明的方法和装置能够以非常低的成本使用，并且还具有其他的优 点。
在此所述的例子中，使用位置分辨(position-resloved)("扫描") 照明和低分辨(less-discriminate)或漫射检测，来取代在基于相机的系 统中使用的位置分辨检测和低分辨或漫射照明。在示例性例子中，设 有单个的光检测器，并且光束以覆盖关注的区域、体积或其他区域的
方式迅速在牙齿上扫描。该检测器接收直接地或经漫射、散射或其它 过程而经过牙齿的光，并基于所接收的光产生作为时间函数的电信号。 因为已知在牙齿上的扫描束的位置也是时间的函数(典型地基于施加 到光学扫描仪的扫描电压或从光学扫描仪接收的其他信号)，我们能 够将这两组信号组合以产生作为束位置的函数的检测器信号的表示。 该信息能够呈现为图像。在这方面，能够将该光电检测器信号转换为 与其是否或如何实际显示无关的"图像信息"。对于从光源穿过牙齿 更有效耦合到光电检测器的束位置来说，光电检测器信号将为高，而 对于当该信号耦合较弱的的束位置来说，该信号为低；为了产生二维 的显示，我们能够将不同的明暗度分配给不同的信号等级，正如如果 以光源代替该光电检测器以及利用使用透镜在阵列检测器上产生光学 图像的长波长电子相机来代替该扫描束组件时我们将看到的那样。
有时将在表面上扫描光点的设备称为"飞点扫描仪"。如在此所 述，所扫描的是束而不是点，因为束穿入牙齿的体积内，而不是落在 单个表面上从而产生点。在束中光学功率的不同分数被其穿过的牙齿 的不同部分散射或以另外方式阻挡，并经过能够相当复杂的不同路径 到达该光检测器。但是，所得图像中的每一个位置(location)都受到
牙齿的光学特性的调制，而牙齿的光学特征则通过相应的束位置采样 得到，并且这些光学特性都是受到牙齿中局部异常的影响，以便所得 图像给出该异常的有用空间指示。这样的异常能够和光散射、吸收、 双折射或其他的光学特性相关联。当该扫描束组件将光垂直投射到臼 齿的咬合表面中时，光穿透牙釉质并进入牙质中，在那里光被散射并 使牙质发光。即使没有来自扫描束的光直接到达牙齿侧部的光电检测 器，该光电检测器能够检测这种放光。当该束与脱矿质的牙釉质的一
部分相交(intercept)时，这种发光将变弱，并且该信息能够用于显示 所产生图像的相应部分(section)中的较暗区域。
对于该扫描束的一些位置和方向，光将穿过该牙齿而不遭遇任何 散射大部分光的东西。例如，假设光在边缘附近水平地穿过牙齿，以
便光只在牙釉质中而不在牙质中。当该束在没有邻间脱矿质的区域中， 该束将很少散射离开。这种情况下，将该检测器放置在牙齿远离光源 的一侧是有效的；或者，如果将该检测器放置在别处，具有一些附加 的光耦合设备以将由该牙齿形成的光的至少一部分耦合到该检测器是 有效的。对这样的光束位置，该检测器信号为高，但是当该光束与脱 矿质区域相交时，由于从光束散射出光，该检测器信号将减小。但是， 可选择的，我们能够将该检测器放置在一些其他位置，使得检测器主 要看到从光束散射出来的光而不是直接透射的光。例如，该检测器能 够从顶部俯视牙齿，或者能够从某些角度查看该牙质。对于一些备选 方案，我们希望当该光束没有与脱矿质区域相交时该信号较低，并且 当光束与脱矿质区域相交时该信号较高。有许多方法来部署并将光耦 合到检测器中，以便当该光束与具有改变的散射或吸收的牙齿区域相 交时会有信号的对比，以生成有用的图像。
己经论述了扫描方法的重大成本优势，并且已经注意到成本是常 规基于相机的方法的严重劣势。在和这样的常规方法的对比中，在此 公开的扫描方法证明，高成本不是利用长波长光从牙齿得到图像的总 体构思中所固有的。本发明的方法给常规方法提供了实用的成本效益 较高的其他选择。本发明的方法的其他优点还包括消除或减少图像 中明亮区域的饱和或斩波(clipping);消除或减少明亮信号的突然激 增(blooming)或泄漏进入附近的图像减光(dimmer)区域中；当使用 激光作为光源时消除或减少散斑(speckle);扫描设备可能具有小尺 寸；使用光源调制以除去杂散光的性能；同时使用多个检测器的便捷； 和改变分辨率的便捷。下面将说明展示这些和其他优点的示例性系统。
由于当从其他像素读取信号时，用于每个独立检测器或象素的光 电流必须被积分(integrated)并存储在电容器中(没有这样的积分 (integration)，信噪比将很差)，所以商业化检测器阵列通常具有受 限的动态范围。由于该阵列电路限制电容器上的电压或电荷，因此这 造成了对能够测量多亮的光的限制。如果太亮，则该电容器仅仅被充 电到其饱和值，而无法测量真实的光功率水平。但是对于在本发明的 一些例子中所使用的单个检测器来说，不需要存储电荷，并且该检测 器和与之相关联的电路能够允许最亮可检测信号与能够与噪声中区分 的最弱信号的非常大的比率。通过使用例如对数放大器的非线性电路 能够提高该范围，对于对数放大器来说输出电压与检测器光电流的对 数成比例。为了使牙齿中的对比特征在图像中的所有部分中都能看到 而不管信号的宽动态范围，随后的信号处理能够将信号减少成较小动
态范围以供显示，或者能够应用伪彩色映射(mapping)或依赖于本地 信号(local signal)的位置决定的映射。
商业化检测器阵列经常显示出"突然激增"现象，在此现象中， 向一个象素施加明亮或过饱和的光水平将造成信号泄漏进入邻近象素 中，使得得到图像表现出扩展超过其实际边界的亮点，使附近的图像 减光部分模糊。通过本发明的方法能够避免这种现象，因为很容易使 与该检测器相关联的电路不饱和，或者即使其饱和也会非常迅速地恢 复，以便即时对应的位置非常接近也能够使得在一瞬时的信号(对应 于牙齿上的一个位置)独立于或基本独立于在另一瞬时的信号(对应 于另一个位置)。由此，与使用阵列检测器件通常能做到的相比，可 以在亮度值的更宽范围上快速测量。这减少了对例如交叉偏振器等器 件的需要，这种器件在使用相机或阵列检测器的系统中被使用以消除 来自光源的直接光线。尽管具有取消用于防止突然激增的偏振器的优 点，但是本发明的方法和装置也能够使用偏振器用于对比度增强。
使用二极管激光器用于光源是方便的， 一部分原因是由于该光源 已经被开发用于在感兴趣的波长范围中的电信通讯，并且在各种波长 中很容易以低成本获得。但是如果将激光器用在常规方法中，在该阵 列检测器的表面处将具有"散斑"或复杂的颗粒状多路径干涉图案， 这给光学图像带来粗糙颗粒。为了避免这种情况，已经使用了一种超 级发光二极管，它与二极管激光器相关，只是它在波长的宽范围上不 不连贯地(incoherently)发射。不幸的是，这种器件与激光器相比非
常昂贵，当中央波长值的范围较广时不容易获得。当使用本发明的方 法时，即使光源是激光器，散斑也消失或得到大大的抑制。实际上， 散斑图案存在于该检测器的平面中。但是不同于在阵列检测器设备中 的单独的检测器，该检测器能够制得与散斑图案的颗粒大小相比较大。 散斑图案将随着光束扫描而波动，给图像信息增加了噪声；但是不同 区域或颗粒的波动会具有很少关联，因此如果检测器适度较大，由该 检测器见到(seen)到的平均强度的波动率将很小。
商业化检测器阵列以及它们相关联的封装很大。相反， 一些扫描 设备能够做得非常小巧，因此它们不需要在人体工学和使用红外光形 成牙齿图像的系统的其他设计方面做妥协。不是在此公开的所有系统 和装置都必需很小，但是一些包括基于MEMS的镜和振动光纤的一些 系统能够被做得非常小。
牙医诊所经常灯光明亮，因此杂散光能够进入光检测系统或设备， 该光检测系统或设备是检测器阵列或者单个检测器。这是一个问题， 不仅因为这可能使检测器饱和，还因为杂散光能够随时变化。例如， 运动和阴影或以两倍于电力线频率的频率进行强度调制会导致变化， 并且这能够影响图像。 一种减少该问题的方法是在该检测器前面放置 滤光器，该滤光器具有以所使用光源的红外波长为中央的较窄光谱带 宽。这样的滤光器特别适于使用激光二极管或其他窄光谱宽度红外光 源的系统。但是，如果我们通过调制光强度对光源编码，并在检测后 对其电子或数字地解码或解调，也能够取消该滤光器。例如，我们能 够调制该光源以产生在某个频率上的正弦波或方波调制，然后在来自 该检测器的信号上进行锁定(lock-in)检测、窄带检测或相位敏感检测。
可选地，我们能够在光源开启时测量该信号，并减去在光源关闭时获 得的背景信号。如果调制频率相当高，远离存在于杂散光中的任何调 制，这样的方案能够最为有效。典型地，杂散光调制主要在低于大约 lkHz的频率上，并且该频率典型地小于电力线频率的低阶谐波，即小 于大约n60Hz，其中n是小于大约10的整数。高频调制和检测对于检
测器阵列是困难或不可能的，但是在扫描方法中却容易实现。
两个或多个检测器能够同时接收来自同一扫描源的光线，并且这 有几点好处。如果使用单个光源和检测器(不管是与基于相机的检测 系统还是位置分辨照明(扫描)系统一同使用)，从牙齿的一部分接 收的牙齿调制光信号的大小或对比度可能足够，而从其他部分接收的 信号大小或对比度会太低而不能获得希望的牙齿图像。对于基于相机 或检测器阵列的系统，可以通过使用几个光源来减轻这个问题；但是 不可能分离来自两个光源的同时信息。利用位置分辨照明，来自超过 一个检测器的牙齿调制光信号能够采用随位置改变的方法来选择或组 合，并为视场的任何部分产生优选的信号和/或对比度。这里"组合" 不仅仅表示加权求和，还包括减法或利用在两个不同检测器上的信号 之间的差的其他处理。能够将多个检测器静止地布置在一排牙齿附近， 然后能够移动扫描光源，并且能够组合数据以产生这排牙齿中每个牙 齿或部分牙齿的最佳图像。此外，还能够基于波长而不是仅仅基于位 置来区分检测器，并且信号的组合(包括差值)能够提高牙齿损伤的 对比度和分辨率。能够利用扫描光源同时发射两个不同波长或波长范 围的光，并且不同的检测器能够利用滤光器来选择不同的波长带。
一些扫描设备(包括两轴MEMS镜和谐振光纤)能够几乎即时在 具有低位置分辨率的快速扫描与具有较高位置分辨率的较慢扫描之间 切换它们的位置分辨率。这样有一个潜在的好处，即操作者能够使用 低分辨率快速探测牙齿，然后在保持扫描源静止的同时记录感兴趣区 域的较慢但具有较高分辨率的图像。
示例性检测方法和装置
如果扫描光束垂直地冲击在牙齿上，可以在牙齿的侧部附近使用 很小的检测器，因为不管该光束瞄准哪里，来自发光牙质的一些光会 到达该检测器。但是当光线水平地传播通过牙齿时，对于该光束的一 些位置，光可能会径直穿过该相当透明的牙釉质，而甚至不会遇到牙质或其他散射材料。这种情况下，以下方式是有效的在该牙齿后面 使用较大的检测器使得该检测器总能截取到该光束，或者在该牙齿和 较小的检测器之间使用光耦合设备，使得不管该光线在何处离开牙齿， 该较小检测器总能接收到一些经过该牙齿的光。为了降低成本，理想 的可能是利用光耦合设备使得能够接收经过牙齿的光的较小检测器。 此外，较小的检测器所减少的电容可能对于与该检测器相关联的电子 放大器的性能有好处。该光耦合设备能够结合散射以将从该牙齿发出 的光转向检测器，或者其可以结合镜面或其他反射，例如在光纤或一 束这样的光纤或由于在表面附近的涂敷或折射率变化造成具有内部反 射性表面的刚性光导中的全内反射。它还能够结合利用透镜或其它光 学设备对从牙齿发出的光进行成像，从而在检测器上形成该牙齿的全 部或部分的清晰或模糊的图像。实际上，可以使用透镜、弯曲反射面
(curved reflector)或全息光学元件，在大大小于牙齿的检测器上产生 縮小的图像。注意，所生成的该光学图像与利用系统产生的图像无关， 而只是为了将来自牙齿的光功率耦合到该检测器。但是，除了将红外 光耦合到检测器，这种光学结构还能够用于提供可见光图像。
如果使用小的检测器，该检测器仅仅能够接收来自牙齿的有限部 分的光，则对于扫描光束的不同位置的信号将取决于该检测器的放置 位置。因此，用于将整个牙齿相当均匀地耦合到该检测器的光耦合设 备的使用能够使所获得的图像质量对于该光检测组件的确切位置不太 敏感。但是作为选择，能够利用小检测器的位置敏感度来增强从系统 取得的信息，例如能见度或对比度或关于异常的存在和特性的其他线 索。能够通过将检测器移动到不同的位置，或者以该牙齿不同的视角 同时使用多个检测器来产生这样的增强。如前面注意到的，在不同波 长处或在不同位置接收的信号的多个同时检测是本发明方法和装置的 特别优点。用这样的方法，能够产生与该不同的波长或不同的检测器 位置相关联的不同图像。在同一扫描操作期间获得的检测信号将趋于 确保每个扫描区域产生来自至少一个检测器的有用信号水平。来自不 同检测器的图像信息的几何形状将是相同的，因为该几何形状是由光
束在何处扫描所确定的。通过利用共有扫描图案基于不同的固定检测 器同时地获得图像，而不是在移动的单个检测器上的依次的图像，能
够根据需要将得到的图像进行叠加(overlay)或组合，而不存在能够 与在不同时间获得多个图像相关联的不可预测的偏移。在多个检测器 处的同时测量还能够减少测量时间。
示例性扫描方法和装置
扫描能够以多种方式实现。如果要扫描的对象是平坦表面，则光 束能够具有很大的圆锥角并能够在该表面上聚焦为小点。该点小的程
度决定了得到图像聚焦的锐度；向该扫描光束组件移动表面或从该扫 描光束组件移开表面将放大或模糊在该表面上的点，降低空间分辨率。 因为我们想要检测在三维牙齿内不同深度处的细节，所以使光束较窄 比较好，这样其在牙齿内任何虚拟平面上的截面将非常小，而不管该 平面是比较接近还是比较远离该扫描光束组件。 一种形成扫描光束组 件的方法是，在朝向第一镜的第一方向上投射光束，该镜在第二方向 上朝向第二镜偏转该光束，该第二镜在第三方向上偏转光束。例如， 利用检流计电机将两个镜绕适当的轴转动，将在两个方向扫描该光束 方向。另一种方法是利用能够围绕两个不同的轴转动的单个镜来偏转 该光束。这种类型的光束偏转能够用MEMS技术实现，并做到即便宜 又紧凑。例如，参见Jain等人在IEEE J.Selected Topics in Quantum Elect. 10:636-642 (2004年6月)中的"A Two-Axis Electrothermal Micromirror for Endoscopic Optical Coherence Tomogrphy"，将其在此并入作为参考。 另外一种扫描技术使用从光纤发出的光束，其中安装该光纤，以悬臂 方式使光纤端部凸出超出底座(mount)，使得光纤能够谐振。然后振 动该底座，使得该光纤端部以二维图案谐振。这样的扫描技术既便宜 又非常紧凑。例如，参见Seibel和F腦ess的美国专利US6294775 "Miniature Image Acquisition System Using a Scanned Resonant Waveguide"，其在此并入作为参考。
另一种技术是使用能够开关的光源的二维阵列和用于将该阵列的
图像向该牙齿投射的透镜。利用每次离散地开启一个光源来实现由该 组件所发射光束的扫描。另一种技术使用如在液晶显示器中那样的在 光栅设备的二维阵列后面的漫射光源和用于将该阵列的图像向该牙齿 投射的透镜。通过每次离散地打开一个光栅来实现扫描。另一种示例 性技术使用光源或光栅设备的一维阵列(后面是漫射线性光源)和用 于将该阵列的图像向该牙齿投射的透镜，除此以外还在路径上包括能 够在与该阵列的线垂直的方向上扫描该图像的可旋转镜或其它设备。 对于阵列设备，代替每次只打开一个像素，其还可以通过使用多个像 素的不同图案来"扫描"，并且仍然产生图像信息。为了本发明的目 的，扫描光束不仅包括移动单个的光束，还包括使用带有变化的狭窄 结构细节的较宽光束。
在构成该扫描光束组件的不同的可能方法中，内部结构能够引起
(entail):大致从单个点发出并改变方向的光束，如同利用两轴基于 MEMS的镜的情况；从变化的空间地点发出的光束，如同利用光源或 光栅的阵列的情况；或者组合，如在悬臂光线端部中，在扫描时改变
光束位置和方向。在所有这些方法中，为了产生在牙齿处的最终光束 的空间扫描的适当范围，能够将光学元件(例如透镜)禾B/或空间隔离 结合在该扫描光束组件中或与该扫描光束组件一起使用，以对初始产 生的光束进行变换。根据本设计，在牙齿处的光束的方向可以在扫描 该光束时变化或不变化。
可以将该光束聚焦到牙齿上的小点。为了最高的分辨率，该光束 可以具有高数值孔径，g卩，该光束可以是具有大角度的会聚锥体以减
少该光束最窄部分的衍射受限(diffraction-limited)尺寸；但是这将损 害景深，将部分放在失焦(outoffocus)的不同平面中。为了更大的景 深，该光束可以具有更小的锥角，或者可以对其进行基本准直；但是 准直或小的锥角通常会产生在光束最窄点上与从较大锥角和较短景深 得到的宽度相比更宽的光束。可选择地，为了产生在牙齿的不同深度 (level)处锐聚焦的不同图像，可以通过移动该扫描光束组件或改变
其内部部分来改变最锐焦距(distance of sharpest focus)。
当该光束在不和该光束垂直的牙齿表面上的点处进入该牙齿时， 折射将造成光束弯曲。(相反，当进入倾斜的牙齿表面时X射线基本 不弯曲。)这将扭曲在空间中特征的位置与得到图像中显示的该特征 的位置之间的关系。这对于大多数诊断使用不是问题，但是为了精确 的几何测量期望对其校正。如果知道牙齿的形状，能够利用数字图像 的计算转换来实现校正，但是在测量之前进行光学校正是有利的。能 够通过与牙齿接触地放置光学校正设备来进行校正。例如，这能够是 顺应性(compliant)透明材料(例如柔性聚合体)，或者包含折射率 大致比得上牙釉质的液体或凝胶体的腔。在上述任一情况中，该扫描 光束首先进入的远离牙齿的表面会具有已知的形状(例如平面，或者 以来自该扫描光束组件所有光线从其发出的一点为中心的球面)，以 便或者不需要校正，或者能够对图像应用已知校正以使得其几何形状 准确。
示例性系统实现
能够将扫描光束组件和检测组件附着到彼此作为单个探针组件的 一部分，并用手布置在口中。扫描能够很快，并且能够快速或实时呈 现可视图像，使得操作者能够布置设备以获得最佳图像。然后，操作 者能够信令通知设备来记录图像。 一组图像快速序列也能够作为电影 (movie)被记录。如果在这样的序列期间该探针正在移动，不管该序 列被实时观看还是随后作为记录的电影来观看，探针都将随视角变换 而传输有关牙齿的有用三维信息。还能够通过对从不同角度观看该牙 齿的静态图像的比较来获得这样的三维信息。对于这样的分析，在牙 齿表面上或牙齿表面附近布置一个或多个标记或标志是很有用的，由 此能够使用(多个)标记和该牙齿的内部特征的相对位移来确定这些 特征的深度。如果使用光学校正设备，能够在该光学校正设备上提供 这样的标记或标志。 在另外例子中，该扫描光束组件和检测组件在并不是严格附着
(rigidly attached)的不同探针上，以允许操作者为了获得在得到图像 中的最佳的对比度或其它特性而独立地改变扫描光束组件和检测组件 的位置。可选的，为了获得最佳图像，能够将该扫描光束组件和该检 测组件包含在单个组件中，同时在牙齿附近布置例如反射器或光散射 器或光导管的分离的单独耦合设备，用于改变从该牙齿到该检测组件 的光耦合。在一些例子中，该扫描光束组件和该检测组件基本上从同 一方向耦合到牙齿，并且两种功能并入单个组件中，这样可以共享例 如透镜的某些光学元件。在其它例子中，围绕包括多个牙齿的区域自 动或手动地移动该扫描光束组件和/或该检测组件，生成影片或一系列 图像；并使用计算机将该信息合并到该病人的一副牙齿的部分或全部 的复合图像中。
由于吸收和其它光学特性取决于光的波长，能够从用不同的光的 波长记录的图像之间的差别获得信息。光吸收材料能够被放入牙齿的 多孔或有洞的区域以增加光学对比度，并使得在不同波长的光学特性 不同。淡水具有这样的由波长决定的特性，并且与在健康牙釉质中相
比，其在蛀蚀或脱矿质区域中已经表现为更高的浓度。其具有在接近 1400纳米的波长区域的吸收峰，而另一个峰在2000纳米附近。参见例 如在由Rechmann等人编的Lasers in Dentistry VM中Proc.SPIE第4610 巻第187—190页(2002年6月)，Jones和Fried的"Attenuation of 1310-and 1550-nm laser light through sound dental enamel"。这些峰允许 我们选择两个接近的波长，对于该波长，充水人造物的吸收值与健康 牙釉质的吸收值相比有很大区别。我们能够在单个扫描光束组件中组 合两个(或更多个)波长，并在交替的扫描之间或者在该视场的单个 扫描期间非常快速地在这些波长之间切换。可选的，我们能够同时将 两个(或更多个)波长投入(launch into)到该扫描组件中，并利用不 同的检测器同时检测它们。如果在这两个波长上的通量在不同频率上 进行调制，或者在相同频率不同相位上调制，或者以其它不同的方式 调制，则我们能够使用单个检测器，通过以两种不同的方法同时解调
该检测器信号，来检测和区分它们。在基于相机的系统中，能够使用 一个或多个光源在两个或更多个波长上照亮牙齿，使用固定的或顺序 切换的滤光器、二色镜或其它波长选择性设备，利用一个相机顺序地 或利用两个相机同时地获得在两个或更多个波长处的图像。
除了常规显示方法以外，还能够通过使用类似于在牙齿上扫描红 外光束那样的光束扫描组件来显示图像，不同之处在于该光束扫描组 件使用被调制的可见光源。能够与扫描同步地调制光源强度，以便将 可视图像投射到扫描仪对准的表面上投射可视图像。该表面能够是反 射性的和散射的(象平面白漆)并从该扫描仪同侧观看；或者该表面 能够是透射性和散射的(象毛玻璃)并从相反侧观看。该显示扫描仪 还能够是带有光学元件的头戴型，用于投影到除了视网膜没有屏幕的 眼睛中。如果与红外扫描仪同时且同步地驱动这样的显示扫描仪，并 且通过来自该红外检测器的信号获得的信号控制该可视光源的强度， 则能够实现实时显示。因为它不需要快速数字化、计算和数字存储， 所以能够很便宜。能够用纯模拟电路构成它。在这种情况下，—用于将 该检测器信号转换为图像信息的信号处理器包括该显示器系统。我们 能够通过多路复用该红外光源和该调制可见光源，将红外扫描仪和可 视显示扫描仪组合在单个扫描设备上，使得将可视图像直接投影到牙 齿上或牙齿附近的屏幕上，由此向操作者准确显示牙齿人造物位于何 处。对于这种特定的扫描显示方法，能够使用光谱过滤或光源编码和 解码以确保检测器仅响应于红外光而不是可见光。对于任何这样的扫
描显示方法，不管它投射在屏幕上、视网膜上还是牙齿上，通过调节
该检测器信号所凭借用于控制显示光源强度的非线性函数的参数，能
够手动或自动地调节对比度和能见度。这样的可调节非线性关系能够
在模拟电路中便宜地实现。其还能够通过将检测器信号数字化并将其 与操作者输入或数字图像分析结合以判定要向可见光源发送什么控制
信号来实现。如果是数字化完成的，取代精确实时完成，将显示延迟 一个或整数个帧是有利的，并允许计算时间。这能够允许对于每一个 位置的处理基于整个图像或大区域，而不是瞬时信号。为了彩色显示
还能够将两个或更多个具有不同颜色的调制光源组合到显示扫描仪 上，允许使用伪色彩以增强对比度。
在附图中说明了示例性配置。在图1中，牙齿101邻近扫描光束
组件102。从该扫描光束组件102发出的扫描光束显示在103和104两 个位置。光束会聚到牙齿101内部的焦点。在任一特定位置上，光束
中的一部分光可以穿过该牙齿到检测组件105;光束中的一部分会被牙
齿中的材料散射开或吸收，使得这部分光不到达检测组件；以及，一 部分光会以利用不直的路径最终到达检测器组件105的方式来散射或 多重散射。
图2说明扫描系统202，该扫描系统202将几乎准直的扫描光束(示 为扫描到两个示例性位置203、 204)引导到牙齿201。如图2所示， 这样的扫描光束具有相对不变的光束直径或其它光束截面面积，但是 没有如图1中的光束那样锐(shrap)的焦点。然而，能够产生适当小 的光束截面面积，该截面面积在牙齿201各处都大致相同。相反，图l 的锥形光束在该牙齿的一些点上具有较大的截面。
图3说明引导扫描光束(在位置303、 304上所示)垂直入射在牙 齿201的咬合表面上的扫描系统302。沿轴306设置检测组件305，该 轴306大致与轴308垂直，扫描光束沿着轴308入射到牙齿301上。 其它的检测器位置也是可以的，以及检测器能够被设置为具有能够相 对于扫描光束的入射方向成任何角度的轴。
图4说明包括将扫描光束(在示例性位置403、 404上所示)引导 到牙齿401的扫描系统402的牙齿成像系统。沿相对于扫描光束在牙 齿401上的大致入射轴410成任意角度取向的相应轴408、 409设置检 测组件405、 406。如图4所示，能够同时使用两个或更多个检测器或 检测组件。即使使用单个检测组件，也能够为该检测组件和扫描光束 组件两者选择广泛多种取向。检测组件406被示出为接近扫描光束组
件402，并且在未示出的一种极端情况中，检测组件能够被设置在扫描 光束组件处或提供作为共有组件的一部分，使得能够接收相对于扫描 光束的传播方向大致反向散射的被检测光通量。
图5说明包括将扫描光束(在示例性位置503、 504处所示)引导 到牙齿501的扫描光束组件502的扫描系统。由检测组件505接收牙 齿调制光通量。如图5所示，在牙齿501和该扫描光束组件502之间 放置光学校正设备507。该光学校正设备包括通常与牙齿501的表面一 致的出口表面510，以及具有预定形状的入口表面512。平坦的入口表 面能够是便利的，而该入口表面512还能够具有球形、椭圆形、圆柱 形或其它形状。在一些例子中，选择该入口表面512来聚焦或准直输 入的扫描光束。尽管图5说明一条或多条输入光束沿直线轴传播到牙 齿501的光学校正设备，但是在另一些例子中，该光学校正设备能够 在入口表面处接收光束，然后在内部反射表面上朝向出口表面510反 射该光束。优选地，该光学校正设备507由对于扫描光束基本透明且 具有相比空气更接近牙齿的折射率的材料形成。不需要精确的折射率 匹配。通常选择折射率以减少在牙齿表面处的反射和/或折射。能够由 柔性聚合物或凝胶提供适形出口表面510，而能够由例如玻璃或清澈塑 料等刚性透明材料形成该光学校正的剩余部分。
参考图6，扫描光束组件602被垂直地取向并设置为引导扫描光束 (在示例性位置603、 604上所示)穿过光学校正设备612到牙齿601， 其中该光学校正设备包括接触牙齿601的顺应性壁608和刚性透明窗 609，该窗609与牙齿601的表面以及壁608协同限定能够用例如水、 凝胶、油、甘油或糖浆等填充的腔室610。尽管为了清楚将该腔室显示 得比较高，但是该壁608实质上能够较短，这样能够减小该腔室的容 积。折射率匹配材料(例如折射率匹配液体或凝胶)能够通过所附管 道注入该腔室中，并在记录图像之后通过类似管道排除，但是在图6 中未示出这样的管道。可选的，能够提供凝胶填充的腔室并将其压紧 紧靠牙齿，使得在选择的方向上将过量的凝胶挤到腔室外，使得过量
的凝胶不会干扰牙齿成像。腔室610的壁608不必需要紧密密封(并 且在某些情况下，这样的壁是不必要的)，因为能够利用流动和/或粘
性或其它现象保持在窗609和牙齿601之间的流体。由此，在一些例 子中，光学窗能够放在接触牙齿的凝胶或流体层上。
图7示出包括比较小的检测器712和设为使得将扫描光束从牙齿 701引导或传导到检测器702的光耦合设备711的检测组件。检测器 712和光耦合设备711的组合能够称为"检测组件"。可选的，检测器 712能够称为"检测组件"，并且可以在分离的组件中提供光耦合设备 711。
光耦合设备711能够配置为使得将来自牙齿701的一个或多个所 选区域的牙齿调制光通量的部分耦合到检测器702。例如，能够在瞄准 (targeted)牙齿区域上或该区域附近设置光导的椭圆形或矩形输入表 面，使得将来自该瞄准区域的通量引导到检测器702。该光导能够是逐 渐变细的以在出口表面上具有圆形或其它的截面区域，以便于耦合到 圆形或方形光敏区域。也能够使用其它的形状。还能够通过利用圆柱 形透镜在牙齿701上成像检测器区域以选择牙齿701的椭圆形区域， 从而选择牙齿的已调制光通量的部分。可选择地，能够使用球形透镜 来成像牙齿表面，并且用包含对应于牙齿701的所选区域的孔的平板 挡住该像的部分。
图8示出一种牙齿成像系统，包括将扫描光束(在示例性位置803、 804上所示)引导到牙齿801的扫描光束系统802。设置光耦合设备813 用于将入射光通量引导到检测组件806，该检测组件806设置在与扫描 光束组件806相同的牙齿801 —侧。该检测组件806被布置为使得其 能够接收从牙齿801直接散射或反射的光，以及穿过牙齿801或被牙 齿801散射并利用光耦合设备813引导到该检测组件806的光。该光 耦合设备例如能够是诸如镜、二向色性反射器、全息反射器的反射器， 或其它设备。能够将光耦合设备设为选择性地将与扫描光束相关联的
光引导到该检测组件806，由此减少环境光对检测信号的影响。
图9是示例性牙齿成像系统的更完整的说明，该牙齿成像系统包
括与光耦合设备911耦合以接收来自牙齿901的牙齿调制光通量的检 测器912。在该检测器912的前面设置光学带通滤波器914，通过只选 择以用于产生扫描光束的激光器915的波长为中心的窄波长区域以消 除或减少大多数的杂散光。检测器912、滤波器914和光耦合设备911 组成光检测组件929，尽管该光检测器组件929能够包括例如将检测器 光电流转换成电压的放大器924的其他部件。能够单独地或者与该光 检测组件结合地提供放大器924或其它信号处理装置。在常规设置中， 组件928包括扫描光束组件，该扫描光束组件包括耦合到光纤916或 其它光波导的近端的激光器915 (例如激光二极管)。该光纤916的远 端918被紧固到二轴压电致动器917并以悬臂方式从该二轴压电致动 器917中突出，按以下方式驱动该二轴压电致动器917，使得该光纤端 部918以预定的二维图案振荡。该光纤端部918利用透镜919被成像 到牙齿901的区域上，或以窄光束920向牙齿901投射。通过透镜919 能够放大该光纤的很小移动，使得由该光束在牙齿901上扫描的图案 适当大以覆盖牙齿上或牙齿中的感兴趣的区域。分别利用来自数模转 换器(DAC) 922、 923的电压快速序列来驱动该压电设备917的两个 轴。DAC 922、 923能够产生例如两个在所悬臂的光纤端部918的谐振 频率上且相位相差90度的两个正弦波，这两个正弦波具有开始时小后 来逐渐变大的振幅。这样的波形能够用于使光纤端部919以逐渐增大 的振幅呈圆形振荡，即，该光纤端部以能够选择为密集覆盖圆形区域 的螺旋形运动。扫描在牙齿901上的相应区域。如果谐振频率适当较 高，例如5kHz，则能够在大约O.l秒或更短的时间内扫描适当的密集 区域。
计算机921或其它控制设备能够设为向DAC提供合适的数字驱动 值以产生所选择的扫描图案、扫描区域、扫描速率或其它扫描参数。 能够使用桌面型、膝上型、掌上型或其它操作系统，并可以基于经由
点击设备、键盘或其它输入设备向例如图形用户界面提供的用户输入
来选择扫描参数。计算机921还基于从检测器放大器924耦合来的检 测信号从模数转换器925接收数字化数据。在该模数转换器925和计 算机921之间示出了两条线，是因为该计算机921不仅接收数字信号， 而且与发送到数模转换器922、 923的信号同步地控制发生模数转换的 时间。在这种方式中，对于检测器信号的每个测量知道该扫描光束920 的位置，使得能够使用该数据构成图像。
还示出该计算机921附着到用户输入设备926，该输入设备926 设置为从操作者接收控制信息，该控制信息例如启动扫描、记录图像、 存储在病人口中哪个牙齿上绘制图像的信息。合适的用户输入设备包 括键盘、按钮、例如鼠标的点击设备、脚踏开关、耦合到语音识别软 件的麦克风和/或其它设备。还能够耦合该计算机921，以在病人数据 库或在病人电子病历中直接存储任何牙齿图像，或经由局域网或者例 如因特网的广域网传送图像以供远程存储或评估。典型地，该计算机 921包括或者耦合到显示器927，该显示器927设置为显示牙齿图像以 及图像获取(acquistion)和控制参数、病人牙齿记录和其它数据。图9 的系统仅仅是示例性的例子，也能够使用其它配置。
参考图10， 一种牙齿成像系统包括扫描光束组件1028，该扫描光 束组件1028包括耦合到相应光纤1016a、 1016b的激光二极管1015a、 1015b。光纤耦合器1030将激光二极管1015a、 1015b的光通量组合到 输出光纤1031中。在一些例子中，这些光纤是单模光纤。该组合的光 通量离开输出光纤1031，并且透镜1019处理该组合的光通量以产生探 询光束1020，利用包括可转动镜1032的微机电(MEMS)扫描仪1033 在牙齿1001的至少一部分上扫描该探询光束1020。该MEMS扫描仪 1033耦合到DAC 1022、 1023，这些DAC在计算机1021的控制下产生 用于致动可转动镜1032的扫描信号。对于双波长操作，激光二极管 1015a、 1015b的发射波长不同。在一些例子中，能够选择激光二极管 1015a、 1015b中的一个，以通过调制其强度度在牙齿上产生可视图像。
MEMS扫描仪能够是便利的，但是也能够使用其它光学扫描仪。
可转动镜1032能够响应于来自DAC 1022、 1023的电压序列绕两 个轴转动。例如，对于MEMS扫描仪1033的两个轴来说，波形能够是 在接近谐振频率的两倍频率处的两个方波，每一个方波在零伏和一些 非零值之间振荡。对于一些MEMS设备，这样的波形会通过每当波形 接近中央位置时向着镜的中央位置静电吸引该镜，来对振荡的镜提供 动能。通过调节这两个方波的频率，能够使得反射光束1020按照由这 两个频率的准确比率决定的重复频率和扫描线密度扫描重复的里萨如 (Lissajous)图形。在另一些例子中，能够电热地启动MEMS扫描仪 1033。
光电检测器1012a、 1012b分别耦合到放大器1024a、 1024b。能够 为检测器1012a、 1012b提供带通光学滤波器1014a、 1014b，使得能够 同时(即在相同的扫描中)获得与这两个不同波长相关联的图像信号 或图像数据，并能够削弱环境光通量。将放大器1024a、 1024b的输出 耦合到相应的模数转换器(ADC) 1025a、 1025b，这两个模数转换器 向计算机1021提供数字化的检测信号，该计算机1021处理该数字化 检测信号以提供基于扫描信号的图像信息。提供显示器1027以显示牙 齿图像或病人数据，并且与一个或多个控制设备1026相结合提供用于 图像获取的控制界面。显示器1027能够设置为显示基于来自该两个波 长的信息的复合牙齿图像。能够并排显示两个单独的图像，或者例如 通过使用在这两个图像之间的差异利用计算机1021来产生单个图像， 以增强在该牙齿中异常特征的对比度。尽管图IO是一个具体的实施例， 但是它仅仅是一个例子，许多其它的配置也是可以的。
参考图11， 一种牙齿成像系统包括扫描组件1128，该扫描组件 1128包括耦合到相应的光纤1116a、 1116b的不同波长的探询激光器 U15a和可见显示激光器1115b。光纤耦合器1130耦合到光纤1116a、 1116b并组合来自激光器1115a、 1115b的光通量的部分以在光纤1131
中产生组合的光通量。激光器1115a提供能够穿透牙齿以示出内部结构 的光通量，而激光器1115b产生可用于提供可视图像的可见光。
光纤1131的远端1118以悬臂方式从两轴压电致动器1117突出， 按使得光纤端部1118以预定的二维图案振荡的方式，来驱动该压电致 动器lin。在由镜或其它反射器1134反射之后，光纤端部1118利用 透镜1119在牙齿1101的区域上成像或以窄光束1120朝向牙齿1101 投射。通过透镜1119能够放大该光纤端部1118的很小移动，使得利 用光束在牙齿1101上扫描的图案适当大以覆盖牙齿1101上或牙齿 1101中的感兴趣区域。利用来自在图中未示出的适当的扫描控制器的 电压快速序列，来驱动压电设备1117的两个轴。对于包括谐振光纤和 谐振MEMS镜的一些扫描设备，扫描线的驻留(dwell)时间和/或密度 可能随光束的位置而变化，使得该显示器的一些区域比其它区域更亮。 为了补偿这些，为了根据扫描光纤端部1118的位置来调制在该检测器 1112和可见激光器1115b之间的电子增益，该扫描控制器能够向放大 器1124或该放大器后面的倍增器级(未示出)发送信号。
镜1134设置为反射入射光通量中的一些部分并透射其他部分。镜 1134能够是二色镜，该二色镜选择性地反射由激光器1115a提供的探 询光通量，而透射由激光器1115b提供的显示光通量。在另一些例子 中，能够使用没有波长敏感性的部分透射镜，或者可以使用全息或例 如二色分光器的其它反射性光学元件。在其它一些例子中，镜1134能 够基于偏振状态选择性地反射或透射辐射。典型地，选择镜1134以反 射几乎全部来自探询激光器1115a的光，并透射几乎全部来自可见显示 激光器1115b的光。
在穿过排除杂散室内光的滤光器1114之后，由检测器1112检测 来自牙齿1101的牙齿调制光。利用耦合到可见显示激光器1115b的放 大器1124来放大来自检测器1112的信号，由此调制该可见显示激光 器1115b的强度。从光纤端部1118发出的可见光穿过镜1134并由镜 1135、 1136反射，并利用透镜1119聚焦在屏幕1137上，该屏幕1137 对于设备的操作者可见。在图11的例子中，在屏幕1137上形成直立 图像。如果屏幕1137由毛玻璃或其它半透明散射材料制成，可以利用 透射光观看此像。因为检测器1112和放大器1124快速响应于瞬时的 牙齿调制光，而激光器1115b的强度快速响应于来自该放大器1124的 电压，所以在屏幕1137上的可见光点在其当前位置的瞬时亮度取决于 与在其当前位置上的探询光点相关联的瞬时的牙齿调制光通量。这两 个几何位置几乎精确地相对应，因为它们都是由光纤端部1118的当前 位置决定，因此，如果扫描足够快，屏幕1137将显示牙齿1101的图 像。放大器1124可以具有可调节的非线性响应，以允许增强图像中某 些特征的对比度。可以实现很多其他光学结构，这些其他光学结构用 与探询用扫描仪相同的扫描仪实现产生可见图像的相同原理。
图12示出一种扫描系统1202，该扫描系统1202沿轴1207将扫描 光束(示出为扫描到示例性位置1203、 1204)引导到牙齿1201。 二色 镜1210让扫描探询光束的长波长光通过，而反射较短波长的可见光。 在轴1209上设置可见光相机组件1208，并且该可见光相机组件1208 能够包括例如硅阵列检测器，以便产生牙齿的图像。能够布置该二色 镜1210使得轴1209有效地对准轴1207。由此，从沿着该探询光束入 射到该牙齿1201的方向观看，相机组件1208能够产生牙齿1201的可 见光图像。相机组件1208能够包括短波长光源，该短波长光源产生由 镜1210反射以照明牙齿1201的短波照明通量。利用这样的配置，来 自长波长检测组件1205 (可以包括用于排除短波长照明或其它光的滤 光器)的信号能够用于以透射和散射的红外光产生该牙齿的图像，而 该相机组件1208可以同时从相同的角度以反射的可见光来产生牙齿 1201的图像。能够调节该相机组件1208和该扫描系统1202的位置， 并且能够调节放大倍率(光学或数字的)，以便几何地配准这两个图 像。能够通过保持该配准的共有刚性底座，来固定该相机组件1208和 扫描系统1202。在本例中，利用相机组件1208产生该牙齿的可见光图 像或该图像的一部分。在另一些例子中，该相机组件可以设为在从
400rnn到大约2000nm的其它波长范围中产生该牙齿的图像。
图13示出一种扫描系统1302，该扫描系统1302将扫描探询光束 (示出为扫描到两个示例性位置1303、 1304上)引导到牙齿1301的 咬合表面。和图10与图11的系统一样，该探询光束能够包括两种不 同波长的光，不同之处在于， 一种波长是红外(长波长)，还有另一 种是可见光(短波长)。检测器组件1305设置为检测从牙齿侧部发出 的长波长红外光，并且能够包括用于排除短波长光的滤光器。由该检 测器组件1305产生的信号能够用于以透射和散射的红外光产生该牙齿 的图像。检测器组件1306能够被设置在扫描系统1302附近，并被选 择为检测从该牙齿1301反射的短波长(可见光)，以及能够包括用于 排除长波长光的滤光器。作为选择，如果探询光束的红外光具有足够 长的波长，则该检测组件1306中的检测器能够简单地由例如对长波长 光相对不敏感的硅材料构成。当允许与探询光束的可见光部分相关联 的波长到达检测器时，能够便利地提供滤光器以排除环境短波长光。 由检测器组件1306检测的扫描的可见光的部分能够用于以反射的可见 光产生牙齿1301的图像。由于探询光束的长波长和短波长分量来自相 同的扫描仪，因此不用特别的对准，这两个图像将自动地几何配准。 如果该牙齿1301的顶部表面具有例如在臼齿的裂缝中常见的污渍图 案，该反射的可见图像通常将该污渍显示为黑色区域，如果波长适当 地长，例如1310nm，则红外图像通常将不显示该污渍，因为正常污渍 对于该光是不可见的。而是，红外图像能够显示牙齿的脱矿质区域。 这很有用，因为这两种图像的组合将显示该脱矿质相对于该污渍的位 置。
图13还示出了定义开口 1313的遮光板1312。在图13的例子中， 该开口是水平(即垂直于图纸)延伸的狭缝。该遮光板1312是由被开 口 1313 (例如水平狭缝)穿透的不透光材料制成，并且该遮光板设置 为禁止该检测器1305接收除了从对应于该开口 1313的水平条纹(strip) 中离开牙齿1301的光通量之外的光通量。该系统产生的图像将类似于
当用红外光照明沿牙齿侧部的水平条纹的同时用从该牙齿顶部观测的 相机或阵列产生的图像。已经发现这样的配置常常产生比照明该牙齿 整个侧部更好的图像。为了本发明的目的，该带有开口 1313的遮光板 1312包括光耦合设备，即使该光耦合设备通过光通量的限制而非添加 来控制耦合光。与仅仅使用狭缝相比，通过仍然限制空间耦合到牙齿 侧部的条纹的同时，通过捕获其它情况下会错过检测器的高角光线， 能够使用包括反射或折射(例如光导管或透镜)的更精密设计以将更 多的光耦合到检测器。
在一些示例系统中，能够提供第二光学扫描系统(显示光学扫描 系统)以形成与牙齿调制光通量相关联的图像。能够很方便在被探査 的一个或多个牙齿附近设置的图像表面上形成这样的图像，使得当牙 医查看基于红外扫描数据的扫描图像的同时，能够连续的检査这一个 或多个牙齿。该显示光学扫描仪能够使用一个或多个可见显示光束(例 如，可以用独特的颜色来显示一个或多个多波长扫描中的每个波长； 或者能够使用波长的组合产生伪彩色，该伪彩色突出示出可能在灰度 显示中太不明显的变化)。此外，还能够调制该可见显示光束以基于 当前牙齿扫描或基于来自一个或多个在先扫描的图像信息来产生所显 示的图像。该显示光学系统能够使用与用于扫描探询光束的扫描系统 相同的扫描系统，使得该显示的图像能够被很容易设置为与该牙齿的 相应特征对准。通过这样的系统，就不需要外部成像设备和处理器(包 括计算机)，并且这样的系统能够特别紧凑和廉价。这样的系统还能 够表现出低功耗，并且适于在远场地点以及精密的牙科诊所中使用。
上述的示例性牙齿成像系统基于扫描具有穿透牙齿的波长的光学 探询光束，由此能够获得牙齿内部的图像信息或图像。但是，在一些 应用中，能够使用红外相机，并且牙齿的一部分直接成像。在直接成 像系统中，能够设置上述的光学校正系统，由此减少与牙齿和空气之 间的折射率差相关联的图像伪影(artifacts)。利用光学校正设备提供 的局部折射率匹配意图减小表面不规则的影响，并允许牙齿的内部特
征以较高的精度成像。例如，通过用两种不同波长的光源照亮牙齿并 获得相应的图像，或者用较宽频谱光源照明并使用一个或多个滤光器 来选择用于成像的波长范围，也能够在不同波长上获得基于相机的图 像。还能够通过移动相机或使用镜以获得牙齿的不同视图，从而从不 同位置获得基于相机的图像。
设置为向或从牙齿引导或耦合光通量的光耦合设备通常被设置在 对象口中的牙齿上或牙齿附近。因此， 一次性光耦合设备是便利的。 以这种方法，不需要对这样设备的杀菌或其它清洁操作。在扫描设备 中引导或聚焦输入光束的光学设备，或者将光线引导或聚焦到相机设 备的光学设备，也能够用作一次性光耦合设备。在对象口中的牙齿上 或牙齿附近设置的且附着到包括扫描仪或相机的组件上的设备，能够
用作将该扫描仪或相机与该牙齿保持合适距离的隔离器(spacer)禾口/ 或正如对良好聚焦或其它需要的期望，该设备能够用作稳固该扫描仪 或相机，并且这样的设备也能够是一次性的。通过全部或部分覆盖扫 描仪组件和/或检测器组件使得其不接触口腔以保持清洁的设备能够是 一次性的。在基于相机的系统中，通过全部或部分覆盖相机组件和/或 光源组件使得其不接触口腔以保持清洁的设备能够是一次性的。能够 将光耦合、引导、聚焦、保持距离、定位、稳固和清洁保护功能的任 意结合能够结合在单个设备中，且这样的设备也能够是一次性的。
考虑到可以应用本发明技术原理的许多可能的实施方式，应当认 识到这里说明的实施方式仅仅是优选的例子，而不应当作为对该技术 范围的限制。本人要求由所附权利要求书包括的全部保护范围。
权利要求
1.一种牙齿成像系统，包括探询光学扫描仪，设置为跨至少一个牙齿的至少一部分扫描光学探询光束，其中，所述光学探询光束基本上能够透射进入所述至少一个牙齿，以便产生牙齿调制光通量；光学检测系统，设置用于产生与从所述至少一个牙齿接收到的所述牙齿调制光通量相关联的检测信号；和信号处理器，被耦合以接收所述检测信号，并基于所述检测信号产生与所述至少一个牙齿相关联的图像信息。
2. 根据权利要求l所述的牙齿成像系统，进一步包括光源，所述 光源设置为在大约800 nm的波长上或在大于大约800 nm的波长的范 围内产生所述光学探询光束。
3. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，其中，所述光学探询光 束的所述波长或波长范围在大约1000 nm与1800 nm之间。
4. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，其中，所述光学探询光 束的所述波长或波长范围在大约1250 nm与1350 nm之间。
5. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，其中，所述光学探询光 束的所述波长或波长范围在大约1500 nm与1600 nm之间。
6. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，其中，所述光源为激光 二极管。
7. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，其中，所述光源为发光 二极管。
8. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，进一步包括调制器，所 述调制器设置为对所述光学探询光束施加调制，其中，所述信号处理 器设置为基于所述施加的调制来识别所述图像信息。
9. 根据权利要求8所述的牙齿成像系统，其中，所述施加的调制具有不大于所述探询光束的驻留时间的周期。
10. 根据权利要求8所述的牙齿成像系统，其中，所述施加的调 制处于大于与所述图像信息相关联的所述频率的频率。
11. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，进一步包括滤光器， 所述滤光器相对于所述检测系统设置，以便优先地排除在不同于所述 牙齿调制光通量的所述波长或波长范围的波长或波长范围上的光通
12. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，其中，所述光学检测 系统包括第一光学检测器和第二光学检测器，所述这两个光学检测器 设置为分别产生第一光学检测信号和第二光学检测信号。
13. 根据权利要求12所述的牙齿成像系统，其中，所述光学探询 光束包括在第一波长范围中的光通量和在第二波长范围中的光通量， 并且所述第一光学检测器和所述第二光学检测器分别基于在所述第一 波长范围和所述第二波长范围中的牙齿调制光通量来产生所述第一光 学检测信号和所述第二光学检测信号。
14. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，其中，所述探询光学 扫描仪包括扫描控制器和具有设置为响应于所述扫描控制器而选择性 移位的输出端的光波导，并且所述光学探询光束与从所述光波导的所 述输出端射出的光辐射相关联。
15. 根据权利要求14所述的牙齿成像系统，其中，所述光波导是 光纤。
16. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，其中，所述探询光学 扫描仪包括设置为沿至少一个扫描方向扫描所述光学探询光束的至少 一个可转动镜。
17. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，进一步包括牙齿显示扫描系统，所述牙齿显示扫描系统包括将光学显示光束引导至显示表 面上的显示光学扫描仪，其中，对所述光学显示光束的调制进行选择， 以便产生与所述牙齿调制光通量相关联的所述至少一个牙齿的可视图 像。
18. 根据权利要求17所述的方法，其中，所述显示光学扫描仪和 所述探询光学扫描仪都基于共有的光束扫描仪，并且设置所述牙齿显 示扫描系统，以便在所述至少一个牙齿的表面上形成由所述光学显示 产生的所述至少一个牙齿的所述可视图像。
19. 根据权利要求17所述的牙齿成像系统，其中，所述牙齿显示 扫描系统包括设置为位于所述至少一个牙齿附近的图像屏幕，并且设 置所述牙齿显示扫描系统以便在所述图像屏幕上形成与当前或在先的 牙齿调制光通量相关联的所述牙齿的所述可视图像。
20. 根据权利要求19所述的牙齿成像系统，其中，所述显示光学 扫描仪和所述探询光学扫描仪基于共有的光束扫描仪。
21. 根据权利要求2所述的牙齿成像系统，进一步包括光耦合设 备，所述光耦合设备设置为将所述牙齿调制光通量耦合到所述光学检 测系统。
22. 根据权利要求21所述的牙齿成像系统，其中，所述光耦合设 备设置为选择性地将来自所述至少一个牙齿的所选择区域的所述牙齿 调制光通量耦合到所述光学检测系统。
23. 根据权利要求21所述的牙齿成像系统，其中，所述光耦合设 备包括光导，所述光导设置为将所述牙齿调制光通量引导至所述光学 检测系统。
24. —种牙齿成像设备，包括 具有预定的表面形状的透光耦合表面；和与所述耦合表面光通信的透光适形材料，其中，所述适形材料被 设置为与牙齿的表面一致。
25. 根据权利要求24所述的牙齿成像设备，其中，在所述适形材 料上提供所述耦合表面。
26. 根据权利要求24所述的牙齿成像设备，其中，在光学窗上提 供所述耦合表面，并且所述适形材料接触所述光学窗。
27. 根据权利要求26所述的牙齿成像设备，其中，所述预定的表 面形状基本上是平的。
28. —种牙齿成像方法，包括在至少一个牙齿的至少一部分上扫描探询光束，以便产生与所述 至少一个牙齿的内部相关联的牙齿调制光通量；和处理所述牙齿调制光通量以获得所述至少一个牙齿的图像。
29. 根据权利要求28所述的方法，其中，所述探询光束主要由在 大约1000 nm与1800 nm之间的波长的光辐射组成。
30. 根据权利要求29所述的方法，进一步包括通过折射率匹配材料将所述探询光束引导至所述牙齿。
31. 根据权利要求29所述的方法，其中，所述折射率匹配材料包 括施加到所述至少一个牙齿的流体。
32. 根据权利要求29所述的方法，其中，所述折射率匹配材料包 括与所述牙齿表面一致的固体材料。
33. 根据权利要求29所述的方法，进一步包括扫描光学显示光束， 以便基于所述牙齿调制光通量在所述牙齿附近形成所述牙齿的图像。
34. 根据权利要求29所述的方法，进一步包括使用共有的光学扫 描仪来扫描光学显示光束和所述探询光束，以便所述光学显示光束根 据所述牙齿调制光通量在所述至少一个牙齿上直接形成所述至少一个 牙齿的图像。
35. 根据权利要求29所述的方法，其中，扫描所述探询光束包括 分别地在第一波长和第二波长上扫描第一探询光束和第二探询光束， 并且处理相应的牙齿调制光通量以形成所述牙齿的至少一个图像。
36. 根据权利要求35所述的方法，其中，利用相同的光学扫描设 备在所述牙齿上基本上同时地扫描所述第一探询光束和所述第二探询 光束。
37. 根据权利要求35所述的方法，其中，利用第一检测器和第二 检测器处理与所述第一波长和所述第二波长相关联的所述牙齿调制光 通量，以分别地产生第一光学检测信号和第二光学检测信号。
38. 根据权利要求35所述的方法，进一步包括提供共有的检测器 并选择性地处理与所述第一波长或所述第二波长相关联的所述牙齿调 制光通量。
39. 根据权利要求29所述的方法，进一步包括利用相机形成所述 牙齿的可见光图像。
40. 根据权利要求33所述的方法，进一步包括利用共有的扫描仪 来扫描所述光学探询光束和所述显示光束。
41. 根据权利要求29所述的方法，进一步包括在牙齿表面上或牙 齿表面附近提供至少一个标记，以便根据至少两个图像提供深度指示。
42. 根据权利要求29所述的方法，其中，所述该处理包括分别地 产生与第一检测器和第二检测器相关联的第一光学检测信号和第二光 学检测信号。
43. —种牙齿成像系统，包括光学系统，所述光学系统设置为分别产生至少从第一方向和第二 方向査看的与牙齿内部相关联的第一图像和第二图像；和至少一个标记，设置在所述牙齿的表面，并被定位以便根据所述 第一图像和所述第二图像提供深度的指示。
全文摘要
牙齿成像系统，包括光学扫描仪，该光学扫描仪跨至少一个牙齿的一部分扫描一个或更多个探询光束，以产生与光散射、吸收或探询光束与牙齿内部的其他相互作用相关联的牙齿调制光通量。检测并处理该牙齿调制光通量以产生与该牙齿相关联的图像信息。在800nm与1800nm之间的探询波长能够用于提供适于诊断和评估脱矿质或其它缺陷的图像。能够使用在一个或多个波长上的探询光束。能够设置多个检测器，以接收在不同波长上的牙齿调制光通量或具有不同方向或不同位置的牙齿调制光通量。能够使用在牙齿中或牙齿上的标记用于深度确定。相对于牙齿的折射率匹配能够提高图像质量。
文档编号A61C19/04GK101365397SQ200680052555
公开日2009年2月11日 申请日期2006年12月8日 优先权日2005年12月8日
发明者彼得·S·乐芙莉 申请人:彼得·S·乐芙莉