CN104780822B - 牙菌斑、牙龈和牙槽骨的测量和显示方法及装置 - Google Patents

牙菌斑、牙龈和牙槽骨的测量和显示方法及装置 Download PDF

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Abstract

本发明提供了牙菌斑的测量/显示方法和牙菌斑的测量/显示装置以及牙龈和/或牙槽骨的测量/显示方法和牙龈和/或牙槽骨的测量/显示装置，所述牙菌斑的测量/显示方法包括：将从光源输出的近红外光分成测量光束和参考光束的步骤，在口腔内的牙齿上照射所述测量光束并且使所述测量光束扫描口腔内的牙齿的步骤，从来自所述牙齿的反射光和后方散射光以及所述参考光束获得干涉光的步骤，基于所述干涉光的散射强度值获得光学相干断层图像的步骤，从所述光学相干断层图像提取具有特定散射强度值的牙菌斑区域的步骤，以及使所述牙菌斑定量化的步骤。因此，本发明提供了一种以非接触和非侵入的方式确定牙菌斑的量并且将所确定的量转换成数值和图像的方法及装置。

Description

牙菌斑、牙龈和牙槽骨的测量和显示方法及装置
技术领域
本发明涉及一种牙菌斑、牙龈和/或牙槽骨的测量和显示装置及方法。具体地，本发明不仅涉及一种可以将在包括牙齿邻接面和牙齿咬合面的齿面上、在牙间隙、龈沟以及牙周袋中存在的牙菌斑以二维和三维图像的形式显示并可以即刻算出诸如牙菌斑的厚度、长度、断面积、体积和/或表面积等量化值的牙菌斑的测量/显示装置和牙菌斑的测量/显示方法，而且涉及一种可以确定牙龈和/或牙槽骨的量以提供牙龈肿胀的变化量和/或牙槽骨的变化量的牙龈和/或牙槽骨的测量/显示方法以及牙龈和/或牙槽骨的测量/显示装置。
背景技术
在牙科临床领域，作为用于评价牙齿表面是否附着有牙菌斑以及评价牙菌斑状态的方法，直到目前为止，牙科医生主要进行肉眼检查。
由于牙菌斑的颜色是与牙齿表面的颜色相同的白色或乳白色，所以难以识别牙齿表面是否附着有牙菌斑。在牙科临床实践中，通常使用牙菌斑着色法。牙菌斑着色法是使用菌斑着色溶液的方法，并且在日本牙科保险医疗实践中，引入了由O'Leary开发的菌斑控制记录(PCR法)。通过利用PCR法，将齿面分成四部分，并且将附着有牙菌斑的部分的数量与齿面的总数的比率确定为用于评价口腔清洁的状态的方法。然而，该方法是简单评价牙菌斑的有无，因此不能提供牙菌斑附着状态的详细情况的两级评价方法。另外，牙菌斑着色操作本身会给患者造成强烈的不适，并且在着色操作之后着色溶液的去除也很麻烦。另外，由于除了牙菌斑之外的部分也被着色，所以该检查方法不期望地具有低的特异性和许多其他缺点。因此，不能说PCR法在普及口腔清洁重要性的认识方面是足够的。
作为用于评价各种刷牙方法和电动牙刷所提供的牙菌斑去除效果的方法，Loe-Silness牙菌斑指数是已知的。该方法不依靠着色，因此不能清晰地示出牙菌斑、牙齿和牙周组织之间的界线。该方法提供了以下四级评价结果：没有牙菌斑附着；触觉识别牙菌斑；视觉识别牙菌斑；和大量牙菌斑附着。然而，不能说该方法是定量评价方法，因为四级之间的差别很大。
口腔卫生评价方法中的牙菌斑评价方法提供了打分结果，其具有一目了然的数字化效果，因此保持了客观性。然而，该方法具有再现性差并且缺乏真实客观性的问题，即，执行该方法的多个检查人员不能提供一致的值。因此，不能说该方法广泛用于牙科临床实践。
作为基于牙菌斑着色的评价方法，在PTL 1中记载了一种已知方法。该方法按以下步骤执行：在刷牙时使用添加有0.01～2.0重量％的荧光染料的牙膏将荧光染料附着到牙菌斑上；将来自白炽灯或荧光灯的光通过合适的滤波器照射到荧光染料上以从荧光染料发射光；以及基于发射的光量来检测牙菌斑的量。
PTL 2也公开了一种牙菌斑着色法。然而，该方法具有着色剂味苦和当着色剂保存时着色剂稳定性低的问题。PTL 3公开了一种同时使用染料和光的方法。该方法的原理是基于染料由光激发并发射荧光的事实，但是染料本身需要坚固地附着在牙菌斑上。诸如叶绿素和荧光素等荧光染料也不能使牙菌斑充分染色。另外，PTL 4公开了一种仅通过使用特定的光来检测牙菌斑的方法。然而，该方法具有不能检测在初期形成的牙菌斑的问题。
近年来，推进了用于定量地评价牙菌斑的方法的研究。例如，NPL 1公开了一种在牙菌斑着色之后以数字图像的形式拍摄口腔照片并用计算机算出牙齿表面上牙菌斑的面积的方法。然而，该方法难以将牙菌斑与牙龈区分开。由于光学照片仅以平面方式拍摄对象，所以照片的前面部位和后面部位很可能得到不同的评价。基于使用特定波长(370±40nm)的光的定量荧光法(QLF法：Quantitative light-fluorescence method)的牙菌斑检测方法允许牙菌斑比周边组织具有更特性化的视觉观感。因此，该方法不需要牙菌斑着色，但是仅以平面方式将牙菌斑拍摄为典型的光学照片。实际上，没有基于典型的光学照片或使用特定波长的光学照片的图像处理软件进入实用，并且很难说正在进行图像处理软件的开发。
NPL 2公开了一种在牙菌斑去除前后采集牙菌斑的印记、在牙菌斑去除前后对牙齿的石膏模型进行数字三维扫描以及立体地评价牙菌斑的附着的方法。然而，两次印记的采集(即，在牙菌斑去除前后)很麻烦，因此该方法在临床现场的实用性非常低。另外，基于石膏模型的牙菌斑测量和评价不现实。
近年来，开发了牙科用的OCT装置并使用其来诊断龋齿(PTL 5)。然而，PTL 5仅记载了一种龋齿的测量方法。
另一方面，没有报道过牙龈或牙槽骨的非侵入定量化。
[引用文献列表]
[专利文献]
[PTL 1]日本专利申请公开No.63-2528
[PTL 2]日本专利申请特开No.2005-179188
[PTL 3]美国专利No.5,957,687
[PTL 4]日本专利申请特开No.2004-65994
[PTL 5]日本专利申请特开No.2008-058138
[非专利文献]
[NPL 1]Carter K，Landini G，Walmsley AD.Automated quantification ofdental plaque accumulation using digital imaging，J Dent，2004Nov；32(8)：623-8。
[NPL 2]Yeganeh S，Lynch E，Jovanovski V，Zou L.Quantification of rootsurface plaque using a new 3-D laser scanning method，J Clin Periodontol，1999Oct；26(10)：692-7。
发明内容
[技术问题]
到目前为止所进行的研究揭露了作为两种主要牙科疾病的龋齿和牙周炎主要是由牙菌斑所引起的。然而，在一般的牙科临床实践中所使用的X射线检查(伦琴方法)不能生成牙菌斑的图像，并且不存在有效检查牙菌斑附着的方法的事实极大地阻碍了对疾病的克服。需要一种代替牙菌斑着色法、基于对牙菌斑打分的各种评价方法和常用的其他方法并能够以客观的、非侵入的方式定量地评价牙菌斑的厚度、断面积和体积的方法。另外，与牙周炎的发展深深相关的牙龈和/或牙槽骨的定量化的实现在牙科临床实践中非常重要。
鉴于这些问题完成了本发明。
即，本发明的目的是提供一种牙菌斑的测量/显示方法和牙菌斑的测量/显示装置，其可以解决常规方法的问题，并且可以执行客观地评价牙菌斑附着的方法，该方法包括以非接触、非侵入的方式定量地测量牙菌斑，以二维或三维图像的形式显示测量结果，以及算出牙菌斑的厚度、长度、断面积、表面积和体积，而在各个检查人员提供的结果之间没有差别且再现性高。本发明的另一个目的是提供一种不仅能够以非接触、非侵入的方式定量地测量牙菌斑而且能够以非接触、非侵入的方式定量地测量作为牙周组织的牙龈和牙槽骨、能够以二维或三维图像的形式显示测量结果以及能够提供牙龈和牙槽骨的变化量的牙龈和/或牙槽骨的测量/显示方法以及牙龈和/或牙槽骨的测量/显示装置。
[问题的解决方案]
本发明的实施方案涉及一种牙菌斑的测量和显示方法，所述方法包括以下步骤：将从光源输出的近红外光分成测量光和参考光；将所述测量光朝向口腔内的牙齿照射，并且用所述测量光扫描所述牙齿；从来自所述牙齿的反射光和后方散射光以及所述参考光产生干涉光；基于所述干涉光的散射强度值生成光学相干断层图像；从所述光学相干断层图像提取具有特定散射强度值的牙菌斑区域；使所述牙菌斑定量化；以及生成所述牙菌斑的图像。本说明书中，例如，"牙菌斑"指的是由作为在目标牙齿表面上实际附着的物质的口腔细菌、变聚糖、不溶性葡聚糖和糖形成的生物膜。另一方面，"牙菌斑区域"指的是根据本发明的牙菌斑的测量和显示方法中在显示的光学相干断层图像中的区域，具体地，作为表示牙菌斑的部分而提取和作为牙菌斑显示的区域。从相同的观点来说，假定"牙龈"和"牙龈区域"、"牙槽骨"和"牙槽骨区域"以及"牙釉质"和"牙釉质区域"彼此区分开。
所述光学相干断层图像优选是将所述牙菌斑区域、附着有牙菌斑的牙釉质区域和牙龈区域彼此区分开地二维显示的二维光学相干断层图像。
另外，所述光学相干断层图像优选是将所述牙菌斑区域、附着有牙菌斑的牙釉质区域和牙龈区域彼此区分开地作为立体图像而三维显示的三维光学相干断层图像。
另外，所述光学相干断层图像优选是将所述牙菌斑区域、附着有牙菌斑的牙釉质区域和牙龈区域彼此区分开地二维显示的二维光学相干断层图像以及将所述牙菌斑区域、附着有牙菌斑的牙釉质区域和牙龈区域彼此区分开地作为立体图像而三维显示的三维光学相干断层图像的组合。
在所述方法中，使所述牙菌斑定量化的步骤优选包括基于从所述二维光学相干断层图像提取的牙菌斑区域将牙菌斑的厚度和/或长度数字化的步骤。
在所述方法中，使所述牙菌斑定量化的步骤优选包括基于从所述三维光学相干断层图像提取的牙菌斑区域将牙菌斑的体积数字化的步骤。
在所述方法中，使所述牙菌斑定量化的步骤优选包括基于从所述二维光学相干断层图像或所述三维光学相干断层图像提取的牙菌斑区域将牙菌斑的断面积数字化的步骤。
在所述方法中，使所述牙菌斑定量化的步骤优选包括基于从所述三维光学相干断层图像提取的牙菌斑区域将牙菌斑的表面积数字化的步骤。
所述方法还优选包括以下步骤：创建含有选自在使所述牙菌斑定量化的步骤中获得的牙菌斑的厚度、牙菌斑的长度、牙菌斑的体积、牙菌斑的断面积和牙菌斑的表面积的至少一种量化值的数据库；以及以选自图像、表格和图形的至少一种形式随着时间的推移而显示所述量化值。
所述方法还优选包括算出选自牙菌斑的厚度、牙菌斑的长度、牙菌斑的体积、牙菌斑的断面积和牙菌斑的表面积的至少一种量化值随着时间推移的变化量以及以数值、二维图像或三维图像的形式随着时间推移显示算出的值的步骤。
本发明的另一方面涉及一种牙菌斑的测量和显示装置，所述装置包括：输出近红外光的光源；将所述近红外光分成测量光和参考光的分光器；将所述测量光朝向口腔内的牙齿照射并且用所述测量光扫描牙齿的牙菌斑测量用探针；接收从来自所述牙齿的反射光和后方散射光以及所述参考光产生的干涉光的光接收元件；将所述干涉光的散射强度值转换成灰度值并且生成光学相干断层图像的计算部；提取牙菌斑区域并且使所述牙菌斑定量化的提取测量部；以及显示光学相干断层图像和定量化结果的显示部。
本发明的另一方面还涉及使计算机执行牙菌斑的测量和显示方法的软件，所述方法包括以下步骤：基于上述方法获得的干涉光的散射强度值生成光学相干断层图像；基于所述干涉光的散射强度值提取牙菌斑区域；生成所述牙菌斑区域的图像；以及基于所提取的牙菌斑区域提供选自牙菌斑的厚度、牙菌斑的长度、牙菌斑的断面积、牙菌斑的体积和牙菌斑的表面积的至少一种量化值。
在所述软件中，在提取所述牙菌斑区域的步骤之前，由计算机执行的方法还优选包括基于解剖学的事实在形态学上识别所述光学相干断层图像中的牙菌斑、牙龈和牙釉质的步骤。
由计算机执行的方法还优选包括以下步骤：创建含有在提供量化值的步骤中所提供的值的数据库；以及以选自图像、表格和图形的至少一种形式随着时间的推移而显示所述量化值。
本发明的另一方面涉及一种牙龈和/或牙槽骨的测量和显示方法，所述方法包括以下步骤：将从光源输出的近红外光分成测量光和参考光；将所述测量光朝向口腔内的牙齿和牙周组织照射，并且用所述测量光扫描牙齿和牙周组织；从来自所述牙齿和所述牙周组织的反射光和后方散射光以及所述参考光产生干涉光；基于所述干涉光的散射强度值生成光学相干断层图像；提取具有特定散射强度值的牙龈区域和/或牙槽骨区域；使所述牙龈和/或所述牙槽骨定量化；生成所述牙龈和/或所述牙槽骨的图像。所述方法还包括通过进行随着时间的推移使牙龈和/或牙槽骨定量化的步骤来获取牙龈肿胀的变化量和/或牙槽骨的变化量的步骤。
本发明的另一方面涉及一种牙龈和/或牙槽骨的测量和显示装置，所述装置包括：输出近红外光的光源；将所述近红外光分成测量光和参考光的分光器；将所述测量光朝向口腔内的牙齿和牙周组织照射并且用所述测量光扫描牙齿和牙周组织的测量用探针；接收从来自所述牙齿和所述牙周组织的反射光和后方散射光以及所述参考光产生的干涉光的光接收元件；将所述干涉光的散射强度值转换成灰度值并且生成光学相干断层图像的计算部；提取牙龈区域和/或牙槽骨区域并且使牙龈和/或牙槽骨定量化的提取测量部；以及显示光学相干断层图像和定量化结果的显示部。
本发明的另一方面涉及使计算机执行牙龈和/或牙槽骨的测量和显示方法的软件，所述方法包括以下步骤：基于上述方法提供的干涉光的散射强度值生成光学相干断层图像；基于所述干涉光的散射强度值提取牙龈区域和/或牙槽骨区域；生成所述牙龈区域和/或所述牙槽骨区域的图像；基于所提取的牙龈区域和/或牙槽骨区域使牙龈和/或牙槽骨定量化；通过进行随着时间的推移使牙龈和/或牙槽骨定量化的步骤来测量牙龈肿胀的变化量和/或牙槽骨的变化量。
[发明的有益效果]
根据本发明的方法及装置具有以下特征并提供了促进更可靠的牙科实践的有益效果。
[客观性和普遍性]
在现有技术的牙科临床实践和牙科检查中，主要执行肉眼检查、触诊和其他主观检测方法，并且这些方法的结果彼此不同。相比而言，本发明可以提供一种客观地使牙菌斑、牙龈和牙槽骨定量化的评价方法。根据本发明的方法及装置通过使用计算机在不需要介入人判断的情况下自动在图像中提取牙菌斑区域，无论检查地点和检查人员怎么样都能够获取一致的数据，由此该方法及装置的再现性很好并且能够以普遍的方式使用。
[图像生成和数字化]
例如，根据本发明的方法及装置能够以二维图像的形式评价不能利用基于X射线的牙科图像诊断装置检测的牙菌斑的整层。特别地，根据本发明的方法及装置可以评价断层图像，因此可以评价深度方向，由此甚至也可以检测不能通过肉眼检查检测的龈缘下的牙菌斑。另外，可以基于牙菌斑的三维图像评价牙菌斑附着，由此牙菌斑的厚度、长度、断面积、表面积和体积能够以图像的形式表示并且使其数字化。甚至也可以按相同的方式使从未尝试过使其定量化的牙龈和牙槽骨定量化。
[定量和数据库的创建]
可以进行定量测量的根据本发明的方法及装置提供了高的再现性和可靠性。另外，根据本发明的方法及装置可以随着时间的推移测量和评价。图像生成和数字化的能力使得根据本发明的方法及装置可以用于牙科检查，并且从该方法及装置得到的结果能够以数值数据库的形式提供。
[安全性]
将近红外光用作观察光的根据本发明的方法及装置可以在不进行医疗照射的情况下进行检查，而这在现有技术的牙科X射线方法中是不可避免的。另外，由于根据本发明的方法及装置基于非接触、非侵入检查方法，所以可以在不损坏牙周组织的附着结构以及细菌不会扩散到周围牙周袋中的情况下进行检查。
[可靠性、高灵敏度和特异性]
根据本发明的方法及装置中所使用的近红外光可以透过形成牙菌斑的变聚糖、葡聚糖和其他物质，并且可以到达牙本质并使其显像。可以生成牙菌斑整层的图像并且可以将牙菌斑与牙本质明确区分开的根据本发明的方法是高灵敏度、高特异性、高可靠性的检查方法。
[知情同意方面的有效]
由于牙菌斑的颜色与齿面的颜色相似，并且龋齿、牙周炎和其他类似牙科疾病使患者不会感受到初期主观症状，所以对于这些疾病来说，问题是没有充分的早期治疗。根据本发明的方法及装置可以明确地评价是否有牙菌斑附着以及对其进行定量评价，由此可以期望提高患者的主动性并克服疾病。
附图说明
图1是示出根据本发明实施方案的牙菌斑的测量和显示装置的整体构成的方块图。
图2是示出牙菌斑测量用探针部的构成的示意图。
图3(A)是从上面看到的牙菌斑测量用探针前端部和牙齿的示意图，图3(B)是从牙菌斑测量用探针前端部前面的位置看到的牙菌斑测量用探针前端部和牙齿的示意图。图3(A)和图3(B)也示出了本说明书中X轴、Y轴和Z轴的方向。
图4(A)是当从侧面观看牙菌斑测量用探针时被写体或牙齿的齿轴和入射在牙齿上的观察光之间的角不合适的情况下的示意图，图4(B)是牙齿的齿轴和入射在牙齿上的观察光之间的角合适的情况下的示意图。
图5(A)是当从上面观看牙菌斑测量用探针时被写体或牙齿的待成像齿面和入射在牙齿上的观察光之间的角不合适并且牙菌斑测量用探针和被写体之间的距离不合适的情况下的示意图，图5(B)是牙齿的待成像齿面和入射在牙齿上的观察光之间的角合适并且牙菌斑测量用探针和被写体之间的距离合适的情况下的示意图。
图6示出了表示在由光接收元件进行的电信号转换处理中所获得的时间和频率轴关系的图形。
图7示出了表示快速傅立叶变换之后深度距离和散射强度之间的关系的图形。
图8(A)示出了表示在快速傅立叶变换之后深度距离和散射强度之间的关系的图形。图8(B)示出了含有深度距离和散射强度的值的一个列构成的矩阵。图8(C)是由通过描绘图8(B)中的矩阵的轮廓所形成的行和列形成的矩阵。
图9(A)示出了通过描绘散射强度值的轮廓所形成的矩阵，图9(B)示出了根据可视化比例由图像形式的对比度差表达的二维光学相干断层图像。
图10示出了可以识别成像区域中的牙菌斑区域、牙釉质区域和牙龈区域的二维光学相干断层图像。
图11示出了通过使牙齿的多个二维光学相干断层图像彼此按顺序重叠所生成的牙齿的三维光学相干断层图像。
图12示出了在该区域被提取之后三维绘制的牙菌斑区域。
图13(A)是遭受牙龈炎的患者的牙龈的二维光学相干断层图像，图13(B)是正常患者的牙龈的二维光学相干断层图像。图13(A)和图13(B)示意性地示出了断面积的测量。
图14是牙槽骨的二维光学相干断层图像并示意性地示出了断面积的测量。
图15(A)是通过使用现有技术的着色法着色的牙菌斑附着的口腔照片，图15(B)是通过使用根据本实施方案的成像方法拍摄以及定量地测量和显示的牙菌斑区域的图像。
图16(A)是拍摄到龈缘下牙菌斑附着的光学相干断层图像，图16(B)是牙菌斑附着的示意图。
图17是用于说明优选用来测量牙齿邻接面和牙齿咬合面上的牙菌斑的光纤型探针的说明图。
图18是示出牙菌斑测量用光纤型探针的旋转和激光照射范围的示意图。
图19是用于说明从脸颊侧拍摄牙齿邻接面的图像的方法的说明图。
图20是沿着图19中的线a-a的断面并用于说明拍摄牙齿邻接面的图像的方法的说明图。
图21是用于说明从咬合面侧拍摄牙齿邻接面的图像的方法的说明图。
图22示出了拍摄牙齿咬合面上的牙菌斑的图像的方法。图22(A)是用于说明探针的水平移动的说明图，图22(B)是用于说明探针的垂直移动的说明图。
具体实施方式
下面参照附图详细说明本发明。需要指出的是，本发明不限于以下说明。
[第一实施方案：牙菌斑的测量和显示方法及装置]
本发明的实施方案涉及牙菌斑的测量和显示装置。特别地，根据本实施方案的牙菌斑的测量和显示装置使用OCT(光学相干断层成像)装置来选择性地测量牙菌斑。OCT装置能够以非常高的显微分辨率测量活体组织。另外，使用发射可以到达体表面以下的位置的近红外光的光源的OCT装置不仅可以在被写体的表面部分中进行测量，而且可以在被写体的体表面以下的深的部分中进行测量。作为对活体没有有害作用的电磁辐射的近红外光与伦琴射线(X射线)不一样，其可以在严格意义上对被写体进行非侵入检查。特别地，本发明的OCT装置优选为波长扫描型OCT(swept source-OCT)，其是傅立叶域OCT。
图1是示意性地示出根据本实施方案的牙菌斑的测量和显示装置的方块图。图1中所示的牙菌斑的测量和显示装置100基本上包括近红外光源1、由分光器3、准直透镜L1、参考镜9、多个光纤F1、F2、F3和F4以及整流器4构成的光学干涉仪单元、牙菌斑测量用探针8、光接收元件10、前置放大器(放大装置)11、计算部12、测量部13和显示部14。
例如，在图1中，光源1是产生由波长固定范围为1310～1360nm的光形成的光信号的波长扫描型光源。光源1与光纤F1连接，光纤F1与分光器3连接。在分光器3后的一个分割的光纤或光纤F2a后面按顺序是光学整流器4、光调节器5、偏光板和衰减板6。衰减板6之后是牙菌斑测量用探针8，它们之间具有通过信号光纤进行光传输和光接收的光纤F2b。另一方面，作为在分光器3后的另一个分割的光纤的光纤F3后面是准直透镜L1和参考镜9。除了这些部件之外，在装置100的构成中，在某些情况下在光纤F2a的下游和光纤F3的上游的位置，设有光路调整部。作为在分光器3后的另一个分割的光纤的光纤F4后面是形成光接收元件10的光电二极管，并且在它们之间具有准直透镜L2。来自光接收元件10的信号由前置放大器11放大，然后经由电信号导线与计算部12连接。计算部12还与测量部13和显示部14连接。计算部12还与探针8中的激光位置传感器(未示出)连接。
近红外光源1发射属于不造成活体侵入的波段的近红外光。具体地，例如，近红外光源1是产生由具有单个光谱的光形成的光信号的激光源并且可以是日本专利申请特开No.2006-80384中所记载的波长扫描型光纤光源。例如，激光振荡波长优选属于由水吸收并且散射量很小的1.3-μm波段。例如，波长扫描范围可以是100～200nm，例如，扫描速度可以为20kHz，但是不一定采用这些值。
分光器3仅需要是可以与光纤连接并且可以按所需比例将光束分割成多个光束或使多个光束彼此合成的部件。
光接收元件10是将通过光纤F4传输的干涉光转换成电信号的装置。光接收元件10不限于光电二极管，例如，可以为平衡光电探测器。前置放大器11使由光电二极管提供的电信号进一步放大。
计算部12和测量部13可以由安装在计算机中的软件实现，并且可以不是分开的部分，而可以是一体的部分。计算部12对来自前置放大器11的电信号进行快速傅立叶变换以算出散射强度值的数据并存储该数据。计算部12还存储用来基于来自探针8中的位置传感器的位置信号生成三维图像的数据。计算部12还将散射强度值的数据转换成灰度值的数据并存储灰度值的数据。测量部13从散射强度值的数据和灰度值的数据提取牙菌斑区域。另外，测量部13基于以图像形式显示的数据测量特定长度或距离并提取像素数或三维像素数。
显示部14可以是计算机的显示装置。显示部14显示由测量部13提供的各种图像和算出的值。
牙菌斑测量用探针8是将观察光直接照射到被写体并接收反射光和后方散射光的部分。图2是示出牙菌斑测量用探针8的构成的示意图。牙菌斑测量用探针8主要由非移动式光路控制镜81、两个可动式光路控制镜82、物镜83、牙菌斑测量用探针前端部84和图像拍摄位置调整台86形成。图像拍摄位置调整台86设置有图像拍摄位置调整用X轴控制器87a、图像拍摄位置调整用Y轴控制器87b和图像拍摄位置调整用Z轴控制器87c并构造成可以控制牙菌斑测量用探针相对于牙齿或被写体的位置。类似地，图像拍摄位置调整台86设置有图像拍摄位置调整用α轴控制器88a、图像拍摄位置调整用β轴控制器88b和图像拍摄位置调整用γ轴控制器88c并构造成可以控制牙菌斑测量用探针相对于牙齿或被写体的位置。这些控制器可以由驱动器(未示出)电动控制。与驱动器电连接的控制装置(未示出)也可以构造成由操作者操作。探针8还设置有输出表示探针8的相对位置的信号的激光位置传感器(未示出)，并且将来自位置传感器的输出供给到计算部12。
图2中所示的牙菌斑测量用探针8是门牙测量用探针的例子，并且能够可拆卸地设置臼齿测量用探针、龋齿测量用探针和其他测量用探针。根据预期使用目的，这些测量用探针可以从一个切换到另一个。臼齿测量用探针具有设置有可以使观察光偏折90度的反射镜的探针前端部。臼齿测量用探针也可以构造成包括使探针前端伸缩的机构以拍摄从牙齿行偏离的牙齿的图像。探针前端可以伸缩的范围优选为约10±10mm。另外，探针前端本身的长径优选为约90±10mm，而其短径优选为约10±2mm。其原因是，如此设定的尺寸在解剖学上有效。在日本专利申请特开No.2011-189077中详细记载了多种类型的可拆卸的探针。
图17是用于说明优选用来测量牙齿邻接面和/或牙齿咬合面上的牙菌斑的光纤型探针800的说明图。如图17中所示，牙菌斑测量用光纤型探针800具有壳体806和在壳体806中设置的探针本体801。探针本体801与光纤F的前端面以探针本体801的轴与光纤F的轴对齐的状态连接。探针本体801具有从前端侧顺序配置的棱镜804、GRIN透镜(渐变折射率透镜)803和将GRIN透镜803与光纤F连接的连接导光部802。光纤F相当于图1中的光纤F2b。此外，例如，棱镜804可以是矩形棱镜并设置成使得通过光纤F引导的光以直角从棱镜804射出。另外，棱镜804可以构造成使得通过光纤F引导的光以锐角(例如，60度)从棱镜804射出，并照射到被写体上。另外，棱镜804可以构造成使得通过光纤F引导的光以钝角(例如，130度)从棱镜804射出，并照射到被写体上。如此构成的棱镜804可以构造成安装到探针本体801上以及从探针本体801拆卸。由棱镜804偏向的光透过壳体806并照射到位于壳体806外部的目标对象200上。
在一个实施方案中，壳体806可以具有在其中设置并填充壳体806和探针本体801之间的空间的折射率调整用的匹配油。匹配油的折射率可以等于或近似等于棱镜804的折射率或者可以等于或近似等于壳体806的折射率。当棱镜804的折射率等于或近似等于壳体806的折射率时，可以使用折射率等于棱镜804和壳体806的折射率的匹配油。填充壳体806的匹配油优选具有大致允许探针800的平滑旋转以及向前和向后移动的粘度。使用填充壳体806和探针本体801之间的空间的折射率调整用的匹配油防止了光的连接损失，由此可以清晰地拍摄牙齿邻接面和/或牙齿咬合面的图像。
牙菌斑测量用光纤型探针800在探针本体801的近端设置有旋转装置805。旋转装置805优选具有包括电机的致动器，并且探针本体801与电机的旋转轴连接。另外，探针本体801可以由人工操作旋转。此外，旋转装置805不一定设置在探针本体801的近端，并且可以进行各种改变。另外，旋转方向由图中的箭头示意性地表示，但是旋转方向不限于图中所示的方向。另外，牙菌斑测量用光纤型探针800可以设置有沿其纵向方向设置在壳体806中的移动装置(未示出)，并且该移动装置可以用来在壳体806中向前或向后移动探针本体801。向前或向后移动可以进一步拓宽牙菌斑成像的范围。
图18是示出牙菌斑测量用光纤型探针800的旋转和光射出范围的示意图。图18(A)是示出当牙菌斑测量用光纤型探针处于特定的旋转位置时光射出方向的示意图。为了便于说明，图18(A)仅示出了探针本体801，而省略了壳体。图18(B)是示出当牙菌斑测量用光纤型探针800旋转360度时光射出方向的示意图。在使用中，旋转光纤型探针800可以使从探针本体801射出的光在围绕探针本体801的360度中任意取向。如此构成的牙菌斑测量用光纤型探针800允许包括牙菌斑的任意选择的活体组织进行实时360度断层成像。
牙齿邻接面为彼此相邻以及彼此接触的牙齿的表面中的一个并具有非常窄的面积，与牙齿的其他面相比，其清洁和自清洁频率较低。因此，牙菌斑往往附着到牙齿邻接面上，因此其往往是不洁净的区域，并认为其是最有利于发生龋齿的三个位置之一。作为牙菌斑附着评价方法的黄金标准的牙菌斑着色法不能应用于牙齿邻接面，因为它不能被肉眼检查。有关龋病学和牙科保存学的书籍记载了一种用于评价牙齿邻接面上的龋齿的常规方法，具体地，记载了一种将工具***牙齿之间的空间中以使牙齿彼此分开从而可以直接检查邻接面的方法。然而，该方法几乎没有使用过，因为该方法要将牙齿分开需要的时间很长并且会导致疼痛或不适。因此，需要一种评价附着在作为龋齿的三大好发部位之一的牙齿邻接面上的牙菌斑的方法，并且可以说牙齿邻接面是有效使用根据本实施方案的牙菌斑定量测量的部位。另外，在臼齿的咬合面上附着有大量牙菌斑，并且附着在牙齿咬合面上的牙菌斑是导致龋齿的主要原因。使用图17和图18中所示的牙菌斑测量用光纤型探针800可以测量用现有技术的方法不能定量地评价的在牙齿邻接面上的牙菌斑和/或在牙齿咬合面上的牙菌斑。
日本专利申请特开No.2011-189078中公开了由本发明人开发并用来测量在牙齿邻接面上的龋齿的光纤型探针，在日本专利申请特开No.2011-217973中公开了由本发明人开发并用来测量在牙齿咬合面上的龋齿的光纤型探针。测量龋齿用的OCT探针也能用来测量在牙齿邻接面上的牙菌斑和在牙齿咬合面上的牙菌斑。
接着参照图1从测量方法的角度说明本实施方案。在图1中，光源1发射属于不造成活体侵入的波段(例如，1300nm前后的波段)的近红外光。通过光纤F1传输的光由分光器3分割成参考光和观察光。分割的观察光经由光学整流器4经过光纤F2a传输并到达光调节器5中的偏光板、衰减板6和其他部件，在这个过程中观察光被偏振和衰减。由于偏振和衰减，具有对齐波轴的光通过经由信号光纤进行光传输和光接收的光纤F2b传输到牙菌斑测量用探针8。
例如，已传输到牙菌斑测量用探针8的光在图2中所示的探针内的非移动式光路控制镜81和作为振镜或MEMS镜的可动式光路控制镜822处经历光路控制并以光栅型样移动。以光栅型样移动的光由物镜83聚焦，经过牙菌斑测量用探针前部84，并且作为观察光到达牙齿或被写体200的各个部分。牙齿的各个部分包括牙菌斑、牙釉质和牙本质以及取决于待成像区域甚至是牙周组织的牙龈和牙槽骨。
图3(A)是从图2中的探针上面看到的牙菌斑测量用探针8和被写体200的示意图。为了便于说明，通过被写体200的齿面朝向牙齿内侧行进的观察光302的方向被称作深度方向上的Z轴。图3(B)是从其前面的位置看到的探针的示意图。牙齿或被写体200的图像被拍摄成使得牙齿落入由虚线所示的视野301内。为了便于说明，X轴和Y轴被定义为使得它们与从图面里侧向图面前侧通过图面行进的观察光302的方向垂直。
图4(A)示出了在被写体200的齿轴303和观察光302之间的角不合适的情况下进行的测量，图4(B)示出了在被写体200的齿轴303和观察光302之间的角合适的情况下进行的测量。当与观察光302平行的轴304和齿轴303之间的角α接近R(90度)时，被写体200和观察光302之间的角合适。角α优选设定在85～95度的范围内。图5(A)示出了在与被写体200的齿面平行的轴305和观察光302之间的角不合适并且被写体200和探针8之间的距离不合适的情况下进行的测量。图5(B)示出了与被写体200的齿面平行的轴305和与观察光302平行的轴306之间的角合适并且被写体200和探针8之间的距离307合适的情况下进行的测量。当与观察光302平行的轴304和与齿面平行的轴305之间的角β接近R(90度)时，被写体200和与观察光302平行的轴306之间的角合适。角β也优选设定在85～95度的范围内。被写体200和探针8之间的距离307优选设定在1～5mm的范围内。
接着说明通过使用牙菌斑测量用光纤型探针800进行的被写体200的测量。特别地，当测量牙齿邻接面和牙齿咬合面上的牙菌斑时，可以有利地使用牙菌斑测量用光纤型探针800。
图19是根据本实施方案的用于说明从脸颊侧拍摄牙齿邻接面的图像的方法的说明图。图20是沿着图19中的线a-a的断面图。如图19所示，牙菌斑测量用光纤型探针800***齿间沙漏形空间的上部或下部中，壳体806固定在探针800已***其中的齿间沙漏形空间中。至此，存在于牙齿200a和另一个牙齿200b之间的位置中的牙菌斑测量用光纤型探针800可以直接拍摄牙齿邻接面的图像，如图20所示。由于壳体806是柔性的，所以牙菌斑测量用光纤型探针800可以容易地***到齿间沙漏形空间中，但是在齿间沙漏形空间附近的牙周组织不太可能被损坏。然后，在使用旋转装置805旋转探针本体801的同时，使用牙菌斑测量用光纤型探针800来拍摄牙齿邻接面的图像。另外，在使用移动装置(未示出)在固定的壳体806中向前或向后移动探针本体801的同时，使用牙菌斑测量用光纤型探针800来拍摄牙齿邻接面的图像。另外，在使用旋转装置805旋转探针本体801并且使用移动装置(未示出)在固定的壳体806中向前或向后移动探针本体801的同时，使用牙菌斑测量用光纤型探针800来拍摄牙齿邻接面的图像。
旋转探针本体801，但不一定旋转360度。例如，当牙菌斑测量用光纤型探针800***齿间沙漏形空间的上部中时，探针本体801可以向下旋转180度，然而，例如，当牙菌斑测量用光纤型探针800***齿间沙漏形空间的下部中时，探针本体801可以向上旋转180度。另外，壳体806可以不固定在齿间沙漏形空间中，并且牙菌斑测量用光纤型探针800可以用来在探针本体801与壳体806一起向前或向后移动的同时拍摄牙齿邻接面的图像。在这种情况下，用于移动壳体806的壳体移动装置可以代替在壳体806中向前和向后移动探针本体801的移动装置。另外，壳体806可以构造成具有由外部壳体和内部壳体形成的双重结构。在这种情况下，外部壳体固定在齿间沙漏形空间中，并且可以在探针本体801与内部壳体一起向前或向后移动的同时拍摄牙齿邻接面的图像。
图21描述了如何以另一种方式使用牙菌斑测量用光纤型探针800。图21(A)示出了如何使用具有包括构造成使光以直角从棱镜射出的棱镜的第一探针本体801a的牙菌斑测量用光纤型探针800。图21(B)示出了如何使用具有包括构造成使光以锐角射出的棱镜的第二探针本体801b的牙菌斑测量用光纤型探针800。图21(C)示出了如何使用具有包括构造成使光以钝角射出的棱镜的第三探针本体801c的牙菌斑测量用光纤型探针800。在一个实施方案中，包括使光以不同的角射出的棱镜的不同探针本体可以由上述三种类型的探针本体构成，并且这些探针本体可以交替使用。也就是说，在通常使用中，如图21(A)所示，使用第一探针本体801a。为了将牙菌斑测量用光纤型探针800深深***齿间沙漏形空间中并从深的位置拍摄牙齿邻接面的图像，如图21(B)所示，使用第二探针本体801b。当齿间沙漏形空间具有窄的下部并因此难以***牙菌斑测量用光纤型探针800时，如图21(C)所示，使用第三探针本体801c。因此，即使当齿间沙漏形空间具有窄的下部并因此难以***牙菌斑测量用光纤型探针800时，根据预期使用目的使用多个探针本体中合适的那一个都可以使牙齿邻接面的图像得到适当拍摄。
接着，图22是用于说明通过使用牙菌斑测量用光纤型探针800拍摄牙齿咬合面的图像的方法的说明图。图22(A)描述了牙菌斑测量用光纤型探针800在与咬合面平行的方向上的移动，图22(B)描述了牙菌斑测量用光纤型探针800在与咬合面垂直的方向上的移动。为了避免图的复杂，在图22中省略了壳体806和旋转装置805。牙菌斑测量用光纤型探针800设置在牙齿咬合面的附近的位置中。柔性的壳体806不太可能损坏牙周组织。然后，在使用旋转装置805旋转探针本体801的同时使用移动装置来使探针本体801在壳体806中向前或向后移动。探针本体801旋转的角度范围需要允许当探针本体801旋转时可以拍摄牙齿的咬合面的整体形状的图像。角度范围不限于特定范围，例如，为30～90度。需要指出的是，探针本体801不向前或向后移动而是仅旋转以使牙菌斑测量用光纤型探针800可以拍摄牙菌斑的图像，或探针本体801不旋转而是仅向前或向后移动以使牙菌斑测量用光纤型探针800可以拍摄牙菌斑的图像。在某些情况下，如图22(A)所示，水平移动装置(未示出)可以用来水平地(向前和向后，向右和向左)移动牙菌斑测量用光纤型探针800以沿着水平面按照牙齿咬合面的形状进行OCT图像拍摄。另外，在其他情况下，如图22(B)所示，垂直移动装置(未示出)用来垂直地(向上或向下)移动牙菌斑测量用光纤型探针800使得探针800和观察对象200之间的距离保持恒定而以高灵敏度和高分辨率按照牙齿咬合面的形状进行OCT图像拍摄。
已从牙菌斑测量用探针8或根据特定实施方案的牙菌斑测量用光纤型探针800射出并已到达被写体的观察光如此经历诸如光反射、散射和吸收等光学物理现象。沿着相同的轴返回的反射光和后方散射光穿过光纤F2b的光接收部分和光学整流器4并返回到分光器3。
另一方面，来自分光器3的分割的参考光通过光纤F3传输、由参考镜9反射以及通过光纤F3返回到分光器3。
观察光和参考光经历作为光学物理现象的干涉现象，并在分光器3中形成干涉光。干涉光由准直透镜L2收集并由光接收元件10沿着时间轴基于光电效应转换成电信号。图6示出了示意性地示出当干涉光由光接收元件10转换成电信号时获得的时间与频率关系的图形。横轴表示时间，纵轴表示频率。
电信号经由电信号导线传输到计算部12。在计算部12中，由干涉光产生并由前置放大器11处理的干涉电信号与定时信号同步并经历描绘深度-方向信号的快速傅立叶变换。如此，干涉信号转换成散射强度值。图7是示意性地示出通过傅立叶变换获得的深度距离和散射强度轴之间的关系的图形。深度距离是沿着图3(A)中的Z轴从被写体的表面或原点朝向观察光行进方向测量的距离。散射强度值存储在计算部12中，例如，以作为4个字节的单精度浮点实数(具有7个有效位数)的浮点数据的形式。
然后，生成的浮点数据转换成256级的8位灰度以使散射强度值可视化。灰度可以构造成具有0～255的256灰度值。在本发明中，不一定采用256灰度值，本发明可以基于任意其他数量的灰度值实现。浮点数据转换成灰度值可以通过使用商业软件(例如，Labview(由National Instruments Corporation制造))来进行，但是也可以使用其他软件。浮点数据基于其转换成灰度值的标尺可以由本领域技术人员任意设定。根据设定的标尺，色调和对比度以及因此生成的图像在某些情况下可以改变。本领域技术人员可以根据预期使用目的设定标尺。如此获得的灰度值数据也可存以储在计算部12中。
为了生成以多种颜色显示的二维光学相干断层图像，在将散射强度值转换成灰度值的过程中使用色阶。因此可以按相同的方式生成彩色图像。
图8示意性地示出了描绘波形数据和将描绘的波形数据转换成计算矩阵的过程。通过傅立叶变换获得的数值关系(A)以每列含有16个像素的列401(B)的形式存储。需要指出的是，为了便于说明，将说明一列含有16个像素的情况，但是每列像素的实际数量优选为约500～800。然后，将0～255的灰度值分配给各像素。给(B)中的像素分配与沿着Z轴在各深度距离的散射强度对应的灰度值，也就是说，在图形(A)中各深度的灰度值。分配步骤也适用于随后的波形，并且顺序配置结果以完成矩阵402(C)，基于此生成断层图像。
图9示出了矩阵(A)到二维光学相干断层图像(B)的转换。二维光学相干断层图像以与从矩阵402中的散射强度值转换的灰度值直接相关的单色密度表示。本说明书通过举例的方式对含有16行和28列的矩阵402进行说明，但是图9(B)中所示的二维光学相干断层图像实际由含有1024个像素(行)和512个像素(列)的矩阵产生。计算部12可以进行图像生成操作，并且显示部14可以显示图9(B)中所示的图像。需要指出的是，图9(B)中所示的二维光学相干断层图像表示沿着图3(A)中的线a-a的断面。
图10示出了上述的所生成的二维光学相干断层图像，并且使用二维光学相干断层图像来提取牙菌斑区域并且确定牙菌斑区域的量。在图10中，可以识别空气部201、牙菌斑区域202、牙釉质区域203、牙本质区域204和牙龈区域205。例如，这些部分中的灰度值可以是如下的这种：在牙菌斑区域202中平均值为169.4(140～207)；在牙釉质区域中平均值为20395.9(63～119)。计算机可以基于这些值自动提取牙菌斑区域。例如，灰度值范围为140～207的部分可以提取为牙菌斑区域。提取操作可以由形成测量部13的软件进行。需要指出的是，例如，在严格意义上，这些区域中的灰度值不限于上述范围中的那些，而是可以设定成使得灰度值范围为141～208的部分提取为牙菌斑区域。
因此，牙菌斑区域中的灰度值可以预先指定，并且每次测量与由牙科医生或操作者所作的判断无关。例如，如何指定灰度值是按下述方法进行：牙科医生在去除牙菌斑之前和之后检查被写体以定位其上明显附着有牙菌斑的牙齿，牙科医生通过使用OCT装置来获取散射强度值或灰度值；以及牙科医生将在牙菌斑去除前后的值彼此比较以定位在牙菌斑去除之后散射强度值或灰度值改变的部分，并将在该部分中在牙菌斑去除之前的散射强度值或灰度值设定为用于指定牙菌斑区域的散射强度值或灰度值。
接着说明如何获取和显示三维图像。三维图像可以基于容积渲染技术通过使用软件由多组二维光学相干断层图像数据生成。图11示出了由包括图10中的图像的多个二维光学相干断层图像生成的三维图像。在本实施方案中，图11中的三维图像可以优选以多种颜色显示。例如，为了生成门牙的三维图像，优选在图3(B)中X轴方向上进行扫描以在约200～300个切面中形成二维光学相干断层图像数据。可以用来进行容积渲染的软件的例子可以为AVIZO(由Visual Science Group制造)，但不限于此。
通过使用软件以容积表示的三维图像数据可以识别全部区域中的牙菌斑区域、牙釉质区域、牙本质区域和牙龈区域。在三维光学相干断层图像中，与在二维光学相干断层图像中一样，其上附着有牙菌斑的牙齿组织的牙釉质中的散射强度值的平均值不同于牙菌斑中的散射强度值的平均值。基于这种光学物理现象，使用计算机来自动提取三维牙菌斑区域，而不需要任何人为判断的参与。也就是说，从测量到提取，没有人(牙科医生或装置操作者)设定提取用的值，但是具有特定散射强度值的三维光学相干断层图像中的三维像素可以被提取为牙菌斑区域。在一个实施方案中，当提取的三维牙菌斑区域的宽度由散射强度值的宽度表示时，该区域的宽度的最小值平均可以为22.8(最小值范围为21.00～24.31)，该区域的宽度的最大值平均可以为39.10(最大值范围为37.29～40.89)。该区域的宽度不限于这些值，并且可以由本领域技术人员根据与基于从现有技术的已知着色法得到结果的比较适当设定。
例如，如图12所示，提取的牙菌斑区域可以以图像的形式显示在显示部14上。在本实施方案中，图12中所示的图像也可以优选以多种颜色显示。
接着说明牙菌斑的定量化。牙菌斑可以从牙菌斑的厚度、牙菌斑的长度、牙菌斑的断面积、牙菌斑的体积和牙菌斑的表面积方面或从这些尺寸中的至少一种的组合方面进行定量化。
[牙菌斑的厚度的定量化]
下面将说明牙菌斑的厚度的定量化的方法的例子。为了使牙菌斑的厚度的定量化，首先提取图10中的二维光学相干断层图像中的牙菌斑区域，并且计数出提取区域中的像素的数量。使用像素的数量和二维光学相干断层图像中每像素的预定长度(μm)来提供二维光学相干断层图像中牙菌斑的厚度。厚度除以系数k以提供真实空间中牙菌斑的厚度。真实空间中牙菌斑的厚度可以由下式(1)表示：
真实空间中牙菌斑的厚度＝在通过使用OCT装置来确定对象的厚度时所使用的基准值(μm/像素)×提取的牙菌斑区域(像素)的厚度×1/k (1)
在式(1)中，在通过使用OCT装置来确定对象的厚度时所使用的基准值(μm/像素)是二维光学相干断层图像中每像素的长度。在二维光学相干断层图像中，当设定如图3所定义的X轴、Y轴和Z轴时，已知X轴方向上的长度和Y轴方向上的长度以全尺寸显示，而在Z轴方向上显示的长度(深度距离)取决于被写体的折射率k而大于实际尺寸。具体地，当被写体的折射率为k时，在二维光学相干断层图像中显示的被写体在Z轴方向上的长度(深度距离)比被写体的实际尺寸长k倍。因此，式(1)中厚度的基准值为在二维光学相干断层图像中显示的被写体的每像素的长度，并比实际尺寸长k倍。因此，为了获取实际深度距离尺寸，必须使将基准值乘以提取的像素的数量，并将在二维光学相干断层图像中显示的产生的深度距离除以k。
由于上述系数k与被写体和空气之间折射率的差有关，所以可以将被写体的折射率设定为k。通常的牙菌斑主要由不溶性葡聚糖和变聚糖组成并且还含有口腔细菌和糖。在某些情况下，牙菌斑的折射率k取决于形成牙菌斑的成分、牙菌斑中水的含量和其他因素而变化。例如，系数k可以设定为在约1.30～1.40范围内的值并且可以简单地设定为1.35，但是不限于该范围内的值。在某些情况下，系数k可以在1.1～2.0的范围内或更大。系数k可以基于针对各目标患者测量的牙菌斑的折射率确定，或系数k可以通过对在多个患者中测量的牙菌斑的折射率求平均来确定。牙菌斑的折射率可以用折射计来测量。
在通过使用OCT装置来确定对象的厚度时所使用的基准值(μm/像素)可以基于真实空间中的厚度(在Z轴方向上的长度)和折射率k已知的对象预先确定。真实空间中的厚度为1mm并且折射率为ka的物体A当在二维光学相干断层图像中显示时厚度为1×ka(mm)。因此，基准值可以通过使厚度1000×ka(μm)除以与实际从二维光学相干断层图像提取的物体A的厚度相对应的像素数Pa1(像素)来算出，如下所述：
在通过使用OCT装置来确定对象的厚度时所使用的基准值(μm/像素)＝1000ka×1/Pa1
一旦通过使用OCT装置或软件算出如此确定的基准值，那么后面就可以使用相同的值。
接着说明牙菌斑的厚度的定量化的方法的另一个例子。可以基于图10中所示的二维光学相干断层图像通过下式(2)算出被写体200中实际牙菌斑的厚度：
牙菌斑的厚度P＝Pi/k (2)
在式(2)中，Pi表示二维光学相干断层图像中牙菌斑区域的深度距离，P表示牙菌斑的厚度(实际尺寸)。用于导出牙菌斑厚度的实际尺寸的系数k校正在被写体和空气之间折射率的差的影响下的二维光学相干断层图像中的深度距离，并且可以是上述方法中所使用的相同的值。
在本实施方案中，Pi的值可以从图10中所示的二维光学相干断层图像获取，并且P的值可以基于Pi的值算出。Pi的值的计算(提取)和P的值的计算可以通过使用形成测量部13的软件来进行。牙菌斑的厚度在某些情况下取决于测量牙菌斑的位置而变化，并且牙菌斑的厚度可以是在多个测量位置测量的平均值或可以是在一个位置的单个测量值。另外，牙菌斑的厚度不一定通过本实施方案中的方法来测量，可以通过使用其他方法来测量。
[牙菌斑的长度的定量化]
当设定如图3所定义的X轴、Y轴和Z轴时，牙菌斑的长度是沿着由X轴和Y轴限定的平面的长度。由于X轴方向上的长度和Y轴方向上的长度是全尺寸显示的，所以真实空间中牙菌斑的长度可以通过下式(3)表示：
真实空间中牙菌斑的长度＝在通过使用OCT装置来确定对象的长度时所使用的基准值(μm/像素)×提取的牙菌斑区域的长度(像素) (3)
在通过使用OCT装置来确定对象的长度时所使用的基准值(μm/像素)按下述方法来确定：即，例如，由于真实空间中的长度为1mm的物体A不论折射率如何在二维光学相干断层图像中的长度也为1mm，所以基准值可以通过将长度1000(μm)除以与实际从二维光学相干断层图像提取的物体A的长度相对应的像素数Pa2(像素)来算出，如下所述：
在通过使用OCT装置来确定对象的长度时所使用的基准值(μm/像素)＝1000×1/Pa2
[牙菌斑的断面积的定量化]
在牙菌斑的断面积的测量中，提取在二维光学相干断层图像中的牙菌斑区域。然后算出提取的牙菌斑区域的断面积(像素)。为了测量断面积，与牙菌斑的厚度测量中一样，需要在Z轴方向上的厚度的信息。因此，用来确定牙菌斑的厚度的系数k也可以与校正一起用来提供真实空间中的断面积。
真实空间中的牙菌斑的断面积可以通过下式(4)表示：
真实空间中的牙菌斑的断面积＝在通过使用OCT装置来确定对象的断面积时所使用的基准值(μm2/像素)×提取的牙菌斑区域的断面积(像素)×1/k (4)
在通过使用OCT装置来确定对象的断面积时所使用的基准值(μm2/像素)按下述方法来确定：由于真实空间中的断面积为1mm2并且折射率为ka的物体A在二维光学相干断层图像中的断面积为1×ka mm2，所以基准值可以通过用ka×106(μm2)除以与实际从二维光学相干断层图像提取的物体A的厚度相对应的像素数Pa3(像素)来算出，如下所述：
在通过使用OCT装置来确定对象的断面积时所使用的基准值(μm2/像素)＝ka×106×1/Pa3
[牙菌斑的体积的定量化]
为了使牙菌斑的体积定量化，首先提取在三维断层图像中的牙菌斑区域。然后算出提取的牙菌斑区域的体积(三维像素)。为了测量体积，与牙菌斑的厚度测量中一样，也需要有关在Z轴方向上的厚度的信息。因此，用来确定牙菌斑的厚度的系数k可以与校正一起用来提供真实空间中的体积。真实空间中牙菌斑的体积可以通过下式(5)来确定：
真实空间中牙菌斑的体积＝在通过使用OCT装置来确定对象的体积时所使用的基准值(μm3/三维像素)×提取的牙菌斑区域的体积(三维像素)×1/k (5)
在通过使用OCT装置来确定对象的体积时所使用的基准值(μm3/三维像素)按下述方法确定：由于真实空间中的体积为1mm3并且折射率为ka的物体A在三维光学相干断层图像中的体积为1×ka mm3，所以基准值可以通过用ka×109(μm3)除以与实际从三维光学相干断层图像提取的物体A的体积相对应的三维像素数Va(三维像素)来算出，如下所述：
在通过使用OCT装置来确定对象的体积时所使用的基准值(μm3/三维像素)＝ka×109×1/Va
[牙菌斑的表面积的定量化]
牙菌斑的表面积是与空气三维接触的牙菌斑的表面积和附着在牙齿表面上的牙菌斑的表面积的和，并且是曲线的牙菌斑区域的表面积。为了使表面积定量化，与体积测量中一样，提取在三维断层图像中的牙菌斑区域。然后算出提取的牙菌斑区域的表面积(多边形面积)。真实空间中牙菌斑的表面积可以通过下式(6)确定：
真实空间中牙菌斑的表面积＝在通过使用OCT装置来确定对象的表面积时所使用的基准值(μm2/多边形面积)×提取的牙菌斑区域的表面积(多边形面积) (6)
在通过使用OCT装置来确定对象的表面积时所使用的基准值(μm2/多边形面积)按下述方法确定：真实空间中表面积为1mm2的物体A在三维光学相干断层图像中的表面积也为1mm2。虽然在三维光学相干断层图像中提取的牙菌斑区域的深度方向距离比真实空间中牙菌斑的深度方向距离长，但是与厚度、断面积和体积不一样，真实空间和光学相干断层图像之间表面积的差不大。因此，基准值可以通过用1×106(μm2)除以与实际从三维光学相干断层图像提取的物体A的表面积相对应的多边形数Poa(多边形面积)来算出，如下所述：
在通过使用OCT装置来确定对象的表面积时所使用的基准值(μm2/多边形面积)＝1×106×1/Poa
上文中所述的方法是主要通过预先将每像素的面积和每三维像素的体积确定为基准并且在计算机中算出提取区域中的像素和三维像素的数量来确定提取区域的断面积和体积的方法。然而，需要指出的是，除了本实施方案和实施例之外，还可以具有用于通过确定提取区域与整个扫描范围的比率来确定真实空间中提取区域的面积、体积或其他参数的其他方法。因此，本发明不限于在上文中具体呈现的方法。
根据本实施方案的牙菌斑的测量和显示方法还可以包括创建含有选自牙菌斑的厚度、牙菌斑的长度、牙菌斑的断面积、牙菌斑的表面积和牙菌斑的体积的至少一种量化值的数据库的步骤以及使该量化值以选自图像、表格和图形的至少一种形式随着时间的推移而显示的步骤。特别地，该方法还优选包括算出牙菌斑的至少一种量化值随着时间推移的变化量以及以数值、二维图像和三维图像的任意形式随着时间推移显示算出的变化量的步骤。这些步骤可以通过使用计算机中合适的数据存储和显示***进行。含有随着时间的推移的数据的数据库在特别是包括菌斑控制、牙周炎治疗和龋齿风险降低治疗的口腔卫生管理中可能是有用的。
根据本实施方案的牙菌斑的测量和显示方法提供了一种可以显示牙菌斑的图像以及可以使牙菌斑定量化的非侵入、安全的方法。本实施方案通过将OCT装置的可以获取深度方向的信息的优点首先应用到牙菌斑的测量来实现。在牙菌斑和在物体的表面上附着的厚度为约0.5mm或更少的其他物质的测量中，OCT装置是非常有用的，并且根据本实施方案的方法实现了牙菌斑的客观定量化，这在现有技术中还从未实现。在上文所述的图像显示和数值计算中，可以在红外光照射之后少至约30～180秒内获得结果。另外，由于可以以数据库的形式保存生成的数据，所以该方法对于收集各个患者的随着时间的推移的治疗信息和对于患者群体的牙科治疗的统计数据的收集是有用的，并且收集的数据在后面的临床治疗中可以有利地使用。上述的牙菌斑的定量化以前从未实现过并且期望在未来的牙科医疗领域非常有用。
本发明的另一方面涉及在上述的牙菌斑的测量和显示方法中所使用的软件。
在牙菌斑的测量和显示方法中所使用的软件与作为硬件资源的计算机一起可以形成计算部12和测量部13，并且软件提取牙菌斑区域，生成牙菌斑区域的图像，以及算出牙菌斑区域的厚度、长度、断面积、表面积和/或体积，这些是由上述的计算部12和测量部13进行的步骤。也就是说，本实施方案中的软件使计算机执行牙菌斑的测量和显示方法，并且使计算机执行包括以下步骤的方法：基于由牙菌斑的测量和显示方法提供的干涉光的散射强度值生成光学相干断层图像的步骤、基于光学相干断层图像提取牙菌斑区域的步骤、生成牙菌斑区域的图像的步骤和使牙菌斑区域定量化的步骤。这些步骤在与牙菌斑的测量和显示方法有关的实施方案中已进行了大幅说明，并且软件与作为硬件资源的计算机一起执行所述步骤。下面进行更详细地说明。
提取牙菌斑区域的步骤可以包括基于干涉光接收表示从前置放大器11传输的光的散射强度值的电信号和以数据的形式存储电信号的步骤，将散射强度值转换成灰度值的步骤，以及基于灰度值提取牙菌斑区域的步骤。识别牙菌斑区域的灰度值可以预先指定并且针对每次测量操作不需要由牙科医生手动指定。在基于灰度值提取牙菌斑区域的步骤之前，优选提供以下步骤：通过对二维光学相干断层图像和三维光学相干断层图像的全部或一部分进行多种滤波处理来使二维光学相干断层图像和三维光学相干断层图像中的牙菌斑区域的表面以及牙菌斑区域与诸如牙釉质区域和牙龈区域等活体组织之间的界线的轮廓平滑。优选还将这些步骤与基于解剖学观点在形态学上识别各图像中的诸如牙釉质区域和牙龈区域等活体组织部位的步骤结合。形态学识别步骤与散射强度值和灰度值一起用来识别在OCT图像中显示的各部位。也就是说，在现有技术中，查看OCT图像的牙科医生视觉上识别各部位的位置关系和其形状并且基于牙科医生的解剖学知识识别图像中的各部位，然而本发明可以进行通过使用基于软件的形态学识别的步骤。例如，图像中牙菌斑区域、牙龈区域和牙釉质区域的形态学特性可以基于解剖学的事实识别和认出。然后，这些区域可以以任意选择的方式以不同的颜色显示。识别步骤可以在提取牙菌斑区域的步骤之前进行。还优选提供在二维光学相干断层图像和/或三维光学相干断层图像中以不同的颜色显示在形态学上识别的部分的步骤。在形态学识别步骤之后进行提取牙菌斑区域的步骤允许减少或消除牙菌斑区域的错误识别。提供另外的平滑和形态学识别步骤可以使牙菌斑区域的提取与牙科医生的手动指定牙菌斑区域的操作一样准确。
另外，在根据本实施方案的软件中，优选进行与通过使用牙菌斑测量用探针8拍摄图像的图像拍摄条件相关的提取牙菌斑区域的步骤。还优选进行基于提取的牙菌斑区域提供选自牙菌斑的厚度、牙菌斑的长度、牙菌斑的体积、牙菌斑的断面积和牙菌斑的表面积的至少一种量化值的步骤。
生成牙菌斑区域的图像的步骤可以包括生成牙菌斑区域的二维光学相干断层图像的步骤和生成牙菌斑区域的三维光学相干断层图像的步骤中的一个或两个。特别地，生成牙菌斑区域的三维光学相干断层图像的步骤可以通过使用作为现有的开放源的可用的容积渲染方法进行。
在使牙菌斑区域定量化的步骤中，算出牙菌斑的厚度、长度、断面积、体积和/或表面积。计算方法可以是在上述实施方案中所述的那些，但不限于此。一旦提取牙菌斑区域，那么这些定量值就可以基于各种技术算出，并且计算所必需的数值可以在基于以图像的形式显示的数据测量具体长度和距离的步骤以及提取在图像中显示的像素或三维像素的数量的步骤中提供。
根据本实施方案的软件使计算机执行还包括以下步骤的方法：创建含有在使牙菌斑区域定量化的步骤中提供的值的数据库的步骤以及以选自图像、表格和图形的至少一种形式随着时间的推移而显示量化值的步骤。含有定量值的数据库的创建以及图像、表格或图形的显示和/或随着时间的推移的显示可以通过使用已知方法进行。
将根据本实施方案的软件与任意选择的计算机中的硬件资源一起使用可以进行提取、图像的生成以及使牙菌斑定量化并且还可以创建数据库以及进行其他操作。
[第二实施方案：牙龈和/或牙槽骨的测量和显示方法及装置]
本发明的另一个实施方案涉及牙龈和/或牙槽骨的测量和显示方法。在牙龈和/或牙槽骨的测量和显示方法中，可以使用与在第一实施方案中所述的相同的OCT装置。通过使用OCT装置向牙齿和牙周组织照射红外光从而提供来自牙龈和牙槽骨的干涉光的散射强度值，然后可以生成二维光学相干断层图像和/或三维光学相干断层图像。
特别地，为了定量地评价引起牙周炎的牙龈的肿胀以及对牙槽骨的损坏，本实施方案的特征在于，基于二维光学相干断层图像和/或三维光学相干断层图像评价牙龈区域和牙槽骨区域。牙龈区域和牙槽骨区域的定量测量在预防和治疗牙周炎方面是非常有用的，但是到目前为止却没能实现。牙龈区域和/或牙槽骨区域不像牙菌斑区域，其分布范围较宽。因此，难以拍摄各牙龈区域和牙槽骨区域的全部OCT图像。然而，可以在同一图像拍摄范围内拍摄以下区域的图像和随着时间的推移的现象：牙龈的肿胀，牙槽骨的吸收(即，牙龈和/或牙槽骨区域的延伸)，肿胀治疗(即，牙龈区域的缩小和牙槽骨的经历过程)。
根据本实施方案的牙龈和/或牙槽骨的测量和显示方法包括以下步骤：将从光源输出的近红外光分成测量光和参考光的步骤，将测量光朝向口腔内的牙齿和牙周组织照射的步骤以及用测量光扫描牙齿和牙周组织的步骤，从来自牙齿和牙周组织的反射光和后方散射光以及参考光产生干涉光的步骤，基于干涉光的散射强度值生成光学相干断层图像的步骤，提取具有特定散射强度值的牙龈区域和/或牙槽骨区域的步骤，使牙龈和/或牙槽骨定量化的步骤，以及生成牙龈和/或牙槽骨的图像的步骤。该方法还包括通过进行随着时间的推移使牙龈和/或牙槽骨定量化的步骤来获取牙龈肿胀的变化量和/或牙槽骨的变化量的步骤。
直到基于干涉光的散射强度值生成光学相干断层图像的步骤之前的步骤与第一实施方案中的相同，并且可以按与第一实施方案中相同的方式进行而生成二维光学相干断层图像或三维光学相干断层图像。
[牙龈的定量化]
提取牙龈区域的步骤与第一实施方案中所述的其他区域的情况一样，可以通过指定表示牙龈区域的灰度值以及提取具有特定灰度值的部分来进行。例如，表示牙龈区域的灰度值可以在119～142的范围内。这个范围内的灰度值可以确定为使得OCT测量中所提供的散射强度值的转换允许OCT图像整体的对比度以临床的方式一致。优选在提取牙龈区域的步骤之前还提供基于解剖学的事实在形态学上识别光学相干断层图像中的牙龈区域的步骤。基于解剖学的事实的形态学识别步骤可以使牙龈区域的提取更容易和更准确地进行。
在牙龈的定量化中，优选主要使图像拍摄范围内的牙龈的体积和/或断面积定量化。
在使牙龈的体积数字化的步骤中，与牙菌斑的体积的定量化一样，通过预先算出三维光学相干断层图像中每三维像素的体积以及算出从三维光学相干断层图像提取的牙龈区域中的三维像素的数量来确定在三维光学相干断层图像中的体积。确定的体积进一步除以在OCT测量中校正深度方向的距离的校正系数k以使牙龈的体积数字化。牙龈的体积可以以简单明了的方式表示，如下所述：
真实空间中牙龈的体积＝在通过使用OCT装置来确定对象的体积时所使用的基准值(mm3/三维像素)×提取的牙龈区域的体积(三维像素)×1/k
类似地，在使牙龈的断面积数字化的步骤中，通过预先算出二维光学相干断层图像中每像素的面积以及算出从二维光学相干断层图像提取的牙龈区域中像素的数量来确定二维光学相干断层图像中的断面积。确定的断面积进一步除以在OCT测量中校正深度方向的距离的校正系数k以使牙龈的断面积数字化。牙龈的断面积由下式表示。在这种情况下，与用来使牙菌斑定量化的校正系数k的情况一样，校正系数k可以基于牙龈的折射率确定。作为活体折射率的1.38的折射率可以用作校正系数k的近似值，并且例如，校正系数k可以在1.3～1.4的范围内，但不限于此。
真实空间中牙龈的断面积＝在通过使用OCT装置来确定对象的断面积时所使用的基准值(mm2/像素)×提取的牙龈区域的断面积(像素)/×1/k
在获取牙龈肿胀的变化量的步骤中，随着时间的推移测量一个患者的牙龈的体积和/或断面积以获取体积和/或断面积的变化量。特别地，当牙龈肿胀时，可以获取肿胀的变化量。在某些情况下，即使当牙龈不肿胀时，也测量牙龈。量化值的变化量的获取可以评价牙龈是否肿胀或定量评价随着治疗时间推移牙龈的状态和其他因素。
[牙槽骨的定量化]
接着说明牙槽骨的数字化。提取牙槽骨区域的步骤与第一实施方案中所述的其他区域及牙龈区域的情况一样，可以通过指定表示牙槽骨区域的灰度值以及提取具有特定灰度值的部分来进行。例如，表示牙槽骨区域的灰度值可以在45～70的范围内。在提取牙槽骨区域的步骤之前，优选还提供基于解剖学的事实在形态学上识别光学相干断层图像中的牙槽骨区域的步骤。
牙槽骨的体积和断面积的数字化可以与牙龈的情况一样进行并且可以由下式表示。在这种情况下，校正系数k也可以基于牙槽骨的折射率确定。作为活体折射率的1.38的折射率可以用作系数k的近似值，并且例如，系数k可以在1.3～1.4的范围内，但不限于此。在某些情况下，系数k可以在1.1～2.0的范围内或更大。
真实空间中牙槽骨的体积＝在通过使用OCT装置来确定对象的体积时所使用的基准值(mm3/三维像素)×提取的牙槽骨区域的体积(三维像素)×1/k
真实空间中牙槽骨的断面积＝在通过使用OCT装置来确定对象的断面积时所使用的基准值(mm2/像素)×提取的牙槽骨区域的断面积(像素)×1/k
在获取牙槽骨的变化量的步骤中，随着时间的推移测量如此确定的真实空间中牙槽骨的体积和断面积，并且记录体积和断面积的变化。由于牙龈炎伴随对牙槽骨的损坏，所以牙槽骨的定量值的下降提示了牙龈炎的发展。随着时间的推移获取定量值的减小可以更容易监视疾病的状态。
在生成牙龈和/或牙槽骨的图像的步骤中，在二维光学相干断层图像或三维光学相干断层图像中，牙龈区域和/或牙槽骨区域可以与牙菌斑区域和牙釉质区域区分开并根据需要以着色区域的形式显示。
牙龈和/或牙槽骨的测量和显示方法及装置可以定量地把握与牙龈炎的状态直接相关的活体状态，极大地促进了牙科治疗。
下面，参照实施例更详细地说明本发明。本发明不限于以下实施例。
[实施例1]
[牙菌斑区域和牙釉质区域中灰度值的测量(二维断层图像：50片)]
将发射对活体无害的近红外光的光源用作光源，并且使用图2中所示的牙菌斑测量用探针来拍摄作为被写体的患者的门牙的图像。使用图像软件photoshop(由AdobeSystems Software Ireland Ltd制造)来测量通过将从被写体获得的散射强度值转换成灰度值所生成的二维断层图像中的牙菌斑区域和牙釉质区域中的150个部位中的灰度值。因此，可以确定牙釉质区域中的灰度值和牙菌斑区域中的灰度值彼此不同。
<灰度值>
牙菌斑区域：平均169.4(最大207至最小140)
牙釉质区域：平均95.9(最大119至最小63)
(在Welch的t测试中检验出显著差别。**P<0.01)
<散射强度值>
牙菌斑：平均30(最大39至最小24)
牙釉质：平均13(最大16至最小-4)
表1和表2示出了牙菌斑区域和牙釉质区域的灰度值测量结果。
[表1]
[表2]
表3示出了牙龈区域中的灰度值测量结果。
[表3]
<灰度值>
牙龈区域：平均133.1(最大142至最小119)
表4示出了牙槽骨区域中的灰度值测量结果。
[表4]
<灰度值>
牙槽骨区域：平均56.8(最大45至最小70)
[实施例2]
[牙菌斑的厚度、长度和断面积的计算(二维断层图像：10片)]
<计算方法1>
在本实施例中，预先确定在通过使用OCT装置来确定对象(牙菌斑)的厚度、长度和断面积时所使用的基准。真实空间中尺寸为5×5×1mm的盒状形状的聚合后的高分子材料通过使用OCT装置成像，并且获得在二维光学相干断层图像中的厚度(像素)、长度(像素)和断面积(像素)。通过使用Photoshop cs5(adobe(注册商标))分析二维光学相干断层图像。
<计算方法1的结果>
[表5]
根据上述结果，按如下方法获得在通过使用OCT装置来确定对象的厚度时所使用的基准：
1.65mm/86像素＝0.0192...mm/像素(19.2μm/像素)
按如下方法获得在通过使用OCT装置来确定对象的长度时所使用的基准：
5mm/381像素＝0.0131...mm/像素(13.1μm/像素)
按如下方法获得在通过使用OCT装置来确定对象的断面积时所使用的基准：
8.25mm2/32766像素＝0.000251785...mm2/像素(约250μm2/像素)
在本实施例中，将基于牙菌斑的折射率来校正OCT测量中深度方向的距离的校正系数设定为1.35。
<计算方法2>
如实施例1中所示，基于牙菌斑区域中的灰度值和牙釉质区域中的灰度值彼此不同的事实提取二维断层图像中的牙菌斑区域。然后算出提取的牙菌斑区域中的厚度、长度和断面积(像素)。通过使用Photoshop cs5(由adobe(注册商标)Systems SoftwareIreland Ltd制造)来分析二维光学相干断层图像。
通过使用下式测量厚度，并且将k设定为1.35：
真实空间中牙菌斑的厚度＝(在通过使用OCT装置来确定对象的厚度时所使用的基准值：19.2μm/像素)×厚度(像素)×1/k
通过使用下式测量长度：
真实空间中牙菌斑的长度＝(在通过使用OCT装置来确定对象的长度时所使用的基准值：13.1μm/像素)×长度(像素)
通过使用下式测量断面积：
真实空间中的牙菌斑的断面积＝(在通过使用OCT装置来确定对象的断面积时所使用的基准值：250μm2/像素)×断面积(像素)×1/k
<计算方法2的结果>
表6示出了产生的牙菌斑的厚度、长度和断面积。病例1～10对应于实施例1中的病例1～10。表格上部分中的结果示出了OCT空间中的值(像素)，表格的下部分中的结果示出了真实空间中的值(米)。
[表6]
[实施例3]
[基于牙菌斑着色法的牙菌斑区域的提取]
首先，将二维数据转换成三维数据。使用计算机对干涉光进行自动计算处理以提供浮点数据，将其引入软件AVIZO(由Visual Sciences Group制造)中，进行容积渲染以生成三维图像。然后在软件AVIZO中选择牙菌斑区域中一个任意选择的三维像素。以使得所选择区域与着色牙菌斑的照片中的区域相符合的方式通过使用调整区域的宽度(调整散射强度值的最小值和最大值)的方法在AVIZO中提取牙菌斑区域。
因此，该区域宽度的最小值为平均22.8(最小值的范围为21.00～24.31)，该区域宽度的最大值为平均39.10(最大值的范围为37.29～40.89)。表3示出了基于牙菌斑着色法的牙菌斑区域的提取结果。病例1～10对应于实施例1和2中的病例1～10。
[表7]
病例 最小值 最大值
1 22.00 38.00
2 24.20 39.52
3 24.31 39.19
4 21.48 37.29
5 21.00 40.02
6 23.38 40.38
7 24.06 38.66
8 22.01 38.00
9 22.27 39.01
10 23.78 40.89
平均值 22.85 39.10
[实施例4]
[提取的牙菌斑的体积的计算]
<计算方法1>
在本实施例中，预先确定在通过使用OCT装置来确定对象(牙菌斑)的体积和表面积时所使用的基准。通过使用OCT装置来使真实空间中尺寸为5×5×1mm的盒状形状的聚合后的高分子材料成像，并且获得在二维光学相干断层图像中的体积(三维像素)和表面积(面积)。通过使用AVIZO(由Visual Sciences Group制造)来分析三维光学相干断层图像。
<计算方法1的结果>
[表8]
根据上述结果，按如下方法获得基准值：
在通过使用OCT装置来确定对象的体积时所使用的基准值：
41.25mm3/90745512三维像素＝0.0000004545...mm3/三维像素(约454.5μm3/三维像素)
通过使用OCT装置来确定对象的表面积时所使用的基准值：
83mm2/2325298多边形面积＝0.00003569...mm2/多边形面积(约35.7μm2/多边形面积)
基于牙菌斑的折射率校正OCT测量中深度方向的距离的校正系数：k＝1.35
<计算方法2>
如实施例1中所示，基于牙菌斑区域中的灰度值和牙釉质区域中的灰度值彼此不同的事实提取在三维断层图像中的牙菌斑区域。然后计算出提取的牙菌斑区域中的体积(三维像素)和表面积(面积)。通过使用AVIZO(由Visual Sciences Group制造)来分析三维光学相干断层图像。
通过使用下式来测量体积：
真实空间中牙菌斑的体积＝(在通过使用OCT装置来确定对象的体积时所使用的基准)×体积(三维像素)×1/k(k＝1.35)
通过使用下式来测量表面积：
真实空间中牙菌斑的表面积＝(在通过使用OCT装置来确定对象的表面积时所使用的基准)×表面积(多边形面积)
<计算方法2的结果>
[表9]
[实施例5]
[牙龈和/或牙槽骨的定量化]
(1)牙龈的定量化
从二维光学相干断层图像提取牙龈区域，并且在OCT图像上确定提取的牙龈区域的断面积(像素)。由于OCT图像中的牙龈区域与真实空间中的牙龈区域相比在深度方向上延伸，所以基于折射率校正牙龈区域以确定真实空间中牙龈的断面积。将系数k设定为1.38。在严格意义上，虽然牙龈的折射率取决于炎症的程度和牙龈的特点而不同，但是认为校正系数k几乎等于活体的折射率(ne≈1.38)，并且在本实施例中将校正系数k设定为1.38。
真实空间中牙龈的断面积＝(在通过使用OCT装置来确定对象的断面积时所使用的基准)×断面积(像素)/×1/1.38
下面表10示出了通过使用OCT装置确定的牙龈的断面积。
[表10]
(2)牙槽骨的定量化
从二维光学相干断层图像提取牙槽骨区域，并且在OCT图像上确定提取的牙槽骨区域的断面积(像素)。由于OCT图像中牙槽骨区域与真实空间中牙槽骨区域相比在深度方向上延伸，所以基于折射率校正牙槽骨区域以确定真实空间中牙槽骨的断面积。将系数k设定为1.38。在严格意义上，虽然牙槽骨的折射率取决于牙槽骨中的血流量和其他因素而不同，但是认为校正系数k几乎等于活体的折射率(ne≈1.38)，并且在本实施例中将校正系数k设定为1.38。
真实空间中牙槽骨的断面积＝(在通过使用OCT装置来确定对象的断面积时所使用的基准)×断面积(像素)/×1/1.38
下面表11示出了通过使用OCT装置确定的牙槽骨的断面积。
[表11]
[实施例6]
[与着色法的比较]
将通过使用现有技术的着色法着色的牙菌斑的图像与通过使用根据本发明的方法提取、成像和定量地显示的牙菌斑的图像比较。根据由O'Leary开发的菌斑控制记录，将0.5ml的由Lion Corporation(制造商)制造的DENT Plaque Tester Liquid(产品名称)用作着色液以使门牙或被写体着色。图15(A)示出了着色的牙菌斑的照片。
另一方面，通过使用根据本发明的装置和方法生成三维图像。扫描范围和牙菌斑提取区域在与实施例3和4中相同的条件下设定。图15(B)示出了通过拍摄提取、成像和定量显示的提取的牙菌斑区域的图像而生成的牙菌斑的图像。图15(A)和图15(B)表示本发明可以提供可以与由作为日本医疗中的黄金标准方法的着色法所提供的结果充分可比拟结果的牙菌斑测量。需要指出的是，图15(A)和图15(B)是彩色图像。
[实施例7]
[龈缘下牙菌斑的附着]
使用根据本发明的方法及装置来拍摄另一个被写体的二维断层图像。牙菌斑提取区域以与实施例2中相同的方式设定。扫描范围设定为使得龈缘和龈缘下约3mm的部分落入图像拍摄范围内。图16(A)示出了含有在龈缘下的牙菌斑附着的光学相干断层图像。图16(B)是基于图16(A)中的图像的牙菌斑附着的示意图。在图16(A)中，可以清楚地识别牙菌斑202。图16(B)示意性地示出了牙釉质203和牙龈205之间的牙菌斑，具体地，龈缘上的牙菌斑206和龈缘下的牙菌斑207。需要指出的是，本发明可以客观地、定量地测量龈缘下附着的牙菌斑，这在之前从未得到过成功测量。
[工业实用性]
作为两种主要牙科疾病的龋齿和牙周炎主要由牙菌斑引起，并且随着社会老龄化发展，认为牙菌斑不仅是牙科医学的问题，而且是吸入性肺炎、感染性心内膜炎和其他***疾病的病因。根据本发明的方法可以生成牙菌斑附着的图像并使牙菌斑附着数字化，而以往从不存在客观地或定量地评价方法，并且提供了促进更可靠的牙科实践的有益效果。
[附图标记列表]
100 牙菌斑的测量和显示装置
1 近红外光源
3 分光器
4 光整流器
5 光调节器
6 偏振和衰减板
8 牙菌斑测量用探针
9 参考镜
10 光接收元件
11 前置放大器
12 计算部
13 测量部
14 显示部
15 用于固定图像拍摄位置的咬合块
81 非移动式光路控制镜
82 可动式光路控制镜
83 物镜
84 牙菌斑测量用探针前部
86 图像拍摄位置调整台
87a 图像拍摄位置调整用X轴控制器
87b 图像拍摄位置调整用Y轴控制器
87c 图像拍摄位置调整用Z轴控制器
88a 图像拍摄位置调整α轴控制器
88b 图像拍摄位置调整β轴控制器
88c 图像拍摄位置调整γ轴控制器
89 图像拍摄位置调整角轴控制器
200 被写体(牙齿)
201 空气部分
202 牙菌斑区域
203 牙釉质区域
204 牙本质区域
205 牙龈区域
206 龈缘上的牙菌斑
207 龈缘下的牙菌斑
301 可测量的视野
302 观察光的示意路径
303 齿轴
304 与测量光的取向平行的轴
α 测量角(不合适)
R 合适范围内的测量角
305 与齿面平行的线
β 不合适范围内的测量角
306 与测量光的取向平行的轴
401 对应于1点且散射强度配置在1列中的矩阵数据(矩阵)
402 对应于1行且通过对下面波形顺次重复相同步骤所产生的矩阵数据(矩阵)
F 光纤
L 准直透镜
800 牙菌斑测量用光纤型探针
801 牙菌斑测量用光纤型探针本体
802 连接导光部
803 GRIN透镜
804 棱镜
805 旋转装置
806 壳体

Claims (11)

1.一种牙菌斑的测量和显示装置，所述装置包括
输出近红外光的光源；
将所述近红外光分成测量光和参考光的分光器；
将所述测量光朝向口腔内的牙齿照射并且用所述测量光扫描牙齿的牙菌斑测量用探针；
接收从来自所述牙齿的反射光和后方散射光以及所述参考光产生的干涉光的光接收元件；
将所述干涉光的散射强度值转换成灰度值并且生成光学相干断层图像的计算部；
提取牙菌斑区域并且使所述牙菌斑定量化的提取测量部；以及
显示光学相干断层图像和定量化结果的显示部。
2.根据权利要求1所述的装置，
其中所述光学相干断层图像是将所述牙菌斑区域、附着有牙菌斑的牙釉质区域和牙龈区域彼此区分开地二维显示的二维光学相干断层图像。
3.根据权利要求1所述的装置，
其中所述光学相干断层图像是将所述牙菌斑区域、附着有牙菌斑的牙釉质区域和牙龈区域彼此区分开地作为立体图像而三维显示的三维光学相干断层图像。
4.根据权利要求1所述的装置，
其中所述光学相干断层图像是将所述牙菌斑区域、附着有牙菌斑的牙釉质区域和牙龈区域彼此区分开地二维显示的二维光学相干断层图像以及将所述牙菌斑区域、附着有牙菌斑的牙釉质区域和牙龈区域彼此区分开地作为立体图像而三维显示的三维光学相干断层图像的组合。
5.根据权利要求2或4所述的装置，
其中使所述牙菌斑定量化包括基于从所述二维光学相干断层图像提取的牙菌斑区域将牙菌斑的厚度和/或长度数字化。
6.根据权利要求3或4所述的装置，
其中使所述牙菌斑定量化包括基于从所述三维光学相干断层图像提取的牙菌斑区域将牙菌斑的体积数字化。
7.根据权利要求4所述的装置，
其中使所述牙菌斑定量化包括基于从所述二维光学相干断层图像或所述三维光学相干断层图像提取的牙菌斑区域将牙菌斑的断面积数字化。
8.根据权利要求4所述的装置，
其中使所述牙菌斑定量化包括基于从所述三维光学相干断层图像提取的牙菌斑区域将牙菌斑的表面积数字化。
9.根据权利要求1所述的装置，还包括：
含有选自在使所述牙菌斑定量化过程中获得的牙菌斑的厚度、牙菌斑的长度、牙菌斑的体积、牙菌斑的断面积和牙菌斑的表面积的至少一种量化值的数据库；以及
其中所述显示部能够以选自图像、表格和图形的至少一种形式随着时间的推移而显示所述量化值。
10.根据权利要求9所述的装置，其中所述装置能够算出选自牙菌斑的厚度、牙菌斑的长度、牙菌斑的体积、牙菌斑的断面积和牙菌斑的表面积的至少一种量化值随着时间推移的变化量以及以数值、二维图像或三维图像的形式随着时间推移显示算出的值。
11.一种牙龈和/或牙槽骨的测量和显示装置，所述装置包括：
输出近红外光的光源；
将所述近红外光分成测量光和参考光的分光器；
将所述测量光朝向口腔内的牙齿和牙周组织照射并且用所述测量光扫描牙齿和牙周组织的测量用探针；
接收从来自所述牙齿和所述牙周组织的反射光和后方散射光以及所述参考光产生的干涉光的光接收元件；
将所述干涉光的散射强度值转换成灰度值并且生成光学相干断层图像的计算部；
提取牙龈区域和/或牙槽骨区域并且使牙龈和/或牙槽骨定量化的提取测量部；以及
显示光学相干断层图像和定量化结果的显示部。
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