JP2009518139A - 赤外線歯科撮像 - Google Patents

Abstract

【課題】赤外線歯科撮像を実用化し広く普及するように、その問題を軽減する方法および装置を提供する。
【解決手段】歯科撮像システムは、少なくとも１つの歯の一部にわって１つ以上の質問ビームを走査して、当該質問ビームの光散乱、吸収、またはその他の相互作用および歯の内部と関連のある歯科変調光束を生成する光学スキャナを含む。歯科変調光束を検出し、処理して歯と関連のある写真情報を生成する。８００ｎｍおよび１８００ｎｍ間の質問波長を用いて、脱塩またはその他の欠陥の診断および評価に適した画像を提供することができる。１つ以上の波長の質問ビームを用いることができる。異なる波長の歯科変調光束、あるいは異なる方向または異なる場所の歯科変調光束を受光するために、多数の検出器を配置することができる。深さの判定のために、歯またはその上にマーカを用いることができる。歯との屈折率を一致させて、画質を向上させることができる。
【選択図】図９

Description

（関連出願に対する相互引用）
本願は、２００５年１２月８日に出願した米国仮特許出願第６０／７４８，８０９号の優先権を主張する。その内容は、ここで引用したことにより、本願にも含まれるものとする。
（技術分野）
本開示は、評価および処置のために歯の写真を作成する際に赤外線光を用いる方法および装置に関する。

Ｘ線撮像は、歯科には有用である。何故なら、これは歯の内側に関する情報を明らかにするからである。これは、歯組織における空洞即ち穴を含み、更に組織のミネラル成分が減少して組織が多孔質となっている、脱塩区域も含む。これは、通例、酸が歯と接触することの結果生ずる。Ｘ線撮像が有効なのは、空洞化即ち脱塩区域の方が、周囲の組織よりもＸ線に対して透過性が高く、したがって、発生源から出射したＸ線が高い強度で透過し、空洞化即ち脱塩地帯と交差する近隣の経路に沿って来る放射線によって生ずる露光よりも、強い露光を写真フィルムまたは電子撮像デバイス上に生じさせるからである。一般的に、Ｘ線は、ほぼ直線状に歯を通過し、レンズを用いた合焦によるのではなく、非常に小さなＸ線源を用いることによって、撮像が行われるので、フィルムまたは電子検出器上に、階調のある陰影ができる。Ｘ線源のサイズによって、画像の先鋭さまたはぼけの度合いが決まる。

Ｘ線撮像には、様々な欠点がある。Ｘ線は、生体内において分子をイオン化し、したがって危険である。小さな虫歯のＸ線画像では、コントラストが乏しい。これは、小さな虫歯の容積(volume)では、透過度が高く減衰が減少するので、それが物質の穴である場合のように、虫歯領域が完全に透明であっても、透過放射線の強度に小さな端下の変化しか生じないからである。歯間虫歯（歯の側面）は、この欠点にも拘わらず見ることができる場合が多いが、これらの虫歯からのＸ線が、歯の縁端付近にある比較的少ない物質を通過して来るからである。交合面虫歯（臼歯の噛み合い面上またはその真下）は、全く見ることができない場合が多い。何故なら、これらの噛み合い面は、一般に広く平坦であるため、Ｘ線は、非常に不透明な大量の物質を透過するからであり、そして虫歯による端下の変化は小さいからである。臼歯の噛み合い面を垂直に見通すことによって、臼歯の崩壊の横方向の広がりを観察できれば役に立つであろうが、Ｘ線は一般に歯の側面を通してでないと用いることができない（患者の頭部が直立している場合、水平方向に横断する）。Ｘ線を垂直に用いることができても、歯組織を通過する長い距離による不透明性のために、恐らくは、臼歯崩壊の横方向の広がりを視認するためには、この使い方(geometry)は有効ではないであろう。

虫歯の検出に加えて、歯科医は、特に、古い詰め物を交換し、別のインレイ(inlay)を詰めるか（亀裂がない場合には容認できるが、ある場合には問題がある）、またはクラウンを被せるか（亀裂がある場合に指示する）を判断するときに、歯における亀裂を検出する必要がある。しかし、Ｘ線技法は、亀裂を検出するには信頼性がない。亀裂は、それが偶然光線と一直線状になっていれば、示すことができるが、一直線状でなければ、全く示されない。

歯科異常を検出するために可視光を用いる試みがなされている。これらの技法は、イオン化する放射線を回避する。しかしながら、Ｘ線とは異なり、可視光は、典型的な厚さの歯のエナメル質または象牙質を突っ切ることができず、あらゆる方向に不規則に散乱する。このために、歯はミルキー・ホワイト(milky white)のように見えてしまい、散乱によって光が著しくぼやけるために、深い異常の検出が妨げられることになる。可視波長内の光によってディジタル画像を作成して記録する市販の製品があるが、Ｘ線と比較すると、歯間損傷を検出し特徴付けるには、全く効果がないことが示されている。例えば、Young and Featherstone,"Comparing digital imaging fiber-optic trans-illumination, F-speed radio graphic film, and polarized light microscopy"（ディジタル撮像光ファイバ透過照明、Ｆ速度無線グラフィック・フィルム、および偏光顕微鏡の比較）（Early Detection of Dental Caries III: Proceedings of the 6th Annual Indiana Conference, G.K. Stookey, ed. (2003)より）を参照のこと。この製品は、歯の表面上またはその至近にある異常を検出できるに過ぎず、その深さを判定することができず、異常がエナメル質を貫通し象牙質内部に達しているか否か判定することもできないが、これは治療の判断には重要である。

赤外線光を用いた撮像は、Ｘ線や可視光による撮像の問題を低減することができる。何故なら、歯のエナメル質は、可視光よりも赤外線光に対する透過性がはるかに高いからである。しかし、赤外線カメラを用いる方法では、別の問題が生ずる。本開示は、これらの問題の一部について説明し、赤外線歯科撮像の実用的な、広く普及する商用使用に適するように、これらを軽減する方法および装置を紹介する。

ここに開示する代表的な歯科撮像システムは、少なくとも１つの歯の少なくとも一部にわたって光質問ビームを走査するように構成されている質問光学スキャナを備えており、光質問ビームは、歯科変調光束を生成するように、少なくとも１つの歯の中に実質的に透過可能である。光学検出システムが、少なくとも１つの歯から受信した歯科変調光束と関連した検出信号を生成するように位置付けられており、検出信号を受信し、当該検出信号に基づいて、少なくとも１つの歯に関連した位置依存写真情報を生成するように、信号プロセッサが結合されている。例の中には、信号プロセッサが、少なくとも１つの歯の上における質問ビームの位置と関連する１つ以上のスキャナ信号を受信するように結合されている場合がある。例の中には、約８００ｎｍよりも長い波長または波長範囲の光質問ビームを発生するように、光源が構成されている場合がある。一般に、波長または波長範囲は、歯の内部を調べることができるように選択する。別の例では、光質問ビームの波長または波長範囲は、約１０００ｎｍおよび１８００ｎｍの間である。波長または波長範囲は、約１２５０ｎｍおよび１３５０ｎｍ、ならびに約１５００ｎｍおよび１６００ｎｍの間としても便利である。更に別の例によれば、光源はレーザ・ダイオードまたは発光ダイオードである。

代表的な例によれば、光質問ビームに変調を適用するように、変調器が構成されており、信号プロセッサは、適用する変調に基づいて、位置依存写真情報を識別するように構成されている。適用する変調は、質問ビームのほぼ１回の休止時間よりも長くない周期を有する周期的変調とすることができ、休止時間とは、ビームを走査する速度で除算した、走査方向における質問ビーム幅の比率である。別の代表的な例では、適用する変調は、写真情報と関連した周波数よりも高い周波数、または周囲照明のような干渉照明と関連した周波数から離れた周波数である。

一部の実施形態によれば、光質問ビームおよび少なくとも１つの歯の検出システムと関連した光放射線を、検出システムに優先的に向かわせるまたは伝導するように、光学フィルタが検出システムに対して位置付けられている。更に別の例では、光学検出システムは、第１光検出器と第２光検出器とを備えており、それぞれ、第１光検出信号および第２光検出信号を生成するように構成されている。更にまた別の追加の例では、光質問ビームは、第１波長範囲の光束と、第２波長範囲の光束とを含み、第１光検出器および第２光検出器は、それぞれ、第１波長範囲および第２波長範囲の歯科変調光束に基づいて、第１光検出信号および第２光検出信号を生成する。

開示する更に別の実施形態では、質問光学スキャナは、走査コントローラと、走査コントローラに応答して選択的に変位するように構成された出力端を有する光導波路とを含み、光質問ビームは、光導波路の出力端から射出する光放射線と関連付けられている。便宜的な例では、光導波路は光ファイバである。質問光学スキャナは、少なくとも１つの走査方向に沿って光質問ビームを走査するように構成されている、少なくとも１つの回転可能なミラーを含む。

一部の例によれば、表示画面上に光表示ビームを送出する表示光学スキャナを含む歯科表示走査システムを設けることができる。光表示ビームの変調は、歯科変調光束と関連した歯の可視画像を生成するように選択する。光学ディスプレイによって生成する歯の可視画像は、少なくとも１つの歯の表面上、または少なくとも１つの歯に近接して配置した画像画面、またはその他の場所に形成することができる。特に便利な例では、表示光学スキャナおよび質問光学スキャナは、共通の光ビーム・スキャナに基づいており、共通光ビーム・スキャナは、歯に伝えるための質問光束と、可視画像を形成するための表示光束との双方を受光する。一部の例では、現在検出している歯科変調光束に基づいた可視画像を表示し、一方他の例では、格納されている画像を用いる。

追加の例では、光結合デバイスまたは放射線コレクタ(radiation collector)が、歯科変調光束を光学検出システムに結合するように構成されている。光結合デバイスは、光学検出システムにおいて少なくとも１つの歯の表面を撮像するように位置付けられた撮像光学システムを含むことができ、あるいは歯科変調光束を光学検出システムに向かわせるように位置付けられた光導管を含むことができる。光結合デバイスは、光学検出システムの一部、または別個のエレメントのいずれと見なすこともできる。

歯科撮像デバイスは、所定の表面形状を有する透光性結合面と、結合面と光連通する透光性の順応性物質であって、歯の表面と順応するように構成されている、順応性物質とを備えている。代表的な例では、結合面は、順応性物質上に規定されている。追加の例では、結合面は、光窓上に規定されており、順応性物質が光窓と接触する。順応性物質は、流体、ゲル、または可撓性固体、あるいはこれらの組み合わせとするとよい。本開示の目的上、「流体」はゲル、または十分な圧力の下で流動することができるが単に重力の下ではその形状を維持するその他の物質を含むことができる。通例、結合表面の所定の表面形状は、実質的に平面であるが、他の表面形状を用いることもできる。代表的な例によれば、順応性物質の屈折率および歯の屈折率の相違の大きさは、歯の屈折率と１との差よりも小さい。一部の例では、屈折率一致物質を歯に与えて、表面構造と関連した画像の寄与を低減するか、または画像のコントラストを向上させることができる。

歯科撮像方法は、歯の内部と関連する歯科変調光束を生成するように、少なくとも１つの歯の少なくとも一部上で質問ビームを走査するステップと、１つの歯の画像を得るために、歯科変調光束を処理するステップとを備えている。一部の例では、質問ビームは、本質的に波長が約１０００ｎｍおよび１８００ｎｍの間である光放射線から成る。追加の例では、歯に与える流体またはゲルのような屈折率一致物質を通じて質問ビームを歯に送出する。代替実施形態では、屈折率一致物質は、歯の表面に対して順応する固体材料である。一部の実施形態では、歯科変調光束に基づいて、歯に近接して当該歯の画像を形成する。別の例では、歯の画像を当該歯の表面に形成する。

追加の代表的な例では、質問ビームを走査するステップは、第１波長および第２波長においてそれぞれ第１質問ビームおよび第２質問ビームを走査することから成る。歯の少なくとも１つの画像を形成するために、対応する歯科変調光束を処理する。一部の例では、第１質問ビームおよび第２質問ビームを、歯の上で実質的に同時に走査する。便利な例では、光質問ビームおよび表示ビームを、共通のスキャナによって走査する。追加の例では、少なくとも１つのマーカを歯の表面上またはその付近に設け、画像において深さの指示を与えるようにする。

歯科撮像システムは、それぞれの位置または方向から見た歯の内部に関連した少なくとも第１画像および第２画像を生成するように構成されている光学システムと、歯の表面またはその付近に配置され、第１画像および第２画像に基づいて、深さの指示を与えるように位置付けられている少なくとも１つのマーカとを備えている。一部の例では、少なくとも１つのマーカを歯の表面に設ける。別の例では、少なくとも１つのマーカを光結合デバイス上に設ける。

以上の例は、開示する技術の一部の特徴を代表する。開示する方法および装置のこれらおよびその他の特徴ならびに形態については、添付図面を参照しながら以下に明記する。

ここで用いる場合、「ａ」、「ａｎ」、および「ｔｈｅ」の単数形は、文脈上別のことを意味することが明らかでない限り、複数形も含むこととする。加えて、「含む」(include)という用語は、「備える」(comprise)を意味することとする。更に、「結合」(coupled)という用語は、電気的、電磁的、または光学的な接続または連結を意味し、結合される品目間に仲介要素がある場合も除外しないこととする。

記載するシステム、装置、および方法は、いずれにせよ限定的に解釈してはならない。逆に、本開示は、種々の開示する実施形態の、単体ならびに互いの様々な組み合わせおよび下位組み合わせ(sub-combination)での、あらゆる新規のおよび自明でない特徴および形態を対象とする。開示するシステム、方法、および装置は、そのいずれの特定的な形態にも特徴にも組み合わせにも限定されず、開示するシステム、方法、および装置は、いずれの１つ以上の具体的な利点を呈示することも、問題を解決することも必要としない。

開示する方法の一部の動作は、特定的な一連の順序で記載するが、この記載の仕方は、以下に示す特定の文言によって特定の順序が要求されない限り、順序の入れ替えも念頭に置いていることは言うまでもない。例えば、順次記載する動作は、場合によっては、並び換えたり、あるいは同時に実行してもよい。更に、簡略化のために、添付図面は、開示するシステム、方法、および装置を他のシステム、方法、おおび装置と合わせて用いることができる種々のやり方を示さない場合もある。

光学スキャナは、一般に、光学照明束を受光して、質問ビームを供給し、これを目標表面全体に走査する。一般に、質問ビームは、照明した「スポット」を目標方面全体または目標立体空間にわたって走査することができるように、平行化、合焦、またはそれ以外の変形を施す。以下で記すが、典型的な例では、光質問ビームの波長または波長範囲は、実質的に歯の内部まで透過し、歯の体積(volume)の少なくとも一部にわってビームを走査するように選択する。光質問ビームの内、歯との相互作用によって散乱、透過、またはそれ以外の変調を受けた部分を、歯科的に変調すると言うことができる。例の中には、光学スキャナが平行化ビームを入力として受光し、追加の光ビーム整形が不要な場合があり、一方他の例では、光学スキャナがレンズ、ミラー、およびその他のビーム整形要素を含み、平行化または合焦ビームを生成する、あるいはそれ以外で目標に照明スポットを供給するように、入力光照明束を処理する場合もある。レーザ、特にダイオード・レーザのような、空間的にコヒーレントな光源が便利であるが、発光ダイオードのようなその他の光源も用いることができる。光学スキャナは、検流計、回転多角形ミラー、光電または音光材料、あるいはその他の形式のスキャナを用いて実施することができて便利である。この中で説明する例の中には、走査が振動光ファイバの空間的変位または微小電気機械システム（ＭＥＭＳ）に基づく場合もある。

便利な例では、歯に関して質問ビームを走査し、歯科的に変調した放射線を、固定の検出器によって検出するが、他の例では、固定の照明を歯に当てて、有効検出区域を歯に関して走査する。通例、走査検出の代わりに走査質問ビームに基づくシステムの方が高い信号対ノイズ比が得られる。

開示する例では、歯、歯の一部、１つよりも多い歯の一部または全部と関連した画像即ち写真情報を得ることができる。ここでは便宜上、「歯」という用語は、１つ以上の歯の一部または複数の部分を意味することとする。

実現例の中には、光学スキャナが、二次元ラスタを横断する走査スポットを供給する場合がある。例えば、目標全域に対して水平にスポットを周期的に走査し、各水平走査間で少しずつ垂直方向に変位させることができる。このようなラスタ・スキャンは便利なこともあり得るが、別の例では、光学スキャナは、一連の円弧、螺旋、あるいは一連のリサージュ図形またはその他のパターンを横断する走査スポットを供給する。通例、光学スキャナは、走査スポットの位置と関連した１つ以上の走査信号を受信または生成する。つまり、このような走査信号に基づいて、時間の関数として検出器（または複数の検出器）において検出した、歯科的に変調した光束の一部を処理して、目標上、目標内、または目標の位置の関数として受光光束を得ることができる。位置の関数としての受光光束の大きさを、ここでは、画像または画像信号または写真情報と呼び、時間可変電気信号として、あるいはTagged Image File Format（ＴＩＦＦ：標識画像ファイル・フォーマット）、ビットマップ、あるいはＪＰＥＧまたはその他の規格のような標準に基づくフォーマット、あるいはその他のデータ・ファイル・フォーマットを用いるコンピュータ読み取り可能ファイルとして供給することができる。また、可視写真として供給することもできる。

典型的な用途では、周囲の照明の制御が不便、困難、または非実用的である可能性がある。例えば、１つ以上の歯の調査に必要な光学システムの配置は、患者の口を照明し、豊富な室内照明を設けることによって、やりやすくすることができる。このような照明または１つ以上の歯の質問と関連のないその他の照明は、光学フィルタを用いて削減、排除、またはそれ以外で抑制することができ、質問ビームと関連した波長のみが実質的に検出システムにおいて受光されるようにする。このようなフィルタは、狭帯域薄型膜状光学フィルタ、有色（吸収）光学フィルタ、または偏光フィルタとすることができる。例の中には、質問ビームを偏光させ、１つ以上の歯によって散乱した質問ビームの部分が優先的に検出器に送られ、一方直接（未散乱）質問信号を減衰させるように、偏光板を位置付ける場合もある。通例、質問ビームは、直線偏光または円偏光されており、直交線形または円偏光を実質的に検出器に送信するように、偏光板を配置する。

別の例では、周囲照明またはその他の不要な照明、あるいは検査対象の歯の特性には対応しない電気信号の寄与は、例えば、液晶または光電変調器のような光変調器によって質問ビームを変調することによって、あるいはＬＥＤまたはレーザ・ダイオードへの電気駆動信号を変調することによって補償または低減することができる。例の中には、このような変調を十分に高い周波数で行い、各走査スポット場所を少なくとも１つの変調周期(modulation period)と関連付けるようにする。即ち、歯上における走査ビームの速度を走査ビームの幅で除算した値よりも高い周波数で行う。

放射線、照明、光束などの用語は、ここでは、歯に入射する電磁放射線および歯から受光する電磁放射線を指す。このような電磁放射線は、狭周波数範囲（レーザでは通例）または比較的広帯域とすることができる。以下で述べる代表的な例では、約１２５０ｎｍおよび１６００ｎｍの間の波長の放射線を用いる。しかしながら、歯を貫通するのに適した他の波長も用いることができる。例の中には、発生源のスペクトルを特徴付けるのに中心波長が適している場合があり、一方一部の発生源には、中心波長と、スペクトル帯域幅の１つ以上の尺度が必要となる場合もある。これらおよびその他の発生源ならびに波長範囲は、質問光束が歯の内部構造を解明できるように選択する。

近赤外線透過照明撮像を含む、歯科診断計器および方法、ならびに共振周波数のある種の詳細は、Waldmann et al., "Dental Diagnosis Instrument"（歯科診断計器）ＰＣＴ公開特許出願第ＷＯ９４／２００１１号、Fried and Jones, "Near-Infrared Transillumination for the Imaging of Early Dental Decay" （早期歯科崩壊の撮像のための近赤外線透過照明）ＰＣＴ公開特許出願第ＷＯ２００５／０１３８４３号、およびSeibel and Furness, "Miniature Image Acquisition System Using a Scanned Resonant Waveguide"（走査共振導波路を用いた微小画像取り込みシステム）米国特許第６，２９４，７７５号に記載されている。これらの全ては、ここで引用したことにより、その内容が本願にも含まれるものとする。

例えば、１３１０ナノメートルの波長というように、可視光よりもはるかに長い波長を有する赤外線光は、Ｘ線および可視光双方に対して有利である。これは、歯間損傷を高いコントラストで明示することができ、あるいは臼歯の垂直図で交合損傷の形状および広がりを、Ｘ線の有害なイオン化放射線に露出することなく、示すことができる。例えば、Jones et al., "Near-infrared transillumination at 1310-nm for the imaging of early dental decay"（早期歯科崩壊の撮像のための１３１０ｎｍ近赤外線透過照明）、（OPTICS EXPRESS 11:2259 (September 2003)より）、Graham et al., :Transillumination of Interproximal Caries Lesion with 830-nm Light"（８３０ｎｍ光を用いた歯間虫歯の透過照明）、（Lasers in Dentistry X, Rechmann et al, eds., Proc. of SPIE, vol. 5313 (2004)より）、およびBuhler et al., "Imaging of occlusal dental caries (decay) with near-IR light at 1310-nm"（１３１０ｎｍの近ＩＲ光を用いた交合虫歯（崩壊）の撮像）、（OPTICS EXPRESS 13:573 (January 2005)より）を参照のこと。

また、赤外線光は、歯における亀裂も示すことができる。赤外線光が有効なのは、光の散乱が、増大する波長の関数として急速に低下するので、エナメル質が、波長が長い程、殆どガラスのような、ほぼ透明になるからである。歯の中心にある象牙質は、高い方の波長でも、散乱が激しいままであるが、健康なエナメル質の透過度は、赤外線光を非常に有用とするのに十分である。多少の吸収があるが、これは単に強度を低下させるだけであり、散乱のような、ぼけの原因とはならない。エナメル質の脱塩領域は、光をビームから散乱させ、および／または吸収するので、変化していないエナメル質よりは、直行する光の透過が少なくなる。これは、Ｘ線におけるように透過が増大するのとは逆である。小さな脱塩損傷は、Ｘ線強度よりも大きな端下変化(fractional change)を、透過赤外線強度に生じさせることができる。即ち、コントラストをかなり強くすることができる。これは、歯の一方側から１３１０ｎｍの光源によって照明し、他方側からレンズを用いて歯を赤外線検出アレイ上に撮像し、赤外線光学画像を電子信号に変換し、この信号をディジタル化しコンピュータに受け渡して、写真を表示および／または格納することによって検査済みである。１３１０ｎｍは都合の良い波長であるが、約８００ｎｍおよび１８００ｎｍの間の波長を有する赤外線光も用いることができる。

カメラを用いた赤外線技法は優れた診断値を有するが、これらの技法の実用的および商業的潜在性は、長い波長の光に必要な赤外線検出アレイが非常に高価であるという事実によって抑圧されている。ビデオ・カメラやディジタル・カメラに用いられているシリコン系ＣＭＯＳおよびＣＣＤアレイ検出器は安価であるが、これらのデバイスの感度は、波長が約１０００ｎｍまたは１１００ｎｍを超えて増大すると、急速に低下する。１３１０ｎｍまたは１５５０ｎｍのような更に長い波長では、ＩｎＧａＡｓまたはその他の特殊な材料が必要となり、アレイを製作するための製造コストが高くなる。本開示は、赤外線光における歯の光学画像を作成することを伴わず、アレイ検出を必要としないで、電子写真を得るための異なる方法に基づく代表的な方法および装置について記載する。開示する方法および装置は、遥かに低いコストで用いることができ、他の利点を得ることもできる。

ここに記載する例では、カメラを用いたシステムにおいて用いられている位置分解検出および非差別(less-discriminate)または拡散照明の代わりに、位置分解（「走査」）照明および非差別または拡散検出を用いる。代表的な例では、単一の光検出器を設け、対象の区域、体積、またはその他の領域をカバーするパターンで、歯の上から迅速に光ビームを走査する。検出器は、直接あるいは拡散、散乱、またはその他の過程によって、歯を通過した光を受光し、受光した光に基づいて時間の関数である電気信号を生成する。歯の上における走査ビームの位置は、時間の関数としても分かるので（通例、光学スキャナに印加するまたは光学スキャナから受信する走査電圧またはその他の信号に基づく）、これら２つの情報集合を組み合わせて、ビーム位置の関数として検出器信号の表現を作成することができる。この情報は、写真として呈示することができる。この意味では、光検出器の信号を、実際にそれを表示するか否か、またはどのように表示するかには関係なく、「写真情報」に変形することができる。光検出器の信号は、光源からの光が歯を通過して光検出器に効率的に結合されるビーム位置では高くなり、信号の結合が弱いビーム位置では低くなり、異なる明度(degree of lightness)または暗度を異なる信号に割り当て、二次元表示を作成することができる。これは丁度、光検出器を光源と置き換え、走査ビーム・アセンブリを、レンズを用いて光学画像をアレイ検出器上に作成する長波長電子カメラと置き換えた場合に見られるようなものである。

表面上において光のスポットを走査するデバイスを、「飛行スポット・スキャナ」(flying-spot scanner)と呼ぶことがある。ここに記載する場合、スポットではなくビームを走査する。何故なら、ビームは、スポットを形成する単一表面上に到達するだけでなく、歯の立体領域の内部にまで達するからである。ビームにおける光パワーの異なる端数が、光が通過する歯の異なる部分において散乱され、またはそうでなければ、遮断され、異なる経路によって光検出器に達する。これらの経路は、非常に複雑である可能性がある。しかし、得られる写真における各画素を、対応するビーム場所によってサンプルされた歯の光学特性によって変調し、これらの光学特性は、歯における局在的な異常による影響を受けるので、得られる写真は、異常の有用な空間的指示を与える。このような異常には、光の散乱、吸収、複屈折、またはその他の光学特性が付随する可能性がある。走査ビーム・アセンブリが臼歯の噛み合い面に対して垂直に光を投射すると、光はエナメル質を貫通し、象牙質に入り、ここで散乱して、象牙質グロー(dentin glow)が生ずる。走査ビームからの光が直接光検出器に来なくても、歯の側面にある光検出器がこのグローを検出することができる。グローは、ビームが、脱塩したエナメル質の区間を通過すると弱くなり、この情報を用いれば、発生する画像の対応する区間を暗い区域として表示することが可能になる。

走査ビームの位置および方向によっては、光は、その多くを散乱させるものに全く遭遇することなく、歯を通過する場合がある。一例として、内部にエナメル質のみがあり、象牙質がない歯の縁端付近を水平方向に通過する光を考える。歯間脱塩が生じていない区域にビームがある場合、ビームの散乱は殆ど生じない。この場合、光源から歯の裏側に検出器を配置すると有用であり、あるいは、それ以外の場所に配置すると、歯から出て検出器に入る光の少なくとも一部を結合するために、何らかの追加の光結合デバイスが必要となる。検出器の信号は、このようなビーム場所では高いが、ビームが脱塩の区域を通過すると、検出器信号は、ビーム外への光の散乱のために、低下する。しかしながら、代わりに、直接透過する光ではなく、ビームから散乱する光を主に捕らえるように、他の任意の場所に検出器を配置することもできる。例えば、検出器は上から歯を見おろすこともでき、あるいはある角度から象牙質を見ることもできる。他の代替案では、ビームが脱エナメル帯を通過していないときに信号が弱くなり、通過しているときに高くなるような場合も考えられる。光を展開し(deploy)検出器に結合する方法は数多くあるので、ビームが、歯の中において散乱または吸収を変化させる領域を通過するときには、信号内にコントラストが生じ、有用な写真を作成することができる。

走査方法のコスト面における大きな利点については既に論じており、コストは、従来のカメラを用いる方法の重大な欠点として注目されている。このような従来の方法とは対照的に、ここに開示する走査方法は、長波長光を用いて歯から写真を得るという総合的な支障には、高コストが内在しないことを実証する。開示する方法は、実用的で、価格効率が高い、従来方法に対する代替案を提供する。開示する方法の更に別の利点には、画像の明るい領域の飽和またはクリッピング(clipping)の解消または低減、明るい信号が写真の隣接する暗い区域を曇らせる(blooming)またはこの区域に漏れ出すことの解消または低減、レーザを光源として用いた場合における斑点の解消または低減、走査デバイスの小型化の潜在性、迷光を排除するために光源変調(source modulation)を使用できること、多数の検出器を同時に容易に使用できること、ならびに分解能の変更が容易なことが含まれる。これらおよびその他の利点が得られる代表的なシステムについて、以下に説明する。

市販の検出器アレイは、一般に、個々の検出器即ち画素毎の光電流を集積しキャパシタに格納しつつ、他の画素から信号を読み出しているので、ダイナミック・レンジに限界があった。（このような集積を行わないと、信号対ノイズ比が低くなる。）アレイ回路はキャパシタ上の電圧即ち電荷を制限するので、測定することができる光の明るさに限界が生ずる。明るすぎると、キャパシタはその飽和値まで充電されるだけで、真の光パワー・レベルを測定することはできない。しかし、本開示の一部の例において用いられる単一の検出器では、電荷を格納する必要性がなく、検出器およびそれと関連のある電子回路は、検出可能な最も明るい信号の、ノイズから区別可能な最も弱い信号に対する比が非常に大きくても、対処することができる。この範囲は、対数増幅器のような非線形電子回路を用いることによって広げることができる。対数増幅器に対する出力信号は、検出器の光電流の対数に比例する。後続の信号処理は、情報を表示するために、更に小さなダイナミック・レンジに縮小することができ、あるいはローカル信号に応じて偽色マッピング(false-color mapping)または位置依存マッピングを適用し、信号のダイナミック・レンジが広いにも拘わらず、写真のあらゆる部分において視認することができる歯において、明暗のある構造を形成することができる。

市販の検出器アレイは、「ブルーミング」現象を生ずることが多く、この現象では、１つの画素に明るいまたは過飽和光レベルを当てると、信号が近接する画素の中に漏れ出してしまい、その結果得られる写真では、その実際の境界を超えて広がる明るいスポットが見られ、写真の近接する暗い部分が曖昧になる。これは、開示する方法によって回避することができる。何故なら、検出器と関連のある電子回路は、飽和しないように、または飽和しても素早く回復するように容易に作ることができるので、ある一時点における信号（歯の１箇所に対応する）は、別の時点（別の箇所に対応する）の信号とは、対応する場所が非常に近くても、独立または実質的に独立する。この結果、アレイ検出デバイスで通常可能なよりも、遥かに広い範囲の明度値を素早く測定することが可能となる。これによって、カメラまたはアレイ検出器を用いるシステムにおいて光源からの直接光を排除するために用いられているような、交差偏光板のようなデバイスの必要性が減少する。ブルーミングを防止するための偏光板を不要にするという利点はあるものの、開示する方法および装置は、コントラストを強めるために偏光板を用いることができる。

光源にダイオード・レーザを用いることは、部分的に、このような光源は対象の波長範囲における電気通信に合わせて開発されてきたので、都合がよく、種々の波長において低コストで容易に入手することができる。しかし、従来の方法においてレーザを用いた場合、「スペックル」(speckle)、即ち複雑な粒状マルチ・パス干渉パターンが、アレイ検出器の表面に生じ、光学画像が粗い粒子状になる。これを回避するために、超発光ダイオード(superluminescent diode)を用いている。これは広い波長範囲にわたってインコヒーレントに放出することを除いて、ダイオード・レーザと関係がある。生憎、これらのデバイスは、レーザよりもかなり高価であり、広い範囲の中心周波数値には容易に入手可能ではない。開示する方法を用いると、光源がレーザであっても、スペックルは解消するか、または大幅に抑制される。スペックル・パターンは、実際、検出器の平面に存在する。しかし、アレイ検出デバイスにおける個々の検出器とは異なり、この検出器は、スペックル・パターンの粒塊サイズと比較すると大きく作ることができる。スペックル・パターンは、ビームを走査するに連れて変動し、ノイズが画像情報に加わるが、異なる領域または粒の変動は相関が低いので、検出器が適度な大きさであれば、検出器が感知する平均強度の端数変動(fractional fluctuation)は小さい。

市販の検出器アレイおよびそれらに付随するパッケージは、いくらか大きめである。対照的に、一部の走査デバイスは非常に小さく作ることができるので、これらは赤外線光を用いて歯の写真を撮るシステムのエルゴノミクスおよびその他の設計面で妥協することはない。ここに開示するシステムおよび装置の全てが必ずしも小さい訳ではないが、ＭＥＭＳ系ミラーおよび振動光ファイバを含むいくつかは、非常に小さく作ることができる。

歯科医の診察室は、大抵の場合明るく照明されているので、検出器アレイであろうがまたは単体の検出器であろうが、迷光が光検出システムまたはデバイスに侵入する可能性がある。これは、検出器を飽和させる虞れがあるためだけではなく、迷光が時間的に変動する可能性があるために、問題となる。変動は、例えば、動きや陰影、または電力線周波数の２倍の強度変調の結果生じ、写真に影響を及ぼす可能性がある。この問題を低減する１つの方法は、検出器の前にフィルタを置くことである。このフィルタは、用いている光源の赤外線波長を中心とする狭いスペクトル帯域幅を有する。このようなフィルタは、レーザ・ダイオードまたはその他の狭スペクトル幅赤外線光源を用いるシステムに、特に非常に適している。このフィルタは、しかしながら、光強度を変調することによって光源をエンコードし、検出後にこれを電子的またはディジタル的にデコードまたは復調すれば、回避することができる。例えば、光源を変調して、何らかの周波数の正弦波または方形波変調を生成し、次いでロック・イン検出(lock-in detection)、狭帯域検出、または位相感応検出を、検出器からの信号に対して行う。あるいは、光源をオンにしたままで信号を測定し、光源がオフになっている間に得た背景信号を減算する。このような方式は、変調周波数が非常に高く、迷光に存在するあらゆる変調から離れている場合、最も有効となることができる。通例、迷光変調は、主に約１ｋＨｚ未満の周波数であり、電力線周波数の低次高調波未満、即ち、約ｎ６０Ｈｚ未満が通例である。ここで、ｎは約１０未満の整数である。高周波変調および検出は、検出器のアレイでは困難または不可能であるが、走査方法では実施が容易である。

２つ以上の検出器が、同じ走査光源からの光を同時に受光することができ、これには様々な利点がある。単体の光源および検出器を用いると（カメラを用いた検出システムまたは位置分解照明（走査）システムのいずれも用いても）、歯の一部から受信する歯科的変調光信号の振幅またはコントラストは満足できるが、他の部分からは、信号振幅またはコントラストが余りに低く、所望の歯科画像を得られない場合がある。カメラまたは検出器アレイを用いたシステムでは、この問題は、数個の光源を用いることによって軽減することができる。しかし、２つの光源からの同時情報を分離することは不可能である。位置分解照明を用いると、１つよりも多い検出器からの歯科的変調光信号は、位置と共に変動するように選択するまたは組み合わせることができ、視野のいずれの部分にとっても好ましい信号および／またはコントラストが得られる。ここで「組み合わせる」とは、単なる加重和だけでなく、減算や、２つの異なる検出器上における２つの信号間の差を利用する他の処理も意味するものとする。多数の検出器を歯列に近づけて静止して配置することができ、走査光源を移動させることができ、データを組み合わせて、歯毎または歯列の領域に対して最適化した画像を生成することができる。また、単なる位置ではなく波長に基づいて検出器を差別化(differentiate)することもでき、信号の組み合わせ（差を含む）によって、歯の損傷のコントラストおよび分解能を向上させて与えることができる。２つの異なる波長または波長領域の光は、走査光源によって同時に発射することができ、異なる検出器が、光学フィルタを用いることによって、異なる波長帯域を選択することができる。

走査デバイス（二次元ＭＥＭＳミラーおよび共振光学フィルタを含む）には、低位置分解能の高速走査と位置分解能が高い低速走査との間で、殆ど瞬時にそれらの位置分解能を切り換えることができる場合もある。これには、操作者が低分解能を用いて素早く歯を調査し、次いで対象領域の写真を、低速であるが分解能を高めて記録している間、走査源を保持することができる。
（代表的な検出方法および装置）
走査ビームが歯に垂直に入射する場合、歯の側面付近に非常に小さな検出器を用いることが可能になる。何故なら、ビームをどこに向けているかには関係なく、紅潮した (glowing)の象牙質からの光の一部がそこに到達するからである。しかし、光が水平に歯を透過する場合、ビームの場所によっては、光は、象牙質またはその他の散乱物質とは全く遭遇せずに、非常に透過性のあるエナメル質を直接通過する可能性がある。この場合、歯の背後に大きな検出器を有し、常にビームを傍受するようにするか、または歯と更に小さな検出器との間に光結合デバイスを有し、光が歯のどこから出射しても、小さな検出器が常に歯を通過して来た光の一部を受光するようにすると有用である。光結合デバイスが使用可能であれば、検出器が小さい程、コスト削減には望ましいと言える。また、検出器が小さい程、電気容量が現象することも、検出器と関連のある電子増幅器の性能には有利となる可能性がある。光結合デバイスは散乱を纏めて、歯から出射する光を検出器に向けて偏向させることができ、あるいは、鏡面または光ファイバやこのようなファイバの束におけるような全内反射のようなその他の反射面、あるいはコーティングまたは表面付近における屈折率変化のいずれかによる内反射面を有する硬質導光管を組み込むこともできる。また、歯から出射する光の撮像を組み込み、レンズまたはその他の光学デバイスによって、検出器上に歯の全部または一部の鮮鋭なまたはぼやけた画像を作ることができる。即ち、レンズ、曲面反射板、またはホログラフ光学エレメントを用いて、歯よりもかなり小さい検出器上に歯の縮小画像を作成することができる。尚、このように作成する光学画像は、システムが発生する写真とは関係がなく、歯から検出器に光学パワーを結合することだけを目的とすることを記しておく。しかしながら、この光学構成は、赤外線光を検出器に結合することに加えて、可視光写真を供給するように配置することもできる。

歯の限られた部分のみからの光を受光することができる小さな検出器を用いると、走査ビームの異なる位置に対する信号は、検出器がどこに置かれているかに左右される可能性がある。したがって、歯全体をいくらか均一的に検出器に結合するために光結合デバイスを用いることによって、得られる写真の品質の、光検出アセンブリの配置そのものに対する感度を低下させることができる。しかし、代わりに、小さい検出器の位置感度を利用して、可視性またはコントラスト、あるいは異常の存在または特質に関するその他の手がかりのような、システムから得られる情報を強化することもできる。このような強化は、検出器を異なる場所に移動させることによって、または異なる歯の視野を有する数個の検出器を同時に用いることによって行うことができる。先に記したように、異なる波長の信号または異なる場所で受信した信号を多数同時に検出することは、開示する方法およびシステムの特別な利点である。このように、異なる写真を、異なる波長または異なる検出器位置と関連付けて、生成することができる。同じ走査動作中に得られた検出信号によって、あらゆる走査領域から、少なくとも１つの検出器から有用な信号レベルが得られることが保証されることが多い。異なる検出器からの写真情報のジェオメトリ(geometry)は同一となる。何故なら、これはビームをどこに走査したかによって決定されるからである。単体の検出器を移動させて順次画像を得るのではなく、共通の走査パターンで異なる固定検出器に基づいて画像を同時に得ることによって、異なる時点に多数の画像を得ることに付随する可能性がある予測できないオフセットを生ずることなく、必要に応じて、得られた画像を重ね合わせたり、または組み合わせることができる。多数の検出器における同時測定も、測定時間を短縮することができる。
（代表的な走査方法および装置）
走査は、多数の方法で遂行することができる。走査する対象が平面である場合、光ビームは大きな円錐角を有する可能性があり、表面の小さなスポットに合焦することができる。このスポットの小ささによって、得られる写真の焦点の鋭さが決定し、走査ビーム・アセンブリに向かってまたはこれから離れるように表面を移動させることによって、表面上のスポットが拡大し、即ち、ぼやけて、空間分解能が低下する。三次元の歯の内部における異なる深さでの詳細を検出したいので、光ビームを非常に狭くして、歯の内側のいずれの虚像面におけるその断面も、その平面が走査ビーム・アセンブリから近いかまたは遠いかには関係なく、非常に小さくなるようにする方が良い。走査ビーム・アセンブリを作る１つの方法は、第１ミラーに向けてビームを第１方向に投射し、第１ミラーが第２ミラーに向けて第２方向に偏向し、第２ミラーが第３方向に偏向することである。２つのミラーを然るべき軸を中心に、例えば、検流系モータによって回転させると、ビーム方向を２つの方向に走査することになる。別の方法は、２本の異なる軸を中心に回転することができる１つのミラーによって、ビームを偏向することである。この種のビーム偏向は、ＭＥＭＳ技術によって実施することができ、安価にそして非常に小型にすることができる。例えば、Jain et al., "A Two-Axis Electrothermal Micromirror for Endoscopic Optical Coherence Tomography"（内視鏡光学干渉断層撮影法用二軸電熱マイクロミラー）、（IEEE J. Selected Topics in Quantum Elect. 10:636-642 (June 2004)より）を参照のこと。その内容は、ここで引用したことにより、本願にも含まれるものとする。別の走査技法では、光ファイバから出射するビームを用い、ファイバには、片持梁状にマウントを超えて突出するファイバ端を取り付けて、共振することができるようにする。次いで、ファイバ端が二次元パターンで共振的に発振するように、マウントを振動させる。この走査技法は、安価で非常に小型にすることができる。例えば、Seibel and Furness, "Miniature Image Acquisition System Using a Scanned Resonant Waveguide"（走査共振導波路を用いた微小画像取り込みシステム）、米国特許第６，２９４，７７５号を参照のこと。その内容は、ここで引用したことにより、本願にも含まれるものとする。

別の技法は、オンおよびオフに切り換えることができる光源の二次元アレイと、このアレイの画像を歯に向けて投射するレンズとを用いることである。アセンブリによって放出するビームの走査は、一度に１つの光源を別個にオンにすることによって、行われる。別の技法では、液晶ディスプレイにおいて行われているように、光ゲーティング・デバイス(light-gating device)の二次元アレイの背後にある拡散光源と、このアレイの画像を歯に向けて投射するレンズとを用いる。走査を行うには、一度に１つずつ光ゲートを別個に開放する。別の代表的な技法では、光源または光ゲーティング・デバイスの一次元アレイ（拡散線形光源を付帯する）と、このアレイの画像を歯に向けて投影するが、アレイのラインに対して垂直な方向に画像を走査することができる回転可能なミラーまたはその他のデバイスを経路の中に含むレンズとを用いる。アレイ・デバイスでは、一度に１つずつ画素をオンにする代わりに、多数の画素の異なるパターンを用いることによって「走査」することもでき、それでも写真情報を発生することができる。本開示の目的に合わせて、ビームの走査とは、１本のビームを移動させることだけでなく、可変の狭い構造的詳細を有する広いビームを用いることも含むものとする。

走査ビーム・アセンブリを組み立てるために可能な異なる方法では、内部構造は、二軸ＭＥＭＳ系ミラーの場合のように、ほぼ単一点から発射し方向を変えるビーム、光源または光ゲートのアレイの場合のように、変化する空間的場所から発射するビーム、または片持梁光ファイバ端におけるように、走査するに連れて位置および方向双方を変化させる組み合わせを伴うことができる。これらの全てにおいて、光学素子（レンズのような）および／または空間分離は、走査ビーム・アセンブリに組み込むことができ、またはそれとともに用いて、最初に発生したビームを変換し、歯において最終的なビームの空間走査に適した範囲を確定することができる。設計に応じて、歯におけるビームの方向は、ビームを走査するに連れて変化してもしなくてもよい。

ビームは、歯の小さなスポットに合焦することができる。最も細かい分解能では、ビームは高い開口率を有する場合がある。即ち、大きな角度を有しビームの最も狭い部分の回折制限サイズ(diffraction-limited size)を縮小する収束錐(converging cone)となる場合があるが、これのために、被写体深度が浅くなり、異なる平面の区間の焦点が外れることになる。被写体深度が大きい程、ビームの円錐角度は小さくなる、即ち、本質的に平行化することができるが、平行化または小さい円錐角によって、通常、被写体深度が浅く円錐角度が大きい場合に得られる幅よりも、その最も狭い点では、広い幅のビームが生ずる。あるいは、走査ビーム・アセンブリを移動させるか、またはその内部部品を変更することによって、最も鋭い焦点の距離を変化させて、歯の中において異なるレベルで鮮鋭に合焦した異なる写真を作成してもよい。

歯の表面がビームに対して垂直でない点においてビームが歯に進入した場合、屈折によって屈曲する。（対照的に、Ｘ線は、傾いた歯の表面に進入しても、実質的に屈曲しない。）このため、空間内における構造の位置と、得られる写真においてそれが見える位置との間の関係が歪むことになる。これは、殆どの診断の使用では問題にならないが、これを補正して精度の高い幾何学的測定値を求めることが望ましい場合もある。これは、歯の形状が分かっていれば、ディジタル写真の計算による変形によって行うことができるが、測定の前に光学補正を行うと有利な場合もある。これは、光学補正デバイスを歯に接触して配置することによって行うことができる。一例として、これは、しなやかな透過性材料（可撓性ポリマのような）、またはエナメル質の屈折率に大まかに相当する流体またはゲルを収容したチェンバのいずれかとすることができる。いずれの場合でも、走査ビームが最初に進入する、歯から離れた表面の形状は分かっている（平面、または走査ビーム・アセンブリからの全ての光線が発射する点を中心とする球体のような）ので、補正が不要となるか、またはそのジェオメトリの精度を高めるために、既知の補正を画像に適用することができる。
（代表的なシステムの実現例）
走査ビーム・アセンブリおよび検出アセンブリを互いに、単体のプローブ・アセンブリの一部として取り付け、口の中に手で位置付けることができる。走査は、高速に行うことができ、視覚写真(visual picture)は迅速にまたはリアル・タイムに呈示することができるので、操作者はデバイスを位置付けて最適な画像を得ることができる。次いで、操作者は計器に写真を記録するように指示することができる。一連の高速写真は、ムービーとして記録することもできる。このようなシーケンスの間にプローブが移動すると、リアル・タイムに見られるかまたは後に記録したムービーとして見られるかには関係なく、投影が変化するに連れて、歯に関する有用な三次元情報を伝達する。このような三次元情報は、異なる角度から歯を見た場合の静止写真を比較することによって、抽出することもできる。このような分析には、１つまたは数個のマークまたはマーカを歯の表面上またはその近くに配して、マーカおよび歯の内部の構造の相対的な位置ずれを用いて、構造の深さを判定することができるようにすると有用であると考えられる。光学補正デバイスを用いる場合、このようなマークまたはマーカは、光学補正デバイス上に設けることができる。

別の例では、走査ビーム・アセンブリおよび検出アセンブリは、異なるプローブ上にあり、これらのプローブは、操作者が双方の位置を独立して変化させて、結果的に得られる写真において最適なコントラストまたはその他の特性が得られることができるように、堅牢に取り付けられていない。あるいは、走査ビーム・アセンブリおよび検出アセンブリは、単体のアセンブリ内に含ませることができ、反射板または光散乱器、または光導管のような別個の独立した結合デバイスを歯の近くに配置して、歯から検出アセンブリへの光の結合を変更し、最良の写真が得られるようにすることもできる。例の中には、走査ビーム・アセンブリおよび検出アセンブリが、実質的に同じ方向から歯に結合し、２つの機能が単体のアセンブリに融合し、レンズのような光学構成要素の一部を共有できるようにしてもよい。付加的な例では、走査ビーム・アセンブリおよび／または検出アセンブリを、多数の歯を内包する領域の周囲で自動または手動のいずれかで移動させ、ムービーまたは一連の写真を作成し、コンピュータを用いてこの情報を組み立てて、患者の歯の集合の一部または全部の複合写真にする。

吸収およびその他の光学特性は、光の波長に依存するので、情報は、異なる波長の光で記録した写真の間における差から得ることができる。光吸収材料を歯の多孔質または空洞区域に入れて光りのコントラストを高め、更に異なる波長において光学特性を異ならせることができる。真水はこのような波長依存特性を有し、健康なエナメル質よりも高い濃度で、空洞化または脱塩帯に既に存在する。これは、１４００ナノメートル付近の波長領域に吸収ピークを有し、別のピークを２０００ナノメートルの近傍に有する。例えば、Jones and Fried, "Attenuation of 1310- and 1550-nm laser light through sound dental enamel"（健康なエナメル質を通過する１３１０および１５５０ｎｍレーザ光の減衰）、Proc.SPIE Vol. 4610, p.187-190, （ Lasers in Dentistry VIII, Rechmann et al., eds (June 2002) より）を参照のこと。これらのピークによって、水充填人工物(water-filled artifact)の吸収値が、健康なエナメル質に対する吸収値とは著しく異なる２つの近い波長を選択することが可能になる。２つ（以上）の波長を単体の走査ビーム・アセンブリに組み込み、これらの間でまたは交互走査の間、あるいはまたは視野の１回の走査の間に非常に素早く切り換えることができる。あるいは、２つ（以上）の波長を同時に走査アセンブリ内に向けて発射し、異なる検出器でこれらを同時に検出することができる。２つの波長における光束を異なる周波数で変調するか、または同じ周波数でも異なる位相で変調すれば、またはその他の異なるやり方で変調すれば、検出器信号を２つの異なる方法で同時に復調することによって、１つの検出器でこれらを同時に検出し区別することができる。カメラを用いるシステムでは、１つ以上の光源を用いて２つ以上の波長で歯に照明することができ、１つのカメラで２つ以上の波長における画像を順次得ることができ、あるいは固定のまたは順次切り換える光ファイバ、ダイクロイック・ミラー、またはその他の波長選択デバイスを用いた２つのカメラによって同時に得ることができる。

従来の表示方法の他に、可視光源を用いこれを変調することを除いて、赤外線ビームを歯全体に走査するビーム走査アセンブリと類似したものを用いることによって、写真を表示することができる。光源の強度は、走査と同期して変調することができるので、可視写真を、スキャナを向ける表面であればいずれにでも投射する。この表面は、反射性および散乱性であり（白く着色した平面のような）、スキャナと同じ側から見ることができる。あるいは、この表面は透過性および散乱性（すりガラスのように）であり、反対側から見ることができる。表示スキャナは、頭部に装着することもでき、目の中に投射するための光学素子を有し、網膜以外に画面はない。このような表示スキャナを、赤外線スキャナと同時にそしてこれと同期を取って駆動し、可視光源の強度を、赤外線検出器からの信号から導出した信号によって制御すると、リアル・タイムの表示を作成することができる。これは、高速ディジタル化、計算、およびディジタル格納を必要としないので、費用をかけずに行うことができる。これは、純粋にアナログの電子回路で組み立てることができる。この場合、検出器信号を写真情報に変換する信号プロセッサは、表示システムを備えている。赤外線光源および変調可視光源を単体の走査デバイス上に多重化し、可視画像を直接歯または近接する画面上に投射することによって、赤外線スキャナおよび可視表示スキャナを組み合わせることができ、こうして操作者に歯科人工物がどこに位置するか正確に示すことができる。この特定的な走査表示方法では、スペクトル・フィルタリングまたは光源エンコーディングおよびデコーディングを用いて、検出器が赤外線光のみに応答し、可視光には応答しないことを保証することができる。このような走査表示方法のいずれについても、それが画面または網膜または歯のいずれに投射しても、コントラストおよび可視性は、非線形関数のパラメータを調節し、この関数によって検出信号が表示光源の強度を制御することによって、手動または自動で調節することができる。この調節可能な非線形関係は、アナログ回路で安価に実施することができる。また、検出器信号をディジタル化し、これを操作者の入力またはディジタル画像分析と組み合わせて、どの制御信号を可視光源に送るか判断することによっても実施することができる。ディジタル的にこれを行う場合、正確にリアル・タイムでこれを行う代わりに、表示を１フレームまたは整数のフレームだけ遅らせて、計算のための時間の余裕を取ることができるという利点がある。これによって、各場所に対する処理は、瞬時信号ではなく、写真全体または大きな領域に基づいて行うことが可能になる。色が異なる２つ以上の変調光源であっても、カラー表示のために表示スキャナ上で組み合わせることができ、コントラストを強めるために偽色(false color)の使用も可能となる。

代表的な構成を添付図面に示す。図１において、歯１０１が走査ビーム・アセンブリ１０２に隣接している。走査光ビームが走査ビーム・アセンブリ１０２から出射しているところが、２箇所１０３および１０４において示されている。光ビームは、歯１０１内部にある焦点に収束する。いずれの特定の場所でも、ビーム内の光の一部は、歯を通過して検出アセンブリ１０５に達する場合があり、その一部は歯の中の物質によって散乱または吸収される場合があるので、これらは検出器アセンブリには到達せず、その一部は、直接ではない経路によって、最終的には検出器アセンブリ１０５に到達するように散乱または多重散乱する場合もある。

図２は、ほぼ平行化した走査ビーム（２つの代表的な場所２０３、２０４に走査するように示されている）を歯２０１に送出する走査システム２０２を示す。図２に示すように、このような走査ビームは、比較的一定のビーム直径またはその他のビーム断面積を有するが、図１のビーム程焦点は鋭くない。しかしながら、歯２０１全体とほぼ同じとすることができる、適度に小さいビーム断面積を生成することができる。対照的に、図１の円錐ビームは、歯における位置によって断面が大きくなる。

図３は、歯３０１の噛み合い面に垂直に入射するように、走査ビーム（場所３０３、３０４において示す）を送出する走査システム３０２を示す。検出アセンブリ３０５は、軸３０８に対してほぼ垂直な軸３０６に沿って位置する。軸３０８に沿って、走査ビームは歯３０１に入射する。別の検出器の配置も可能であり、検出器は、走査ビームの入射方向に対していずれの角度をなすこともできる軸を有するように位置付けることができる。

図４は、歯科撮像システムを示し、走査ビーム（代表的な場所４０３、４０４において示す）を歯４０１に向けて送出する走査システム４０２を含む。検出アセンブリ４０５、４０６は、それぞれの軸４０８、４０９に沿って位置付けられている。軸４０８、４０９は、歯４０１における走査ビームの近似入射軸４１０に対して任意の角度に向けられている。図４に示すように、２つ以上の検出器または検出アセンブリを同時に用いることができる。１つの検出アセンブリを用いても、検出アセンブリおよび走査ビーム・アセンブリ双方に対して多様な方位を選択することができる。検出アセンブリ４０６は、走査ビーム・アセンブリ４０２に近接して示されており、図示しない極端な場合では、検出アセンブリを走査ビーム・アセンブリに位置づける、即ち、共通アセンブリの一部として設けて、走査ビームの伝搬方向に対してほぼ後方散乱する、検出した光束を受光できるようにすることも可能である。

図５は、走査ビーム（代表的な場所５０３、５０４において示す）を歯５０１に送出する走査ビーム・アセンブリ５０２を含む走査システムを示す。歯科的変調光束を、検出アセンブリ５０５によって受光する。図５に示すように、歯５０１と走査ビーム・アセンブリ５０２との間に、光学補正デバイス５０７を配置する。光学補正デバイスは、概略的に歯５０１の表面に沿った形状の出射面５１０と、所定の形状を有する入射面５１２とを含む。平坦な入射面が相応しいが、入射面５１２は、球状、楕円状、円筒状、またはその他の形状を有することもできる。例の中には、入射面５１２を、入力走査ビームを合焦または平行化するように選択する場合もある。図５に示す光学補正デバイスでは、１つ以上の入力ビームを直線軸に沿って歯５０１まで伝達するが、別の例では、光学補正デバイスは、入射面においてビームを受光し、次いで出射面５１０に向かう内部反射面においてビームを反射することができる。光学補正デバイス５０７は、好ましくは、走査ビームに対して実質的に透過性であり、空気よりも歯に近い屈折率を有する材料で形成することが好ましい。屈折率の正確な一致は不要である。屈折率は、一般に、歯の表面における反射および／または屈折を低減するように選択する。順応性出射面５１０は、可撓性ポリマまたはゲルによって設けることができ、一方光学補正の残りの部分は、ガラスまたは透明なプラスチックのような硬質の透過性材料で形成することができる。

図６を参照すると、走査ビーム・アセンブリ６０２が垂直に向けられており、走査ビーム（代表的な場所６０３、６０４において示す）を、光学補正デバイス６１２を通じて歯６０１に向けるように位置付けられている。光学補正デバイス６１２は、歯６０１と接触するしなやかな壁６０８と、硬質の透過性窓６０９とを含む。窓６０９は、歯６０１の表面および壁６０８と共に、チェンバ６１０を定義し、チェンバ６１０には、例えば、水、ゲル、油、グリセロール、または砂糖シロップを充填することができる。明確にするために、チェンバを比較的高く示したが、壁６０８をかなり短くして、チェンバ６１０の容積を縮小することができる。屈折率一致材料(index matching material)（屈折率一致液またはゲルのような）を、チェンバに取り付けた管を通じて注入し、写真を記録した後に、同様の管を通じて抜き取ることができるが、このような管は図６には示されていない。あるいは、ゲルを充填したチェンバを設けて、歯に押し付けて、過剰なゲルがチェンバから、過剰なゲルが歯の撮像を妨害しないように選択した方向に、溢れ出るようにすることも可能である。チェンバ６１０の壁６０８は、必ずしも密閉する必要はない（場合によっては、このような壁も不要である）。何故なら、窓６０９と歯６０１との間に流体を維持するためには、流動および／または粘度あるいはその他の現象を用いることができるからである。つまり、例の中には、歯と接触するゲルまたは流体層の上に光窓を載せることもできる。

図７は、検出アセンブリを示し、比較的小さな検出器７１２と光結合デバイス７１１とを備えている。これらは、走査ビームが歯７０１から検出器７０２に向けられる即ち導かれるように位置付けられている。検出器７１２および光結合デバイス７１１の組み合わせを「検出アセンブリ」と呼ぶことができる。あるいは、検出器７１２を「検出アセンブリ」と呼ぶことができ、光結合デバイス７１１を別個のアセンブリ内に設けることもできる。

光結合デバイス７１１は、歯７０１の１つ以上の選択区域からの歯科変調光束の部分を検出器７０２に結合するように構成することができる。例えば、光導管の長円形または矩形入力面を、目標とする歯の区域またはその付近に位置付けて、目標区域からの光束を検出器７０２に向かわせるようにすることができる。光導管は、円形または方形の感光区域に結合するのに都合良くするために、出射面においては円形またはその他の断面区域を有するようにテーパー状にすることができる。他の形状を用いることもできる。歯７０１上の検出器区域を、歯７０１の長円区域を選択する円筒状レンズを用いて撮像することによって、歯科変調光束の一部を選択することもできる。あるいは、球状レンズを用いて歯の表面を撮像することもでき、歯７０１の選択区域に対応するアパーチャを含むプレートによって、画像の一部を遮断することもできる。

図８は、走査ビーム（代表的な場所８０３、８０４において示す）を歯８０１に送出する走査ビーム・システム８０２を含む歯科撮像システムを示す。光結合デバイス８１３が、入射光束を検出アセンブリ８０６に向かわせるように位置づけられている。検出アセンブリ８０６は、走査ビーム・アセンブリ８０２とほぼ同じ歯８０１の側面に位置付けられている。検出アセンブリ８０６は、歯８０１から直接散乱または反射した光、および歯８０１を通過するまたはこれによって散乱され光結合デバイス８１３によって検出アセンブリ８０６に向けられた光を受光できるように位置付けられている。光結合デバイスは、例えば、ミラー、ダイクロイック反射板、ホログラフ反射板のような反射板、またはその他のデバイスとすることができる。光結合デバイスは、走査ビームと関連がある光を選択的に検出アセンブリ８０６に向かわせて、検出信号に対する周囲光の寄与を低減するように構成することができる。

図９は、代表的な歯科撮像システムの更に完成に近い図であり、光結合デバイス９１１によって歯９０１からの歯科的変調光束を受光するように結合された検出器９１２を含む。光学バンド・パス・フィルタ９１４が、検出器９１２の前方に位置し、走査ビームを生成する際に用いるレーザ９１５の波長を中心とする狭い波長領域のみを選択することによって、殆どの迷光を排除または低減する。検出器９１２、フィルタ９１４、および光結合デバイス９１１は、光検出アセンブリ９２９を構成するが、光検出アセンブリ９２９は、検出器の光電流を電圧に変換する増幅器９２４のような、その他のコンポーネントも含むことができる。増幅器９２４またはその他の信号処理装置を別個に、または光検出アセンブリと組み合わせて設けることができる。便利な配置では、アセンブリ９２８は、走査ビーム・アセンブリを備えている。走査ビーム・アセンブリは、光ファイバ９１６またはその他の光導波路の近端に結合されるレーザ９１５（レーザ・ダイオードのような）を含む。光ファイバ９１６の遠端９１８は、二軸圧電アクチュエータ９１７に固着され、これから片持梁状に突出しており、ファイバ端９１８が所定の二次元パターンで発振するように、二軸圧電アクチュエータ９１７を駆動する。ファイバ端９１８は、レンズ９１９によって歯９０１の領域上に撮像されるか、あるいは狭いビーム９２０において歯９０１に向かって投射される。ファイバの小さな動きをレンズ９１９によって拡大し、歯９０１においてビームが走査するパターンを適度に大きくして、歯の上または歯の中の対象領域をカバーすることができる。圧電デバイス９１７の２本の軸は、ディジタル／アナログ変換器（ＤＡＣ）９２２、９２３それぞれからの素早い電圧のシーケンスによって駆動される。ＤＡＣ９２２、９２３は、例えば、片持梁状のファイバ端９１８の共振周波数の２つの正弦波を生成することができる。これらの正弦波は、９０度位相がずれているが、振幅は小さく始まり、徐々に大きくなる。これらの波形は、振幅を増大させながらファイバ端９１９を円形に発振させるために用いることができる。即ち、ファイバ端は、円形区域を密度濃くカバーするように選択することができる螺旋状に移動する。歯９０１の上の対応区域を走査する。共振周波数が、５ｋＨｚのように、適度に高い場合、共振的に濃い区域は約０．１秒以下で走査することができる。

コンピュータ９２１またはその他の制御デバイスは、しかるべきディジタル駆動値をＤＡＣに供給して、選択走査パターン、走査区域、走査速度、またはその他の走査パラメータを生成するように構成することができる。デスクトップ、ラップトップ、パームトップ、またはその他の処理システムを用いることができ、走査パラメータは、例えば、ポインティング・デバイス、キーボード、またはその他の入力デバイスを通じてグラフィカル・ユーザ・インターフェースによって供給されるユーザ入力に基づいて選択することができる。また、コンピュータ９２１は、検出増幅器９２４から結合される検出信号に基づいて、アナログ／ディジタル変換器９２５からのディジタル化データも受け取る。アナログ／ディジタル変換器９２５とコンピュータ９２１との間に２本の線を示すのは、コンピュータ９２１がディジタル・データを受けるだけでなく、アナログ／ディジタル変換を行う時点を、ディジタル／アナログ変換器９２２、９２３に送る信号と同期を取って制御するからである。このように、走査ビーム９２０の位置は、検出器信号の測定毎に分かるので、このデータを用いて写真を組み立てることができる。

また、コンピュータ９２１は、ユーザ入力デバイス９２６に取り付けられて示されている。ユーザ入力デバイス９２６は、走査を開始するコマンド、写真を記録するコマンド、および患者の口の中のどの歯を写真が描写するのかに関する情報を格納するコマンドのような制御情報を操作者から受け取るように構成されている。適したユーザ入力デバイスには、キーボード、押しボタン、マウスのようなポインティング・デバイス、フット・ペダル、音声認識ソフトウェアに結合されているマイクロフォン、および／またはその他のデバイスが含まれる。また、コンピュータ９２１は、いずれの歯科画像を直接患者データベースまたは患者電子ファイルに格納するように、あるいはローカル・エリア・ネットワークまたはインターネットのようなワイド・エリア・ネットワークを通じて画像を送信し、遠隔地において格納または評価するように結合することもできる。通例、コンピュータ９２１は、ディスプレイ９２７を含むか、またはこれに結合されている。ディスプレイ９２７は、歯科写真ならびに画像取り込みおよび制御パラメータ、患者の歯科記録、およびその他のデータを表示するように構成されている。図９のシステムは、単に代表的な例に過ぎず、他の構成を用いることもできる。

図１０を参照すると、歯科撮像システムは、それぞれの光ファイバ１０１６ａ、１０１６ｂに結合されているレーザ・ダイオード１０１５ａ、１０１５ｂを含む、走査ビーム・アセンブリ１０２８を含む。ファイバ・カプラ１０３０は、レーザ・ダイオード１０１５ａ、１０１５ｂの光束を出力ファイバ１０３１において一体化する。例の中には、これらのファイバがシングル・モード・ファイバである場合がある。一体光束は、出力ファイバ１０３１から出射し、レンズ１０１９が、一体光束を処理して質問ビーム１０２０を生成する。質問ビーム１０２０を、少なくとも歯１００１の一部上で、微小電気機械（ＭＥＭＳ）スキャナ１０３３によって走査する。微小電気機械（ＭＥＭＳ）スキャナ１０３３は、回転可能なミラー１０３２を含む。ＭＥＭＳスキャナ１０３３は、ＤＡＣ１０２２、１０２３に結合されており、ＤＡＣ１０２２、１０２３は、コンピュータ１０２１の制御の下で、回転可能ミラー１０３２の活性化のために走査信号を生成する。二重波長動作に合わせて、レーザ・ダイオード１０１５ａ、１０１５ｂの放出波長は異なっている。例の中には、レーザ・ダイオード１０１５ａ、１０１５ｂの一方を、その強度を変調することによって歯の上に可視画像を生成するように選択することができる場合がある。ＭＥＭＳスキャナは、便利であると言えるが、他の光学スキャナも用いることができる。

回転可能ミラー１０３２は、ＤＡＣ１０２２、１０２３からの電圧のシーケンスに応答して、２本の軸を中心として回転可能にすることができる。一例として、波形は、ＭＥＭＳスキャナ１０３３の２本の軸に対する共振周波数の２倍に近い周波数の２つの方形波とすることができ、各方形波はゼロ・ボルトと何らかの非ゼロ地との間で発振する。ＭＥＭＳデバイスの中には、中央位置に近づく毎に静電的にそれをその中心位置に引き寄せることによって、 このような波形が力学的エネルギを発振ミラーに付与する場合がある。２つの方形波の周波数調節によって、繰り返しリサージュ・パターンを走査するように、反射ビーム１０２０を形成することができ、繰り返し率(repetition rate)および走査線密度は、２つの周波数の正確な比率によって決定される。他の例では、ＭＥＭＳスキャナ１０３３を熱電的に活性化することができる。

光検出器１０１２ａ、１０１２ｂが、増幅器１０２４ａ、１０２４ｂにそれぞれ結合されている。バンドパス光学フィルタ１０１４ａ、１０１４ｂは、検出器１０１２ａ、１０１２ｂ毎に設けることができるので、２つの異なる波長と関連のある画像信号または写真データを同時に得ることができ（即ち、同じ走査において）、周囲光束を減衰させることができる。増幅器１０２４ａ、１０２４ｂの出力は、それぞれのアナログ／ディジタル（ＡＤＣ）変換器１０２５ａ、１０２５ｂに結合されている。アナログ／ディジタル変換器１０２５ａ、１０２５ｂは、ディジタル化した検出信号をコンピュータ１０２１に供給し、コンピュータ１０２１がディジタル化検出信号を処理して、走査信号に基づいて写真情報を提供する。ディスプレイ１０２７は、歯科画像または患者データを表示するため、更に１つまたは複数の制御デバイス１０２６と組み合わせて、画像取り込みのための制御インターフェースを提供するために設けられている。ディスプレイ１０２７は、２つの波長からの情報に基づいて、複合歯科画像を表示するように構成することができる。２つの別個の写真を並べて表示することができ、あるいはコンピュータ１０２１によって、例えば、２枚の写真の間の相違を用いて歯における異常な構造のコントラストを強めることによって、１枚の写真を発生することもできる。図１０は実用的な実施形態であるが、これは一例に過ぎず、多くの別の構成も可能である。

図１１を参照すると、歯科撮像システムは、走査アセンブリ１１２８を含む。走査アセンブリ１１２８は、異なる波長の質問レーザ１１１５ａおよび可視表示レーザ１１１５ｂを備えており、これらはそれぞれの光学フィルタ１１１６ａ、１１１６ｂに結合されている。ファイバ・カプラ１１３０が光ファイバ１１１６ａ、１１１６ｂに結合されており、レーザ１１１５ａ、１１１５ｂからの光束の一部を一体化して、光ファイバ１１３１内に一体光束を生成する。レーザ１１１５ａは、光束を供給し、この光束は歯を貫通して内部構造を明らかにし、一方レーザ１１１５ｂは、可視画像を供給するために用いることができる可視光を生成する。

光ファイバ１１３１の遠端１１１８は、片持梁状に二軸圧電アクチュエータ１１１７から突出している。二軸圧電アクチュエータ１１１７は、ファイバ端１１１８が所定の二次元パターンで発振するように駆動する。ファイバ端１１１８は、レンズ１１１９によって歯１１０１の領域に撮像されるか、あるいはミラーまたはその他の反射板１１３４による反射の後、狭いビーム１１２０内において歯１１０１に向けて投射される。ファイバ端１１１８の小さな動きをレンズ１１１９によって拡大し、歯１１０１においてビームが走査するパターンを適度に大きくして、歯の上または歯の中の対象領域をカバーすることができる。圧電デバイス１１１７の２本の軸は、図には示さない、適した走査コントローラからの素早い電圧のシーケンスによって駆動される。共振ファイバおよび共振ＭＥＭＳミラーを含む走査デバイスの中には、走査線の休止時間および／または密度がビームの位置と共に変動する場合もあり、表示の一部の区域が別の区域よりも明るくなる。これを補償するために、走査コントローラは増幅器１１２４またはその後ろにある乗算段（これも図示しない）に信号を送り、走査ファイバ端１１１８の位置に応じて、検出器１１１２と可視レーザ１１１５ｂとの間で電子利得を変調することができる。

ミラー１１３４は、入射光束のある部分を反射し、その他を透過するように構成されている。ミラー１１３４は、ダイクロイック・ミラーとすることができ、レーザ１１１５ａが供給する質問光束を選択的に反射する一方、レーザ１１１５ｂが供給する表示光束を透過する。別の例では、波長選択性のない部分的に透過性のミラーを用いることもでき、あるいはホログラフ光学エレメントまたはダイクロイック・ビームスプリッタのようなその他の反射光学エレメントを用いることもできる。別の例では、ミラー１１３４は、偏光状態に基づいて、放射線を選択的に反射または透過することができる。通例、ミラー１１３４は、質問レーザ１１１５ａからの光を殆ど全て反射し、可視表示レーザ１１１５ｂからの光を殆ど全て透過するように選択する。

歯１１０１からの歯科変調光は、周囲の迷光を除去するフィルタ１１１４を通過した後、検出器１１１２によって検出する。検出器１１１２からの信号を増幅器１１２４によって増幅する。増幅器１１２４は、可視表示レーザ１１１５ｂに結合されており、可視表示レーザ１１１５ｂの強度を変調する。ファイバ端１１１８から出射する可視光は、ミラー１１３４を通過し、ミラー１１３５、１１３６によって反射され、レンズ１１１９によって画面１１３７上で合焦する。画面１１３７は、機器の操作者には見ることができる。図１１の例では、画面１１３７上に縦型の画像が形成されている。この画像は、画面１１３７がすりガラスまたはその他の半透明散乱物質で作られている場合、透過光において見ることができる。検出器１１１２および増幅器１１２４は、瞬時的な歯科変調光に素早く応答し、レーザ１１１５ｂの強度は増幅器１１２４からの電圧に素早く応答するので、画面１１３７上の現在の場所における可視スポットの瞬時的な明度は、その現在の場所における質問光のスポットと関連のある瞬時的な歯科変調光束に依存する。これら２つの幾何学的場所は、ほぼ正確に対応する。何故なら、これらは双方共ファイバ端１１１８の現在の場所によって決定されるからであり、したがって、走査が十分に速ければ、画面１１３７は歯１１０１の写真を示すことになる。増幅器１１２４は非線形応答を有することができ、画像におけるある構造のコントラストを強めるように、調節可能にするとよい。質問に用いる同じスキャナによって可視画像を作成する同じ原理を具体化する多くのその他の光学的構成も実現することができる。

図１２は、走査ビームを軸１２０７（２つの代表的な場所１２０３、１２０４に走査するように示されている）を歯１２０１に向けて送出する走査システム１２０２を示す。ダイクロイック・ミラー１２１０は、走査質問ビームの長波長光を通過させるが、それよりも波長が短い可視光を反射する。可視光カメラ・アセンブリ１２０８を軸１２０９上に配置し、例えば、歯１２０１の画像を生成するようにシリコン・アレイ検出器を含むことができる。ダイクロイック・ミラー１２１０は、軸１２０９が事実上軸１２０７と一直線状になるように配置することができる。つまり、カメラ・アセンブリ１２０８は、質問ビームが歯１２０１に入射する方向から見た歯１２０１の可視光画像を生成することができる。カメラ・アセンブリ１２０８は、短波長光源を含むことができる。この光源が生成する短波照明光束は、ミラー１２１０によって反射され、歯１２０１を照明する。この構成では、長波長検出アセンブリ１２０５（短波長照明およびその他の光を除去するフィルタを含むことができる）からの信号を用いて、透過および散乱赤外線光において歯の写真を作成することができ、その間、カメラ・アセンブリ１２０８は反射した可視光において、同じ角度から歯１２０１の写真を同時に生成することができる。カメラ・アセンブリ１２０８および走査システム１２０２の位置は、調節することができ、倍率（光学またはディジタルのいずれでも）を調節することができるので、これら２つの画像を幾何学的に位置合わせする。カメラ・アセンブリ１２０８および走査システム１２０２は、一致を維持する共通の硬質マウントによって固着することができる。この例では、歯またはその一部の可視光画像をカメラ・アセンブリ１２０８によって生成する。別の例では、カメラ・アセンブリは、４００ｎｍから約２０００ｎｍの別の波長範囲において歯の画像を生成するように構成することができる。

図１３は、走査質問ビーム（２つの代表的な場所１３０３、１３０４に走査するように示されている）を歯１３０１の噛み合い面に送出する走査システム１３０２を示す。質問ビームは、図１０および図１１のシステムにおけるように、２つの異なる波長の光から成ることができるが、一方の波長は赤外線（長い波長）であり、他方は可視光（短い波長）であることを除く。検出器アセンブリ１３０５は、歯の側面から出射する長波長赤外線光を検出するように位置付けられており、短波長光を除去するフィルタを含むことができる。検出器アセンブリ１３０５が生成する信号は、透過および散乱赤外線光の中に、歯の写真を作成するために用いることができる。検出器アセンブリ１３０６は、走査システム１３０２の付近に配置することができ、歯１３０１から反射した短波長（可視光）を検出するように選択することができ、長波長光を除去するフィルタを含むことができる。あるいは、質問ビームの赤外線光が十分に長い波長を有する場合、検出アセンブリ１３０６における検出器は、単に長波長光に対して比較的感応しないシリコンのような材料で作ることもできる。周囲の短波長光を除去しつつ、質問ビームの可視部分と関連のある波長を検出器に到達させるフィルタを設けることができれば、便利である。検出器アセンブリ１３０６が検出する走査可視光の一部は、反射可視光の中に歯１３０１の写真を作成するために用いることができる。質問ビームの長波長および短波長成分は同じスキャナから来るので、２枚の写真は自動的に、幾何学的に位置合わせされ、特別な位置合わせは不要である。歯１３０１の表面に、臼歯の裂け目においてよく見られるような腐食(stain)のパターンがある場合、反射した可視画像は、一般に、腐食を暗い区域として示すが、波長が１３１０ｎｍのようにしかるべく長い場合、赤外線画像は、一般に、この腐食を示さない。何故なら、通常の腐食はこの光には見えないからである。代わりに、赤外線画像は、歯の脱塩区域を示すことができる。２つの画像の組み合わせが、腐食に対する脱塩の場所を示すので、これは有用である。

また、図１３は、アパーチャ１３１３を定義するマスク１３１２も示す。図１３の例では、アパーチャは、水平方向（即ち、図面の面に対して垂直）に延びるスリットである。マスク１３１２は、不透明な材料で作られ、これをアパーチャ１３１３が貫通する（例えば、水平スリットによって）。マスク１３１２は、アパーチャ１３１３に対応する水平縞を通って歯１３０１から出射する光束を除いて、検出器１３０５が光束を受光するのを制限するように位置付けられている。本システムが作成する写真は、その側面に沿った水平縞を赤外線光によって照明しながら、歯の上面を見ているカメラまたはアレイが作成する写真と同様である。尚、この構成では、歯の側面全体を照明するよりも良質の写真を生成することが多いことが分かっている。本開示の目的に合わせて、たとえ光束の追加ではなく制限によって結合光を制御するにしても、アパーチャ１３１３を有するマスク１３１２は光結合デバイスを備えている。反射または屈折（光導管またはレンズのような）を含み更に精巧化した設計も、歯の側面上の縞に対する空間的結合を限定しつつ、検出器に達しないはずであった高角度光線を捕獲することによって、単なるスリットよりも多くの光を検出器に結合するために用いることができる。

システムの例の中には、第２光学走査システム（表示光学走査システム）を設けて、歯科変調光束と関連のある画像を形成することができる場合もある。このような画像は、検査対象の１本または複数の歯に近接して位置する画像面上に形成することができて便利であるので、歯科医は、赤外線走査データに基づいて走査画像を視認しながら、１本または複数の歯を検査し続けることができる。表示光学スキャナは、１つ以上の可視表示ビームを用いることができる（例えば、１つ以上の多波長走査の各波長を一意の色で表示することができ、あるいは波長の組み合わせを用いて偽色を作成し、グレー・スケール表示では微妙過ぎる場合もある異体を強調することができる）。加えて、可視表示ビームを変調して、現在の歯科走査に基づいてまたは１回以上の以前の走査からの写真情報に基づいて、表示画像を生成することができる。表示光学システムは、質問ビームを走査する際に用いた同じ走査システムを用いることができるので、表示画像を歯の対応する構造と容易に整合させて並べることができる。このようなシステムでは、外部の撮像デバイスやプロセッサ（コンピュータを含む）は不要であり、このようなシステムは特に小型でしかも安価とすることができる。また、このようなシステムは、電力消費も少なくすることができ、離れた現場や高度な歯科診療所において用いるのに適している。

以上説明した歯科撮像システムの例は、歯内部の写真情報または画像を得ることができるように、歯を貫通する波長を有する光学質問ビームを走査することに基づいている。しかしながら、用途によっては、赤外線カメラを用いることができ、歯の部分を直接撮像することができる場合もある。直接撮像システムでは、歯と空気との間の屈折率差に伴う画像アーチファクトを低減するように、先に説明したような光学補正システムを位置付けることができる。部分的な屈折率一致に光学補正デバイスを設けると、表面の不規則性の寄与を低減するのに資することが多く、歯の内部構造を精度高く撮像することが可能になる。カメラに基づく画像も、例えば、２つの異なる波長の光源で歯を照明し、対応する画像を得ることによって、または比較的広いスペクトル光源によって照明し、１つ以上の光学フィルタを用いて撮像のための波長範囲を選択することによって、異なる波長で得ることができる。また、カメラに基づく画像は、カメラを移動させることによって、またはミラーを用いて歯の異なる視野を得ることによって、異なる位置から得ることができる。

光束を歯に対して双方向に送出するまたは結合するように配置する光結合デバイスは、一般に、被験者の口の中の歯またはその付近に位置付ける。したがって、使い捨ての光結合デバイスが便利であると言える。このようにして、このようなデバイスの滅菌またはその他の清浄手順を不要にする。入力ビームを走査デバイスに向けるまたは合焦させる、あるいはカメラ・デバイスに光を向けるまたは合焦させる光学デバイスも、使い捨ての光学結合デバイスとして作ることができる。スキャナまたはカメラを含むアセンブリに取り付けられる、被験者の口の中の歯またはその付近に配置するデバイスは、スキャナまたはカメラを歯から適度な距離の所に保持するスペーサとして作用することができ、および／または、正しい焦点またはその他の要件に望まれるように、スキャナまたはカメラを安定させるように作用することができ、このようなデバイスも使い捨てとすることができる。スキャナ・アセンブリおよび／または検出器アセンブリの一部または全部を覆うことによりそれらが口と接触しないようにして清潔に維持するデバイスも、使い捨てとすることができる。カメラを用いるシステムでは、一部または全部を覆うことによって、口と接触しようにカメラ・アセンブリおよび／または光源アセンブリを清潔に維持するバイアスを使い捨てとすることができる。光結合、送出、合焦、分離、位置付け、安定、および衛生的保護といった機能のいずれの組み合わせでも、単体のデバイスと組み合わせることができ、このようなデバイスも使い捨てとすることができる。

開示した技術の原理を適用することができる実施形態が数多くある可能性に鑑み、例示した実施形態は、単に好適な例に過ぎず、本技術の範囲を限定するように捕らえてはならないことは、認められて当然である。添付した特許請求の範囲に含まれる全てを特許請求する。

図１は、歯の内部を貫通する、合焦させた質問光ビームを走査する光学スキャナを含む歯科撮像システムを示す模式図である。 図２は、歯の内部を貫通する、狭い平行光ビームを走査する光学スキャナを含む歯科撮像システムを示す模式図である。 図３は、走査質問ビームを、歯の噛み合い面まで質問軸に沿って誘導し、質問軸に対して平行ではない検出軸に沿った歯の側面に検出器を位置付けた、歯科撮像システムを示す模式図である。 図４は、走査質問ビームを歯に誘導し、第１および第２検出器を２箇所の異なる検出場所に位置付けた歯科撮像システムを示す模式図である。 図５は、歯の形状と一致し、幾何学的補正のために既知の表面を走査ビーム・アセンブリに呈示する透光性共形(compliant)または流体材料を備えている入力結合デバイスを含む歯科撮像システムを示す。 図６は、歯の形状と一致する透光性共形即ち流体材料を備えている入力結合デバイスを含む歯科撮像システムを示す。入力結合デバイスは、歯の形状と一致するインデックス一致流体またはゲルを収容する、共形縁のチェンバを備えている。 図７は、歯科的に変調した光束の検出器への結合に影響を及ぼすように配置した検出器−結合デバイスを含む歯科撮像システムを示す。 図８は、走査ビーム・アセンブリの付近に位置する検出器と、歯科的に変調した光束を検出器に誘導するように、歯の裏側に反射器または散乱器を備えている検出器−結合デバイスを含む歯科撮像システムを示す。 図９は、光ファイバ・スキャナを含む、歯の赤外線写真を得るシステムの模式図である。 図１０は、微小電気機械システム（ＭＥＭＳ）スキャナを含む、歯の赤外線写真を得るシステムの模式図である。 図１１は、歯の質問と、質問に基づく可視画像の表示に、共通のスキャナを用いる歯科撮像システムの模式図である。 図１２は、走査赤外線質問ビームと関連のある写真情報と、カメラによって得られた可視画像とを生成する歯科撮像システムの模式図である。 図１３は、別の歯科撮像システムの一例の模式図である。

Claims (43)

1. 歯科撮像システムであって、
   少なくとも１つの歯の少なくとも一部にわたって光質問ビームを走査するように構成された質問光学スキャナであって、前記光質問ビームは、歯科変調光束を生成するように、前記少なくとも１つの歯の中に実質的に透過可能である、質問光学スキャナと、
   前記少なくとも１つの歯から受信した前記歯科変調光束と関連した検出信号を生成するように位置付けられた光学検出システムと、
   前記検出信号を受信し、当該検出信号に基づいて、前記少なくとも１つの歯に関連した写真情報を生成するように結合された信号プロセッサと、
   を備えた、歯科撮像システム。
2. 請求項１記載の歯科撮像システムであって、更に、約８００ｎｍよりも長い波長または波長範囲の前記光質問ビームを発生するように構成された光源を備えた、歯科撮像システム。
3. 請求項２記載の歯科撮像システムにおいて、前記光質問ビームの波長または波長範囲は、約１０００ｎｍおよび１８００ｎｍの間である、歯科撮像システム。
4. 請求項２記載の歯科撮像システムにおいて、前記光質問ビームの波長または波長範囲は、約１２５０ｎｍおよび１３５０ｎｍの間である、歯科撮像システム。
5. 請求項２記載の歯科撮像システムにおいて、前記光質問ビームの波長または波長範囲は、約１５００ｎｍおよび１６００ｎｍの間である、歯科撮像システム。
6. 請求項２記載の歯科撮像システムにおいて、前記光源はレーザ・ダイオードである、歯科撮像システム。
7. 請求項２記載の歯科撮像システムにおいて、前記光源は発光ダイオードである、歯科撮像システム。
8. 請求項２記載の歯科撮像システムであって、更に、前記光質問ビームに変調を適用するように構成された変調器を備えており、前記信号プロセッサは、前記適用する変調に基づいて、前記写真情報を識別するように構成された、歯科撮像システム。
9. 請求項８記載の歯科撮像システムにおいて、前記適用する変調は、前記質問ビームの休止時間よりも長くない周期を有する、歯科撮像システム。
10. 請求項８記載の歯科撮像システムにおいて、前記適用する変調は、前記写真情報と関連した周波数よりも高い周波数である、歯科撮像システム。
11. 請求項２記載の歯科撮像システムであって、更に、前記歯科変調光束の波長または波長範囲とは異なる波長または波長範囲の光束を優先的に除去するように、前記検出システムに対して位置付けられた光学フィルタを備えた、歯科撮像システム。
12. 請求項２記載の歯科撮像システムにおいて、前記光学検出システムは、第１光検出器と第２光検出器とを備えており、それぞれ、第１光検出信号および第２光検出信号を生成するように構成された、歯科撮像システム。
13. 請求項１２記載の歯科撮像システムにおいて、前記光質問ビームは、第１波長範囲の光束と、第２波長範囲の光束とを含み、前記第１光検出器および前記第２光検出器は、それぞれ、前記第１波長範囲および前記第２波長範囲の歯科変調光束に基づいて、前記第１光検出信号および前記第２光検出信号を生成する、歯科撮像システム。
14. 請求項２記載の歯科撮像システムにおいて、前記質問光学スキャナは、走査コントローラと、前記走査コントローラに応答して選択的に変位するように構成された出力端を有する光導波路とを含み、前記光質問ビームは、前記光導波路の出力端から射出する光放射線と関連付けられた、歯科撮像システム。
15. 請求項１４記載の歯科撮像システムにおいて、前記光導波路は光ファイバである、歯科撮像システム。
16. 請求項２記載の歯科撮像システムにおいて、前記質問光学スキャナは、少なくとも１つの走査方向に沿って前記光質問ビームを走査するように構成された、少なくとも１つの回転可能なミラーを含む、歯科撮像システム。
17. 請求項２記載の歯科撮像システムであって、更に、表示画面上に光表示ビームを送出する表示光学スキャナを含む歯科表示走査システムを備えており、前記光表示ビームの変調は、前記歯科変調光束と関連した前記少なくとも１つの歯の可視画像を生成するように選択する、歯科撮像システム。
18. 請求項１７記載の歯科撮像システムにおいて、前記表示光学スキャナおよび前記質問光学スキャナは、共通の光ビーム・スキャナに基づいており、前記歯科表示走査システムは、前記光ディスプレイが生成する前記少なくとも１つの歯の可視画像を、前記少なくとも１つの歯の表面上に形成するように構成された、歯科撮像システム。
19. 請求項１７記載の歯科撮像システムにおいて、前記歯科表示走査システムは、前記少なくとも１つの歯に近接して配置するように構成された画像画面を備えており、前記歯科表示走査システムは、現在または以前の歯科変調光束と関連した前記歯の可視画像を、前記画像画面上に形成するように構成された、歯科撮像システム。
20. 請求項１９記載の歯科撮像システムにおいて、前記表示光学スキャナおよび前記質問光学スキャナは、共通の光ビーム・スキャナに基づく、歯科撮像システム。
21. 請求項２記載の歯科撮像システムであって、更に、前記歯科変調光束を前記光学検出システムに結合するように構成された光結合デバイスを備えた、歯科撮像システム。
22. 請求項２１記載の歯科撮像システムにおいて、前記光結合デバイスは、前記少なくとも１つの歯から選択した区域からの前記歯科変調光束を、前記光学検出システムに選択的に結合するように構成された、歯科撮像システム。
23. 請求項２１記載の歯科撮像システムにおいて、前記光結合デバイスは、前記歯科変調光束を前記光学検出システムに送出するように配置された光導管を含む、歯科撮像システム。
24. 歯科撮像デバイスであって、
    所定の表面形状を有する透光性結合面と、
    前記結合面と光連通する透光性の順応性物質であって、歯の表面と順応するように構成された、順応性物質と、
    を備えた、歯科撮像デバイス。
25. 請求項２４記載の歯科撮像デバイスにおいて、前記結合面は、前記順応性物質上に規定された、歯科撮像デバイス。
26. 請求項２４記載の歯科撮像デバイスにおいて、前記結合面は、光窓上に規定されており、前記順応性物質が前記光窓と接触する、歯科撮像デバイス。
27. 請求項２６記載の歯科撮像デバイスにおいて、前記所定の面形状は実質的に平面である、歯科撮像デバイス。
28. 歯科撮像方法であって、
    少なくとも１つの歯の内部と関連する歯科変調光束を生成するように、前記少なくとも１つの歯の少なくとも一部上で質問ビームを走査するステップと、
    前記少なくとも１つの歯の画像を得るために、前記歯科変調光束を処理するステップと、
    を備えた、歯科撮像方法。
29. 請求項２８記載の方法において、前記質問ビームは、本質的に波長が約１０００ｎｍおよび１８００ｎｍの間である光放射線から成る、方法。
30. 請求項２９記載の方法であって、更に、前記質問ビームを屈折率一致物質を通じて前記歯に送出するステップを備えた、方法。
31. 請求項２９記載の方法において、前記屈折率一致物質は、前記少なくとも１つの歯に適用する流体を含む、方法。
32. 請求項２９記載の方法において、前記屈折率一致物質は、前記歯の表面に対して順応する固体材料を含む、方法。
33. 請求項２９記載の方法であって、更に、前記歯科変調光束に基づいて、前記歯に近接して当該歯の画像を形成するように、光表示ビームを走査するステップを備えた、方法。
34. 請求項２９記載の方法であって、更に、前記歯科変調光束に基づいて、前記光表示ビームが前記少なくとも１つの歯の上に直接当該少なくとも１つの歯の画像を形成するように、前記光表示ビームおよび前記質問ビームを共通光学スキャナによって走査するステップを備えた、方法。
35. 請求項２９記載の方法において、前記質問ビームを走査するステップは、第１波長および第２波長においてそれぞれ第１質問ビームおよび第２質問ビームを走査することを含み、前記歯の少なくとも１つの画像を形成するためにそれぞれの歯科変調光束が処理される、方法。
36. 請求項３５記載の方法において、前記第１質問ビームおよび前記第２質問ビームは、同じ光学走査デバイスによって、前記歯の上で実質的に同時に走査する、方法。
37. 請求項３５記載の方法において、前記第１波長および前記第２波長と関連する前記歯科変調光束は、それぞれ、第１光検出信号および第２光検出信号を生成するために、第１検出器および第２検出器によって処理する、方法。
38. 請求項３５記載の方法であって、更に、共通検出器を設け、前記第１波長または第２波長のいずれかに関連した前記歯科変調光束を選択的に処理するステップを備えた、方法。
39. 請求項２９記載の方法であって、更に、カメラによって前記歯の可視光画像を形成するステップを備えた、方法。
40. 請求項３３記載の方法であって、更に、共通スキャナによって、前記光質問ビームおよび前記表示ビームを走査するステップを備えた、方法。
41. 請求項２９記載の方法であって、更に、少なくとも２つの画像に基づいて深さの指示を与えるように、歯の表面上またはその付近に少なくとも１つのマーカを設けるステップを備えた、方法。
42. 請求項２９記載の方法において、前記処理は、第１検出器および第２検出器にそれぞれ関連した第１光検出信号および第２光検出信号を生成することを含む、方法。
43. 歯科撮像システムであって、
    第１方向および第２方向からそれぞれ見た歯の内部に関連した少なくとも第１画像および第２画像を生成するように構成された光学システムと、
    前記歯の表面に配置され、前記第１画像および前記第２画像に基づいて、深さの指示を与えるように位置付けられた少なくとも１つのマーカと、
    を備えた歯科撮像システム。

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