使用具有穿透能力的口内扫描仪进行的表面映射的制作方法

发明领域

本公开总体涉及用于光学相干断层扫描成像的设备，并且更具体地涉及将来自光学相干断层扫描的深度成像与表面轮廓成像能力进行组合的设备。

发明背景

光学相干断层扫描术(oct)是采用干涉原理来获得表征样品的深度结构的高分辨率剖面层析图像的非侵入性成像技术。由于特别适合于人体组织的体内成像，oct已显示出其在一系列生物医学研究和医学成像应用中，诸如在眼科学、皮肤病学、肿瘤学和其他领域中，以及在耳鼻喉(ent)和牙科成像中的有效性。

oct已被描述为是一种类型的“光学超声波”，其对来自活组织内的反射能量进行成像以获得剖面数据。在oct成像系统中，沿着以下两条不同的光学路径引导来自诸如超发光二极管(sld)或其他光源的宽带宽光源的光：具有已知长度的参考臂和对组织或研究中的其他受试者进行照明的样品臂。来自参考臂和样品臂的反射光和反向散射光之后重新组合在oct设备中，并且使用干扰效应来确定样品的表面和接近表面的下层结构的特性。干涉数据可以通过将样品照明快速扫过样品来获取。在数千个点中的每一个处，oct设备获得干涉轮廓，所述干涉轮廓可以使用来针对作为光源相干性的因素的到材料中的轴向深度重建a扫描。对于大多数组织成像应用来说，oct使用宽带照明源并且可以提供数毫米(mm)深度处的图像内容。

初始oct设备采用时域(td-oct)架构，其中深度扫描通过使用一些类型的机械机构，例如像压电驱动器快速改变参考臂的长度来实现。td-oct方法使用逐点扫描，从而需要照明探头在成像会话期间从一个位置移动或扫描到下一个位置。最近的oct设备使用傅里叶域架构(fd-oct)，所述傅里叶域架构根据其产生的信号的光频率而区分不同深度的反射。fd-oct方法通过同时从多个深度收集信息简化或消除了轴向扫描需求，并且提供改进的获取率和信噪比(snr)。存在傅里叶域oct的两种实现方式：谱域oct(sd-oct)和扫频源oct(ss-oct)。

sd-oct成像可以通过以下方式完成：用宽带光源对样品进行照明并且用光谱仪将反射光和散射光分散到阵列检测器，例如像ccd(电荷耦合器件)检测器上。ss-oct成像用快速波长调谐激光器对样品进行照明，并且仅使用单个光电检测器或平衡光电检测器收集波长扫掠期间反射的光。对于sd-oct和ss-oct两者，从不同深度反射的散射光的轮廓通过使用信号分析领域的技术人员熟知的傅里叶变换，诸如快速傅里叶变换(fft)对记录的干涉信号进行操作来获得。

对于牙齿的表面成像，已采用使用光三角测量的各种方法。这些方法包括结构光成像，其中将通常具有可见光或可见近红外(nir)波长的光的结构图案引导到牙齿表面上并且由相机检测所得的经过牙齿表面调制的图案。对获取的图像中的投射图案的畸变的解读实现对牙齿表面的精确表征。检测到的图像信息可以使用来例如形成映射牙齿表面的特征的网云或点云，并且可以连同其他类型的深度成像一起使用来提供能够有助于牙科诊断和治疗的有用信息。

来自oct和结构光成像的组合结果可以为牙科成像提供有用的信息。然而，所提出的在单个设备解决方案中获得其组合的方法已展现出许多问题，包括测量类型之间的光学串扰、在同时表面和oct测量中难以实现最优图像质量、工作流约束和计算复杂性，伴有相当大的处理开销。清楚的是，使用将oct和表面轮廓成像能力进行组合的牙科成像装置将有利于改进性能和工作流。

技术实现要素：

本申请的一方面是提高牙科成像系统的技术。

本申请的另一方面是完全或至少部分地解决相关领域的前述和其他缺陷。

本申请的另一方面是完全或至少部分地提供本文描述的优势。

本公开的目的是提高诊断成像的技术并且满足对同时或接近同时oct和表面轮廓成像以及将oct深度数据配准到表面轮廓信息的需求。本发明的一个实施方案提供了使得两种类型的成像都能够从单个装置执行的设备和方法，所述单个装置被配置成获取表面轮廓和oct深度成像内容中的任一者或两者。

根据本申请的一方面，提供了一种对样品进行成像的方法，所述方法包括：

a)用以下步骤获得光学相干断层扫描成像内容：

(i)产生具有高于阈值波长的波长的低相干光；

(ii)获得低相干光的从样品散射的第一部分与低相干光的从参考物反射的第二部分之间的干涉信号；

b)获得表面轮廓成像内容；

c)与步骤b)同时地获得与所获得的表面轮廓成像内容相关联的深度成像内容；

d)在所述深度成像内容中分割未变形的成像内容；以及

其中获得光学相干断层扫描成像内容和表面轮廓成像内容并且使用所述未变形的内容将所述光学相干断层扫描成像内容和所述表面轮廓成像内容映射到相同的坐标系。

在本申请的另一方面，所述方法还包括提供样品的cbct扫描3d图像；以及将未变形的内容与cbct扫描3d图像配准。

这些目标仅以说明性实例的方式给出，并且这类目标可以例示本发明的一个或多个实施方案。通过所公开的方法固有地实现的其他期望的目的和优点对于本领域技术人员来说可能是可设想的或显而易见的。本发明由所附权利要求限定。

附图说明

根据以下对本发明的如附图所示的实施方案进行的更具体的描述，本发明的前述和其他目标、特征和优点将是显而易见的。

附图的元件相对于彼此不一定按比例绘制。为了强调基本结构关系或操作原理，一定程度的夸大可能是必要的。为了简化描述，在附图中未示出对于实施所描述的实施方案来说需要的一些常规部件，例如像用于提供电力，用于封装以及用于安装和保护系统光学器件的支持部件。

图1是示出根据本公开的实施方案的可编程滤波器的示意图。

图2a是示出可编程滤波器如何提供选定波长波段的光的简化示意图。

图2b是可编程滤波器的微镜阵列的一部分的放大图。

图3是示出阵列中的微镜布置的平面图。

图4是示出根据本公开的替代实施方案的使用棱镜作为其分散光学器件的可编程滤波器的示意图。

图5是示出根据本公开的替代实施方案的执行波长-波数变换的可编程滤波器的示意图。

图6a是示出使用根据本公开的实施方案的可编程滤波器，使用mach-zehnder干涉仪的扫频源oct(ss-oct)设备的示意图。

图6b是示出使用根据本公开的实施方案的可编程滤波器，使用michelson干涉仪的扫频源oct(ss-oct)设备的示意图。

图7是示出使用根据本公开的实施方案的可编程滤波器的可调谐激光器的示意图。

图8是示出可编程滤波器用于从宽带光源选择波长波段的用途的示意图。

图9示出了作为oct成像系统探针的一部分的用于提供2-d扫描的galvo镜。

图10a示出了用于获得b扫描的扫描操作的示意图。

图10b示出了用于c扫描获取的oct扫描图案。

图11是示出口内oct成像系统的部件的示意图。

图12是示出根据本公开的实施方案的oct处理顺序的流程图。

图13a至图13e示出了使用具有严重龋洞的牙齿图像的实例作为oct处理顺序的一部分获取和产生的不同类型的成像内容。

图14是示出投射到带轮廓的表面上的光的图案的透视图。

图15是示出用于组合式oct和表面轮廓成像的成像设备的部件的示意图。

图16a是示出具有用于组合式oct和表面轮廓成像的手持式探针的成像设备的示意图。

图16b是示出将表面轮廓成像和oct成像进行组合的成像设备的示意图。

图17a是示出使用单个双轴扫描镜的探针配置的示意图。

图17b是示出使用单个双轴扫描镜和被投射和成像光路两者共享的透镜的替代探针配置的示意图。

图17c是示出使用双镜双轴扫描仪的探针配置的示意图。

图17d是示出使用单个双轴扫描镜的不具有单独的聚焦光学器件的探针配置的示意图。

图17e是示出将oct扫描与外部光线扫掠进行组合的探针配置的示意图。

图17f是示出将oct扫描与外部光线扫掠进行组合的第二配置的示意图。

图18示出了用于从本公开的设备提供的不同类型的成像的光源选择指南。

图19示出了根据本发明的实施方案的口外cbct成像设备的总示意透视图。

具体实施方式

以下是参考附图对示例性实施方案进行的详细描述，其中在若干图中的每一个中，相同的附图标记标识相同的结构元件。

在本公开的上下文中使用以下术语的情况下，除非另外指明，否则术语“第一”、“第二”等等不一定表示任何次序、顺序或优先级关系，而是简单地使用来将步骤、元件或元件组彼此更清楚地区分开来。

如本文所使用，术语“可通电”涉及在接收电力时以及任选地在接收启动信号时执行指示的功能的装置或部件组。

在本公开的上下文中，术语“光学器件”通常用于指代透镜和用于使光束成形并对所述光束进行定向的其他折射、衍射和反射部件或孔隙。这种类型的单独部件被称为光学器件。

在本公开的上下文中，术语“散射光”通常用于包括从对象反射和反向散射的光。

在本公开的上下文中，术语“观察者”、“操作者”和“用户”被视为等同于并指代观察的从业人员、技术人员或者可以操作相机或扫描仪并还可以在显示器显示屏上观察和操纵图像，诸如牙科图像的其他人员。从由观察者输入的明确命令，诸如通过点击相机或扫描仪上的按钮或者通过使用计算机鼠标或者通过触摸屏或键盘输入来获得“操作者指令”或“观察者指令”。

在本公开的上下文中，短语“处于信号通信中”指示两个或更多个装置和/或部件能够经由在一些类型的信号路径上传播的信号而彼此通信。信号通信可以是有线或无线的。信号可以是通信、功率、数据或能量信号。信号路径可以包括第一装置和/或部件与第二装置和/或部件之间的物理、电、磁、电磁、光、有线和/无线连接。信号路径还可以包括第一装置和/或部件与第二装置和/或部件之间的附加装置和/或部件。

在本公开的上下文中，术语“相机”涉及被启用来从反射的可见光或nir光，诸如从牙齿的表面和支撑结构反射的结构光获取反射、2-d数字图像的装置。

通用术语“扫描仪”涉及光学系统，所述光学系统投射宽带近红外(bnir)光的扫描光束，所述扫描光束通过样品臂引导到牙齿表面并且作为样品臂中的返回的散射光获取用来检测对来自表面的oct成像中使用的参考臂的光的干涉。如随后更详细地描述，术语“光栅扫描仪”涉及将光朝向样品扫描的硬件部件的组合。

术语“受试者”指代牙齿或患者的被成像的其他部分，并且在光学术语中可以被视为等同于对应的成像系统的“目标”。

在本公开的上下文中，短语“宽带光发射器”指代在任何给定时间点在一定波长范围内发射连续光谱输出的光源。短相干或低相干宽带光源可以包括例如超发光二极管、短脉冲激光器、许多类型的白色光源和超连续谱光源。大多数这些类型的短相干长度光源具有大约数十微米或更小的相干长度。

在本公开的上下文中，术语“倾斜”描述不是90°整数倍的角度定向。例如，如果两条光线或光路以约5°或更远离平行方向，或约5°或更远离正交方向的角度偏离彼此或朝向彼此会聚，则所述两条光线或光路可以被视为相对于彼此倾斜。

在本公开的上下文中，两个波长可以在相差不超过+/-10nm的情况下被视为彼此“接近”。

根据本公开的实施方案，提供了一种可以提供可变波长照明的可编程光源。可编程光源可以用作扫描ss-oct和受益于能够可控制地改变的光谱图的其他应用的扫频源。

参考图1，示出了可编程滤波器10，所述可编程滤波器10用于从低相干宽带光源产生所需的图案和波长序列(λ0...λn)。来自光纤激光器或其他来源的宽带光通过循环器14穿过光纤或其他波导12引导到准直透镜l1，所述准直透镜l1将准直光引导到光分散光学器件20，诸如衍射光栅。光分散光学器件20形成朝向聚焦透镜l2引导的光谱分散的输出射束24。透镜l2将分散光聚焦到空间光调制器80，诸如微镜阵列30上。微镜阵列可以是反射装置的线性阵列或来自texasinstruments,dallas,tx的数位光处理器(dlp)的线性部分。阵列30中的一个或多个单独的反射器被驱动来通过光学路径将具有对应波长的光反射回去。这个反射光是可编程滤波器10的输出并且可以用于如随后描述的诸如光学相干断层扫描(oct)的应用中。阵列30中的每个连续的反射器的快速驱动允许对光谱分散的输出射束，诸如图1中提供的所述输出射束的众多小的光谱部分进行采样。例如，在空间光调制器80是具有排成一排的2048个微镜元件的微镜阵列30的情况下，在从阵列30的一侧到另一侧的光谱范围为35nm时，每个单独的微镜可以反射宽度为约0.017nm的波长波段。一种典型的扫频源序列通过在某一时间驱动单个空间光调制器80像素(反射元件)而沿着由光谱分散的输出射束形成的路线从较低波长前进到较高波长。如随后所描述，其他扫频源序列也是可能的。

本文描述以及图1至图3和后面的图所示的微镜阵列30是一种类型的可以用作可编程光源的一部分的可能的空间光调制器80。被采用的空间光调制器80是某种类型的反射装置，所述反射装置具有有效地提供装置的“像素”的可离散地寻址的元件。

可编程滤波器10在其部件总布置方面以及在其光分布方面类似于光谱仪的方面。入射宽带bnir光由光分散光学器件20分散以便在空间上分离光的光谱分量。如随后更详细地描述，微镜阵列30或其他类型的空间光调制器80被设置成将这种光的一个或多个选定波长波段往回反射通过可编程滤波器10，使得选定波长波段可以用于光学系统中的其他位置，诸如用于干涉测量装置中或用于调谐激光器。

图2a的简化示意图和图2b的放大图示出了可编程滤波器10如何操作来提供选定波长波段w1的光。示意性地示出了微镜阵列30的极大地放大的区域e的图2b示出了三个镜32a、32b和32c相对于射束24的入射光的行为。微镜阵列30的每个镜32元件可以具有以下两种状态中的任一种：如镜32a和32b处所示的非驱动，以一个角度倾斜的状态；或如镜32c处所示的驱动，以替代角倾斜的状态。对于dlp装置，微镜的非驱动/驱动状态的倾斜角相对于衬底表面为+12°和-12°。因此，为了将光沿着光学轴线oa往回引导通过透镜l2并通过可编程滤波器10的其他部件，如图2b所示，微镜阵列30自身相对于光学轴线oa以+12°倾斜。

在图1的可编程滤波器10中，光分散光学器件20可以是某种类型的衍射光栅，例如包括全息衍射光栅。光栅分散方程是：

mλ＝d(sinα+sinβ)(方程1)

其中：

λ是光波长；

d是光栅栅距；

α是相对于光学器件20的入射表面的法线的入射角(参见图1、图2a)；

β是相对于光学器件20的出射表面的法线的衍射光的角度；

m是衍射级，对于本公开的实施方案，通常m＝1。

fwhm(半峰全宽)带宽通过光栅δλg的光谱分辨率和有关dlp装置δλdlp的像素或微镜32的波长范围来确定，给出为：

δλg＝λcdcosα/d(方程2)

以及

δλdlp＝dpcosβ/f(方程3)

其中：

d是由透镜l1准直的入射高斯射束的1/e²宽度；

λc是中心波长；

d是光栅栅距；

p是每个微镜的dlp像素间距；

f是聚焦透镜l2的焦距。

最终的fwhm带宽δλ是(δλg,δλdlp)的最大值。带宽δλ定义了最精细的可调谐波长范围。在适合于oct成像的配置中，应保持以下关系：

δλg≤δλdlp。

为了使用dlp来将光反射回到波导12光纤，将光谱分散的光谱聚焦在dlp表面上，与每个微镜32的铰接轴线对准。dlp参考平坦表面也倾斜12°，使得当特定微镜32处于“启动”状态时，光被直接反射回到光学波导12。当微镜处于“启动”状态时，光谱的带宽对应于入射在所述微镜上的光的空间分布的对应的聚焦部分沿着相同的入射光的路径反射回到波导12光纤，但是在相反的方向上传播。光纤路径中的循环器14将选定光谱的光作为输出导引到第三光纤。可以容易地了解，如图2b的实例所示，其他类型的空间光调制器80可能不需要相对于入射光束以倾斜角定向。

聚焦在单个dtp像素上的1/e²高斯射束强度直径如下：

w＝4λf/(πdcosβ/cosα)(方程4)

优选地，应保持以下关系：w≤p。这将射束直径w设定为不超过像素间距p。最大调谐范围由以下确定：

mxδλdlp，

其中m是如图3所示的dlp微镜在水平方向上的数量。如图3所示，微镜阵列30的微镜的阵列具有m列和n排。仅需要单排dlp微镜阵列与可编程滤波器10一起使用；可以使用或不使用在此单排上方和下方的其他排。

在dlp像素(微镜)方面的波长可以通过以下光栅方程来描述：

其中i是对应于特定波长的处于0与(m-1)之间的范围的dlp列的索引。

根据以上方程(5)，可以确定对应于排中的每个镜的中心波长。

图4在替代实施方案中示出了可编程滤波器10，其中棱镜16作为光分散光学器件20。棱镜16以与图1所示的光栅相反的顺序分散光波长(λn...λ0)。较长波长(红色)以较高角度分散，较短波长(蓝色)以较低角度分散。

常规的光分散光学器件对分散光进行分布，使得所述分散光的组成波长具有线性分布。也就是说，波长沿着分散光的路线均匀地间隔开。然而，对于傅里叶域oct处理，需要波长数据到频率数据的转换。波长数据(λ，以nm为单位)因此必须被转换为波数数据(k＝λ^-1)，所述波数数据与频率成比例。在常规实践中，在傅里叶变换计算之前，使用插值步骤来实现这种变换。插值步骤需要处理资源和时间。然而，能够直接从可编程滤波器选择波数k值将是最有利的。图5的示意图示出了使用中间棱镜34将波长(λ0...λn)数据光学转换为波数(k0...kn)数据的一种方法。例如，在hu和rollins的在2007年12月15日第32卷第24期的opticsletters的第3525页至第3527页的名称为“fourierdomainopticalcoherencetomographywithalinear-in-wavenumberspectrometer”的文章中给出了为波长-波数转换指定棱镜角度和材料参数的方法。

可编程滤波器10能够以针对诸如使用调谐激光器进行oct成像的功能适当地定时的序列从宽带光源提供选定光波长。由于其提供可编程序列，因此可编程滤波器10可以执行从较低波长到较高波长的前向光谱扫掠以及在相反方向上的从较高波长到较低波长的反向扫掠。还可以提供三角扫掠图案(产生“梳形”波长)或任意波长图案。

具体地对于oct成像来说，各种可编程扫掠范例可以使用来在成像中提取移动对象，改进深度上的灵敏度下降等。oct信号灵敏度随着深度在样品中的增加而降低，其中深度被视为在z轴线方向上延伸。采用梳形的离散波长例如可以提高oct灵敏度。这被描述于bajraszewski等人在2008年3月第16卷第6期的opticsexpress的第4163页至第4176页的名称为“improvedspectralopticalcoherencetomographyusingopticalfrequencycomb”的文章中。

图6a和图6b的简化示意图各自示出了使用根据本公开的实施方案的可编程滤波器10的扫频源oct(ss-oct)设备100。在每种情况下，可编程滤波器10都用作调谐激光器50的一部分。对于口内oct，例如，激光器50在对应于约400与1600nm之间的波长的频率(波数k)范围内是可调谐的。根据本公开的实施方案，以约830nm为中心的35nm带宽的可调谐范围用于口内oct。

在图6a的实施方案中，示出了用于oct扫描的mach-zehnder干涉仪系统。图6b示出了用于michelson干涉仪系统的部件。在这些实施方案中，可编程滤波器10提供用于产生调谐激光器50输出的激光器腔的一部分。可变激光器50输出通过耦合器38并且进入样品臂40和参考臂42。在图6a中，样品臂40信号通过循环器44并且进入探针46以对样品s进行测量。采样的信号通过循环器44(图6a)往回引导并且通过耦合器58引导到检测器60。在图6b中，信号直接进入样品臂40和参考臂42；采样的信号通过耦合器38往回引导并且引导到检测器60。检测器60可以使用被配置成消除共模噪声的一对平衡光电检测器。控制逻辑处理器(控制处理单元cpu)70与调谐激光器50及其可编程滤波器10并与检测器60进行信号通信，并且从检测器60获得输出并处理所述输出。cpu70还与显示器72进行信号通信以进行命令输入和oct结果显示。

图7的示意图示出了根据本公开的替代实施方案的调谐激光器50的部件。调谐激光器50被配置为光纤环形激光器，所述光纤环形激光器具有宽带增益介质，诸如半导体光放大器(soa)52。两个光学隔离器oi对soa提供保护，使其免于反向反射光的影响。光纤延迟线(fdl)决定激光器的有效扫掠速率。滤波器10具有用于连接光纤环的输入光纤和输出光纤。

图8的示意图示出了可编程滤波器10用于从诸如超发光二极管(sld)的宽带光源54选择波长波段的用途。在此处，空间光调制器80将宽带光的分量反射通过循环器14。循环器14用于沿着单独的光学路径向和从可编程滤波器10引导光。

如图9的示意图所示，galvo镜94和96合作来提供oct成像所需的光栅扫描。在被示出的布置中，如随后更详细地描述，galvo镜1(94)将所述波长的光扫描到沿着样品的每个点82以沿着某一排产生数据，这提供了b扫描。galvo镜2(96)逐步地移动排位置以将2-d光栅扫描提供到其他排。在每个点82处，在单次扫掠中快速地产生使用可编程滤波器10由空间光调制器80(图1、图4、图5)的逐个像素提供的光的全光谱，并且在检测器60(图6a、图6b)处测量所得的信号。

用于oct成像的扫描顺序

图10a和图10b的示意图示出了可以用于使用本公开的oct设备形成层析图像的扫描顺序。图10a所示的顺序示出了如何产生单个b扫描图像。光栅扫描仪90(图9)用选定的光序列逐点地扫描样品s。如图10a所示的周期性驱动信号92用于驱动光栅扫描仪90的galvo镜以控制延伸越过每排样品的横向扫描或b扫描，每排样品在图10a和图10b中被示出为在水平方向上延伸的离散点82。在沿着一行或一排的b扫描的多个点82中的每一个处，在z轴线方向上获取数据的a扫描或深度扫描使用选定波长波段的连续部分来产生。图10a示出了用于使用光栅扫描仪90经由对应的微镜驱动或其他空间光调制器逐像素驱动在所述波长波段中产生直接递升序列的驱动信号92。逆向扫描信号93(驱动信号92的一部分)简单地使扫描镜恢复回到其用于下一行的起始位置；在逆向扫描信号93期间未获得数据。

应注意，b扫描驱动信号92如图9所示为光栅扫描仪90驱动galvo镜94。在每个增量位置(沿着该排b扫描的点82)处，获得a扫描。为了获取a扫描数据，调谐激光器50或其他可编程光源扫过由可编程滤波器10(图1、图2a、图4、图5)控制的光谱序列。因此，在其中可编程滤波器10使光源扫过30nm波长范围的实施方案中，在沿着b扫描路径的每个点82处执行这个序列。如图10a所示，在每个点82处，即在扫描galvo镜94的每个位置处执行一组a扫描获取。作为举例，在dlp微镜装置用作空间光调制器80的情况下，对于在每个位置82处产生a扫描可以存在2048个测量值。

图10a示意性地示出了在每次a扫描期间获取的信息。在用于每个点82的时间间隔内获取被示出为已去除dc信号成分的干涉信号88，其中信号随着扫掠所需的时间间隔而变化，其中被获取的信号指示通过将来自干涉仪的参考臂和反馈臂的光进行组合(图6a、图6b)而产生的光谱干涉条纹。傅里叶变换针对每次a扫描产生变换t。在图10a中以举例的方式示出了对应于a扫描的一个变换信号。

根据以上描述，可以了解到，在单个b扫描顺序内获取了大量数据。为了有效地处理这种数据，使用快速傅里叶变换(fft)，从而将基于时间的信号数据变换为对应的基于频率的数据，从所述基于频率的数据可以更容易地产生图像内容。

在傅里叶域oct中，a扫描对应于一条光谱获取线，所述光谱获取线产生深度(z轴线)分辨的oct信号线。b扫描数据产生沿着对应的扫描行的2-doct图像。

使用光栅扫描来通过使光栅扫描仪90获取在c扫描方向上递增而获得多种b扫描数据。这在图10b中进行了示意性表示，该图示出了如何使用a、b和c扫描数据来产生3-d体信息。

如先前所提及，在每个a扫描点82处使用的波长或频率扫掠序列可以相对于通常使用的递升或递减波长序列进行修改。可以可选地使用任意波长排序。在对于一些特定oct实现方式来说可能有用的任意波长选择的情况下，在每次扫掠时仅提供可用波长的一部分。在任意波长排序中，可以任意先后顺序随机地选择每个波长以在单次扫掠期间用于oct系统中。

图11的示意图示出了用于形成口内oct成像系统62的探针46和支持部件。成像引擎56包括参考图6a至图7描述的光源、光纤耦合器、参考臂和oct检测器部件。在一个实施方案中，探针46包括光栅扫描仪90或样品臂，但是还可以任选地包含成像引擎56未提供的其他元件。cpu70包括控制逻辑和显示器72。

前文描述给出了使用dlp微镜阵列30作为一种有用的空间光调制器的可以用于从可编程滤波器10选择波长波段的oct成像系统62的详细描述。然而，应注意，可以使用其他类型的空间光调制器80来反射选定波长波段的光。例如，反射型液晶装置可以可选地用来取代dlp微镜阵列30。可以可选地使用不为dlp装置的其他类型的mems(微机电系统装置)微镜阵列。

用于oct成像的处理

图12的逻辑流程图示出了根据本公开的实施方案的用于获得oct成像内容以及从oct内容提取的表面点云的oct处理顺序。在线性波长λ上提供每次b扫描存在众多a扫描的原始2-d光谱数据150，这被提供为m行，其中每行具有n个像素。然后，映射152针对每个对应的波长λ提供波数值k。执行沿着b方向针对每个k值计算的背景减除154，并且获得背景信号线。每条a线上执行的背景减除154有助于消除固定图案噪声。在零填充操作156和相位校正过程160中，对光谱采样进行校正并且获得分散诱导的oct信号展宽。fft处理步骤162提供对经过相位校正的数据的处理和缩放以为可用于可视化和诊断支持的3-d体绘制和2-d帧显示绘制166提供输入。在步骤162结束时，可获得oct图像内容。

图12的顺序中的后续处理之后为表面表征提取点云。然后执行分割步骤170以从oct体积数据提取表面轮廓数据。对象表面点云产生步骤172提供被测量对象的表面点云。然后可以对点云进行校准并且将所述点云用于网格绘制步骤174以及后续处理。可以执行oct图像的几何畸变校准以便帮助校正形状畸变。除非适当地加以校正，否则扫描图案或使用的光路布置可能会引起畸变。畸变处理可以使用通过使用给定几何形状的校准目标而获得的空间校准数据。对目标的扫描和获得扫描数据建立了调整扫描数据到3-d空间的配准，从而对扫描精度的误差进行补偿的基础。校准目标可以是在一个或多个位置成像的2-d目标或3-d目标。

图12的顺序的分割步骤170、对象表面点云产生步骤172以及网格产生和绘制步骤174从oct体积测量获得表面轮廓数据。重要的是，这些步骤的结果是通过oct测量的对象的重建表面。这种提取的oct表面成像内容可以使用本领域普遍已知的坐标匹配方法，诸如迭代最近点(icp)合并法与由与oct内容共享同一个坐标系的表面轮廓成像装置测量的结果直接合并。oct和表面轮廓图像数据内容因此可以通过icp合并自动地配准为点云或网格，而不需要附加步骤。

可以显示单独的或与表面轮廓图像数据配准的所提取的oct表面数据，将所述表面数据存储、或传输到另一个计算机或存储装置。

取决于应用和成像条件，可以在分割步骤170中使用各种图像分割算法来提取对象表面。图像分割算法，诸如简单直接阈值、活动轮廓水平集、分水岭、监督和无监督图像分割、基于神经网络的图像分割、基于光谱嵌入和最大流/最小割图的图像分割等在图像处理领域中是熟知的并且可以进行利用；可以将它们应用于整个3-d体或单独地应用于oct数据的每个2-d帧。

图13a至图13e示出了使用具有严重龋洞的牙齿图像的实例，作为oct处理顺序的一部分获取和产生的不同类型的成像内容。图13a示出了对应于oct成像的b扫描的2-d切片。图13b示出了牙齿的深度编码的颜色投射，其中任选的颜色条180作为参考。图13c示出了从oct成像内容获得的体积绘制的对应切片。图13d示出了图13a的其中提取沿着牙齿表面的点的分割处理的结果。图13e示出了从oct体积数据产生的牙齿的表面点云64。如先前相对于图12的顺序所示，表面点云64可以在分割之后从oct体积数据获得。

表面轮廓成像

不同于先前描述的oct成像，表面轮廓成像使用反射成像并且提供数据来对表面，诸如表面结构、曲率和轮廓特性进行表征，但是并不提供有关位于表面下方的物质的信息。轮廓成像数据或表面轮廓图像数据可以获自结构光成像设备或从2-d反射图像序列获得与表面相关的结构信息的成像设备，所述2-d反射图像使用可见光照明(通常处于高于约380且小于740nm阈值的范围)、近红外光(接近并扩展到高于740nm)或紫外光波长(低于380nm)来获得。用于轮廓成像的替代技术包括结构光成像以及用于使用反射成像技术对表面结构进行表征的其他已知技术，例如像通过三角测量进行特征跟踪、运动恢复结构摄影测量、飞行时间成像和对焦测距成像。轮廓图像内容可以可选地例如通过仅识别并收集表示表面组织的那些体素而从体积图像内容，诸如从oct体积内容(如先前相对于图12所描述)提取。

短语“图案化光”用于指示光具有预定空间模式，使得光具有一个或多个特征，诸如一条或多条可辨别的平行线、曲线、网格或棋盘格图案、或具有由没有照明的区域隔开的光区域的其他特征。在本公开的上下文中，短语“图案化光”和“结构光”被视为是等同的，两者都用于标识被投射到受试者身上以便获得轮廓图像数据的光。

在结构光成像中，从给定角度从成像设备朝向对象的表面投射一定光线图案或其他结构化图案。之后从另一个角度观察来自表面的投射图案作为轮廓图像，从而利用三角测量以便基于轮廓线的外观而分析表面信息。其中投射图案在空间上递增地移位以获得新位置处的附加测量的相移通常作为结构光成像的一部分进行应用，使用所述相移是为了完成表面的轮廓映射并且提高轮廓图像的总分辨率。

图14示出了使用具有多条光线的图案进行的表面成像。线图案的增量移位和其他技术有助于对可能归因于沿着表面的突然转变的不精确和混乱进行补偿，由此可能很难肯定地识别对应于每条投射线的分段。在图14中，例如，对于表面的多个部分，可能很难确定线段116是来自与线段118相同的照明光线还是来自与相邻线段119相同的照明光线。

通过在获取图像时了解对象相关坐标系内的扫描仪的瞬时位置和光线的瞬时位置，配备有适当软件的计算机可以使用三角测量法来计算众多被照明的表面点的坐标。由于这种图像获取，可以识别并使用顶点或角顶的点云来对表面轮廓进行表征。点云中的点或角顶之后表示对象的三维表面上的实际测量点。

例如，可以使用空间光调制器，诸如数位光处理器(dlp)或使用衍射光栅来将图案赋予图案化光。还可以通过与扫描仪硬件相协调的驱动的光发射的偏转，诸如通过使用微机电系统(mems)或galvo来将图案产生为光栅图案。

应注意，反射成像可以用于除了表面轮廓成像之外的目的。牙齿表面的反射图像例如可以用于确定牙齿表面的颜色、表面纹理和其他可见特性。

将oct与表面轮廓和其他反射成像进行组合

某些示例性方法和/或设备实施方案可以将组合的oct和结构光成像提供用于牙科成像。在图15的简化示意图中被示出为成像设备200的本公开的实施方案提供将oct和结构光成像组合在单个成像设备中以产生深度分辨的断层图像内容和表面轮廓图像内容两者的示例性机构和方法，所述深度分辨的断层图像内容和表面轮廓图像内容可以容易地相互配准并且同时或接近同时地获取，即，在单个成像操作中获取，而不需要由操作者实现单独的扫描行程。显著地，oct和表面轮廓成像的成像路径是光谱分离的，使得每个成像路径中使用的波长不同于彼此。用于oct照明成像的光高于阈值波长并且用于表面轮廓成像的光低于阈值波长。

图15的简化示意图示出了作为成像设备200的一部分进行合作的两个成像子系统，即反射成像或表面轮廓成像系统210和oct成像系统220。表面轮廓成像系统210使用可见光vis照明，所述可见光vis照明被传送到样品s，诸如牙齿。根据本公开的实施方案，所使用的vis光波长范围从约380nm延伸到约740nm并且由相机212检测。

图15中的oct成像系统220使用来自宽带相干近红外光源的bnir光，所述宽带相干近红外光源用于以范围为740nm至1550nm的波长进行oct成像。光纤耦合器fc将bnir光分割到参考臂42和样品臂40中。如先前参考图6a和图6b的示意图所描述，参考臂42中的光被参考镜222反向反射并且耦合到光纤耦合器fc作为干涉测量法的参考光。样品臂40中的光经由如图9示意性所示并支持聚焦光学部件(未示出)的光栅扫描仪90传送到样品s，诸如牙齿。bnir光的被样品s反向散射的一部分由样品臂40的相同的光学器件收集并耦合回到样品臂40。参考光和样品光在光纤耦合器fc处相干涉。

图15中用于表面轮廓成像系统210和oct成像系统220的光路在相同的路径上进入光纤耦合器fc，但是如前所述彼此是光谱分离的，即高于阈值和低于阈值。任选地，为了提供两个系统的额外的分离，可以采用光谱滤光器。放置在光纤耦合器fc与oct信号检测器224之间的光谱滤波器216确保oct信号检测器224仅检测到宽带nir干涉光。相机212仅感测可见光，并且bnir光被另一光谱滤光器214阻挡。反射的可见光图案由相机212相对于图案化的vis照明方向以适当的角度捕获。对于表面轮廓成像，在光栅扫描仪90的控制下，预先确定的照明图案在对可见光强度进行调制的情况下照射到样品s上。

方便的是，相同的光栅扫描仪90和相关联的光学器件在oct中将bnir光传送到样品s并且在表面轮廓成像中将图案化的vis照明传送到所述样品。由于oct和表面轮廓成像共享同一个光栅扫描仪90，因此当对成像设备200进行系统校准时，oct和表面轮廓成像两者都自动地校准到相同的坐标系。与oct信号检测器224和相关部件以及与相机212进行信号通信的处理器230控制并协调表面轮廓成像系统210和oct成像系统220两者的行为以获取oct和表面轮廓图像内容两者。

图16a的示意图示出了成像设备200的实施方案，所述成像设备200将光栅扫描仪90和相机212光学器件组合为手持式探针240的部分以进行口内成像，其中样品s是口内特征，诸如牙齿、牙龈组织或其他支撑结构。探针240的部件可以可选地包括oct成像和反射成像部件的其他部分。探针240借助于有线连接，诸如信号连接和电力连接到处理器230，并且通过光纤电缆连接提供光学信号。

成像设备200可以oct深度成像或表面轮廓成像模式工作，即单独地以任一模式操作或者同时以两种模式捕获图像内容。此外，可见光源vis和相机212可以仅用于预览以便支持oct成像。图16a还示出了模式开关226，所述模式开关226可以用于选择操作模式，诸如反射成像、oct成像中的一者或者两种成像类型。可选地，模式开关226可以位于手持式探针240上或可以是通过处理器230的用户界面上的用户指令输入来切换的“软”开关。

在一个示例性实施方案中，oct深度成像可以相对于表面轮廓成像设备进行改良。

图16b是示出将表面轮廓和oct成像进行组合的成像设备的示意图，并且示出了可见光源通过耦合器38和循环器44提供可见光vis来进行表面轮廓成像。可见光可以共享用于将oct成像子系统中的样品光提供在探针240中的相同的光学路径。这允许同时或接近同时的oct和反射图像捕获，其中来自oct的光和可见光vis沿着相同的路径传播。应注意，oct扫描通常每秒仅获得几个完整的帧，而用于表面轮廓表征或者用于牙齿或其他表面的颜色表征的反射成像可以较快的速率捕获并处理图像。

仅作为实例，图16b示出了利用mach-zehnder干涉仪配置和扫频源oct实现方式的oct成像系统。也可以使用替代类型的干涉仪配置，诸如michelson干涉仪。也可以使用替代类型的oct实现方式，诸如谱域oct或时域oct。

有许多布置可以用于探针240部件。图17a示出了使用单个双轴扫描镜250作为光栅扫描仪90的配置。单个双轴扫描镜250可以例如是双轴mems镜。光学模块260中的光学部件将准直光提供到扫描镜250。来自扫描镜250的光通过聚焦准直射束的物镜l3进行引导。任选的折叠镜262将光路折叠以将聚焦区引导到样品s并且将反射光引导到相机212，所述相机212包括成像透镜和传感器(未单独示出)。用于oct和表面轮廓(反射)成像的光从光学模块260发射。这简化了将oct成像配准到轮廓表面成像，或者诸如用于对牙齿颜色进行表征的成像的其他反射成像的校准。由于扫描镜250位置由处理逻辑控制，这个位置在每个时刻都是已知的，而不管发射光是用于oct成像的bnir光还是用于反射成像的vis光。对扫描硬件的校准服务于oct和反射成像路径。

如图17a示意性所示，任选的滤波器214可以与相机212一起使用来进一步将oct与表面轮廓成像路径区分开来，从而阻隔oct波长和其他不想要的光。滤波器216可以被提供为光学模块260的一部分以阻止vis光到达oct检测器。

图17b的示意图示出了也使用双轴扫描镜250作为光栅扫描仪90的配置。光学模块260中的光学部件将用于oct和可见光系统两者的准直光提供到扫描镜250。来自扫描镜250的光通过聚焦准直射束的物镜l3进行引导。折叠镜262将光路折叠以将光引导到样品s并且在相机212处形成聚焦区。透镜l3还形成图17b布置中的将光引导到相机212的成像路径的一部分。

图17c是示出使用双镜252、253，即双轴光栅扫描仪90的探针240配置的示意图。每个镜252、253是单轴镜；所述镜可以例如是galvo镜或单轴mems镜。光学模块260将准直光引导到镜252，所述镜252围绕第一轴线进行扫描。反射光被引导到镜253，所述镜253围绕第二轴线进行扫描并且引导通过物镜l3的光。折叠镜262将光路折叠以将聚焦区引导到样品s并且将反射的vis光引导到相机212。透镜l3还形成图17c布置中的将光引导到相机212的成像路径的一部分。

图17d是示意图，其中光学模块260产生聚焦光，使得不需要外部透镜。双轴扫描镜250将这种光引导到样品s并且将承载图像的光引导到相机212。

图17e和图17f是示出其中另一个光学模块266用于提供vis光的替代扫描布置的示意图。在这种扫描布置中，不同于图16b的图中所示的布置，可见光vis采用通向手持式探针的单独的路径。分束器264将来自光学模块266的vis光和来自光学模块260的bnir光进行组合，使得两种光遵循从分束器264到样品s的相同的路径。在图17e中，产生的光线通过单轴镜252、253朝向样品s扫描。图17f示出了使用单个双轴镜250来改变光线位置以进行表面轮廓成像的替代实施方案。

作为表面轮廓表征的另一个选项，也可以使用表面分割来从对象的oct图像提取表示实际表面的点云。点云的所提取的几何形状与用结构光成像方法获得的几何形状匹配。

如前所述，oct和反射图像内容两者可以参考相同的光栅扫描仪坐标来获取。从两个系统产生的点云还共享相同的坐标。一旦通过分割从oct体积图像提取到表面数据，就简化了来自oct的表面数据到轮廓表面成像输出的配准。

光源选项

可见光vis可以具有可见光范围内的多个波长。例如，vis源可以用于投射的结构光图案的颜色编码。vis源可以可选地用于白光图像预览或牙齿色度测量或者颜色或纹理表征。

vis光可以从常规的灯泡源提供，或可以来源于固态发射装置，诸如激光器或者一个或多个发光二极管(led)。单独的红色、绿色和蓝色led用于提供基色波长以进行反射成像。

除了提供结构光图案，vis源还可以可选地提供特定波长的光或宽带光，所述特定波长的光或宽带光被扫描到受试者身上以进行常规的反射成像，诸如用于检测例如牙齿色度，或例如用于通过不采用光图案的方法，诸如运动恢复结构成像来获得表面轮廓数据。

在近uv区中的紫外光可以用作激发光以进行牙齿荧光成像。反向散射的荧光可以由oct光路收集。荧光图像可以通过傅里叶域oct的相同的检测器路径，但是在不同的横向光谱位置处进行检测。

图18示出了光源的示例性光谱值。一般而言，在近uv区中的低于约380nm的紫色v波长通常有利于荧光成像。具有针对范围高于380至低于740nm的蓝色、绿色和红色基色标记为b、g、r的分量的可见光vis通常被选择用于结构光图案投射。高于740nm的红外光通常被选择用于oct成像。

本公开的实施方案提供了一种用于轮廓成像的主动三角测量系统，所述主动三角测量系统包括由oct系统和反射成像系统两者共享的照明路径。成像路径(图17a至图17f)中的相机212相对于照明路径以倾斜角观察样品。用于产生结构光图案的可见光源以oct系统不使用的不同波长发射光，使得两个光学系统可以在其间没有可察觉的串扰或干涉的情况下操作。通过相对于光栅扫描仪90的运动适当地控制可见光源的定时，可见光可以编码预先确定的光图案以进行结构光成像。来自受试者表面的畸变的光图案通过成像路径中的光学系统成像并且由相机捕获。解码光图案产生被成像对象的表面轮廓。

对应于全牙弓的3d网格的重建通常通过获取一系列略微重叠的口内3d视图并将所述视图拼接在一起来完成。识别构建中的网格的哪个部分与新获取的视图重叠的过程被称为“匹配”。口内3d扫描仪可以使用这个过程来产生患者的整个牙弓的3d网格。然而，由于匹配是表面修整过程，因此可能会出现会累积的小的局部精度问题。例如，由于匹配是表面修整过程，可能会产生微小的角度误差，由于累积过程(例如，从门牙周围的左后磨牙到右后磨牙)，这在整个牙弓被重建好之后通常会导致重大误差。通常，可以观察到200微米的左右磨牙误差。

某些示例性方法和/或设备实施方案可以提供患者的牙弓的具有减小的角度误差的口内3d网格。通过使用具有表面成像(例如，表面轮廓成像)和穿透能力的扫描仪，本文的示例性方法和/或设备实施方案可以使用包括深度数据的匹配过程提供牙弓的口内3d网格以减少可能会累积的小的局部精度问题(例如，这减小了角度误差)。在一个示例性实施方案中，oct技术可以用于实现穿透能力。在另一个示例性实施方案中，诸如超声波或光声技术的技术可以用于实现深度穿透能力。

一些示例性方法和/或设备实施方案可以提供患者的牙弓的具有减小的角度误差的口内3d网格。在一个示例性实施方案中，在io扫描中正常不可见的硬组织可以提供与3dcbct数据有力的配准以保证减少3d网格牙弓畸变(例如，带有侧叶的牙弓)。

一种示例性方法和/或设备实施方案可以包括可以应用于小跨度和大跨度修复应用/工作的两个因素：

最复杂的情况是没有留下牙齿并且必须对牙龈组织进行3d光学扫描(例如，3d光学扫描)的完全无牙齿的情况。牙龈组织具有很少的地标特征，并且因此完成匹配过程(例如，将单独的3d轮廓图像配准)可能存在较大挑战。

在一种示例性方法和/或设备实施方案中，首先，经由穿透扫描，有可能看到牙龈组织下方的骨结构。这意味着在拍摄图像时，我们就具有了软组织和硬组织(例如，未变形的成像内容)。所谓将两种成分(软组织和硬组织)进行组合意味着可能首先要对硬组织进行关联，然后使用这种定位信息来同样正确地定位软组织。这个示例性实施方案将确保数据集(例如，3d轮廓图像)的更精确的配准。

在大跨度修复以及例如植入工作流的情况下，优选的是执行3dx-射线(cbct)扫描来评估骨结构接受植入物的合适性。在这种情况下，cbct扫描可以提供不存在与扫描过程关联的畸变的参考模型。在另一个示例性方法和/或设备实施方案中，cbctx-射线扫描(以及体积重建)可以用作默认结构，io扫描数据(例如，深度信息)与所述默认结构匹配。如果存在跨牙弓偏差，则在这种情况下，匹配的cbct扫描重建和io扫描仪深度信息可以用于进行纠正(例如，将io数据集硬性或非硬性地匹配到3dx-射线数据集)，io扫描的3d表面网格在整个对象或整个牙弓上可以具有减小或最小的畸变。

图19示出了口外成像设备10的实施方案。设备10包括支撑结构，所述支撑结构包括可能是支撑柱的支撑框架12。柱12在两个或三个维度上可能是可调整的。例如，柱12可以是可伸缩的并且可以包括可滑动地安装在固定的下部部分12b上的上部部分12a。

支撑结构还包括水平安装件14，所述水平安装件14可以由垂直柱12支撑或固持。水平安装件14远离垂直柱12延伸并且可以基本上垂直于所述垂直柱。水平安装件14可以相对于垂直柱12移动。更具体地，水平安装件14固定地安装在垂直上部部分12a上并且因此可随着所述垂直上部部分一起移动。例如，位于垂直柱后方的例如电动类型的驱动机构(图中未示出)可以被命令来以控制的方式驱动水平安装件14进入垂直运动。水平安装件14可以支撑机架16。机架16可相对于支撑结构，以及更具体地水平安装件14移动。机架16可以更具体地相对于水平安装件14旋转。机架16可以围绕垂直旋转轴线旋转，所述机架根据所选择的成像过程在成像过程的操作期间可以是静止的或者可以遵循若干个预先确定的轨迹中的一个轨迹。已知用于驱动机架16进入给定运动的驱动机构(未示出)整合到水平安装件14的内部。作为举例，这种驱动机构包括用于赋予x、y平面上的第一运动的马达，例如双步进马达，以及用于赋予围绕垂直轴线z的旋转运动的马达，例如无刷马达。

机架16支撑x-射线源18和与所述x-射线源对应布置的至少一个x-射线传感器20。x-射线源18和至少一个x-射线传感器20可以面向彼此布置。机架16可以包括两个相对的向下延伸的臂：第一臂16a，所述第一臂16a支撑附接至其的x-射线源18；以及相对的第二臂16b，所述相对的第二臂16b支撑附接至其的至少一个x-射线传感器20。

激活的x-射线源18发射x-射线束，所述x-射线束在照射至少一个x-射线传感器20之前辐照成像区域，例如用于放置患者的头部的工作区域的全部或部分。

在本实施方案中，至少一个x-射线传感器20可以包括全景传感器，例如缝隙状传感器、体积或计算机化传感器(例如，矩形、方形)或头部测量传感器或者若干种传感器。

取决于设备中存在的一个或多个传感器，在全景、体积或计算机断层扫描以及头部测量模式中可以使用一个或多个操作模式或成像过程(1、2或3)。

支撑结构还可以包括患者定位臂22，所述患者定位臂22连接到支撑框架，并且更具体地连接到垂直柱12。患者定位臂22可相对于支撑框架移动。更具体地，臂22可以沿着垂直柱12滑动，以便在命令时上下移动。患者定位臂22从臂支撑件22a延伸，所述臂支撑件22a相对于固定的下部部分垂直柱12b可滑动地安装。患者定位臂22沿着所述设备在与水平安装件14的延伸方向基本上对应的方向上延伸。患者定位臂22相对于所述设备以与水平安装件14基本上平行的关系布置在边侧。例如，位于垂直柱后方的例如电动类型的驱动机构(图中未示出)可以被命令来以控制的方式驱动臂支撑件22a进入垂直运动。

患者定位臂22用于使患者在设备中定位在给定位置处。在一个实施方案中，患者定位臂22可以根据对设备10的操作模式的选择而将患者定位在成像区域中。

患者定位臂22可以包括通常位于臂的自由端22b或接近所述自由端处的一个或多个患者定位和/或固持系统。

一个或多个患者定位和/或固持系统允许根据不同的定向来定位患者的头部的解剖结构，并且在检查期间使患者的头部固定以便减少任何可能的移动。

对于待执行的每种类型的检查存在一个或多个系统。臂22被配置成适应这些系统。

如图19所示，这些系统中标注为24的一个系统包括两个临时固持构件，所述两个临时固持构件从其可移除地附接的臂22向上延伸。仅示出了一个临时固持构件，另一个临时固持构件已被臂16b隐藏。

另一个示出的系统是颏支撑件26，所述颏支撑件26从其可移除地附接的臂22向上延伸。颏支撑件26可以位于两个临时固持构件之间。

可以设想其他可能的可附接、可移动或整合系统：鼻支撑件、咬合支撑件等。

手柄组件28可以在臂的下方并以与臂平行的关系定位在所述臂的自由端22b处。这个手柄组件28包括两个垂直的分开的手柄部分28a、28b，所述手柄部分28a、28b可以在进行成像过程时由患者抓紧以便保持不动。

总之，这个手柄组件28具有u形形状，所述形状可以包括水平基部部分28c以及固定到臂22的两个垂直的向上延伸的分支28a、28b。每个分支担当垂直手柄部分的角色。

患者定位臂22还支撑监视器或显示器组件30，所述监视器或显示器组件30使得所述设备的用户有可能观察和驱动设备的某些功能。

设备10还包括连接到支撑框架12的支座布置40。支座布置40可在以下至少两个不同的位置之间移动：工作位置，其中支座布置40以针对机架16和水平安装件14规定的空间关系(图19，例如下方或下侧)定位在工作区域中；至少一个静止位置，其中支座布置40远离工作区域定位，以便在机架16下侧留下无阻碍的工作区域。

与本发明的实施方案相一致的是，计算机程序利用从电子存储器存取的对图像数据执行的存储指令。如图像处理领域的技术人员可以了解，用于操作本公开的实施方案中的成像系统的计算机程序可以由被操作为如本文所述的cpu70的合适的通用计算机系统，诸如个人计算机或工作站利用。然而，可以使用许多其他类型的计算机系统来执行本发明的计算机程序，包括例如联网处理器布置的计算机系统。用于执行本发明的方法的计算机程序可以存储在计算机可读存储介质中。这种介质可以包括例如：磁存储介质，诸如磁盘，诸如硬盘驱动器或可移动装置或磁带；光存储介质，诸如光盘、光学磁带或机器可读光学编码装置；固态电子存储装置，诸如随机存取存储器(ram)、或只读存储器(rom)；或者被采用来存储计算机程序的任何其他物理装置或介质。用于执行本公开的方法的计算机程序还可以存储在计算机可读存储介质上，所述计算机可读存储介质通过互联网或其他网络或通信介质连接到图像处理器。本领域技术人员将进一步容易地认识到，这种计算机程序产品的等同物还可以在硬件中构造。

应注意，在本公开的上下文中等同于“计算机可存取存储器”的术语“存储器”可以指代用于存储图像数据并对所述图像数据进行操作，并且可由包括例如数据库的计算机系统存取的任何类型的临时性或更持久的数据存储空间。存储器可以使用例如长期存储介质，诸如磁或光存储装置而为非易失性的。可选地，存储器可以使用电子电路，诸如由微处理器或其他控制逻辑处理器装置用作临时缓冲区或工作空间的随机存取存储器(ram)而更具易失性性质。显示数据例如通常存储在临时存储缓冲区中，所述临时存储缓冲区直接与显示装置相关联并且根据需要定期地更新以便提供显示数据。这种临时存储缓冲区还被视为是一种类型的存储器，就像在本公开中使用所述术语一样。存储器还用作数据工作空间以执行计算和其他处理并且存储它们的中间和最终结果。计算机可存取存储器可以是易失性的、非易失性的或易失性和非易失性类型的混合组合。

将理解，本公开的计算机程序产品可以利用熟知的各种图像操纵算法和处理。将进一步理解，本公开的计算机程序产品实施方案可以采用本文未确切示出或描述的可用于实施的算法和处理。这类算法和处理可以包括在图像处理领域的普通技术人员认知内的常规实用程序。例如，用于配准3d体组的匹配算法对于熟练3d牙科成像或修复技术的普通技术人员来说是已知的。这类算法和系统的附加方面，以及用于产生并另外处理图像或者与本公开的计算机程序产品共同操作的硬件和/或软件在本文中未确切地示出或描述，并且可以从本领域已知的这类算法、系统、硬件、部件和元件中选择。

根据本申请的某些示例性方法和/或设备实施方案可以在产生牙弓3d表面网格中提供减小的误差。根据本申请的示例性实施方案可以包括本文描述的各种特征(单独地或组合)。

虽然已相对于一种或多种实现方式说明了本发明，但是可以在不脱离所附权利要求的精神和范围的情况下对所示的实例进行替代和/或修改。此外，虽然已相对于若干实现方式/实施方案中的仅一个公开了本发明的特定特征，但是如对于任何给定或特定功能来说可能期望或有利的，这种特征可以与其他实现方式/实施方案的一个或多个其他特征进行组合。术语“…中的至少一个”用于表示可以选择的列出项中的一个或多个。术语“约”指示列出的值可以略微改变，只要改变不会导致过程或结构不符合所示的实施方案即可。最终，“示例性”指示描述用作实例，而不是暗示所述描述是理想的。通过考虑本文公开的发明的说明书和实践，本发明的其他实施方案对于本领域技术人员而言将是显而易见的。本说明书和实例意图仅被视作是示例性的，其中本发明的真实范围和精神由至少所附权利要求指示。