ES2959341T3

ES2959341T3 - Mapeo de superficies usando un escáner intraoral con capacidades de penetración

Info

Publication number: ES2959341T3
Application number: ES18736873T
Authority: ES
Inventors: Jean-Marc Inglese; Yannick Glinec; Eamonn Boyle; Eric Vermelle; Marianne Belcari; Arnaud Capri; Victor Wong
Original assignee: Dental Imaging Technologies Corp
Current assignee: Dental Imaging Technologies Corp
Priority date: 2017-06-30
Filing date: 2018-06-29
Publication date: 2024-02-23
Anticipated expiration: 2038-06-29
Also published as: EP3645964B1; EP3645964C0; US20200129069A1; WO2019002616A1; PL3645964T3; US11006835B2; CN111164373B; KR20200043374A; EP3645964A1; JP7245794B2; CN111164373A; JP2020525783A

Abstract

Un aparato óptico ejemplar tiene un aparato de imágenes OCT con una primera fuente de luz para luz de baja coherencia de longitudes de onda por encima de una longitud de onda umbral y un detector de señal que obtiene una señal de interferencia entre la luz de baja coherencia de la muestra y la luz de baja coherencia reflejada desde una referencia. Un aparato de obtención de imágenes del contorno de la superficie tiene una segunda fuente de luz que emite una o más longitudes de onda de iluminación de la superficie por debajo de la longitud de onda umbral, una cámara para adquirir imágenes a partir de la iluminación reflejada de la muestra. El aparato óptico ejemplar y/o los métodos ejemplares para usar el mismo pueden proporcionar errores reducidos en la generación de una malla de superficie dental 3D. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Mapeo de superficies usando un escáner intraoral con capacidades de penetración

Campo de la invención

La descripción se refiere en general a aparatos para la obtención de imágenes por tomografía de coherencia óptica y, más particularmente, a aparatos que combinan la obtención de imágenes en profundidad a partir de tomografía de coherencia óptica con capacidad de obtención de imágenes de contorno de la superficie.

Antecedentes de la invención

La tomografía de coherencia óptica (OCT) es una técnica de obtención de imágenes no invasiva que emplea principios interferométricos para obtener imágenes tomográficas transversales de alta resolución que caracterizan la estructura profunda de una muestra. Particularmente adecuada para la obtención de imágenes in vivo de tejido humano, la OCT ha demostrado su utilidad en una variedad de aplicaciones de investigación biomédica y de obtención de imágenes médicas, tal como en oftalmología, dermatología, oncología y otros campos, así como en otorrinolaringología (ENT) y obtención de imágenes dentales.

La OCT se ha descrito como un tipo de "ultrasonido óptico", obteniendo imágenes de energía reflejada desde el interior del tejido vivo para obtener datos en sección transversal. En un sistema de obtención de imágenes OCT, la luz de una fuente de ancho de banda amplio, tal como un diodo superluminiscente (SLD) u otra fuente de luz, se dirige a lo largo de dos trayectorias ópticas diferentes: un brazo de referencia de longitud conocida y un brazo de muestra que ilumina el tejido u otro tema en estudio. La luz reflejada y retrodispersada de los brazos de referencia y de muestra luego se recombina en el aparato OCT y se usan efectos de interferencia para determinar las características de la superficie y la estructura subyacente cercana a la superficie de la muestra. Los datos de interferencia se pueden adquirir escaneando rápidamente la iluminación de la muestra a través de la muestra. En cada uno de varios miles de puntos, el aparato OCT obtiene un perfil de interferencia que puede usarse para reconstruir un escaneo A con una profundidad axial en el material que es un factor de coherencia de la fuente de luz. Para la mayoría de las aplicaciones de obtención de imágenes de tejidos, la OCT usa fuentes de iluminación de banda ancha y puede proporcionar contenido de la imagen a profundidades de unos pocos milímetros (mm).

El aparato OCT inicial empleaba una arquitectura en el dominio del tiempo (TD-OCT) en la que el escaneo profundo se logra cambiando rápidamente la longitud del brazo de referencia usando algún tipo de mecanismo mecánico, tal como un actuador piezoeléctrico, para ejemplo. Los métodos TD-OCT usan escaneo punto por punto, lo que requiere que la sonda de iluminación se mueva o escanee de una posición a la siguiente durante la sesión de obtención de imágenes. Los aparatos OCT más recientes usan una arquitectura en el dominio de Fourier (FD-OCT) que discrimina reflexiones de diferentes profundidades según las frecuencias ópticas de las señales que generan. Los métodos FD-OCT simplifican o eliminan los requisitos de escaneo axial recogiendo información de múltiples profundidades simultáneamente y ofrecen una tasa de adquisición y una relación señal-ruido (SNR) mejoradas. Hay dos implementaciones OCT en el dominio de Fourier: OCT en el dominio espectral (SD-OCT) y OCT de fuente de barrido (SS-OCT).

La obtención de imágenes SD-OCT se puede lograr iluminando la muestra con una fuente de banda ancha y dispersando la luz reflejada y dispersada con un espectrómetro en un detector de matriz, tal como un detector de dispositivo de energía acoplada (CCD), para ejemplo. La obtención de imágenes SS-OCT iluminan la muestra con un láser rápido de longitud de onda sintonizada y recogen la luz reflejada durante un barrido de longitud de onda usando un solo fotodetector o un fotodetector balanceado. Tanto con SD-OCT como con SS-OCT, se obtiene un perfil de luz dispersada reflejada desde diferentes profundidades operando sobre las señales de interferencia registradas usando transformadas de Fourier, tal como las transformadas rápidas de Fourier (FFT), bien conocidas por los expertos en las técnicas de análisis de señales.

Para obtener imágenes de la superficie de los dientes, se han empleado varios métodos que usan triangulación de luz. Estos incluyen la obtención de imágenes de luz estructurada, en las que un patrón estructurado de luz, generalmente de longitudes de onda visibles o infrarrojas casi visibles (NIR), se dirige sobre la superficie del diente y el patrón resultante, modulado por la superficie del diente, es detectado por una cámara. La interpretación de la distorsión del patrón proyectado en las imágenes adquiridas permite una caracterización precisa de la superficie del diente. La información de la imagen detectada se puede usar, por ejemplo, para formar una malla o nube de puntos que mapea características de la superficie del diente y se puede usar, junto con otros tipos de obtención de imágenes profundas, para proporcionar información útil que puede ayudar en el diagnóstico y tratamiento dental.

Los resultados combinados OCT e imágenes de luz estructurada pueden proporcionar información útil para la obtención de imágenes dentales. Sin embargo, los enfoques propuestos para obtener esta combinación en una solución de un solo aparato se han caracterizado por una serie de problemas, incluida la diafonía óptica entre tipos de medición, dificultades para lograr una calidad de imagen óptima en mediciones simultáneas de superficie y OCT, limitaciones del flujo de trabajo y complejidad computacional con una considerable sobrecarga de procesamiento. Claramente, habría ventajas para mejorar el rendimiento y el flujo de trabajo usando un dispositivo de obtención de imágenes dentales que combine capacidades OCT y de obtención de imágenes de contorno de la superficie.

Se hace referencia al documento US 2013 / 182260 A1 que describe un método y un aparato para un sistema de tomografía de coherencia óptica (OCT) con fuente de barrido que utiliza un mecanismo de escaneo rápido en el brazo de muestra y una fuente de luz de barrido lento. Los componentes OCT se implementan dentro de una sonda de obtención de imágenes portátil.

Además, el documento US 2013 / 330 686 A1 se refiere a un mecanismo de medición OCT para adquirir información de tomografía de coherencia óptica y un mecanismo de medición de forma de superficie para adquirir información de forma tridimensional que comparte un dispositivo de visualización, un dispositivo de control, un fuente de luz, un espejo de escaneo, una trayectoria de transmisión/recepción de luz y una abertura de entrada/salida. El espejo de escaneo, la trayectoria de transmisión/recepción de luz y la abertura de entrada/salida están incluidos en una pieza de mano operable para realizar un diagnóstico en un sitio objetivo de diagnóstico.

El documento US 6 763 259 B1 se refiere a un sistema quirúrgico soportado por tomografía de coherencia óptica, incluyendo el sistema un módulo OCT que incluye un escáner de superficie, cuya posición puede ser detectada por una unidad de detección de posición, y una unidad de evaluación y visualización, que está conectada al módulo OCT y a la unidad de detección de posición para poder correlacionar una tomografía diferenciada de tejido de una muestra detectada por el módulo OCT con datos de muestra producidos preoperatoriamente.

Compendio de la invención

Según la presente invención, se proporciona un método para obtener imágenes de una característica intraoral como se establece en la Reivindicación 1. Realizaciones adicionales de la invención se definen por las reivindicaciones dependientes.

Un aspecto de esta solicitud es avanzar en la técnica de los sistemas de obtención de imágenes dentales.

Otro aspecto de esta solicitud es abordar, total o parcialmente, al menos lo anterior y otras deficiencias en la técnica relacionada.

Otro aspecto de esta solicitud es proporcionar, total o parcialmente, al menos las ventajas descritas en la presente memoria.

Un objeto de la presente descripción es avanzar en la técnica del diagnóstico por obtención de imágenes y abordar la necesidad de obtención de imágenes de contorno de la superficie y OCT simultáneas o casi simultáneas y de registrar datos de profundidad OCT en información de contorno de la superficie. Las realizaciones de la presente invención proporcionan métodos que permiten realizar ambos tipos de obtención de imágenes desde un único dispositivo, configurado para adquirir uno o ambos contenidos de obtención de imágenes de profundidad OCT y contorno de la superficie.

Breve descripción de los dibujos

Los objetos, características y ventajas anteriores y otros de la invención resultarán evidentes a partir de la siguiente descripción más particular de las realizaciones de la invención, así como ejemplos no reivindicados útiles para la comprensión de la invención, como se ilustra en los dibujos adjuntos.

Puede ser necesario algo de exageración para enfatizar las relaciones estructurales básicas o los principios de operación. Algunos componentes convencionales que serían necesarios para la implementación de las realizaciones descritas, tales como componentes de soporte utilizados para proporcionar energía, para empaquetar y para montar y proteger la óptica del sistema, por ejemplo, no se muestran en los dibujos para simplificar la descripción.

La FIG. 1 es un diagrama esquemático que muestra un filtro programable según una realización de la presente descripción.

La FIG. 2A es un diagrama esquemático simplificado que muestra cómo el filtro programable proporciona luz de una banda de longitud de onda seleccionada.

La FIG. 2B es una vista ampliada de una parte del conjunto de microespejos del filtro programable.

La FIG. 3 es una vista en planta que muestra la disposición de los microespejos en la matriz.

La FIG. 4 es un diagrama esquemático que muestra un filtro programable que usa un prisma como óptica de dispersión.

La FIG. 5 es un diagrama esquemático que muestra un filtro programable que realiza una transformación de longitud de onda en número de onda.

La FIG. 6A es un diagrama esquemático que muestra un aparato OCT de fuente de barrido (SS-OCT) que usa un filtro programable que usa un interferómetro Mach-Zehnder.

La FIG. 6B es un diagrama esquemático que muestra un aparato OCT de fuente de barrido (SS-OCT) que usa un filtro programable que usa un interferómetro Michelson.

La FIG. 7 es un diagrama esquemático que muestra un láser sintonizable que usa un filtro programable. La FIG. 8 es un diagrama esquemático que muestra el uso de un filtro programable para seleccionar una banda de longitud de onda de una fuente de luz de banda ancha.

La FIG. 9 muestra espejos galvo usados para proporcionar un escaneo 2D como parte de la sonda del sistema de obtención de imágenes OCT.

La FIG. 10A muestra una representación esquemática de la operación de escaneo para obtener un escaneo B.

La FIG. 10B muestra un patrón de escaneo OCT para la adquisición de escaneo C.

La FIG. 11 es un diagrama esquemático que muestra componentes de un sistema de imágenes OCT intraoral. La FIG. 12 es un diagrama de flujo de proceso que muestra una secuencia para el procesamiento OCT. Las FIGs. 13A-13E muestran diferentes tipos de contenido de obtención de imágenes adquiridos y generados como parte de la secuencia de procesamiento OCT, usando el ejemplo de una imagen de un diente que tiene una cavidad severa.

La FIG. 14 es una vista en perspectiva que muestra un patrón de luz proyectada sobre una superficie contorneada.

La FIG. 15 es un diagrama esquemático que muestra componentes de un aparato de obtención de imágenes para obtención de imágenes combinadas OCT y reflectancia.

La FIG. 16A es un diagrama esquemático que muestra un aparato de obtención de imágenes que tiene una sonda portátil para obtención de imágenes combinadas OCT y reflectancia.

La FIG. 16B es un diagrama esquemático que muestra un aparato de obtención de imágenes que combina obtención de imágenes OCT y reflectancia.

La FIG. 17A es una vista esquemática que muestra una configuración de sonda usando un único espejo de escaneo de dos ejes.

La FIG. 17B es una vista esquemática que muestra una configuración de sonda alternativa que usa un único espejo de escaneo de dos ejes y una lente que es compartida por las trayectorias de luz de proyección y de obtención de imágenes.

La FIG. 17C es una vista esquemática que muestra una configuración de sonda usando un escáner de dos ejes y dos espejos.

La FIG. 17D es una vista esquemática que muestra una configuración de sonda usando un único espejo de escaneo de dos ejes sin ópticas de enfoque separadas.

La FIG. 17E es una vista esquemática que muestra una configuración de sonda que combina escaneo OCT con barrido de línea externa.

La FIG. 17F es una vista esquemática que muestra una segunda configuración que combina escaneo OCT con barrido de línea externa.

La FIG. 18 muestra una guía de selección de fuente de luz para los diferentes tipos de obtención de imágenes proporcionadas por el aparato de la presente descripción.

La FIG. 19 representa una vista en perspectiva esquemática general de un aparato de obtención de imágenes CBCT extraoral.

Descripción de las realizaciones ejemplares

Lo que sigue es una descripción detallada de las realizaciones preferidas, haciendo referencia a los dibujos en los que los mismos números de referencia identifican los mismos elementos de estructura en cada una de las varias figuras.

Cuando se usan en el contexto de la presente descripción, los términos "primero", "segundo", etc., no necesariamente denotan ninguna relación ordinal, secuencial o de prioridad, sino que simplemente se usan para más distinguir claramente una etapa, elemento o conjunto de elementos de otro, a menos que se especifique lo contrario.

Como se usa en la presente memoria, el término "energizable" se refiere a un dispositivo o conjunto de componentes que realizan una función indicada al recibir energía y, opcionalmente, al recibir una señal de habilitación.

En el contexto de la presente descripción, el término "óptica" se usa generalmente para referirse a lentes y otros componentes o aberturas refractivas, difractivas y reflectantes usados para conformar y orientar un haz de luz. Un componente individual de este tipo se denomina óptica.

En el contexto de la presente descripción, el término "luz dispersada" se usa generalmente para incluir luz que se refleja y se dispersa hacia atrás desde un objeto.

En el contexto de la presente descripción, los términos "observador", "operador" y "usuario" se consideran equivalentes y se refieren al profesional, técnico u otra persona que puede manejar una cámara o un escáner y que también puede ver y manipular una imagen, tal como una imagen dental, en una pantalla de visualización. Una "instrucción de operador" o "instrucción de observador" se obtiene a partir de órdenes explícitas introducidas por el observador, tal como haciendo clic en un botón de una cámara o usando el ratón de un ordenador o por entrada de pantalla táctil o teclado.

En el contexto de la presente descripción, la frase "en comunicación de señales" indica que dos o más dispositivos y/o componentes son capaces de comunicarse entre sí a través de señales que viajan a través de algún tipo de trayectoria de señal. La comunicación de señales puede ser por cable o inalámbrica. Las señales pueden ser señales de comunicación, potencia, datos o energía. Las trayectorias de señal pueden incluir conexiones físicas, eléctricas, magnéticas, electromagnéticas, ópticas, por cable y/o inalámbricas entre el primer dispositivo y/o componente y el segundo dispositivo y/o componente. Las trayectorias de señal también pueden incluir dispositivos y/o componentes adicionales entre el primer dispositivo y/o componente y el segundo dispositivo y/o componente.

En el contexto de la presente descripción, el término "cámara" se refiere a un dispositivo que está habilitado para adquirir una imagen digital 2D de reflectancia a partir de luz visible reflejada o NIR, tal como luz estructurada que se refleja desde la superficie de los dientes y estructuras de soporte.

El término general "escáner" se refiere a un sistema óptico que proyecta un haz de luz escaneado de luz de banda ancha cercana a IR (BNIR) que se dirige a la superficie del diente a través de un brazo de muestra y se adquiere, como luz dispersada devuelta en el brazo de muestra, para detectar la interferencia con la luz de un brazo de referencia usado en la obtención de imágenes OCT de una superficie. El término "escáner de trama" se refiere a la combinación de componentes de hardware que escanean la luz hacia una muestra, como se describe con más detalle posteriormente.

El término "sujeto" se refiere al diente u otra parte de un paciente de la que se está obteniendo una imagen y, en términos ópticos, puede considerarse equivalente al "objeto" del sistema de obtención de imágenes correspondiente.

En el contexto de la presente descripción, la frase "emisor de luz de banda ancha" se refiere a una fuente de luz que emite una salida de espectro continuo sobre un intervalo de longitudes de onda en cualquier punto de tiempo dado. Las fuentes de luz de banda ancha de coherencia corta o de baja coherencia pueden incluir, por ejemplo, diodos superluminiscentes, láseres de pulso corto, muchos tipos de fuentes de luz blanca y fuentes de luz supercontinua. La mayoría de las fuentes de longitud de coherencia corta de estos tipos tienen una longitud de coherencia del orden de decenas de micrómetros o menos.

En el contexto de la presente descripción, el término "oblicuo" describe una orientación angular que no es un múltiplo entero de 90 grados. Se puede considerar que dos líneas o trayectorias de luz son oblicuas entre sí, por ejemplo, si divergen o convergen entre sí en un ángulo que está aproximadamente a 5 grados o más de distancia del paralelo, o aproximadamente a 5 grados o más de distancia de la ortogonal.

En el contexto de la presente descripción, se puede considerar que dos longitudes de onda están "cerca" entre sí cuando están dentro de no más de /- 10 nm de separación.

Se proporciona una fuente de luz programable que puede proporcionar iluminación de longitud de onda variable. La fuente de luz programable se puede usar como fuente de barrido para SS-OCT escaneado y otras aplicaciones que se benefician de un patrón espectral controlablemente cambiable.

Con referencia a la FIG. 1, se muestra un filtro 10 programable que se usa para generar un patrón y una secuencia deseados de longitudes de onda (A0 ...An) a partir de una fuente de luz de banda ancha de baja coherencia. La luz de banda ancha de un láser de fibra u otra fuente se dirige, a través de un circulador 14, a través de una fibra óptica u otra guía 12 de ondas, a una lente L1 colimadora que dirige la luz colimada a una óptica 20 de dispersión de luz, tal como una rejilla de difracción. La óptica 20 de dispersión de luz forma un haz 24 de salida espectralmente disperso, dirigido hacia una lente L2 de enfoque. La lente L2 enfoca la luz dispersada en un modulador 80 de luz espacial, tal como una matriz 30 de microespejos. La matriz de microespejos puede ser una matriz lineal de dispositivos reflectantes o una parte lineal de un procesador de luz digital (DLP) de Texas Instruments, Dallas,<t>X. Uno o más reflectores individuales en la matriz 30 se activan para reflejar la luz de las longitudes de onda correspondientes a través de la trayectoria óptica. Esta luz reflejada es la salida del filtro 10 programable y puede usarse en aplicaciones tales como tomografía de coherencia óptica (OCT) como se describe posteriormente. La actuación rápida de cada reflector sucesivo en la matriz 30 permite el muestreo de numerosas partes espectrales pequeñas de un haz de salida espectralmente disperso, tal como el proporcionado en la FIG. 1. Por ejemplo, donde el modulador 80 de luz espacial es una matriz 30 de microespejos que tiene 2048 elementos de microespejos en una única fila, donde el intervalo espectral de un lado de la matriz 30 al otro es 35 nm, cada microespejo individual puede reflejar una banda de longitud de onda de aproximadamente 0,017 nm de ancho. Una secuencia de fuente de barrido típica avanza desde longitudes de onda inferiores a superiores activando un único modulador de luz espacial de 80 píxeles (elemento reflectante) a la vez, a lo largo de la línea formada por el haz de salida dispersa especialmente. Son posibles otras secuencias de fuentes barridas, como se describe posteriormente.

La matriz 30 de microespejos descrita en la presente memoria y mostrada en las FIGs. 1-3 y siguientes es un tipo de posible modulador 80 de luz espacial que puede usarse como parte de una fuente de luz programable. El modulador 80 de luz espacial que se emplea es un dispositivo reflectante de algún tipo, con elementos discretamente direccionables que proporcionan efectivamente los "píxeles" del dispositivo.

El filtro 10 programable se asemeja a aspectos de un espectrómetro en su disposición general de componentes y en su distribución de luz. La luz BNIR de banda ancha incidente se dispersa mediante la óptica 20 de dispersión de luz para separar espacialmente los componentes espectrales de la luz. La matriz 30 de microespejos u otro tipo de modulador 80 de luz espacial, como se describe con más detalle posteriormente, está dispuesta para reflejar una banda o bandas de longitud de onda seleccionadas de esta luz a través del filtro 10 programable para que la banda de longitud de onda seleccionada pueda usarse en otro lugar en el sistema óptico, tal como para su uso en un dispositivo de medición de interferometría o para sintonizar un láser.

El esquema simplificado de la FIG. 2A y ampliación de la FIG. 2B muestran cómo funciona el filtro 10 programable para proporcionar luz de una banda de longitud de onda W1 seleccionada. La FIG. 2B, que muestra esquemáticamente un área E muy ampliada de la matriz 30 de microespejos, muestra el comportamiento de tres espejos 32a, 32b y 32c con respecto a la luz incidente del haz 24. Cada elemento de espejo 32 de la matriz 30 de microespejos puede tener cualquiera de dos estados: desactivado, inclinado en un ángulo, como se muestra en los espejos 32a y 32b; o activado, inclinado en un ángulo alternativo como se muestra en el espejo 32c. Para los dispositivos DLP, los ángulos de inclinación para los estados desactivado/activado de los microespejos son 12 y -12 grados desde la superficie del sustrato. Por lo tanto, para dirigir la luz de regreso a lo largo del eje óptico OA a través de la lente L2 y a través de los otros componentes del filtro 10 programable, la matriz 30 de microespejos se inclina a su vez a 12 grados con respecto al eje óptico OA, como se muestra en la FIG. 2B.

En el filtro 10 programable de la FIG. 1, la óptica 20 de dispersión de luz puede ser una rejilla de difracción de algún tipo, incluyendo una rejilla de difracción holográfica, por ejemplo. La ecuación de dispersión de la red es:

m X=d(sena+senfl) (ec.1)

en donde:

A es la longitud de onda óptica;

d es el tamaño de la rejilla;

a es el ángulo de incidencia (véanse las FIGs. 1 ,2A), con respecto a una normal a la superficie incidente de la óptica 20;

p es el ángulo de la luz difractada, con respecto a una normal a la superficie de salida de la óptica 20; m es el orden de difracción, generalmente m = 1 con relación a la presente descripción.

El ancho de banda FWHM (media ancho máximo) se determina mediante la resolución espectral de la rejilla SAg y el intervalo de longitud de onda en un píxel o microespejo 32 del dispositivo DLP SAdlp, que se dan como:dXg=Xc d eos a/D {ec.2)

y

en donde:

D es la anchura 1/e2 del haz gaussiano incidente colimado por la lente L1;

Ac es la longitud de onda central;

J es el tamaño de la rejilla;

p es el tamaño del píxel DLP, para cada microespejo;

f es la longitud de enfoque de la lente L2 de enfoque.

El ancho de banda final de FWHM, SA, es el máximo de (SAg, SAdlp). El ancho de banda SA define el intervalo de longitud de onda sintonizable más fino. Para una configuración adecuada para imágenes OCT, se cumple la siguiente relación:

Para usar el DLP para reflejar la luz de regreso a la fibra de la guía 12 de ondas, el espectro espectralmente disperso se enfoca en la superficie del DLP, alineado con el eje de bisagra de cada microespejo 32. La superficie plana de referencia DLP también se inclina 12 grados para que cuando un microespejo 32 particular esté en un estado "encendido", la luz se refleje directamente de regreso a la guía 12 de onda óptica. Cuando el microespejo está en un estado "encendido", la parte enfocada correspondiente del espectro, con ancho de banda correspondiente a la distribución espacial de la luz incidente en ese microespejo, se refleja de regreso a la fibra de guía 12 de ondas a lo largo de la misma trayectoria de luz incidente, pero viajando en la dirección opuesta. El circulador 14 en la trayectoria de la fibra guía la luz del espectro seleccionado a una tercera fibra como salida. Puede apreciarse fácilmente que otros tipos de modulador 80 de luz espacial pueden no requerir orientación en un ángulo oblicuo con respecto al haz de luz incidente, como se mostró en el ejemplo de la FIG.

2B.

El diámetro de intensidad del haz gaussiano 1/e2 enfocado en un único píxel DLP es el siguiente:

w=4X f/(n D cosp/cosa) (ec. 4 )

Preferiblemente, se cumple lo siguiente: w < p. Esto establece el diámetro del haz w en menos que el tamaño de píxel p. El intervalo de sintonización máximo está determinado por:

en donde M es el número de microespejos DLP en la dirección horizontal, como se representa en la FIG. 3. Como muestra la FIG. 3, la matriz de microespejos para la matriz 30 de microespejos tiene M columnas y N filas. Solo se necesita una fila de la matriz de microespejos DLP para su uso con el filtro 10 programable; las otras filas por encima y por debajo de esta única fila pueden usarse o no.

La longitud de onda en términos de píxeles DLP (microespejos) se puede describir mediante la siguiente ecuación de rejilla:

en donde i es un índice para la columna DLP, correspondiente a la longitud de onda particular, en el intervalo entre 0 y (M-1).

A partir de la ecuación anterior (5), se puede determinar la longitud de onda central correspondiente a cada espejo en la fila.

La FIG. 4 muestra el filtro 10 programable, con un prisma 16 como óptica 20 de dispersión de luz. El prisma 16 dispersa las longitudes de onda de la luz (An ...A0) en el orden opuesto a la rejilla mostrada en la FIG. 1. Las longitudes de onda más largas (rojo) se dispersan en un ángulo mayor, las longitudes de onda más cortas (azul) en ángulos menores.

Las ópticas de dispersión de luz convencionales distribuyen la luz dispersada para que sus longitudes de onda constituyentes tengan una distribución lineal. Es decir, las longitudes de onda están espaciadas uniformemente a lo largo de la línea de luz dispersada. Sin embargo, para el procesamiento OCT en el dominio de Fourier, se necesita la conversión de datos de longitud de onda en datos de frecuencia. Por tanto, los datos de longitud de onda (A en unidades de nm) deben convertirse en datos de número de onda (k = A-1), proporcionales a la frecuencia. En la práctica convencional, se usa una etapa de interpolación para lograr esta transformación, antes de los cálculos de la transformada de Fourier. La etapa de interpolación requiere tiempo y recursos de procesamiento. Sin embargo, sería más ventajoso poder seleccionar los valores k del número de onda directamente desde el filtro programable. El diagrama esquemático de la FIG. 5 muestra un método para la<conversión óptica de datos de longitud de onda>(Ao ... A<n>)<a datos de número de onda (k0 ... kN)usando un>prisma 34 intermedio. Los métodos para especificar ángulos de prisma y parámetros de materiales para la conversión de longitud de onda a número de onda se dan, por ejemplo, en un artículo de Hu y Rollins titulado "Fourier domain optical sequence tomography with a linear-in-wavenumber spectrometer" en OPTICS LETTERS, 15 de diciembre de 2007, vol. 32 n.° 24, páginas 3525 - 3527.

El filtro 10 programable es capaz de proporcionar longitudes de onda de luz seleccionadas desde una fuente de luz de banda ancha en una secuencia que está sincronizada apropiadamente para funciones tales como obtención de imágenes OCT usando un láser sintonizado. Debido a que ofrece una secuencia programable, el filtro 10 programable puede realizar un barrido espectral hacia adelante desde longitudes de onda inferiores a superiores así como un barrido hacia atrás en la dirección opuesta, desde longitudes de onda superiores a inferiores. También se puede proporcionar un patrón de barrido triangular, generación de un "peine" de longitudes de onda, o patrón de longitud de onda arbitrario.

Para obtención de imágenes OCT en particular, varios paradigmas de barrido programables pueden ser útiles para extraer objetos en movimiento en obtención de imágenes, para mejorar la caída de sensibilidad con respecto a la profundidad, etc. La sensibilidad de la señal OCT disminuye al aumentar la profundidad en la muestra, considerándose que la profundidad se extiende en la dirección del eje z. Emplear un peine de longitudes de onda discretas, por ejemplo, puede aumentar la sensibilidad de la OCT. Esto se describe en un artículo de Bajraszewski et al. titulado "Improved spectral optical coherence tomography using optiocal frequency comb" en Optics Express, Vol. 16 No. 6, marzo de 2008, páginas 4163-4176.

Los diagramas esquemáticos simplificados de las FIGs. 6A y 6B muestran cada una un aparato 100 OCT de fuente de barrido (SS-OCT) que usa un filtro 10 programable según la presente descripción. En cada caso, el filtro 10 programable se usa como parte de un láser 50 sintonizado. Para OCT intraoral, por ejemplo, el láser 50 puede sintonizarse en un intervalo de frecuencias (números de onda k) correspondientes a longitudes de onda entre aproximadamente 400 y 1600 nm. Según una realización de la presente descripción, se usa un intervalo sintonizable de ancho de banda de 35 nm centrado alrededor de 830 nm para OCT intraoral.

En la FIG. 6A, se muestra un sistema de interferómetro Mach-Zehnder para escaneo OCT. La FIG. 6B muestra componentes para un sistema de interferómetro de Michelson. El filtro 10 programable proporciona parte de la cavidad del láser para generar una salida del láser 50 sintonizada. La salida del láser 50 variable pasa a través de un acoplador 38 y hacia un brazo 40 de muestra y un brazo 42 de referencia. En la FIG. 6A, la señal del brazo 40 de muestra pasa a través de un circulador 44 y a una sonda 46 para medir una muestra S. La señal muestreada se dirige de regreso a través del circulador 44 (FIG. 6A) y hacia un detector 60 a través de un acoplador 58. En la FIG. 6B, la señal va directamente al brazo 40 de muestra y al brazo 42 de referencia; la señal muestreada se dirige de regreso a través del acoplador 38 y al detector 60. El detector 60 puede usar un par de fotodetectores balanceados configurados para cancelar el ruido de modo común. Un procesador lógico de control (unidad de procesamiento de control CPU) 70 está en comunicación de señal con el láser 50 sintonizado y su filtro 10 programable y con el detector 60 y obtiene y procesa la salida del detector 60. La CPU 70 también está en comunicación de señal con una pantalla 72 para la entrada de comandos y la visualización de resultados OCT.

El diagrama esquemático de la FIG. 7 muestra componentes del láser 50 sintonizado según la presente descripción. El láser 50 sintonizado está configurado como un láser de anillo de fibra que tiene un medio de ganancia de banda ancha tal como un amplificador óptico semiconductor (SOA) 52. Dos aisladores ópticos OI protegen el SOA contra la luz retrorreflejada. Una línea de retardo de fibra (FDL) determina la velocidad de barrido efectiva del láser. El filtro 10 tiene una fibra de entrada y una fibra de salida, usadas para conectar el anillo de fibra.

El diagrama esquemático de la FIG. 8 muestra el uso del filtro 10 programable para seleccionar una banda de longitud de onda de una fuente 54 de luz de banda ancha, tal como un diodo superluminiscente (SLD). Aquí, el modulador 80 de luz espacial refleja un componente de la luz de banda ancha a través del circulador 14. El circulador 14 se usa para dirigir luz hacia y desde el filtro 10 programable a lo largo de trayectorias ópticas separadas.

Como se muestra en el diagrama esquemático de la FIG. 9, los espejos 94 y 96 galvo cooperan para proporcionar el escaneo de trama necesario para la obtención de imágenes OCT. En la disposición que se muestra, el espejo 1 galvo (94) escanea las longitudes de onda de la luz hasta cada punto 82 a lo largo de la muestra para generar datos a lo largo de una fila, lo que proporciona el escaneo B, que se describe con más detalle posteriormente. El espejo 2 galvo (96) mueve progresivamente la posición de la fila para proporcionar escaneo de trama 2D a filas adicionales. En cada punto 82, el espectro completo de luz proporcionado usando el filtro 10 programable, píxel a píxel del modulador 80 de luz espacial (FIGs. 1, 4, 5), se genera rápidamente en un único barrido y la señal resultante se mide en el detector 60 (FIGs. 6A, 6B).

Secuencia de escaneo para obtención de imágenes OCT

Los diagramas esquemáticos de las FIGs. 10A y 10B muestran una secuencia de escaneo que se puede usar para formar imágenes tomográficas usando el aparato OCT de la presente descripción. La secuencia mostrada en la FIG. 10A muestra cómo se genera una única imagen de escaneo B. Un escáner 90 de trama (FIG. 9) escanea la secuencia de luces seleccionada sobre la muestra S, punto por punto. Una señal 92 de activación periódica como se muestra en la FIG. 10A se usa para accionar los espejos galvo del escáner 90 de trama para controlar un escaneo lateral o escaneo B que se extiende a lo largo de cada fila de la muestra, mostrado como puntos 82 discretos que se extienden en la dirección horizontal en las FIGs. 10A y 10B. En cada uno de una pluralidad de puntos 82 a lo largo de una línea o fila del escaneo B, se genera un escaneo A o escaneo de profundidad, que adquiere datos en la dirección del eje z, usando partes sucesivas de la banda de longitud de onda seleccionada. La FIG. 10A muestra la señal 92 de activación para generar una secuencia ascendente directa usando el escáner 90 de trama, con las correspondientes actuaciones de microespejo, u otra actuación píxel a píxel del modulador de luz espacial, a través de la banda de longitud de onda. La señal 93 de retroescaneo, parte de la señal 92 de activación, simplemente restaura el espejo de escaneo a su posición inicial para la siguiente línea; no se obtienen datos durante la señal 93 de retroescaneo.

Cabe señalar que la señal 92 de activación del escaneo B controla el espejo 94 galvo para el escáner 90 de trama como se muestra en la FIG. 9. En cada posición incremental, el punto 82 a lo largo de la fila del escaneo B, se obtiene un escaneo A. Para adquirir los datos del escaneo A, el láser 50 sintonizado u otra fuente de luz programable barre a través de la secuencia espectral que está controlada por el filtro 10 programable (FIGs. 1, 2A, 4, 5). Por tanto, en una realización en la que el filtro 10 programable hace que la fuente de luz barra un intervalo de longitudes de onda de 30 nm, esta secuencia se realiza en cada punto 82 a lo largo de la trayectoria de escaneo B. Como FIG.10A muestra, el conjunto de adquisiciones de escaneo A se ejecuta en cada punto 82, es decir, en cada posición del espejo 94 galvo de escaneo. A modo de ejemplo, cuando se usa un dispositivo de microespejo DLP como modulador 80 de luz espacial, puede haber 2048 mediciones para generar el escaneo A en cada posición 82.

La FIG. 10A muestra esquemáticamente la información adquirida durante cada escaneo A. Una señal 88 de interferencia, mostrada con el contenido de la señal de DC eliminado, se adquiere durante el intervalo de tiempo para cada punto 82, en donde la señal es una función del intervalo de tiempo requerido para el barrido, siendo la señal que se adquiere indicativa de las franjas de interferencia espectral generadas combinando la luz de los brazos de referencia y retroalimentación del interferómetro (FIG. 6A, 6B). La transformada de Fourier genera una transformada T para cada escaneo A. Una señal de transformación correspondiente a un escaneo A se muestra a modo de ejemplo en la FIG. 10A.

A partir de la descripción anterior, se puede apreciar que se adquiere una cantidad significativa de datos a lo largo de una única secuencia de escaneo B. Para procesar estos datos de manera eficiente, se usa una transformada rápida de Fourier (FFT), que transforma los datos de la señal basados en el tiempo en datos correspondientes basados en la frecuencia a partir de los cuales se puede generar más fácilmente el contenido de la imagen.

En la OCT en el dominio de Fourier, el escaneo A corresponde a una línea de adquisición de espectro que genera una línea de señal OCT resuelta en profundidad (eje z). Los datos de escaneo B generan una imagen OCT 2D a lo largo de la línea escaneada correspondiente.

El escaneo de trama se usa para obtener múltiples datos de escaneo B incrementando la adquisición del escáner 90 de trama en la dirección de escaneo C. Esto se representa esquemáticamente en la FIG. 10B, que muestra cómo se genera información de volumen 3D usando los datos de escaneo A, B y C.

Como se señaló anteriormente, la secuencia de barrido de frecuencia o longitud de onda que se usa en cada punto 82 de escaneo A se puede modificar a partir de la secuencia de longitud de onda ascendente o descendente que se usa normalmente. Alternativamente, se puede usar secuenciación de longitudes de onda arbitrarias. En el caso de la selección arbitraria de longitudes de onda, que puede ser útil para algunas implementaciones particulares OCT, solo se proporciona una parte de las longitudes de onda disponibles como resultado de cada barrido. En la secuenciación de longitudes de onda arbitrarias, cada longitud de onda se puede seleccionar aleatoriamente, en orden secuencial arbitrario, para usarse en el sistema OCT durante un solo barrido.

El diagrama esquemático de la FIG. 11 muestra la sonda 46 y los componentes de soporte para formar un sistema 62 de obtención de imágenes OCT intraoral. Un motor 56 de obtención de imágenes incluye la fuente de luz, el acoplador de fibra, el brazo de referencia y los componentes del detector OCT descritos con referencia a las FIGs. 6A - 7. La sonda 46 incluye el escáner 90 de trama o el brazo de muestra, pero opcionalmente también puede contener otros elementos no proporcionados por el motor de 56 de obtención de imágenes. La CPU 70 incluye lógica de control y la pantalla 72.

La descripción anterior da una descripción detallada del sistema 62 de obtención de imágenes OCT que usa una matriz 30 de microespejos DLP como un tipo útil de modulador de luz espacial que se puede usar para seleccionar una banda de longitud de onda del filtro 10 programable. Sin embargo, cabe señalar que podrían usarse otros tipos de modulador 80 de luz espacial para reflejar luz de una banda de longitud de onda seleccionada. Alternativamente, se podría usar un dispositivo de cristal líquido reflectante en lugar de la matriz 30 de microespejos DLP, por ejemplo. Alternativamente se podrían usar otros tipos de matrices de microespejos MEMS (dispositivos de sistemas microelectromecánicos) que no sean dispositivos DLP.

Procesamiento de obtención de imágenes OCT

El diagrama de flujo lógico de la FIG. 12 muestra una secuencia para el procesamiento OCT para obtener contenido de obtención de imágenes OCT junto con una nube de puntos de superficie extraída del contenido OCT según la presente descripción. Los datos 150 espectrales 2D sin procesar con numerosos escaneos A por cada escaneo B se proporcionan sobre una longitud de onda lineal A, proporcionada como M líneas con N píxeles por línea. Un mapeo 152 proporciona entonces un valor de número de onda k para cada longitud de onda A correspondiente. Se ejecuta una resta 154 de fondo, calculada a lo largo de la dirección B para cada valor k, y se obtiene una línea de señal de fondo. La resta 154 de fondo, realizada en cada línea A, ayuda a eliminar el ruido de patrón fijo. En una operación 156 de relleno de ceros y un proceso 160 de corrección de fase se corrige el muestreo del espectro y se obtiene el ensanchamiento de la señal OCT inducida por la dispersión. Un etapa 162 de procesamiento FFT proporciona procesamiento y escalado de los datos corregidos en fase para proporcionar entrada para una representación de volumen 3D y una representación 166 de visualización de trama 2D, útiles para visualización y soporte de diagnóstico. Al finalizar la etapa 162, el contenido de la imagen OCT está disponible.

El procesamiento posterior en la secuencia de la FIG. 12 extrae luego la nube de puntos para la caracterización de la superficie. Luego se ejecuta una etapa 170 de segmentación para extraer los datos del contorno de la superficie de los datos del volumen OCT. La etapa 172 de generación de nubes de puntos de la superficie del objeto proporciona las nubes de puntos de superficie del objeto medido. Luego, las nubes de puntos se pueden calibrar y usar para la etapa 174 de representación de malla junto con un procesamiento posterior. Se puede ejecutar la calibración de la distorsión geométrica de las imágenes OCT para ayudar a corregir la distorsión de la forma. A menos que se corrija adecuadamente, la distorsión puede resultar del patrón de escaneo o de la disposición óptica que se usa. El procesamiento de distorsión puede usar datos de calibración espacial obtenidos usando un objetivo de calibración de una geometría dada. El escaneo del objetivo y la obtención de los datos escaneados establece una base para ajustar el registro de los datos escaneados al espacio 3D, compensando los errores en la precisión del escaneo. El objetivo de calibración puede ser un objetivo 2D, fotografiado en una o más posiciones, o un objetivo 3D.

La etapa 170 de segmentación, la etapa 172 de generación de nube de puntos de la superficie del objeto y la etapa 174 de generación y representación de malla de la secuencia de la FIG. 12 obtienen datos del contorno de la superficie a partir de mediciones de volumen OCT. Es importante destacar que los resultados de estas etapas son las superficies reconstruidas del objeto medidas por OCT. Este contenido de obtención de imágenes de superficie OCT extraído se puede fusionar directamente con los resultados medidos por un dispositivo de obtención de imágenes de contorno de la superficie que comparte el mismo sistema de coordenadas que el contenido OCT, usando métodos de coincidencia de coordenadas comúnmente conocidos en la técnica, tal como la fusión iterativa del punto más cercano (ICP). De este modo, el contenido de datos de imágenes de contorno de la superficie y OCT se puede registrar automáticamente, ya sea como nubes de puntos o malla, mediante la fusión ICP, sin necesidad de etapas adicionales.

Los datos de superficie OCT extraídos, por sí mismos o en registro con datos de imagen de contorno de la superficie, se pueden visualizar, almacenar o transmitir a otro ordenador o dispositivo de almacenamiento.

Dependiendo de las aplicaciones y las condiciones de obtención de imágenes, se pueden usar varios algoritmos de segmentación de imágenes en el etapa 170 de segmentación para extraer superficies de objetos. Los algoritmos de segmentación de imágenes tales como umbral directo simple, conjunto de niveles de contorno activo, cuenca hidrográfica, segmentación de imágenes supervisada y no supervisada, segmentación de imágenes basada en redes neuronales, incrustación espectral y segmentación de imágenes basada en gráficos de flujo máximo/corte mínimo, etc., son bien conocidos en los campos de procesamiento de imágenes y pueden utilizarse; se pueden aplicar a todo el volumen 3D o por separado a cada fotograma 2D de los datos OCT.

Las FIGs. 13A-13E muestran diferentes tipos de contenido de obtención de imágenes adquiridos y generados como parte de la secuencia de procesamiento OCT, usando el ejemplo de una imagen de un diente que tiene una cavidad severa. La FIG. 13a muestra un corte 2D que corresponde a un escaneo B para obtención de imágenes OCT. La FIG. 13B muestra una proyección de color del diente codificada en profundidad, con una barra 180 de color opcional como referencia. La FIG. 13C muestra un corte correspondiente de la representación del volumen obtenida del contenido de obtención de imágenes OCT. La FIG. 13D muestra los resultados del procesamiento de segmentación de la FIG. 13A en la que se extraen puntos a lo largo de la superficie del diente. La FIG. 13E muestra una nube 64 de puntos de superficie del diente generada a partir de los datos de volumen OCT. La nube 64 de puntos de superficie se puede obtener a partir de los datos de volumen OCT después de la segmentación, como se muestra anteriormente con respecto a la secuencia de la FIG. 12.

Imágenes de Contorno de la Superficie

A diferencia de las imágenes OCT descritas anteriormente, la obtención de imágenes de contorno de la superficie usa obtención de imágenes de reflectancia y proporciona datos para caracterizar una superficie, tal como la estructura de la superficie, la curvatura y las características del contorno, pero no proporciona información sobre el material que se encuentra debajo de la superficie. Los datos de obtención de imágenes de contorno o los datos de imagen de contorno de la superficie pueden obtenerse a partir de un aparato de obtención de imágenes de luz estructurada o de un aparato de obtención de imágenes que obtenga información de estructura relacionada con una superficie a partir de una secuencia de imágenes de reflectancia 2D obtenidas usando iluminación de luz visible, generalmente en el intervalo superior a aproximadamente 380 e inferior a un umbral de 740 nm, luz infrarroja cercana cerca y que se extienda por encima de 740 nm, o longitudes de onda de luz ultravioleta inferiores a 380 nm. Las técnicas alternativas para obtener imágenes de contorno incluyen obtención de imágenes de luz estructurada, así como otras técnicas conocidas para caracterizar la estructura de la superficie usando técnicas de obtención de imágenes de reflectancia, tales como seguimiento de características mediante triangulación, fotogrametría de estructura a partir de movimiento, obtención de imágenes de tiempo de vuelo y obtención de imágenes de profundidad a partir del enfoque, por ejemplo. El contenido de la imagen de contorno se puede extraer alternativamente a partir del contenido de la imagen de volumen, tal como del contenido de volumen OCT, como se describió anteriormente con respecto a la FIG. 12, identificando y recogiendo solo aquellos vóxeles que representan tejido superficial, por ejemplo.

La frase "luz modelada" se usa para indicar luz que tiene un patrón espacial predeterminado, de manera que la luz tiene una o más características tales como una o más líneas paralelas discernibles, curvas, un patrón de cuadrícula o tablero de cuadros, u otras características que tienen áreas de luz separadas por áreas sin iluminación. En el contexto de la presente descripción, las frases "luz con patrón" y "luz estructurada" se consideran equivalentes, ambas usadas para identificar la luz que se proyecta sobre el sujeto con el fin de derivar datos de imagen de contorno.

En la obtención de imágenes con luz estructurada, se proyecta un patrón de líneas, u otro patrón estructurado, desde el aparato de obtención de imágenes hacia la superficie de un objeto desde un ángulo dado. Luego, el patrón proyectado desde la superficie se ve desde otro ángulo como una imagen de contorno, aprovechando la triangulación para analizar la información de la superficie en función de la apariencia de las líneas de contorno. El cambio de fase, en el que el patrón proyectado se desplaza espacialmente de forma incremental para obtener mediciones adicionales en las nuevas ubicaciones, se aplica normalmente como parte de la obtención de imágenes de luz estructurada y se usa para completar el mapeo del contorno de la superficie y aumentar la resolución general en la imagen de contorno.

La FIG. 14 muestra la obtención de imágenes de superficies usando un patrón con múltiples líneas de luz. El cambio incremental del patrón de líneas y otras técnicas ayudan a compensar las imprecisiones y la confusión que pueden resultar de transiciones abruptas a lo largo de la superficie, por lo que puede resultar difícil identificar positivamente los segmentos que corresponden a cada línea proyectada. En la FIG. 14, por ejemplo, puede ser difícil en partes de la superficie determinar si el segmento 116 de línea proviene de la misma línea de iluminación que el segmento 118 de línea o el segmento de línea 119 adyacente.

Conociendo la posición instantánea del escáner y la posición instantánea de la línea de luz dentro de un sistema de coordenadas relativas al objeto cuando se adquirió la imagen, un ordenador equipado con el software apropiado puede usar métodos de triangulación para calcular la coordenadas de numerosos puntos de superficie iluminados. Como resultado de esta adquisición de imágenes, se puede identificar una nube de puntos de puntos de vértices o vértices y usarla para caracterizar el contorno de la superficie. Los puntos o vértices en la nube de puntos representan puntos reales medidos en la superficie tridimensional de un objeto.

El patrón se puede impartir a la luz modelada usando un modulador de luz espacial, tal como un Procesador de Luz Digital (DLP) o usando una rejilla de difracción, por ejemplo. El patrón también se puede generar como un patrón de trama mediante la desviación accionada de la emisión de luz coordinada con el hardware del escáner, tal como mediante el uso de un sistema microeléctrico-mecánico (MEMS) o un galvo.

Cabe señalar que la obtención de imágenes por reflectancia se puede usar para fines distintos de la obtención de imágenes de contorno de la superficie. Las imágenes de reflectancia de la superficie del diente, por ejemplo, pueden usarse para determinar el color, la textura de la superficie y otras características visibles de la superficie del diente.

Combinar OCT con Contorno de la Superficie y otra Obtención de Imágenes de Reflectancia

Ciertos ejemplos pueden proporcionar obtención de imágenes combinadas OCT y luz estructurada para obtención de imágenes dentales. Una realización de la presente descripción, mostrada en el diagrama esquemático simplificado de la FIG. 15 como un aparato 200 de obtención de imágenes, proporciona un mecanismo y métodos ejemplares que combinan OCT y obtención de imágenes de luz estructurada en un único aparato de obtención de imágenes para generar tanto contenido de la imagen de tomografía de resolución profunda como un contenido de la imagen de contorno de la superficie que pueden registrarse fácilmente entre sí y adquirirse ya sea simultáneamente o casi simultáneamente, es decir, adquirido en una única operación de obtención de imágenes en lugar de requerir pasadas de escaneo separadas por parte del operador. Es importante destacar que las trayectorias de obtención de imágenes para OCT y la obtención de imágenes de contorno de la superficie están separadas espectralmente, para que las longitudes de onda usadas en cada trayectoria de obtención de imágenes sean distintas entre sí. La luz para la obtención de imágenes de iluminación OCT se encuentra por encima de una longitud de onda umbral y la luz para la obtención de imágenes de contorno de la superficie por debajo de la longitud de onda umbral.

El diagrama esquemático simplificado de la FIG. 15 muestra dos subsistemas de obtención de imágenes, un sistema 210 de obtención de imágenes por reflectancia u obtención de imágenes de contorno de la superficie y un sistema 220 de obtención de imágenes OCT, que cooperan como parte del aparato 200 de obtención de imágenes. El sistema 210 de obtención de imágenes de contorno de la superficie usa iluminación Vis de luz visible que se transmite a una muestra S, tal como un diente. Según un ejemplo de la presente descripción, el intervalo de longitud de onda de la luz Vis que se usa se extiende desde aproximadamente 380 nm hasta aproximadamente 740 nm y es detectado por una cámara 212.

El sistema 220 de imágenes OCT en la FIG. 15 usa luz BNIR de una fuente de luz de infrarrojo cercano coherente de banda ancha usada para obtención de imágenes OCT con longitudes de onda que oscilan entre 740 nm y 1550 nm. Un acoplador de fibra FC divide la luz BNIR en el brazo 42 de referencia y el brazo 40 de muestra. La luz en el brazo 42 de referencia es retrorreflectada por un espejo 222 de referencia y acoplada al acoplador de fibra FC como luz de referencia para interferometría, como se describió anteriormente con referencia a los diagramas esquemáticos de las FIGs. 6A y 6B. La luz en el brazo 40 de muestra se transmite a la muestra S, tal como un diente, a través del escáner 90 de trama como se muestra esquemáticamente en la FIG. 9 y que soporta componentes ópticos de enfoque, no mostrados. Una parte de la luz BNIR que es retrodispersada por la muestra S se recoge mediante la misma óptica del brazo 40 de muestra y se vuelve a acoplar al brazo 40 de muestra. La luz de referencia y la luz de muestra interfieren en el acoplador de fibra FC.

Las trayectorias de luz para el sistema 210 de obtención de imágenes de contorno de la superficie y el sistema 220 de obtención de imágenes OCT en la FIG. 15 entran al acoplador de fibra FC por la misma trayectoria, pero están espectralmente aislados entre sí, por encima y por debajo del valor umbral, como se señaló anteriormente. Opcionalmente, para proporcionar un aislamiento adicional de los dos sistemas, se pueden emplear filtros espectrales. El filtro 216 espectral, colocado entre el acoplador de fibra FC y el detector 224 de señal OCT, garantiza que el detector 224 de señal OCT solo detecte la luz de interferencia NIR de banda ancha. La cámara 212 detecta solo la luz visible y la luz BNIR es bloqueada por un filtro 214 espectral diferente. El patrón de luz visible reflejado es capturado por la cámara 212 en un ángulo apropiado con respecto a la dirección de iluminación Vis modelada. Para obtener imágenes de contorno de la superficie, un patrón de iluminación predeterminado incide sobre la muestra S con modulación de la intensidad de la luz visible, bajo el control del escáner 90 de trama.

Convenientemente, el mismo escáner 90 de trama y la óptica asociada transmiten tanto la luz BNIR para OCT como la iluminación modelada de Vis para la obtención de imágenes de contorno de la superficie a la muestra S. Debido a que la obtención de imágenes OCT y de contorno de la superficie comparten el mismo escáner 90 de trama, cuando la calibración del sistema se realiza en el aparato 200 de obtención de imágenes, tanto la OCT como la obtención de imágenes de contorno de la superficie se calibran automáticamente en el mismo sistema de coordenadas. Un procesador 230, en comunicación de señal tanto con el detector 224 de señales OCT como con los componentes relacionados y con la cámara 212, controla y coordina el comportamiento tanto del sistema 210 de obtención de imágenes de contorno de la superficie como del sistema 220 de obtención de imágenes OCT para la adquisición tanto de contenido de imágenes OCT como de contorno de la superficie.

El diagrama esquemático de la FIG. 16A muestra un ejemplo de aparato 200 de obtención de imágenes que combina el escáner 90 de trama y la óptica de la cámara 212 como partes de una sonda 240 portátil para obtener imágenes intraorales, en donde la muestra S es una característica intraoral tal como un diente, tejido de las encías u otra estructura de soporte. Los componentes de la sonda 240 pueden incluir alternativamente partes adicionales de componentes de obtención de imágenes OCT y de obtención de imágenes reflectantes. La sonda 240 se conecta al procesador 230 mediante una conexión por cable, tal como para conexión de señal y energía eléctrica, y proporciona señales ópticas a través de una conexión de cable de fibra óptica.

El aparato 200 de obtención de imágenes puede funcionar en modo de obtención de imágenes de profundidad OCT o de imágenes de contorno de la superficie, operando en cualquiera de los modos por separado o capturando el contenido de la imagen en ambos modos simultáneamente. Además, la fuente de luz visible Vis y la cámara 212 se pueden usar para vista previa solo en el soporte de la obtención de imágenes OCT. La FIG.

16A también muestra un conmutador 226 de modo que se puede usar para seleccionar el modo operativo, tal como uno de obtención de imágenes de reflectancia, obtención de imágenes OCT o ambos tipos de obtención de imágenes. Alternativamente, el conmutador 226 de modo puede residir en la sonda 240 portátil o puede ser un conmutador "suave", conmutado por la entrada de instrucciones del operador en la interfaz de usuario del procesador 230.

En un ejemplo, la obtención de imágenes de profundidad OCT se puede retroadaptar a un aparato de obtención de imágenes de contorno de la superficie.

La FIG. 16B es un diagrama esquemático que muestra un aparato de obtención de imágenes que combina obtención de imágenes de contorno de la superficie y OCT y muestra una fuente de luz visible que proporciona la luz visible Vis a través del acoplador 38 y el circulador 44 para obtención de imágenes de contorno de la superficie. La luz visible puede compartir la misma trayectoria óptica usada para proporcionar luz de muestra en el subsistema de obtención de imágenes OCT en la sonda 240. Esto permite la captura simultánea o casi simultánea de imágenes de reflectancia y OCT, con la luz OCT y la luz visible Vis viajando a lo largo de la misma trayectoria. Cabe señalar que el escaneo OCT normalmente obtiene solo unos pocos fotogramas completos por segundo, mientras que la obtención de imágenes de reflectancia usadas para la caracterización del contorno de la superficie o para la caracterización del color de un diente u otra superficie pueden capturar y procesar imágenes a una velocidad mucho más rápida.

La FIG. 16B muestra el sistema de obtención de imágenes OCT con una configuración de interferómetro Mach-Zehnder y una implementación OCT de fuente de barrido solo a modo de ilustración. También se pueden usar tipos alternativos de configuraciones de interferómetro, tal como el interferómetro de Michelson. También se puede usar un tipo alternativo de implementación OCT, tal como OCT en dominio espectral u OCT en dominio temporal.

Hay una serie de disposiciones que se pueden usar para los componentes de la sonda 240. La FIG. 17A muestra una configuración que usa un único espejo 250 de escaneo de dos ejes como escáner 90 de trama. El único espejo 250 de escaneo de dos ejes puede ser un espejo MEMS de 2 ejes, por ejemplo. Los componentes ópticos en un módulo 260 óptico proporcionan luz colimada al espejo 250 de escaneo. La luz del espejo 250 de escaneo se dirige a través de una lente L3 objetivo que enfoca el haz colimado. Un espejo 262 plegable opcional pliega la trayectoria de la luz para dirigir la región focal a la muestra S y para dirigir la luz reflejada a la cámara 212, que incluye una lente de obtención de imágenes y un sensor (no se muestran por separado). Desde el módulo 260 óptico se emite luz tanto para OCT como para la obtención de imágenes de contorno de la superficie (reflectancia). Esto simplifica la calibración que registra la obtención de imágenes OCT en la obtención de imágenes de la superficie del contorno u otra obtención de imágenes de reflectancia, tal como la obtención de imágenes para caracterizar el color del diente. Debido a que la posición del espejo 250 de escaneo está controlada por la lógica de procesamiento, esta posición se conoce en cada instante, ya sea que la luz emitida sea luz BNIR usada para la obtención de imágenes OCT o luz Vis usada para la obtención de imágenes de reflectancia. La calibración del hardware de escaneo sirve tanto para las trayectorias de obtención de imágenes OCT como para las de reflectancia.

Como se muestra esquemáticamente en la FIG. 17A, se puede usar un filtro 214 opcional con la cámara 212 para distinguir aún más la OCT de la trayectoria de imágenes de contorno de la superficie, rechazando longitudes de onda OCT y otra luz no deseada. Se puede proporcionar un filtro 216 como parte del módulo 260 óptico, para impedir que la luz Vis llegue al detector OCT.

La vista esquemática de la FIG. 17B muestra una configuración que también usa un espejo 250 de escaneo de dos ejes como escáner 90 de trama. Los componentes ópticos en el módulo 260 óptico proporcionan luz colimada para sistemas de luz visible y OCT al espejo 250 de escaneo. La luz del espejo 250 de escaneo se dirige a través de una lente L3 objetivo que enfoca el haz colimado. El espejo 262 plegable pliega la trayectoria de la luz para dirigir la luz a la muestra S y formar la región focal en la cámara 212. La lente L3 también forma parte de la trayectoria de obtención de imágenes en disposición de la FIG. 17B, dirigiendo la luz a la cámara 212.

La FIG. 17C es una vista esquemática que muestra una configuración de sonda 240 usando un escáner 90 de trama de dos ejes y dos espejos 252, 253. Cada espejo 252, 253 es un espejo de un solo eje; puede ser un espejo galvo o un espejo m Em S de un solo eje, por ejemplo. El módulo 260 óptico dirige luz colimada al espejo 252, que escanea alrededor de un primer eje. La luz reflejada se dirige al espejo 253 que escanea alrededor de un segundo eje y dirige la luz a través de la lente L3 objetivo. El espejo 262 plegable pliega la trayectoria de la luz para dirigir la región focal a la muestra S y para dirigir la luz Vis reflejada a la cámara 212. La lente L3 también forma parte de la trayectoria de obtención de imágenes en disposición de la FIG. 17C, dirigiendo la luz a la cámara 212.

La FIG. 17D es una vista esquemática en donde el módulo 260 óptico genera luz enfocada, para que no se necesite una lente externa. El espejo 250 de escaneo de dos ejes dirige esta luz a la muestra S y dirige la luz portadora de imágenes a la cámara 212.

Las FIGs. 17E y 17F son diagramas esquemáticos que muestran disposiciones de escaneo alternativas en las que se usa otro módulo 266 óptico para proporcionar luz Vis. En esta disposición de escaneo, la luz visible Vis toma una trayectoria separada hacia la sonda portátil, a diferencia de la disposición mostrada en el diagrama de la FIG. 16B. El divisor 264 de haz combina la luz Vis del módulo 266 óptico y la luz BNIR del módulo 260 óptico para que las dos luces sigan la misma trayectoria desde el divisor 264 de haz hasta la muestra S. En la FIG. 17E, la línea generada se escanea hacia la muestra S mediante los espejos eje 252, 253 de un solo eje. La FIG. 17F muestra un ejemplo alternativo que usa un único espejo 250 de dos ejes para cambiar la posición de la línea para obtener imágenes de contorno de la superficie.

Como otra opción para la caracterización del contorno de la superficie, la segmentación de la superficie también se puede usar para extraer una nube de puntos representativa de una superficie real a partir de imágenes OCT de un objeto. La forma geométrica extraída de la nube de puntos coincide con la obtenida con el método de obtención de imágenes de luz estructurada.

Como se señaló anteriormente, tanto el contenido de la imagen de OCT como el de la imagen de reflectancia se pueden adquirir con referencia a las mismas coordenadas del escáner de trama. Las nubes de puntos generadas por ambos sistemas también comparten las mismas coordenadas. Una vez que se extraen los datos de superficie de la imagen de volumen OCT mediante segmentación, se simplifica el registro de los datos de superficie OCT a la salida de obtención de imágenes de la superficie de contorno.

Opciones de Fuente de Luz

La luz visible Vis puede tener múltiples longitudes de onda en el intervalo de luz visible. La fuente Vis se puede usar, por ejemplo, para codificar por colores el patrón de luz estructurado proyectado. La fuente Vis se puede usar alternativamente para una vista previa de la imagen con luz blanca o para la medición del color del diente o caracterizar el color o la textura.

La luz visible puede proporcionarse a partir de una fuente de bombilla convencional o puede originarse en un dispositivo emisor de estado sólido, tal como un láser o uno o más diodos emisores de luz (LED). Se usan LED rojos, verdes y azules individuales para proporcionar longitudes de onda de colores primarios para obtención de imágenes de reflectancia.

Además de proporcionar un patrón de luz estructurado, la fuente Vis puede proporcionar alternativamente luz de longitudes de onda particulares o luz de banda ancha que se escanea sobre el sujeto para obtener imágenes de reflectancia convencionales, tales como para detectar el color de los dientes, por ejemplo, o para obtener datos del contorno de la superficie mediante un método que no emplea un patrón de luz, tal como la obtención de imágenes de estructura a partir de movimiento, por ejemplo.

Se puede usar una luz violeta, en la región cercana al UV, como luz de excitación para la obtención de imágenes de fluorescencia del diente. La fluorescencia retrodispersada se puede recoger mediante la trayectoria de luz OCT. La imagen de fluorescencia puede detectarse mediante la misma trayectoria del detector de la OCT en el dominio de Fourier, pero en una ubicación del espectro lateral diferente.

La FIG. 18 muestra valores espectrales ejemplares para fuentes de luz. En general, las longitudes de onda violeta V en la región cercana al UV, por debajo de aproximadamente 380 nm, son normalmente las preferidas para la obtención de imágenes de fluorescencia. La luz visible Vis, con componentes etiquetados B, G, R para los colores primarios Azul, Verde y Rojo que van desde más de 380 hasta menos de 740 nm, generalmente se selecciona para la proyección de patrones de luz estructurados. Generalmente se selecciona luz infrarroja por encima de 740 nm para obtener imágenes OCT.

Un ejemplo de la presente descripción proporciona un sistema de triangulación activa para obtención de imágenes de contorno que incluye una trayectoria de iluminación que es compartida tanto por un sistema OCT como por un sistema de obtención de imágenes de reflectancia. La cámara 212 en la trayectoria de imágenes (FIGs. 17A-17F) ve la muestra en un ángulo oblicuo con respecto a la trayectoria de iluminación. La fuente de luz visible usada para generar el patrón de luz estructurado emite luz en diferentes longitudes de onda no usadas para el sistema OCT, para que los dos sistemas ópticos pueden funcionar sin diafonía o interferencia perceptible entre ellos. La luz visible puede codificar un patrón de luz predeterminado para obtener imágenes de luz estructurada controlando apropiadamente la sincronización de la fuente de luz visible con respecto al movimiento del escáner 90 de trama. Los patrones de luz distorsionados de la superficie del objeto son fotografiados por el sistema óptico en la trayectoria de obtención de imágenes y capturados por la cámara. La decodificación del patrón de luz genera el contorno de la superficie del objeto fotografiado.

La reconstrucción de la malla 3D correspondiente a un arco completo generalmente se realiza adquiriendo una serie de vistas 3D intraorales ligeramente superpuestas y uniéndolas. El proceso de identificar con qué parte de la malla en construcción se superpone la vista recién adquirida se denomina "emparejamiento". Un escáner 3D intraoral puede utilizar este proceso para generar una malla 3D de un arco completo de un paciente. Sin embargo, como el emparejamiento es un proceso de superficie, pueden producirse problemas pequeños de precisión local que pueden acumularse. Por ejemplo, como el emparejamiento es un proceso de superficie, se puede crear un ligero error angular que, debido al proceso de acumulación (por ejemplo, desde un molar posterior izquierdo alrededor de los incisivos hasta un molar posterior derecho), generalmente resulta en un error significativo después de que ha sido reconstruido todo el arco. Normalmente se puede observar un error molar de derecha a izquierda de 200 micrones.

Ciertos métodos y/o realizaciones de aparatos ejemplares pueden proporcionar una malla 3D intraoral de un arco de un paciente que tiene un error angular reducido. Usando un escáner que tiene obtención de imágenes de superficie (por ejemplo, obtención de imágenes de contorno de la superficie) y capacidades de penetración, las modalidades de método y/o aparato ejemplares de la presente memoria pueden proporcionar una malla 3D intraoral de un arco dental usando un proceso de emparejamiento que incluye los datos de profundidad para reducir pequeños problemas de precisión locales que pueden acumularse (por ejemplo, lo que reduce el error angular). Según la invención, para capacidades de penetración se usa la tecnología OCT. En otro ejemplo no cubierto por el alcance de las reivindicaciones, se pueden usar tecnologías tales como ultrasonido u optoacústica para capacidades de penetración profunda.

Algunas realizaciones de métodos y/o aparatos ejemplares pueden proporcionar una malla 3D intraoral de un arco de un paciente que tiene un error angular reducido. En una realización ejemplar, el tejido duro que normalmente no es visible en los escaneos IO puede proporcionar un registro sólido con datos CBCT 3D para garantizar la reducción en la distorsión del arco de malla 3D (por ejemplo, arco completo).

Una realización de método y/o aparato ejemplar puede incluir dos factores que se pueden aplicar a aplicaciones/trabajos de restauraciones de pequeña y gran extensión:

El caso más complicado para un caso completamente desdentado, cuando no quedan dientes y el tejido de las encías debe escanearse ópticamente en 3D (por ejemplo, escaneo óptico en 3D). El tejido de las encías tiene menos características de marcas y, por lo tanto, puede ser un desafío mayor completar el proceso de emparejamiento (por ejemplo, registrar las imágenes de contorno 3D individuales).

En una realización ejemplar de método y/o aparato, primero, con el escaneo penetrante, es posible ver la estructura ósea debajo del tejido de las encías. Esto significa que cuando se toma una imagen tenemos el tejido blando y el tejido duro (por ejemplo, contenido de la imagen no deformable). Combinar ambos elementos (tejido blando y tejido duro) significa que es posible en primer lugar asociar el tejido duro y luego usar esta información de posicionamiento para colocar correctamente también el tejido blando. Esta realización ejemplar garantizará un registro más preciso de los conjuntos de datos (por ejemplo, imágenes de contornos 3D).

En el caso de restauraciones de gran envergadura y, por ejemplo, el flujo de trabajo del implante, es preferible realizar un escaneo por rayos X 3D (CBCT) para evaluar la idoneidad de la estructura ósea para aceptar un implante. En esta situación, el escaneo CBCT puede proporcionar un modelo de referencia que no tiene distorsión relacionada con el proceso de escaneo. Según la invención, el escaneado de rayos X CBCT (y la reconstrucción de volumen) se usa como estructura predeterminada, a la que se emparejan los datos de escaneado IO (por ejemplo, la información de profundidad). Si hay desviaciones del arco transversal, en este caso, la reconstrucción del escaneo CBCT emparejado y la información de profundidad del escáner IO se pueden usar para rectificar (por ejemplo, de manera rígida o no rígida, el conjunto de datos IO se empareja con el conjunto de datos de rayos X 3D), la malla de superficie 3D del escaneo IO puede tener una distorsión reducida o mínima en todo el objeto o en el arco dental completo.

La FIG. 19 ilustra un ejemplo de un aparato 10 de obtención de imágenes extraoral. El aparato 10 comprende una estructura de soporte que incluye un marco 12 de soporte que puede ser una columna de soporte. La columna 12 puede ser ajustable en dos o tres dimensiones. Por ejemplo, la columna 12 puede ser telescópica y puede incluir una parte 12a superior que está montada de manera deslizable sobre una parte 12b inferior fija. La estructura de soporte también incluye un soporte 14 horizontal que puede ser soportado o sostenido por la columna 12 vertical. El soporte 14 horizontal se extiende alejándose de la columna 12 vertical y puede ser sustancialmente perpendicular a la misma. El soporte 14 horizontal puede moverse con respecto a la columna 12 vertical. Más particularmente, el soporte 14 horizontal está montado de forma fija en la parte 12a superior vertical y, por lo tanto, se puede mover con ella. Por ejemplo, se puede ordenar a un actuador, por ejemplo del tipo eléctrico, ubicado detrás de la columna vertical (no representada en el dibujo) que accione el soporte 14 horizontal en un movimiento vertical de manera controlada. El soporte 14 horizontal puede soportar un pórtico 16. El pórtico 16 es móvil con respecto a la estructura de soporte, y más particularmente con respecto al soporte 14 horizontal. El pórtico 16 puede ser más particularmente giratorio con respecto al soporte 14 horizontal. El pórtico 16 puede girar alrededor de un eje de rotación vertical, que puede estar quieto durante la operación del proceso de obtención de imágenes o puede seguir una entre varias trayectorias predeterminadas, según el proceso de obtención de imágenes seleccionado. Un mecanismo de accionamiento conocido (no representado) para accionar el pórtico 16 en un movimiento dado está integrado dentro del soporte 14 horizontal. A modo de ejemplo, dicho mecanismo de accionamiento incluye motores para impartir un primer movimiento en un plano X, Y, por ejemplo, dos motores paso a paso, y un motor para impartir un movimiento de rotación alrededor del eje vertical Z, por ejemplo, un motor sin escobillas.

El pórtico 16 soporta tanto una fuente 18 de rayos X como al menos un sensor 20 de rayos X que está dispuesto en correspondencia con la fuente de rayos X. La fuente 18 de rayos X y el al menos un sensor 20 de rayos X pueden estar dispuestos uno frente al otro. El pórtico 16 puede incluir dos brazos opuestos que se extienden hacia abajo: un primer brazo 16a soporta la fuente 18 de rayos X que está unida al mismo y un segundo brazo 16b opuesto soporta al menos un sensor 20 de rayos X que está unido al mismo.

Cuando la fuente 18 de rayos X activada emite un haz de rayos X irradia toda o parte de un área de obtención de imágenes, por ejemplo, un área de trabajo para la colocación de la cabeza del paciente, antes de incidir en el al menos un sensor 20 de rayos X.

En el presente ejemplo, el al menos un sensor 20 de rayos X puede incluir un sensor panorámico, por ejemplo, un sensor en forma de hendidura, un sensor volumétrico o informatizado (por ejemplo, rectangular, de forma cuadrada) o un sensor cefalométrico o varios sensores.

Dependiendo del sensor o sensores presentes en el aparato, se pueden usar uno o varios modos de funcionamiento o procesos (1,2 o 3) de obtención de imágenes entre los modos panorámico, volumétrico o de tomografía computarizada y cefalométrico.

La estructura de soporte también puede incluir un brazo 22 de posicionamiento del paciente que está conectado al marco de soporte, y más particularmente a la columna 12 vertical. El brazo 22 de posicionamiento del paciente es móvil con respecto al marco de soporte. Más particularmente, el brazo 22 puede deslizarse a lo largo de la columna 12 vertical para moverse hacia arriba o hacia abajo según una orden. El brazo 22 de posicionamiento del paciente se extiende desde un soporte 22a del brazo que está montado de manera deslizable con respecto a la columna 12b vertical de la parte inferior fija. El brazo 22 de posicionamiento del paciente se extiende a lo largo del aparato en una dirección que está sustancialmente en correspondencia con la dirección de extensión del soporte 14 horizontal. El brazo 22 de posicionamiento del paciente está dispuesto lateralmente con respecto al aparato en una relación sustancialmente paralela con el soporte 14 horizontal. Por ejemplo, se puede ordenar a un actuador, por ejemplo del tipo eléctrico, ubicado detrás de la columna vertical (no representada en el dibujo) que accione el soporte 22a del brazo en un movimiento vertical de manera controlada.

El brazo 22 de posicionamiento del paciente sirve para colocar al paciente en el aparato en una ubicación determinada. En un ejemplo, el brazo 22 de posicionamiento del paciente puede colocar al paciente en el área de obtención de imágenes según la selección de los modos de funcionamiento del aparato 10.

El brazo 22 de posicionamiento del paciente puede incluir uno o más sistemas de posicionamiento y/o sujeción del paciente generalmente ubicados en un extremo 22b libre del brazo o próximo al mismo.

Uno o más sistemas de posicionamiento y/o sujeción del paciente permiten colocar las estructuras anatómicas de la cabeza del paciente según diferentes orientaciones e inmovilizar la cabeza del paciente durante el examen para reducir cualquier posible movimiento.

Existen uno o varios sistemas para cada tipo de examen a realizar. El brazo 22 está configurado para acomodar estos sistemas.

Como se ilustra en la FIG. 19, uno de estos sistemas, señalado con 24, incluye dos miembros de sujeción temporales que se extienden hacia arriba desde el brazo 22 al que están unidos de forma extraíble. Solo está representado un miembro de sujeción temporal, estando el otro oculto por el brazo 16b.

Otro sistema ilustrado es un soporte 26 de barbilla que se extiende hacia arriba desde el brazo 22 al que está unido de forma extraíble. El soporte 26 de barbilla puede estar situado entre los dos miembros de sujeción temporales.

Se pueden prever otros posibles sistemas acoplables, móviles o integrados: un soporte nasal, un soporte de mordida, etc.

Un conjunto 28 de mango puede colocarse en el extremo 22b libre del brazo, debajo del brazo y en una relación paralela con el brazo. Este conjunto 28 de mango incluye dos partes 28a, 28b de mango verticales separadas que el paciente puede agarrar cuando se somete a un proceso de obtención de imágenes para permanecer inmóvil.

En general, este conjunto 28 de mango tiene forma de U que puede incluir una parte 28c de base horizontal y dos ramas 28a, 28b verticales que se extienden hacia arriba que están fijadas al brazo 22. Cada rama desempeña el papel de una parte de mango vertical.

El brazo 22 de posicionamiento del paciente también soporta un monitor o conjunto 30 de visualización que hace posible que un usuario del aparato vea y accione ciertas funciones del aparato.

El aparato 10 comprende además una disposición 40 de asiento que está conectada al marco 12 de soporte. La disposición 40 de asiento se puede mover entre al menos dos posiciones distintas: - una posición de trabajo en la que la disposición 40 de asiento está ubicada en un área de trabajo con una relación espacial prescrita con el pórtico 16 y el soporte 14 horizontal (FIG. 19, por ejemplo, debajo o bajo), -al menos de una posición de descanso en la que la disposición 340 de asiento está ubicada alejada del área de trabajo para dejar libre el área de trabajo debajo del pórtico 16.

Según un ejemplo, un programa informático utiliza instrucciones almacenadas que funcionan con datos de imagen a los que se accede desde una memoria electrónica. Como pueden apreciar los expertos en las técnicas de procesamiento de imágenes, un programa informático para operar el sistema de obtención de imágenes en un ejemplo de la presente descripción puede ser utilizado por un sistema informático de propósito general adecuado que funcione como CPU 70 como se describe en la presente memoria, tal como un ordenador personal o estación de trabajo. Sin embargo, pueden usarse muchos otros tipos de sistemas informáticos para ejecutar el programa informático de la presente invención, incluida una disposición de procesadores en red, por ejemplo. El programa informático para realizar el método de la presente invención puede almacenarse en un medio de almacenamiento legible por ordenador. Este medio puede comprender, por ejemplo; medios de almacenamiento magnético, tal como un disco magnético, tal como un disco duro o un dispositivo extraíble o una cinta magnética; medios de almacenamiento óptico tales como discos ópticos, cintas ópticas o codificación óptica legible por máquina; dispositivos de almacenamiento electrónico de estado sólido tales como memoria de acceso aleatorio (RAM) o memoria de solo lectura (ROM); o cualquier otro dispositivo físico o medio empleado para almacenar un programa informático. El programa informático para realizar el método de la presente descripción también se puede almacenar en un medio de almacenamiento legible por ordenador que se conecta al procesador de imágenes a través de Internet u otra red o medio de comunicación. Los expertos en la técnica reconocerán fácilmente que el equivalente de un producto de programa informático de este tipo también puede construirse en hardware.

Cabe señalar que el término "memoria", equivalente a "memoria accesible por ordenador" en el contexto de la presente descripción, puede referirse a cualquier tipo de espacio de trabajo de almacenamiento de datos temporal o más duradero usado para almacenar y trabajar sobre datos de imagen y accesible a un sistema informático, incluyendo una base de datos, por ejemplo. La memoria podría ser no volátil, que usa, por ejemplo, un medio de almacenamiento a largo plazo como almacenamiento magnético u óptico. Alternativamente, la memoria podría ser de naturaleza más volátil, usando un circuito electrónico, como una memoria de acceso aleatorio (RAM) que se usa como búfer temporal o espacio de trabajo por un microprocesador u otro dispositivo de procesamiento de lógica de control. Los datos de visualización, por ejemplo, normalmente se almacenan en un búfer de almacenamiento temporal que directamente se asocia con un dispositivo de visualización y se actualiza periódicamente según sea necesario para proporcionar los datos visualizados. Este búfer de almacenamiento temporal también puede considerarse una memoria, tal como se usa el término en la presente descripción. La memoria también se usa como espacio de trabajo de datos para ejecutar y almacenar resultados intermedios y finales de cálculos y otros procesos. La memoria accesible por ordenador puede ser volátil, no volátil o una combinación híbrida de tipos volátiles y no volátiles.

Se entiende que el producto de programa informático de la presente invención puede hacer uso de varios algoritmos y procesos de manipulación de imágenes que son bien conocidos. Se entenderá además que el ejemplo de producto de programa informático de la presente descripción puede incorporar algoritmos y procesos no mostrados o descritos específicamente en la presente memoria que son útiles para su implementación. Dichos algoritmos y procesos pueden incluir utilidades convencionales que están dentro de los conocimientos habituales de las técnicas de procesamiento de imágenes. Por ejemplo, un experto en la tecnología de restauración o de obtención de imágenes dentales en 3D conoce un algoritmo de emparejamiento para registrar conjuntos de volúmenes 3D. Aspectos adicionales de tales dichos algoritmos y sistemas, y hardware y/o software para producir y procesar de otro modo las imágenes o cooperar con el producto de programa informático de la presente descripción, no se muestran o describen específicamente en la presente memoria y pueden seleccionarse de entre dichos algoritmos, sistemas, hardware, componentes y elementos conocidos en la técnica.

Ciertas realizaciones de métodos y/o aparatos ejemplares según la solicitud pueden proporcionar errores reducidos en la generación de una malla de superficie 3D de arco dental. Las realizaciones ejemplares según la solicitud pueden incluir varias características descritas en la presente memoria (individualmente o en combinación).

Si bien la invención se ha ilustrado con respecto a una o más implementaciones, pueden realizarse alteraciones y/o modificaciones a los ejemplos ilustrados sin apartarse del alcance de las reivindicaciones adjuntas. Además, si bien una característica particular de la invención puede haber sido descrita con respecto a solo una de varias implementaciones/realizaciones, dicha característica se puede combinar con una o más otras características de las otras implementaciones/realizaciones como puede se pueda desear y puede ser ventajoso para cualquier función dada o particular. El término "al menos uno de" se usa con el significado de que puede seleccionarse uno o más de los artículos enumerados. El término "aproximadamente" indica que el valor enumerado puede alterarse en cierta medida, siempre que la alteración no provoque la no conformidad del proceso o la estructura con la realización ilustrada. Por último, "ejemplar" indica que la descripción se usa a modo de ejemplo, en lugar de implicar que se trata de un ideal. Otras realizaciones de la invención serán evidentes para los expertos en la técnica a partir de la consideración de la memoria descriptiva y la práctica de la invención descrita en la presente memoria. Se pretende que la memoria descriptiva y los ejemplos se consideren únicamente ejemplares, siendo el alcance de la invención el indicado por las reivindicaciones adjuntas.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un método para obtener imágenes de una característica intraoral que comprende:

a) obtener contenido de obtención de imágenes de tomografía de coherencia óptica con las etapas de:

(i) generar luz de baja coherencia de longitudes de onda por encima de una longitud de onda umbral;

(ii) obtener una señal de interferencia entre una primera parte de la luz de baja coherencia dispersada desde la característica intraoral y una segunda parte de la luz de baja coherencia reflejada desde una referencia;

b) obtener contenido de obtención de imágenes de contorno de la superficie;

c) simultáneamente a la etapa b) obtener contenido de obtención de imágenes de profundidad asociado al contenido de obtención de imágenes de contorno de la superficie obtenido;

d) segmentar entre el contenido de obtención de imágenes de profundidad un contenido de obtención de imágenes no deformable;

e) proporcionar una imagen 3D de escaneo CBCT de la característica intraoral; y

f) registrar el contenido no deformable con una imagen 3D de escaneo CBCT;

en donde el contenido de obtención de imágenes de tomografía de coherencia óptica y de obtención de imágenes de contorno de la superficie se obtienen y se mapean al mismo sistema de coordenadas usando el contenido no deformable registrado; y

en donde el contenido no deformable comprende tejidos duros.

2. El método según la reivindicación 1, en donde el método comprende además una etapa de reescalar la imagen 3D de escaneo CBCT de la característica intraoral.

3. El método de la reivindicación 1 o 2, en donde el contenido de obtención de imágenes de tomografía de coherencia óptica y el contenido de obtención de imágenes de contorno de la superficie se adquieren simultáneamente o casi simultáneamente, y en donde la señal de interferencia se obtiene de un interferómetro de Michelson o Mach-Zehnder.