如今，随着氟化物的广泛使用，极大地减少了蛀蚀的流行，尤其是光 滑表面的蛀蚀的流行。但是对于该问题的临床处理来说，能够检测和监视 在牙釉质、牙本质、牙根表面或牙齿修复物的上面或底下的早期脱矿化的 无创、非接触技术的发展是必要的。一种基于由辐射吸收和非辐射能量转 换引起的小幅温度上升而导致的对浑浊介质的调制热红外线(黑体或普朗 克辐射)响应的新的生物热光子(biothermophotonic)技术已经被提出。
因此，PTR具有穿透能力，能够超越光学成像的能力范围而产生关 于不透明介质的信息。特别是，热波对穿透深度的频率依赖性使得可以进 行材料的深度轮廓分析。在针对诸如牙齿硬组织之类的混浊介质的PTR 应用中，通过两种不同模式从光热能量转换和入射激光能量的传输来获得 深度信息，这两种不同模式为：传导式，从接近表面的距离(50～500μm) 处根据牙釉质的热扩散率来控制；以及辐射式，通过来自与广泛散射的激 光诱导光场的光穿透程度(几mm)相当的很深区域的黑体辐射来获得深 度信息。
改进的诊断能力以及显著更高的光对于组织的的损坏门限的趋势是 使用频域技术，该频域技术作为补充或代替脉冲激光的光热或光声检测的 下一代技术，对散射介质中光子传播的物理现象保持应有的关注。用于牙 齿诊断、检测和发展监视的激光生物热光子技术被认为是有前景的技术， 是对牙釉质的激光诱导荧光现象或对由蛀蚀组织中存在的卟啉类化合物 所导致的荧光现象的补充[R.Hibst，K.Konig，“Device for Detecting Dental Caries”，US Pat，5,306,144(1994)]。将频域激光红外线光热辐射 测量(PTR)的深度轮廓分析能力应用到牙齿缺陷检查的第一次尝试是在 Mandelis等人的[A.Mandelis，L.Nicolaides，C.Feng，and S.H.Abrams， “Novel Dental Depth Profilometric Imaging Using Simultaneous Frequency-Domain Infrared Photothermal Radiometry and Laser Luminescence”，Biomedical Optoacoustics.Proc SPIE，A.Oraevsky(ed)， 3916，130-137(2000)]和Nicolaides等人的[L.Nicolaides，A.Mandelis， and S.H.Abrams，“Novel Dental Dynamic Depth Profilometric Imaging Using Simultaneous Frequency-Domain Infrared Photothermal Radiometry and Laser Luminescence”，J Biomed Opt，5，31-39(2000)] 中报告的。最近，这项技术已经被用于检测咬合面的凹陷、裂开的光滑表 面，以及相邻损伤[R.J.Jeon C.Han A.Mandelis V.Sanchez S.H.Abrams “Diagnosis of Pit and Fissure Caries Using Frequency Domain Infrared Photothermal Radiometry and Modulated Laser Luminescence”Caries Research，38，497-513(2004)]。

本发明提供了一种使用频域红外线光热辐射测量(FD-PTR)和调制 激光发光(FD-LUM)的装置，其作为补充的动态牙齿检测和诊断工具， 用于检查侧表面(光滑表面)、顶(咬或咬合)面、口腔内相邻牙齿之间 的邻间接触区域，以及牙根表面上的健康的和有缺陷的(破裂的、蛀蚀的、 脱矿化的)点。该设备能够从体内或体外监视牙齿表面各个区域正在发生 的脱矿化或再矿化。通过使用多阵列红外线照相机可以将这种方法扩展成 对目标牙齿的亚表面进行调制成像。此外，在这种方法中，可以包括传统 的可见光谱范围的照相机，以便捕获和存储牙齿表面的图像，用于正在进 行的参考。所有这类信息可以被存储在计算机硬盘或其他类型的存储器设 备上，包括用纸打印出来，用于在对病人监视期间进行检索。另外，该技 术可以结合诸如QLF或OCT之类的用于牙齿检查的传统光谱技术来使 用，以便扩展亚表面和近表面检测的范围和解决方案。
在本发明的一个方面，提供了一种用于对病人的牙齿组织进行检查的 使用光热辐射测量和调制发光的装置，该装置包括：
至少一个激光光源，其用于用有效的波长来照射牙齿组织的一部分表 面，调制光热辐射测量信号和调制发光信号响应性地从牙齿表面的所述部 分发射出来；
检测装置，用于检测所述调制光热信号和所述调制发光信号；
手持探头以及具有连接到所述手持探头的末端的柔性光纤束，所述光 纤束包括第一光纤，其具有与所述光源进行光通信的近端、以及在所述手 持探头终结的末端，通过操纵所述手持探头的医生的操作，该第一光纤将 来自所述光源的光传送到病人的牙齿组织；所述光纤束包括多个具有在所 述手持探头终结的末端以及光耦合到所述检测装置的近端的多模光纤，第 一预选数目的所述多模光纤是用于将所述调制发光信号传送到所述检测 装置的近红外线传输光纤，第二预选数目的所述多模光纤是用于传送所述 光热辐射测量信号的中红外线传输光纤；
解调装置，用于将所述发射的调制光热信号解调成光热相位分量和幅 度分量，以及将所述调制发光信号解调成发光相位信号和幅度信号；以及
处理装置，用于将所述光热相位信号和幅度信号与参考样本的光热相 位信号和幅度信号进行比较，以及将所述发光相位信号和幅度信号与参考 样本的发光相位信号和幅度信号进行比较，以便若所述牙齿组织的所述部 分与所述参考样本之间存在差别，则获得这些差别，并将所述差别与所述 牙齿组织中的缺陷进行关联。
本发明还提供一种用于检测牙齿组织缺陷的方法，其中，缺陷包括牙 齿组织的腐蚀性损伤、坑和裂缝损伤、邻间损伤、光滑表面损伤和/或牙 根蛀蚀损伤，该方法包括：
a)使用手持探头，用至少一个波长的光来照射牙齿组织的一部分表 面，其中手持探头被连接到柔性光纤束的末端，所述光纤束包括第一光纤， 其具有与以所述至少一个波长发光的光源进行光通信的近端，以及在所述 手持探头终结的末端，通过操纵所述手持探头的医生的操作，该第一光纤 将来自所述光源的光传送到病人的牙齿组织；所述光纤束包括多个具有在 所述手持探头终结的末端以及光耦合到所述检测装置的近端的多模光纤， 第一预选数目的所述多模光纤是用于将所述调制发光信号传送到所述检 测装置的近红外线传输光纤，第二预选数目的所述多模光纤是用于传送所 述光热辐射测量信号的中红外线传输光纤，其中，当使用至少一个波长的 光来照射牙齿组织表面的所述部分时，调制光热辐射测量信号和调制发光 信号响应性地从牙齿表面的所述表面部分发射出来；
b)检测发射的所述调制光热信号和所述调制发光信号；
c)将发射的所述调制光热信号解调成光热相位分量和幅度分量，以 及将所述调制发光信号解调成发光相位信号和幅度信号；以及
d)将所述光热相位信号和幅度信号与参考样本的光热相位信号和幅 度信号进行比较，以及将所述发光相位信号和幅度信号与参考样本的发光 相位信号和幅度信号进行比较，以便若所述牙齿组织的所述部分与所述参 考样本之间存在差别，则获得这些差别，并将所述差别与所述牙齿组织中 的缺陷进行关联。
本发明还提供一种使用调制光热辐射测量和发光来对牙齿组织进行 成像以便对病人的牙齿组织进行检查的装置，该装置包括：
至少一个调制激光光源，用于利用有效波长的光束来照射牙齿组织的 一部分表面，其中，调制光热辐射测量信号和调制发光信号响应性地从牙 齿表面的所述部分发射出来；
成像检测装置，相对于所述牙齿组织来对该成像检测装置进行定位， 该成像检测装置用于检测所述发射的调制光热信号和所述调制发光信号 的图像；
解调装置，用于将发射的所述调制光热信号的图像解调成光热相位分 量图像和幅度分量图像，以及将所述调制发光信号的图像解调成发光相位 信号图像和幅度信号图像；以及
处理装置，用于将所述光热相位信号图像和幅度信号图像与参考样本 的光热相位信号图像和幅度信号图像进行比较，以及将所述发光相位信号 图像和幅度信号图像与参考样本的发光相位信号图像和幅度信号图像进 行比较，以便若所述牙齿组织的所述部分与所述参考样本之间存在差别， 则获得这些差别，并将所述差别与所述牙齿组织中的缺陷进行关联；以及
图像显示器，用于显示所述图像。
本发明还提供一种用于对牙齿组织进行成像以便于检测病人的牙齿 组织中的缺陷的方法，该方法包括以下步骤：
a)用有效波长的光束来照射牙齿组织的一部分表面，其中，调制光热 辐射测量信号和调制发光信号响应性地从牙齿表面的所述部分发射出来；
b)检测发射的所述调制光热信号和所述调制发光信号的图像；
c)将发射的调制光热信号的所述图像解调成光热相位分量图像和幅 度分量图像，以及将调制发光信号的所述图像解调成发光相位信号图像和 幅度信号图像；
d)将所述光热相位信号图像和幅度信号图像与参考样本的光热相位 信号图像和幅度信号图像进行比较，以及将所述发光相位信号图像和幅度 信号图像与参考样本的发光相位信号图像和幅度信号图像进行比较，以便 若所述牙齿组织的所述部分与所述参考样本之间存在差别，则获得这些差 别，并将所述差别与所述牙齿组织中的缺陷进行关联；以及
e)如果牙齿组织存在缺陷，就将代表缺陷的图像显示在计算机显示器 上。
一方面，本方法包括：
用近紫外线-可见光-近红外线光谱范围中合适的发射波长的激励 源(激光)来照射牙齿表面；
给激励源提供自由的转动角度，以便于以各种角度检查牙齿表面；
在可达到(但不限于)100kHz的直流电的范围内产生周期性频率脉 冲的激光束；
通过光纤或离轴反射镜配置来传递辐射以及收集发射；
通过使用公知的辐射测量和动态(交流)发光特性性以及频率响应从 参考样本获得频率扫描数据来产生基线信号传递函数H(f)；
在各种频率(例如，10Hz和1kHz)上借助于幅度比和相位差对健康 的、有缺陷的、腐蚀的、脱矿化的或蛀蚀的牙齿组织进行比较，以便于对 仪器的频率响应进行最佳对比和抵消；
通过获得频率扫描数据来执行对牙蛀蚀的深度轮廓分析、脱矿化和腐 蚀诊断与检测；
将数据存储在检查区域中，使得能够对将来的变化进行比较；
对检查区域的状态进行打印输出和硬拷贝；
如果数据和临床专家鉴定指示存在病状，则通过使用激光来提供对牙 齿的处理能力，以便于：
去除腐烂或蛀蚀的牙齿物质；
去除用于放置材料的牙齿结构；
借助于牙体预备设计的已知原理、使用用于牙体预备的传统牙钻、 超声波能源、激光器或其他设备来预备牙体；
在牙体预备中制备或设置填充材料来修复牙齿，以便于使用合适 的激光流量传输协议、通过脉冲波形工程来形成和进行对光辐射传递和热 能量产生的精确的、最优化的控制；
如果数据和临床专家鉴定指示存在脱矿化，则通过使用激光来提供对 牙齿的处理能力，以便于：
使用激光来改变表面或亚表面；
改变表面或亚表面，使得能够吸收各种介质以增强再矿化；
采用能够密封表面或促进表面的再矿化的介质；
在牙齿表面上制备或设置材料来修复牙齿，以便于使用合适的激 光流量传输协议、通过脉冲波形工程来形成和进行对光辐射传递和热能量 产生的精确的、最优化的控制；
通过相结合的PTR和LUM来监视牙齿状况的干涉变化；
监视牙齿表面正在发生的、在任何干涉之前的变化；
监视牙齿表面，以便于在体外显示脱矿化以及在应用了各种处理 和方案之后的再矿化。
对本发明的功能性和先进性方面的进一步理解可以通过参考下面详 细的描述和附图来实现。

现在将参考附图，仅通过实例的方式对根据本发明的用于牙齿的缺陷 检测的装置进行描述，其中：
图1示出了根据本发明的用于牙齿缺陷检测的同时存在频域红外线 光热辐射测量和频域发光仪器的第一实施例的示意图，其中，在牙齿缺陷 检测中，利用针对激励源的增加的自由转动角度来以各种角度检查牙齿表 面；
图2a示出了在人类牙齿样本的坑和裂缝中的典型蛀蚀损伤的每个测 量点F1、F2、F3和F4处的顶(咬或咬合)面和横截面图；
图2b示出了在使用659nm、50mW的半导体激光器激励时，图2a 中所示的人类牙齿上的健康点和蛀蚀点的频域中的典型的PTR和LUM 响应；
图3a示出了穿过两个牙齿的邻间接触点的空间扫描线；
图3b示出了以固定频率5Hz穿过邻间机械孔的空间扫描的PTR和 LUM响应的曲线图，激励源是670nm、450mW的半导体激光器；
图4示出了以固定频率30Hz穿过邻间人造蛀蚀损伤的空间扫描的 PTR和LUM响应的曲线图，人造蛀蚀损伤是利用脱矿化-再矿化溶液 (2.2mM磷酸一钾(KH2PO4)、50mM乙酸(NaOAc)、1M氯化钙(CaCl2) 的2.2mM氯化钙、0.5ppm氟化物(F-)，以及用于将pH值平衡到4.5的 氢氧化钾(KOH))来产生的。激励源是670-nm、450mW的半导体激光 器；
图5示出了针对多个样本的PTR/LUM信号与处理时间的关系图， 使用从6小时到30天的处理时间间隔，频率为5Hz(a)和500Hz(b)。
图6示出了适合于同时存在频域红外线光热辐射测量和频域发光仪 器以检测牙齿中的缺陷的手持装置的示意图，该手持装置通过使用光纤的 光传输和IR辐射收集来代替离轴抛物面镜的固定的有限立体角收集配 置，使得能够提高简洁性和对咬合面或邻间的、口腔的或舌头附近的(光 滑表面)或牙根表面的几何形状的获取，以及能够充分增强对红外线发射 的收集效率。
图7示出了借助于调制红外线照相机的二维锁相成像系统的示意图。
具体实施例
本发明基于低流量光热辐射测量检测和调制发光的显微镜检查，对来 自样本的加热区域的红外线辐射的发射进行检测，而不以热的方式改变该 样本。因调制发热而导致的温度摆动引起热发射的变化，通过使用红外探 测器来监视该变化。温度调制使得热能可以从大约等于热波长的深度 ${\lambda }_{\mathrm{th}}\left(f\right)=2\pi \sqrt{\alpha /\mathrm{\pi f}}$ 扩散性地(或传导性地)到达表面，其中α是材料的 热扩散率[cm2/s]，f是激光束的调制频率。另外，在激光器激励的波长上， 黑体(普朗克)辐射从下至光衰减系数的倒数的所有深度处被发射；这种 辐射的不可再吸收部分从光激励的牙齿表面回传出来，并传入合适的红外 探测器，其载有来那些深度的信息。
该装置的示意图大体上如图1中附图标记10所示。波长为659nm(例 如，Mitsubishi的ML120G21，最大功率50mW)或波长为或830nm(例 如，Sanyo的DL-7032-001，最大功率100mW)的半导体激光器12被用 做PTR信号源和LUM信号源。二极管激光器驱动器14(例如，Coherent 6060)用于激光器12，并由锁相放大器18(例如，Stanford Research的 SR830)的内置函数发生器16来触发，用于协调地调制激光器电流。激 光束20被聚焦到牙齿样本22上。来自牙齿的调制红外线PTR信号由两 个离轴抛物面镜26(例如，涂敷了铑的Melles Griot 02POA019)收集并 聚焦到红外探测器30上，所述红外探测器30例如为碲镉汞(HgCdTe或 MCT)探测器(例如，EG&G Judson J15D12-M204-S050U)。PTR信号 在被发送到锁相放大器之前先被前置放大器32(EG&G Judson PA-300) 放大。为了同时测量PTR和LUM信号，将锗窗36设置在抛物面镜26 之间，使得直到1.85μm(锗能带隙)的波长能够被反射和吸收，而具有 更长波长的红外线辐射能够被传输。
反射的光被聚焦到光谱带宽为300nm到1.1μm(例如，Newport 818-BB-20)的光探测器38上。截止-打开(cut-on)有色玻璃滤光器40 (例如，Oriel 51345，截止-打开波长：715nm)被设置在用于光的光探 测器38的前面，其用于阻挡由牙齿22的牙齿或牙根表面，或邻间接触表 面反射或散色的激光。在830nm的激励下不会有发光数据，这是因为光 致发光发射要求具有比大约636nm、673nm和700nm[R.Hibst，K.Konig， “Device for Detecting Dental Caries，”U.S.Pat.5,306,144(1994)]处的发 光峰值更高能的光量子的辐射。测试了695nm和725nm的滤光器以及 715nm的滤光器，发现715nm的滤光器对于利用微小的泄漏信号(大约 比我们获得的最小牙齿LUM信号弱190倍)来切断激光源(659nm)以 及截止-打开发光非常理想。
所以，715nm的截止-打开滤光器40仅被用于测量659nm的激光器 的发光。为了对调制发光进行监视，使用了另一个锁相放大器42(例如， EG&G model 5210)。锁相放大器18和42都通过RS-232或其他等价端 口连接到计算机50并由计算机50进行控制。一对牙齿22被安装到LEGO 砖(bricks)52上。这种装配使得牙齿22在产生人造损伤之后能够被分 离并重新安装到准确的位置上。
然后，通过锁相放大器，已调制的PTR和LUM发射被解调成光热 相位分量和幅度分量，调制发光信号被解调成发光相位信号和幅度信号， 并被处理，以便于将光热相位信号和幅度信号与参考样本的光热相位信号 和幅度信号进行比较，以及将发光相位信号和幅度信号与参考样本的发光 相位信号和幅度信号进行比较，以便若牙齿组织的所述部分与所述参考样 本之间存在差别，则获得这些差别，并将这些差别与牙齿组织中的缺陷进 行关联。进一步的细节在Mandelis等人于2003年6月24日提交的美国 专利No.6,584,341中公开，其全部内容通过引用合并与此。
图1中的装置提供了一种光学机械设计，使得能够使用三个旋转(牙 齿和反射镜的角度、激光器和牙齿的角度、以及入射激光到牙齿的角度) 自由度进行相邻牙齿的扫描。
图2示出了下颚第二前臼齿，其说明了PTR和LUM的典型的诊断 和检测能力。该牙齿具有最大为10的DIAGNOdent读数，以及指明医生 需要对各裂缝进行观察或监视的平均可视检查等级2.2。在射线照片上并 不指示所存在的任何蛀蚀。尽管如此，包括所有来自于在整个频率扫描 (1Hz到1kHz)上的幅度和相位响应信息的PTR和LUM信号指示出： 测量点F2和F3的牙本质中有蛀蚀。组织学观察结果显示出，对于这两 点来说确实是这种情况，对于F1点也是如此。
来自裂缝F1的信号示出了裂缝的几何形状、裂缝的开口角度或裂缝 底部的方向可能在PTR和LUM信号的产生中具有的影响。图2b中F1 的PTR幅度在健康波段之上，同时还清楚地显示出PTR相位在高频率范 围偏离了健康波段。这种情况说明了PTR的深度轮廓分析能力。在蛀蚀 裂缝倾斜、弯曲的情况下，由入射激光束照射F1，使得蛀蚀区域形成薄 的表面层，继而形成厚得多的健康的亚表面牙釉质层。
作为响应，图2b中对应于F1的PTR信号的相位如根据长的热扩散 长度所期望的那样在低频率区域落入健康波段，这主要利用蛀蚀表面层作 为对信号的扰动来探测健康的牙釉质子层。然而，在高频率上，(短的) 热扩散长度主要存在于蛀蚀表面层中，结果，PTR相位出现在健康波段 以下、大约50Hz以上，并且使蛀蚀点F2和F3的相位汇合。原则上，偏 离健康波段的频率可以被用于估计蛀蚀表面层的厚度。健康裂缝F4的 PTR和LUM曲线位于健康波段之内，这证实了组织学观察。
为了对作为蛀蚀检测和诊断技术的PTR和LUM进行评估，以及将 它们(结合地以及分离地)与其他传统的探测技术进行比较，在如表1 中定义的两个不同的阈值(D2)和(D3)处计算所有诊断方法的灵敏度和 特异性。PTR和LUM信号是从所有280个咬合面测量点获得的，而其他 检查方法仅对每个牙齿上的1或2个点进行评估。
所以，每个计算只使用相应的测量点。为了建立通过PTR和LUM 来评估蛀蚀状态的合适的标准，使用了表2中所列出的各信号的总体特征 和它们的转换方程。那些特征是根据对蛀蚀和健康牙齿样本的频率扫描的 实验结果而得出的。对于PTR幅度，对数-对数图上的健康点的频率扫描 曲线的形状从低频(1Hz)到高频(1000Hz)范围内几乎是线性的，然而， 在整个频率范围内，不健康点(脱矿化的表面、牙釉质蛀蚀或牙本质蛀蚀) 呈现出比健康点更大的幅度，并且在对数图上的某些频率范围内具有“膝 状的”的明显弯曲。
线性(相位)-对数(频率)图上的健康矿化点的PTR相位的形状在 跨越所有频率(1Hz到1kHz)的范围内基本是线性的，而蛀蚀点在低频 区域呈现更大的相位，在中频区域的整个健康相位范围内呈现大斜率。健 康点和蛀蚀点/脱矿化点的LUM幅度的形状没有差别。幅度曲线的形状在 整个低频到高频的范围内是一致下降的。
脱矿化点的LUM幅度曲线在整个频率范围内都位于健康波段之上。 健康点和蛀蚀点的LUM相位呈现些许差别。一般而言，在整个测量频率 范围内，蛀蚀或脱矿化区域呈现出在健康平均值之上轻微偏移的LUM相 位的滞后。健康点可能会呈现出轻微的偏离，但这仅出现在高频端 (＞100Hz)。
根据牙齿样本上所有健康的光滑牙釉质表面的点来建立PTR幅度和 相位以及LUM幅度和相位的平均值，使得能够对健康牙齿结构的特性进 行检查，而不受裂缝几何形状的影响、或裂缝中变化的牙釉质厚度的影响。 形成了针对每个信号的，以及绘出了针对每个牙齿的一系列平均值和标准 偏差与频率的关系曲线。这使得能够对每个探测点的特性和健康光滑的表 面区域进行比较。
利用这些特性，根据各图生成各特征(转换)方程来产生定义如表2 中所列牙齿状态的数字值。另外，在整个频率扫描中，在3或4个频率处 检查每个信号(PTR和LUM幅度和相位)是否其偏离了标准健康波段， 并且对偏离该波段的点的数目进行计算。在计算了所有这些值之后，对每 个数组进行归一化，使得在每组中分配的数字为0和1之间的值，其中， 0对应于完整的牙齿，而1对应于蛀蚀这种最坏情况。于是，这些归一化 的数字被加入并用于评估探测点。最终，针对每个测量点记录一个值，该 值包括可获得的所有关于频率响应的信息。通过反复试验来确定D2和D3 的阈值，以便尽可能接近地符合组织学的观察。
表3中给出了统计分析的结果。结合使用PTR标准和LUM标准， 在所有检查方法中的D2阈值处计算的最高灵敏度和特异性的值分别为 0.18和0.87。在只使用PTR标准或LUM标准的情况下，灵敏度在0.52 和0.69之间，而特异性相对较高，在0.72和0.86之间。类似于其他结果， 可视检查导致低灵敏度(在D2处为0.51，在D3处为0.36)和特别高的特 异性(在两个阈值处均为1.00)。射线照相也显示出低灵敏度(在D2处为 0.29，在D3处为0.36)和高特异性(在D2处为1.00，在D3处为0.85)。 连续(直流)发光方法(DIAGNOdent)显示出：灵敏度在D2处为0.60， 在D3处为0.76；特异性在D2处为0.78，在D3处为0.85。但是从表3可 以看出的是，与用于其他方法、尤其是PTR和LUM方法的大得多的样 本尺寸相比，获得可视的和射线照相的统计量使用所有测量点的相对小的 子集。另外，DIAGNOdent测量是用仪器的光纤波导来进行的，而LUM 和PTR测量直接将光入射到牙齿表面上，并且受到可变的入射立体角的 限制。这将通过引入如图5所示的光纤而被改善。
图3示出了机械孔检测的邻间空间扫描的样本结果。这些样本被存储 在盐溶液中，仅在实验前才从容器中取出，用自来水充分冲洗超过20秒， 然后放置在空气中20分钟被完全晾干。在实验之后，这些样本被立即放 入容器中。在LEGO砖上安装每副牙齿，以30Hz的频率从左到右地如图 3a中箭头所示的那样穿过邻间接触点扫描这些牙齿。在加工或处理这些 样本的每一步中，使用人造蛀蚀剂(caries agent)对这些样本进行扫描及 射线照相。
为了查看小的人造孔是否可以被PTR和/或LUM检测出来，用 1/4mm的圆形硬质合金圆锉(carbide bur)在两个牙齿侧面的接触位置 产生大约1/4mm深的孔。如图3b所示，左侧孔比右侧孔深，因此这在X 射线图上是可见的。图3b中示出了PTR和LUM信号。在从接触点向左 和向右连续钻孔1.2～2.3mm之后，PTR幅度明显更高。在孔周围1.5～ 2.5mm的PTR相位也呈现大的变化。在PTR相位中，在远离钻孔的区 域，即0～1.5mm以及2.5～4mm的区域中也出现一些信号变化，假设因 钻孔可能已经产生了微小裂缝，并引起了所述的信号变化。
PTR幅度也显示出类似的特性。LUM幅度和相位在孔周围没有显示 出明显的差异，这是因为LUM本质上是表面的现象，而PTR传递了深 处的亚表面信息。LUM幅度和相位在所有扫描处呈现轻微的减小，这可 能是因为LUM对湿度变化非常敏感。
另一个样本集合是通过一种脱矿化-再矿化溶液(2.2mM磷酸一钾 (KH2PO4)、50mM乙酸(NaOAc)、1M氯化钙(CaCl2)的2.2mM氯 化钙、0.5ppm氟化物(F-)，以及用于将pH值平衡到4～4.5的氢氧化钾 (KOH))来处理的。图4示出了PTR幅度和相位，其显示出在每次处 理之后明显的单调增加，而LUM几乎不敏感，其曲线在整个扫描区域只 有轻微的固定(rigid)移动(减小)，相信这是由于湿度变化而引起的。 另外7副牙齿是用饱和的缓冲溶液来处理的，并且除了处理时间以外是以 类似的方式来检查的。对每副牙齿处理不同的时间，例如，第一副牙齿仅 被处理了6小时，而最后一副牙齿被处理了30天。所产生的损伤具有矿 化表面和脱矿化的亚表面，正如在早期蛀蚀损伤中所发现的那样。
图5a和5b中所示的分别为5Hz和500Hz的PTR信号随着处理时间 而增加，而LUM信号却轻微地减小，这与图4中的趋势一致。所观察到 的LUM幅度随脱矿化程度的增加而减小，这也和早期使用直流发光形式 的定量光激发荧光(QLF)的研究结果一致。
图6示出了一种用于邻间扫描的装置80的配置的可替选实施例，包 括三个不同的模块：1)灵活的、可手动控制的光纤激光束传递/信号收集 的手持“光头”单元82；2)具有室温IR发射检测模块的小型电光功率 传递/信号处理单元88，其包括电连接到信号发生和检测模块91的二极管 激光器驱动器104，该信号发生和检测模块91使用新技术发展水平的室 温碲锌镉汞(MCZT)检测器84，以及用于检测器84的温度控制器93； 3)系统控制和信号分析单元86。这种检测器84代表了红外线技术的新 技术发展水平。除了碲锌镉汞(MCZT)检测器以外，可以使用的其他检 测器包括：碲锌镉汞(MCZT)检测器、硒化铅(PbSe)检测器、砷化 铟(InAs)检测器、锑化铟(InSb)检测器以及砷镓铟(InGaAs)检测 器。
参考检测模块91的详细图，分别发射波长为670nm(例如，最大功 率500mW，Photonics Products)和830nm(例如，最大功率100mW， Optima Precision)的光的半导体激光器90和92中的一个被用作 PTR/LUM源，该PTR/LUM源被光耦合器94和一端光耦合到该耦合器 94的光纤96耦合进光纤束100，通过多通道光纤耦合器设计(例如，OZ Optics)，该光纤束100除了包括光纤96以外，还包括若干多模、大直径 芯的卤化银光纤(例如，Ceramoptec)98，光纤束100的另一端被光耦 合到手持光头82。
光纤束100在光末端部分144终结，光末端部分144是安装到微定位 器140的手持件，微定位器140包括三轴平移台和旋转台，用以支持光纤 末端部分144，这样，可以精确地控制样本的位置，其分辨率好于5μm。 这种精确的定位设备仅用于进行研究的实验室试验，以及临床应用，医生 仅使用该手持件144在病人嘴里可疑的牙齿周围移动。
同样可能的是，未来激光器线路和功率的其他更有效的组合对于本领 域技术人员来说是明显的或将变得明显，这取决于正在发展的激光器技 术，且都在本申请所保护的范围之内。
使用两种不同波长的两个激光光源是有利的，这有助于对数据的分 析。两种波长的源代表不同的光穿透深度，该光穿透深度是由与每个波长 相关的总消光系数、光吸收的函数以及牙釉质(或其他牙齿组织)的减小 的散射系数来控制的。发明人在由450mW、670nm的激光照射的牙的髓 室内使用热电偶的研究表明，温度增加约1℃。这种水平的温度上升被认 为对临床使用是安全的，不会对牙齿的髓组织造成伤害，还能产生可接受 的PTR信噪比(大约5到80)。
最近，使用这些类型的激光二极管的深层蛀蚀扫描测量显示出：采用 830nm源的PTR比以较低信号电平为代价的659nm源表现出更高的对亚 表面蛀蚀的空间分辨率[Jeon RJ，Mandelis A，Sanchez V，and Abrams SH.，“Non-intrusive，Non-contacting Frequency-Domain Photothermal Radiometry and Luminescence Depth Profilometry of Carious and Artificial Sub-surface Lesions in Human Teeth”，J Biomed Opt.9：804-819 (2004)，Jeon RJ，Han C，Mandelis A，Sanchez V，and Abrams SH.， “Diagnosis of Pit and Fissure Caries Using Frequency-Domain Infrared Photothermal Radiometry and Modulated Laser Luminescence”，Caries Res.38：497-513(2004)]。另一方面，对于短时间暴露于牙釉质刻蚀剂 之后而引起的牙釉质表面的酸刻蚀损伤或腐蚀，因为更短的消光深度(几 微米)，因此更短波长的源提供更高的PTR信号对比度。对这些腐蚀类的 损伤的检测和监视是这项技术的另一种应用。二极管激光器驱动器104 (例如，Coherent 6060，图1)用于将半导体激光器电流(进而功率输出) 协调地调制到1Hz到1000Hz的范围，由PC板[例如，NI PCI-5122(信 号分析器106)以及例如NI PCI-5401(函数发生器108)]构成的软件锁 相放大器的函数发生器和合适的软件110(例如，LabVIEW)来触发。 需要足够快的计算机112来处理信号。激光器驱动器104在一个时间上只 能驱动一个激光器，并且如可从图6中看出的那样存在一个开关，用于将 激光器驱动器104单独地耦合到一个激光器或另一个激光器。
通过将光纤束100的末端放置得非常接近于牙齿样本或牙齿120，激 光将被传递到牙齿样本或牙齿120(例如，牙科医生使用手持单元144来 照射病人牙齿)，这使得牙齿样本被从位于手持探头82中的光纤96的末 端发出的两种波长中的一种波长的激光照射。来自牙齿120的调制近红外 线LUM信号将被同一传输光纤96收集，通过反向连接器130而被传送 到硅光电二极管132的有源区域。然而，应当理解，除了光纤96，也可 以用其他光纤收集来自牙齿120的调制近红外线LUM信号。例如，光纤 束100中可以包括与光纤96相同的一个或多个光纤，光纤96可以专用于 简单地把激光传递到牙齿，与光纤96相同的这些其他光纤可以用于收集 调制LUM信号，它们可以具有光耦合到检测器132的近端，而不需要反 向连接器130。
同样，除了硅光电二极管132以外，也可以使用其他检测器，包括： 具有比发光光子能量窄的能带隙的任何基于半导体的光电池，以及任何其 他光电能量转换设备，如光电倍增器或任何发光光子检测器，其中发光光 子检测器可以包括锗(Ge)光电二极管、砷镓铟(InGaAs)光电二极管、 或硫化铅(PbS)光电二极管。
截止-打开有色玻璃滤光器134(例如，Oriel 51345，截止-打开波 长：715nm)被放置在用于由670nm的激光器产生的LUM测量的光探测 器132前面的U型架136中，来阻挡由牙齿120反射或散射的激光。
装置80可以包括用于调整离开光纤的光束尺寸的、附着到光纤末端 的光束扩展和聚焦的光学器件，用以调整被成像的牙齿组织区域的尺寸。
在830nm的激励下不会有发光数据，这是因为发射光激发光要求具 有比大约636nm、673nm和700nm处的发光峰值更高能量(更短的波 长)的光量子的辐射。因此，PTR信号可通过具有六个卤化银或其他适 合的可透射红外线的光纤98的同轴阵列来收集，并且利用无干涉IR透镜 元件的椭圆光学器件142将PTR信号导向MCZT检测器84，以便于得 到最大的IR功率传输。除了反射镜之外，也可以使用红外线聚焦光学元 件，这对于本领域技术人员来说是公知的。
为了临时测量调制激光功率以通过反射系数来测试系统漂移，通过将 滤光器134从核心光传输光纤96所集中到的同一硅光探测器132移开来 收集反射的源功率。为了监视调制反射系数或发光，将使用软件锁相放大 器106的第二通道。
在每次测量中，可以使用这种仪器来进行PTR/LUM频率和/或空间 坐标扫描。频率的变化范围可以从0.1Hz到1kHz或更高，以确保热扩散 长度在12μm-1mm的范围内[Jeon RJ，Mandelis A，Sanchez V，and Abrams SH.，“Non-intrusive，Non-contacting Frequency-Domain Photothermal Radiometry and Luminescence Depth Profilometry of Carious and Artificial Sub-surface Lesions in Human Teeth”，J Biomed Opt.9：804-819(2004)]。这种范围的、光热可达的亚表面深度确保了能 够监视在牙釉质的薄的再矿化表面层下的深处蛀蚀损伤或脱矿化。使用由 三轴平移台和旋转台构成的微定位器140来支撑光纤束100，这样，可以 精确地控制样本的位置，其分辨率好于5μm。
如以上关于图1的设备所进行讨论，接下来通过锁相放大器将已调制 的PTR和LUM发射解调成光热相位分量和幅度分量，以及将调制发光 信号解调成发光相位信号和幅度信号，并进行处理，以便于将光热相位信 号和幅度信号与参考样本的光热相位信号和幅度信号进行比较，以及将发 光相位信号和幅度信号与参考样本的发光相位信号和幅度信号进行比较， 以便若牙齿组织的所述部分与所述参考样本之间存在差别，则获得这些差 别，并将这些差别与牙齿组织中的缺陷进行关联。进一步的细节在 Mandelis等人于2003年6月24日提交的美国专利No.6,584,341中公开， 其全部内容通过引用合并与此。
比较步骤包括：通过求出至少两种不同频率上的光热幅度信号的比值 以及求出这两种不同频率上的发光幅度信号的比值来归一化光热幅度信 号和发光幅度信号；取两种频率上的光热相位信号的差别以及获取两种不 同频率上的发光相位信号的差别，以便消除光源强度波动的影响和仪器对 频率的依赖性。
比较还包括以下步骤：通过利用已知的辐射测量和动态(交流)发光 特性以及频率响应从参考样本获得频率扫描数据来产生基线信号传递函 数H(f)；借助于光热幅度比值、发光幅度比值以及在不同频率上的光热相 位和发光相位之间的相位差来对牙齿的表面部分和已知的健康部分进行 比较，以消除仪器的频率响应。
将发射的光热信号解调成光热相位分量和幅度分量、以及将发光信号 解调成发光相位信号和幅度信号的步骤是使用锁相放大器来执行的，而仪 器对频率的依赖性就是锁相放大器响应。参考样本可以是已知的牙齿健康 部分或其他牙齿组织，这取决于被检查的组织。
例如，图6的装置对于检查牙齿的各部分来说是很有用的，点的尺寸 确定由以下因素确定：纤芯、在光纤末端处存在或不存在聚焦光学器件(例 如，selfoc透镜)、以及出射光束与牙齿表面的距离。在正常操作仪器时， 光纤束将与所检查的牙齿表面接触。通过增加或减小光束直径，使医生能 够检查咬合面裂缝并消除裂缝的几何形状或有角部位的影响。使用更宽的 光束，就可以检测来自组织的更宽区域的信号。
图7一般性地示出了以160表示的调制红外线锁相成像系统。函数发 生器162将调制正弦波形提供给激光器驱动器164，以便于提供调制电流 给激光器166，激光器166是一种适当展开的光源，使得能够刺激牙齿组 织168的样本表面的期望区域。
PTR和LUM信号由组合的红外线照相机170(诸如InGaAs之类的、 用于交流发光的近红外线照相机以及诸如HgCdTe之类的、用于光热检测 的中红外线照相机)来收集，该组合的红外线照相机170由函数发生器 162触发，以便与激光器驱动器164同步。如任何照相机(胶片的或数字 的)那样，照相机170包括镜头或镜头组合，用于将图像投影到检测器阵 列上。图像由多个像素组成。调制IR照相机中的检测器阵列类似于数字 照相机中的图像单元。每个检测元件(像素)都因光子的激励而产生信号。 在本申请中，信号被调制，因此该信号是AC信号。该AC信号被发送到 计算机172，计算172配备有锁相放大器，使得该计算机能够把从照相机 170发送的信号逐像素地解调成幅度和相位这两个分量。然后，这些幅度 信号和相位信号被用于在监视器上产生可视的图像，以便于医生进行观 察。
以至少两倍于采样定理(4幅图像/调制周期)所要求的速率对来自于 照相机的全部图像进行收集，并将图像存储在计算机中，在适当数目的周 期内对每幅图像进行平均。用于这些图像的锁相软件产生幅度和相位图 像，其被操作者显示在计算机屏幕上。发送到计算机172的这些来自于照 相机的信号以激光调制频率来显示二维的锁相图像。
更具体地说，来自于照相机170的所发射的调制光热信号的图像被解 调成光热相位分量信号和幅度分量信号，调制发光信号的图像被解调成发 光相位信号和幅度信号。解调的信号被转换成图像，然后将光热相位信号 和幅度信号的图像与参考样本的光热相位信号和幅度信号的图像进行比 较，以及将发光相位信号和幅度信号的图像与参考样本的发光相位信号和 幅度信号的图像进行比较，若牙齿组织的所述部分与所述参考样本之间存 在差别，则获得这些差别，并将这些差别与牙齿组织中的缺陷进行关联。
除了使用红外线照相机170之外，在成像装置的另一个实施例中，也 可以使用除IR照相机170之外的调制可见光照相机174(优选为CCD照 相机)，该可见光照相机174使得能够记录可见光波长的牙齿图像。这种 组合的好处是：可以更好的控制激光束在牙齿上的位置，以及用IR照相 机拍摄医生希望拍摄的所检查的牙齿或牙根表面。调制可见光照相机除了 进行锁相PTR成像以外，还可以用于进行相位锁相LUM成像。使用CCD 可见光范围照相机174的优点是：为医生提供所检查的牙齿或牙根表面的 图像，并使医生能够在图像上标注需要检查的区域。这给医生提供了需要 长期监视的区域的永久记录。颜色变化，尤其是白色或棕色点的出现表示 存在脱矿化或再矿化的牙釉质损伤。当这些变化被定位并存储后，医生就 可以从这些区域来监视PTR和LUM的变化，并为病人提供有所述区域 的打印输出。
传统的CCD照相机174可以用于在直流模式中监视要被光热探测的 区域的准确定位和位置。另外，具有用于排除LUM频谱范围(700nm到 850nm)以外的贡献的合适滤光器的同一照相机可以被用于调制模式中， 其在如上所述的边缘中的某合适的频率上产生LUM图像；具有对于控制 计算机软件的转换。
这样，这里所公开的装置提供了一种用于处理重要的牙齿问题的非常 有用的方法，例如，检测和/或诊断光滑的表面的损伤、咬合面坑和裂缝 损伤以及牙齿之间的邻间损伤，这些通常都是使用X射线的射线照相和 可视检查所检测不出来的。本仪器也可以检测早期脱矿化的牙齿或牙根区 域，和/或再矿化的牙齿或牙根区域，以及沿着包括牙冠、镶嵌物、填充 物等的修复物边缘的缺陷。这里公开的如图6所示的仪器能够检查牙齿局 部的点，图7的仪器能够通过使用多阵列红外线照相机(图7)来对目标 牙齿的亚表面进行调制成像。可见光照相机用于监视牙齿表面的变化，例 如白点以及脱矿化或再矿化的牙齿表面的其他迹象。
因此，基于使用图6和/或图7的装置来对病人的牙齿进行扫描的结 果，如果医生检测到例如在任何牙齿表面上的包括脱矿化和再矿化的牙釉 质或牙根的蛀蚀损伤、包括脱矿化和再矿化的腐烂损伤，那么，他/她就 可以监视所述区域或制定修正措施，通过使用激光来处理牙齿，即：i) 去除腐烂或蛀蚀的牙齿材料；ii)使用牙体预备设计的已知处方来预备牙 体；iii)使用激光来改变表面；iv)改变表面，使得能够吸收各种介质以 增强再矿化；v)采用能够密封表面或促进表面的再矿化的介质；vi)在 牙齿表面上制备或设置材料来修复牙齿，以便于使用合适的激光器电流量 传输协议、通过脉冲波形工程来形成和进行对光辐射传递和热能产生的精 确的、最优化的控制。
在执行这些不同的修正步骤来修复牙齿的过程中，医生使用图6或图 7的装置，借助于结合的PTR和LUM，可以监视在牙齿状况的干涉变化 期间的牙齿组织。
这里公开的使用相结合PTR/LUM的设备可以与其他检测系统相结 合，以便于提供关于所检查的损伤或缺陷的状态的附加信息，其中，其他 检测系统例如为：数字光纤透照(DIFOTI)系统、定量光激发荧光(QLF) 系统、光学相干断层成像(OCT)系统，以及电阻抗龋病监测(ECM) 系统。文献中具有对所提及的这些技术的每一种在如何检测损伤以及它们 的各种缺点方面的现有描述。QLF能够检测从牙釉质表面到与下一层的 结合处或牙本质的整个深度的发光。发光中的颜色变化被用于检测和监视 脱矿化和再矿化。QLF不能够进行任何的深度轮廓分析检查，但是只要 牙齿表面参考点的取向不变，QLF就可以监视损伤的尺寸变化。
电阻抗龋病监测系统监视干燥的牙齿表面中的电势变化。文献中对该 技术有描述，且在该技术中需要用于监视的干燥区域。它目前不能够提供 关于蛀蚀损伤或脱矿化区域的任何深度信息。
此外，本实验室装置可被用于在体外检测和监视人造损伤和/或自然 损伤。于是，该装置可用于在体外测试用于在包括牙根表面的牙齿表面上 产生腐蚀损伤、脱矿化损伤或人造蛀蚀损伤的各种技术、材料或物质的效 果。此外，PTR和LUM还可以用于检测由于各种物质的应用而引起的这 些损伤的变化。PTR和LUM可以用来检测在将各种物质应用到牙齿或牙 根表面之后脱矿化和/或再矿化的量和程度。而且，PTR可以与其他灵敏 的但有破坏性的技术如MicroCT和TMR相结合，来测量损伤变化并提 供各损伤的可视表达。
如这里所使用的术语“包括”和“包含”被解释为是包括的、可扩展 的、不排他的。特别地，在用于包括权利要求的本说明书时，术语“包括” 和“包含”以及它们的各种变化指特定特征，步骤或组件包括在内。这些 术语不被解释为排除其他特征、步骤或组件的存在。
对本发明的优选实施例的以上描述用于说明本发明的原理，而不是将 本发明限制于所描述的特定实施例。希望以下权利要求及其等同物包括由 所有实施例限定的本发明的范围。
表1.用于可视检查、DIAGNOdent、X射线和组织学观察的诊断标准

表2.PTR和LUM的频率扫描曲线的特征
  信号   一般特征   用于确定数字等级的转   换方程  PTR幅度  对数-对数图上的健康点  的形状从低频(1Hz)到  高频(1000Hz)的范围内  几乎是线性的。在整个频  率范围内，不健康点(脱  矿化的表面、牙釉质蛀蚀  或牙本质蛀蚀)表现出比  健康点更大的幅度。在对  数图上的10～100Hz的  频率范围内不健康点呈  现(大于健康点)弯曲。   (低频处的斜率)-(高   频处的斜率)   4个频率的平均  PTR相位  对数(频率)-线性(相位)  图上的健康点的形状从  低频(1Hz)到高频  (1000Hz)的范围内几  乎都是线性的。不健康点  在低频范围内呈现比健  康点更大的相位，而在高  频范围内相反。   (2个低频率(1Hz、   6.68Hz)上的相位的平   均)-(2个高频率(211.35   Hz、1000Hz)上的相位   的平均)  LUM幅度  健康的和不健康的点呈  现出相同的形状：在低频  处比在高频处具有更大  的幅度。  不健康点呈现比健康点  更大的幅度。   在3个频率(1Hz、   211.35Hz、501.18Hz)上   的平均  LUM相位  仅在高频范围(＞100Hz)，  不健康点呈现比健康点  更大的相位。   高频率(501.18Hz)上的   一个相位信号
表3.针对各种检查方法的、在牙釉质蛀蚀等级(D2)和牙釉质蛀蚀等级 (D3)处的灵敏度和特异性
  检查方法   灵敏度阈值   (D2/D3)   特异性阈值   (D2/D3)  样本尺寸(点的数  目)   PTR和LUM结合   0.81/0.79   0.87/0.72   280   仅PTR   0.69/0.52   0.86/0.72   280   仅LUM   0.61/0.58   0.81/0.77   280   可视检查   0.51/0.36   1.00/1.00   52   射线照相   0.29/0.36   1.00/0.85   52   DIAGNOdent   0.60/0.76   0.78/0.85   131
相关美国专利申请的交叉引用
本专利申请涉及2005年7月18日以英文提交的标题为 “SIMULTANEOUS FREQUENCY-DOMAIN INFRARED PHOTOTHERMAL RADIOMETRY(PTR) AND MODULATED LASER LUMINESCENCE(LUM)APPARATUS FOR DIAGNOSTICS OF DEFECTS IN TEETH”的临时专利申请No.60/699,878，其全部内容通过 引用合并与此。