DE69729216T2

DE69729216T2 - Gerät zum elektronischen darstellen eines zahnes durch transillumination durch licht

Info

Publication number: DE69729216T2
Application number: DE69729216T
Authority: DE
Inventors: Marek Elbaum; Michael Greenebaum; Adam Jacobs; Sunguk Keem; H. Allen SCHNEIDERMAN; S. Theodore SHULTZ
Original assignee: ELECTRO-OPTICAL SCIENCES Inc; Electro Optical Sciences Inc
Current assignee: Mela Sciences Inc
Priority date: 1996-12-31
Filing date: 1997-12-31
Publication date: 2005-05-25
Anticipated expiration: 2018-01-01
Also published as: EP0950228A4; WO1998029050A2; US6201880B1; AU5721198A; EP0950228B1; EP0950228A2; DE69729216D1; WO1998029050A3

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Diese Erfindung bezieht sich auf die Methode und das Gerät zur Beleuchtung von Zähnen. Die Erfindung bezieht sich insbesondere auf die Beleuchtung eines Zahns mithilfe von Licht und die Aufnahme von Bildern des beleuchteten Zahns.
TECHNISCHER HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die am häufigsten angewendeten klinischen Methoden zur Erkennung von Zahnkaries sind Abtastuntersuchung und Röntgendiagnostik, beides Methoden mit erheblichen Unzulänglichkeiten. Bei der Abtastuntersuchung wird herkömmlicherweise eine Zahnsonde verwendet, die die Entwicklung irreversibler Karies durch traumatische Veränderungen der Zahnstruktur beschleunigen kann. Röntgendiagnostik bedingt den Einsatz von Röntgenstrahlung, einer ionisierenden Strahlung, die für den Patienten gesundheitsschädlich sein kann. Der Einsatz weicher Röntgenstrahlung mit digitaler Abtastung der Röntgenstrahlen und Verstärkung des Bildkontrasts durch den Computer liefert eine deutlich schlechtere Auflösung als die, die mithilfe eines Röntgenfilms erzielt werden kann.
Eine andere klinische Methode besteht in der visuellen Inspektion eines mit Licht beleuchteten Zahns. Durchleuchtung mit Licht kann das Vorhandensein von Karies anzeigen, da von Zahnfäule befallende Zahnsubstanz eine größere Lichtstreuung bewirkt und mehr Licht absorbiert als die umgebende gesunde Zahnsubstanz. Ein von Zahnfäule befallener Bereich wird daher dunkler erscheinen als das umgebende Gewebe. Wenn die Zahnfäule weit genug fortgeschritten ist, um ein Loch entstehen zu lassen, wird mehr Licht den Zahn durchqueren.
Zahndiagnose mittels Durchleuchtung der Zähne mit sichtbarem Licht geht Berichten zufolge auf das Jahr 1865 zurück. Siehe dazu z. B. G. R. Winter et al.,"Transillumination in the Oral Cavity" Dental Digest 106–109 (März 1949). Diese Technik hat sich zur faseroptischen Transillumination ("FOTI") weiterentwickelt, eine Methode, bei der mittels Lichtwellenleiter Licht an die Zähne abgegeben wird. Seit 1968 setzen nur vergleichsweise wenige Zahnärzte FOTI zur Kariesuntersuchung ein. Siehe dazu z. B. J. Friedman und M. I. Marcus, "Transillumination of the Oral Cavity with Use of Fiber Optics", 80 J Am Dent Assoc 801–809 (Apr. 1970); J. Barenie et al., "The Use of Fiber Optics Transillumination for the Detection of Proximal Caries", 36 Oral Surg 891–897, No. 6 (Dez. 1973).
Ein typisches FOTI-Gerät verwendet eine Glühlichtquelle mit zwei Intensitätsstufen zur Beleuchtung des Zahns mittels eines Lichtwellenleiterbündels. Das Licht, das den Zahn durchquert, wird durch ein weiteres Lichtwellenleiterbündel übertragen und kann entweder auf einer Mattscheibe oder mittels einer Kamera auf fotografischem Film dargestellt oder mit bloßen Augen gesehen werden. Siehe dazu z. B. US Patent Nr. 4.446.197 to Provost.
Bisher war es schwierig, zuverlässige FOTI-Bilder mit signifikanten klinischen Aussagen zu erhalten. Schwankungen der Intensität, der Position der Beleuchtungsquelle und des Blickwinkels der Kamera beispielsweise gestalten die Erstellung von FOTI-Bildern sehr variabel und verhindern eine Anwendung in der Praxis. Es ist bereits schwierig, zwei identische FOTI-Bilder desselben Zahns zu erhalten. Daher ist es schwierig, aktuelle FOTI-Bilder mit früheren FOTI-Bildern zu vergleichen, um Veränderungen an dem Zahn über die Zeit aufzuzeigen. Es ist ebenso schwierig, einen Standard für FOTI-Bilder zu erarbeiten, an dem abgelesen werden kann, ob Karies vorhanden ist oder nicht. Solange mithilfe von FOTI keine zuverlässigen und reproduzierbaren Bilder mit aus klinischer Sicht relevantem Interesse erstellt werden können, wird sie eine selten angewandte klinische Methode bleiben. Siehe dazu z. B. K. W. Stephen, et al., "Comparison of Fiber optic transillumination with clinical and radiographic caries diagnosis", 15 Comm Dent Oral Epidemiol 91–94 (1987); A. D. Sidi, M. N. Naylor, "A comparison of bitewing radiography and interdental transillumination as adjunct to the clinical identification of approximal caries in posterior teeth", 164 Brit Dent J 15–17 (1988); und S. Eliassen, et al., "Root carries: a consensus conference statement," 16 Swed Dent J 21–25 (1992).
In DE-A-43 07 411 wird ein Gerät zur Beleuchtung eines Zahns von Interesse entsprechend der Präambel des Patentanspruchs 1 beschrieben.
Obwohl mehrere Methoden zur Erzeugung reproduzierbarer Ergebnisse vorgeschlagen wurden, erweist sich keine als zweckmäßig. In einer der vorgeschlagenen Varianten werden z. B. eine ausgeblendete Beleuchtungsquelle und ein Scan Detektor eingesetzt. Siehe dazu z. B. A. O. Wist, at al., "Increased spatial resolution for light images of tissues especially for teeth", 1984 SPIE 52–64 (März 1993). Eine derartige Konfiguration leidet unter unzureichender Lichtausbeute und mangelt an ausreichender Flexibilität für den routinemäßigen klinischen Einsatz. Keine der bis heute vorgelegten bekannten FOTI-Versionen gewährleistet die für angemessene Qualität und Reproduzierbarkeit der Ergebnisse unbedingt notwendige Kontrollierbarkeit.
Die vorliegende Erfindung strebt die Überwindung der oben genannten Probleme durch die Bereitstellung eines Geräts zur Durchleuchtung eines Zahns von Interesse an, indem ein Mundstück vorgesehen wird, das wiederholbar in Bezug auf den Zahn in den Mund eingesetzt werden kann.
Zu diesem Zweck zeichnet sich das Gerät der Erfindung durch die in der Beschreibung der Kennzeichen der in Patentanspruch 1 angeführten Merkmale aus.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung reduziert die Variabilitätsfaktoren bei der Aufnahme der Bilder, die sowohl die angemessene Darstellung eines Zahns durch Licht stören als auch die Reproduzierbarkeit der Bilder des Zahns verhindern, und verbessert die Aufnahme klinisch signifikanter Informationen. Es wird beispielsweise eine elektronische Kamera, wie etwa eine Kamera mit integriertem Ladungskopplungsspeicher (charge-coupled-device, "CCD") oder eine Videokamera, zur Aufnahme des durchleuchteten Zahns verwendet. Elektronische Bildbearbeitung, insbesondere mittels CCD, ermöglicht die Beobachtung des Zahns in Echtzeit unter verschiedensten Bedingungen, so dass der Bediener ein Vollbild des Bereichs von Interesse zur weiteren Verarbeitung aufnehmen und nahezu in Echtzeit überprüfen kann. Eine CCD-Kamera ist aufgrund ihres hohen Störabstands von besonderem Vorteil. Die Intensität der Beleuchtungsquelle sollte vorteilhafterweise automatisch gesteuert werden, um die optimale Intensität zur Abbildung des Zahns zu bestimmen und dabei eine Sättigung der Kamera zu vermeiden. Der Intensitätsbereich kann dann mit verbessertem Bildkontrast und höherer Auflösung linear auf einen Standardbereich zur Bilddarstellung abgebildet werden. Auch der Aufnahmewinkel des den Zahn durchquerenden Lichts durch die Kamera kann so gesteuert werden, dass der Vorgang wiederholbar wird. Die Bilder können digitalisiert und einer Digitalverarbeitung unterzogen werden. Wavelet-Transformationen wurden als besonders vorteilhaft für die Verbesserung der Empfindlichkeit und der Stabilität des Bildes befunden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung umfasst die Methode der Bilderfassung eines Zahns die Beleuchtung einer Oberfläche des Zahns mit Lichtstrahlung und elektronische Abbildung des Zahns von einer unbeleuchteten Oberfläche. Die elektronische Bildverarbeitung kann von einer elektronischen Kamera, die vorteilhafterweise mit einem CCD ausgestattet sein sollte, oder von einer Videokamera durchgeführt werden. Idealerweise werden die Etappen der Beleuchtung und der Bildverarbeitung mehrere Male der Reihe nach durchgeführt, so dass die Lichtstrahlung automatisch angepasst werden kann um so eine Sättigung der Kamera zu vermeiden. Zumindest ein Teil der Bilder sollten aus unterschiedlichen Winkeln bezüglich des Zahns aufgenommen werden. Wenn die elektronische Kamera mit einem CCD ausgestattet ist, sollten die entstandenen Digitalaufnahmen durch Wavelet-Amplitudenrepräsentation, Wavelet-Phasenrepräsentation oder beide aufgewertet werden. Wenn eine Video-Kamera eingesetzt wird, können die Bilder digitalisiert und anschließend aufgewertet werden.
Ein aktuelles Bild des Zahns kann mit einem früher aufgenommenen Bild desselben Zahns verglichen werden, um z. B. durch numerische Korrelation zwischenzeitliche Änderungen erkennen zu können.
Es können auch mehrere Zähne beleuchtet und mithilfe des von den Zähnen reflektierten Lichts abgebildet werden.
Ebenfalls gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein System zur Bilderfassung des Zahns durch Durchleuchtung offenbart, das eine Beleuchtungsquelle zur Beleuchtung des Zahns, eine elektronische Kamera, Mittel zur Übertragung des den Zahn durchquerenden Lichts zur Kamera, eine digitale Verarbeitungseinheit, die mit der elektronischen Kamera verbunden ist und einen Bildschirm zur Darstellung der Bilder, der mit der digitalen Verarbeitungseinheit verbunden ist, umfasst. Die Beleuchtungsquelle zur Beleuchtung einer Oberfläche eines Zahns von Interesse kann eine Lampe hoher Intensität sein, die an einen Lichtwellenleiter angeschlossen ist. Ein kleiner Laser, eine Laserdiode, eine Leuchtdiode oder eine Miniaturglühlampe kann ebenfalls als Beleuchtungsquelle verwendet werden. Die elektronische Kamera kann mit einem CCD ausgerüstet sein, oder es kann sich um eine Videokamera handeln. Es sollte ein System zur automatischen Intensitätsanpassung der Kamera, wie beispielsweise eine mit der Beleuchtung und der Kamera gekoppelte digitale Verarbeitungseinheit vorgesehen werden, um die Sättigung der Kamera zu vermeiden. Die Mittel zur Übertragung des Lichts können einen oder mehrere Spiegel zur Spiegelung des den Zahn durchquerenden Lichts auf einen Linsenaufbau beinhalten, der das Licht auf die Kamera fokussiert. Es sollte auch ein Handstück zur Positionierung in Nähe des Zahns vorgesehen werden, wobei die Kamera, die Mittel zur Übertragung des Lichts und die Beleuchtungsquelle Teil des Handstücks sind. Das Handstück erfasst die gewählten Flächen der Zähne und legt einen Referenzrahmen fest, so dass der Zahn bezüglich dieses Referenzrahmens wiederholt beleuchtet und abgebildet werden kann.
Wenn die Kamera über einen CCD verfügt, sollten die entstandenen Digitalbilder vorteilhafterweise unter Verwendung der digitalen Verarbeitungseinheit mittels Wavelet-Amplitudenrepräsentation, Wavelet-Phasenrepräsentation oder beide aufgewertet werden. Wenn eine Videokamera verwendet wird, können die aufgenommenen Bilder digitalisiert und anschließend aufgewertet werden.
Die digitale Verarbeitungseinheit, bei der es sich um einen Rechner handeln kann, vergleicht z. B. mittels numerischer Korrelation ein aktuelles Bild eines Zahns mit einem zuvor aufgenommenen Bild desselben Zahns zur Erkennung von Veränderungen über die Zeit.
Das System kann darüber hinaus eine Beleuchtungsquelle zur Beleuchtung einer Vielzahl von Zähnen sowie Mittel zur Übertragung des von dem Zahn reflektierten Lichts an die Kamera zur Aufnahme des Bildes umfassen.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung hat das Gerät zur Beleuchtung eines Zahns von Interesse einen Griff mit einem vorderen Ende und einer waagrechten Platte zur Auflage auf eine Beiß- oder Schnittfläche des Zahns. Die Platte ist vorzugsweise drehbar mit dem vordern Ende gekoppelt. Die waagrechte Platte hat eine erste Kante nahe dem vorderen Ende und eine zweite, weiter von dem vorderen Ende entfernte Kante. Eine senkrechte Wand ist rechtwinklig an der zweiten Kante befestigt und eine erste Spitze, die dazu geeignet ist, gegen eine proximate Fläche des Zahns zu drücken, steht über eine Kante der senkrechten Wand in Richtung des vorderen Endes hinaus. Ein Mittel zur Beleuchtung des Zahns, z. B. ein an die Beleuchtungsquelle gekoppelter Lichtwellenleiter, z. B. ein kleiner Laser, eine Laserdiode, eine Leuchtdiode oder eine Miniaturglühlampe, befindet sich in der an die erste Spitze anstoßenden senkrechten Wand. Ein Mittel zur Aufnahme des den Zahn durchquerenden Lichts ist am vorderen Ende gegenüber dem Beleuchtungsmittel befestigt und zwar in ausreichendem Abstand davon, so dass der Zahn dazwischen aufgenommen werden kann. Bei den Mitteln zur Aufnahme des Lichts kann es sich z. B. um einen oder mehrere Spiegel handeln. Eine zweite Spitze ist so angebracht, dass sie an der der ersten Spitze gegenüberliegenden Seite des Beleuchtungsmittels über die senkrechte Wand hinaus steht. Eine gegebenenfalls mit CCD ausgerüstete Kamera kann sich im Griff befinden. Das Gerät kann wiederholbar in Bezug auf den Zahn positioniert werden und ermöglicht somit die reproduzierbare Bildaufnahme des Zahns.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist eine schematische Darstellung eines Geräts zur bildlichen Wiedergabe von Zähnen gemäß einer der Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung;
2 ist eine Teildraufsicht auf den Querschnitt eines Handstücks gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung und zusammen mit dem in 1 dargestellten System zu verwenden;
2a ist eine Teildraufsicht auf den Querschnitt eines Handstücks, das im Inneren einen Lichtwellenleiter zur Übertragung des Lichts an die Kamera enthält;
3 ist eine Seitenansicht des in 2 dargestellten Handstücks;
4 ist eine Vorderansicht des entfernten Teils des Handstücks 50 der in 3 dargestellten Ansicht;
5 ist eine vergrößerte Vorderansicht des entfernten Teils des in 3 dargestellten Handstücks in Position über einem Zahn von Interesse;
6a ist eine Seitenansicht des vom Handstück abgetrennten Griffs;
6b–6c sind jeweils Draufsichten auf zwei spiegelgleiche Mundstücke, mithilfe derer alle Zähne im Mund erreicht werden können;
7a, 8a und 9a sind Draufsichten auf das Handstück mit nach links gedrehtem Beleuchtungsteil, in einer Mittelposition und mit nach rechts gedrehtem Beleuchtungsteil;
7b, 8b und 9b zeigen die verschiedenen Aufnahmen des Zahns durch die Kamera, wobei sich der Beleuchtungsteil jeweils in den in 7a, 8a und 9a dargestellten Positionen befindet;
7c, 8c und 9c zeigen die Position des zweiten Spiegels in Bezug auf den Zahn, wobei sich der Beleuchtungsteil jeweils in den in 7a, 8a und 9a dargestellten Positionen befindet;
10 ist ein Querschnitt der Ansicht in 5 entlang der Schnittlinie 10-10 zur Darstellung der Beziehung zwischen den Spitzen, dem Zahn von Interesse und den angrenzenden Zähnen;
11 ist ein Querschnitt des Zahns von Interesse und den angrenzenden Zähnen entlang der Schnittlinie 11-11 in 10, in dem die Spitzen und die waagrechte Platte zur besseren Veranschaulichung ihrer Position in Bezug auf die Zähne im Querschnitt dargestellt werden;
12 ist ein bezüglich der wesentlichen Flächen des Zahns von Interesse aufgestelltes Koordinatensystem, das die Referenzpunkte des Zahns aufzeigt;
13 ist eine Seitenansicht einer weiteren Ausführungsform des Handstücks zur intraoralen Aufnahme mindestens eines Teilbereichs des Mundes;
14 ist ein Flussdiagramm eines Verfahrens zur Kontrolle der Parameter der Bildaufnahme gemäß einer der Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung;
15 ist eine schematische Darstellung des Laborgeräts, das zur Vorstellung der vorliegenden Erfindung verwendet wurde;
16a–16f sind eine Reihe lingualer und labialer Bilder eines Zahns, die mithilfe des in 15 dargestellten Laborgeräts angefertigt wurden, wobei in einem eingeblendeten Feld die Beleuchtungs- und Aufnahmewinkel in Bezug auf den Zahn angezeigt werden;
17a ist eine Richtungsmatrix, die bei der Wavelet-Zerlegung bezüglich des Zahns von Interesse verwendet wird;
17b zeigt die Translation der Winkel der x/y-Komponenten auf die in 17a dargestellte Richtungsmatrix;
18 ist ein Flussdiagramm einer bevorzugten Wavelet-Zerlegung, die in der vorliegenden Erfindung verwendet wurde;
19a–9c zeigen eine Reihe von unverarbeiteten Bildern, sowie die zugehörigen Wavelet-Amplituden- und Wavelet-Phasenrepräsentationen auf verschiedenen Ebenen der Wavelet-Transformation;
20a zeigt eine Reihe von Bildern, die die Auswirkungen der Änderung der Wellenlänge auf die mithilfe der Wavelet-Repräsentation erzielten Bilder verdeutlichen;
20b ist eine grafische Darstellung einer Linienanalyse über eine Läsion an den durch dünne weiße Linien in den drei linken Bildstreifen in 20a angezeigten Positionen;
21 ist ein Flussdiagramm eines bevorzugten Pattern-Matching-Verfahrens, das in der vorliegenden Erfindung verwendet wird;
22a sind Modulus-Maxima-Repräsentationen der Wavelet-Magnitudenrepräsentation eines Zahns für die Ebenen 1–3 eines DIFOTI^TM-Bildes (siehe Legende);
22b zeigt die Begrenzungslinie, die sich aus der Zerlegung der in 22a dargestellten Bilder ergibt;
22c zeigt die längste Kette der in 22b abgebildeten Wavelet-Repräsentation der Ebene 2 des Zahns bei verschiedenen Lichtintensitäten;
23a ist eine dreidimensionale grafische Darstellung der normalisierten Kreuzkorrelation (NCC) über der Waveletauflösung (Ebene) und über der relativen Lichtintensität (Intensität) für Pattern-Matching im Waveletbereich gemäß des in 21 dargestellten Verfahrens;
23b ist eine grafische Darstellung der Standardabweichung der NCC-Werte über dem in 23a verwendeten Raster;
24a zeigt eine Reihe von Bildern als Wavelet-Magnitudenrepräsentationen, namentlich ein Originalbild, ein Bild mit um 30% reduzierter Intensität und ein Bild mit reduzierter Intensität und einem hinzugefügten Artefakt, die paarweise mittels Berechnung der normalisierten Kreuzkorrelation (NCC) verglichen werden;
24b ist eine dreidimensionale grafische Darstellung der NCC über Intensität und Auflösung, wobei das Originalbild der 24a mit dem Bild reduzierter Intensität der 24a verglichen wird; und
24c ist eine dreidimensionale grafische Darstellung der NCC über Intensität und Auflösung, die die Empfindlichkeit auf die simulierte "Läsion" aus 24a im Wavelet-Koeffizientenbereich aufzeigt.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
1 stellt die wesentlichen Komponenten eines Systems 10 zur Abbildung von Zähnen gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung schematisch dar. Die bevorzugte Ausführungsform des Systems 10 wird als digitales faseroptisches Transilluminationssystem (Digital Imaging Fiber Optic Transillumination System, "DIFOTI^TM") bezeichnet. Das System 10 umfasst eine Beleuchtungsquelle 11, die über einen Lichtwellenleiter oder ein Lichtwellenleiterbündel 14 Licht an ein Handstück 12 abgibt. Das Handstück 12 besitzt einen Ausgangsteil 16, über den Licht aus dem Handstück 12 austritt, um einen zu untersuchenden Zahn 18 zu beleuchten, sowie einen Bildeingangsteil 20 zur Aufnahme des den Zahn durchquerenden Lichts. Der Ausgangsteil 16 und der Bildeingangsteil 20 des Handstücks 12 begrenzen einen Zwischenraum zur Aufnahme des Zahns 18. Ein vorteilhaftes Handstück gemäß der vorliegenden Erfindung wird nachfolgend beschrieben.
Die Bildebene einer elektronischen Kamera 24 kann optisch mittels eines separaten Lichtwellenleiters oder eines Lichtwellenleiterbündels 23 an den Bildeingangsteil 20 des Handstücks 12 gekoppelt werden. Bei der Kamera sollte es sich vorteilhafterweise um eine CCD-Kamera mit einer mit dem Lichtwellenleiter 23 verbundenen ladungsgekoppelten Bildmatrix handeln. Der CCD kann auch, wie im Hinblick auf die in 2 dargestellte Ausführungsform beschrieben, in das Handstück 12 integriert sein. Eine CCD-Kamera wird aufgrund ihres hohen Störabstands und der direkten Erstellung digitaler Signale zur sofortigen Verarbeitung vorgezogen. Eine intraorale Kamera könnte auch im Mund an der der beleuchteten Seite des Zahns gegenüberliegenden Seite positioniert werden. Alternativ kann eine Videokamera verwendet werden, wobei die Videobilder anschließend digitalisiert werden.
Die Kamera 24 hat einen Ausgang zur Weitergabe der Bilder an einen Rechner 26. An den Rechner 26 ist ein Bildschirm 28 angeschlossen, z. B. eine Kathodenstrahlröhre (CRT) oder ein Flüssigkristallbildschirm (LCD). Zur Eingabe der Daten und zur Bedienung des Rechners in nachfolgend beschriebener Weise werden vorteilhafterweise eine Tastatur 30, eine Maus 32, eine Fußsteuerung 34 und/oder eine Handsteuerung 36 an den Rechner 26 angeschlossen. Darüber hinaus sollte ein Hardcopy-Terminal, wie z. B. ein Drucker 38 an den Rechner 26 angeschlossen werden. Die Handsteuerung 36 sollte vorteilhafterweise am Griff 22 des Handstücks 12 vorgesehen werden.
Der Rechner 26 sollte mindestens mit 40 MHz getaktet sein und über 16 Megabyte RAM-Speicher verfügen. Es kann beispielsweise ein 1486 Personal Computer oder ein gleichwertiger Rechner eingesetzt werden. Es können auch leistungsfähigere Prozessoren verwendet werden. Bei dem Bildschirm 28 kann es sich z. B. um einen 14-Zoll Standardmonitor mit Graustufenanzeige handeln.
Die Beleuchtungsquelle 11 ist eine Lichtquelle hoher Intensität, z. B. eine 24-Watt Metalldampf-Kurzbogenlampe. Die Intensität der Lampe sollte vorteilhafterweise mittels einer regelbaren, stabilisierten Spannungsversorgung eingestellt werden. Eine passende Lampe ist z. B. das Modell EXPO794 der Welch Allyn Corp., Lighting Products Division, Skaneateles Falls, New York 13153. Es kann auch die 50-Watt-Version der EXPO794 verwendet werden. Darüber hinaus können andere Lichtquellen hoher Intensität, z. B. ein kleiner Laser, eine Laserdiode, eine Leuchtdiode ("LED") oder eine Miniaturglühlampe zur Beleuchtung des Zahns verwendet werden, entweder mittels des Lichtwellenleiters 14 oder direkt durch Einsatz in das Handstück 12.
Zur Bestimmung eines oder mehrerer wählbarer Spektralbänder zur Beleuchtung sollten vorteilhafterweise Entstörfilter vorgesehen werden. Die Filter können z. B. in ein Filterrad (nicht dargestellt) eingesetzt werden. Mit besonderem Vorteil werden vier Wellenlängenbänder, zentriert um 500 nm, 600 nm, 700 nm und weißes Licht eingesetzt. Die Spannungsversorgung der Beleuchtungsquelle 11 und das Filterrad sollten vorteilhafterweise an den Rechner 26 angeschlossen werden, so dass die Intensität und die Wellenlänge des Lichts angepasst werden können. Es können auch andere Methoden zur Steuerung der Intensität, z. B. Filter, verwendet werden. Unterschiedliche Wellenlängenbänder liefern unterschiedliche Kontraste, was sich als Erleichterung bei der Erkennung von Karies oder anderer Zustände erwiesen hat.
Die Anpassung der Intensität des Lichts zur Beleuchtung des Zahns ist von Vorteil, da die unterschiedliche Dicke und Dichte der verschiedenen Zahntypen eine unterschiedliche Lichtintensität zur optimalen Beleuchtung und Analyse erfordern. Darüber hinaus kann die Anpassung der Lichtintensität zur Vermeidung der Sättigung des CCD dienen. Vorteilhafterweise wird die Intensität kontinuierlich über einen vordefinierten Schwankungsbereich geregelt.
Die Lichtwellenleiter 14 und 26 können jeweils Einzelfasern mit einem Durchmesser der Größenordnung 1 mm oder weniger sein. Die für Laborvorführungen verwendeten Fasern hatten einen Durchmesser von 0,365 mm, 0,22-NA. Es kann auch z. B. ein Faserbündel mit einem Durchmesser von 3 mm verwendet werden. Der Lichtwellenleiter 26 sollte aus bilderhaltenden Fasern oder Faserbündeln bestehen. Der Lichtwellenleiter sollte entweder autoklavierbar oder von einer dünnen, abnehmbaren Plastikhülle ummantelt sein. Vorteilhafterweise sollte nicht die gesamte Seite des Zahns beleuchtet werden, um die Aufnahme von um den Zahn herum strahlenden Lichts zu vermeiden. Derartige Lichtstrahlung enthält keine nützlichen Informationen.
Als Kamera 24 kann z. B. eine mit einer 23 mm Schneider f/1,4 Xenoplan Linse und einem Aufsatz zur Reduzierung des Blickfelds ("Field of View, "FOV") ausgestattete Toshiba ½'' Modell IK-541 P-A High Resolution CCD (720 × 570 Pixel) verwendet werden. Der Bildmaßstab wurde auf 43 Pixel/mm mit einem Blickfeld (FOV) von 11,5 mm eingestellt. Es sind kleinere Kameras, z. B. das Toshiba 1/3'' Modell IK-UM42A erhältlich. Es kann auch eine Videokamera eingesetzt werden, wobei in diesem Fall das Videobild vor Übertragung an den Rechner zur Verarbeitung digitalisiert werden muss.
Als Drucker kann ein preisgünstiger Hard-Copy-Drucker, z. B. ein im Handel erhältlicher 600 dpi Laserdrucker verwendet werden. Der Ausdruck kann auch als Pseudofarbbild mit einer Auflösung erfolgen, die mit gängigen preisgünstigen Tintenstrahl-Farbdruckern kompatibel ist, beispielsweise 360 × 720 oder 720 × 720 dpi. Ausgehend von gespeicherten Bilddateien können Sie mit beiden Ausgabearten jederzeit Hardcopies erstellen.
Zur Speicherung der Bilder sollte ein zusätzliches Speichergerät 26a, z. B. ein Floppydisklaufwerk, ein Bandlaufwerk, ein ZIP-Laufwerk, ein JAZ-Laufwerk oder ein WORM-Laufwerk an den Rechner 26 gekoppelt werden.
2 ist eine Teildraufsicht auf den Querschnitt eines Handstücks 50 gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung, das zusammen mit dem in Bild 1 dargestellten System zu verwenden ist. 3 ist eine Seitenansicht des in Bild 2 dargestellten Handstücks 50 und 4 ist eine Vorderansicht des entfernten Teils des Handstücks 50 der in Bild 3 dargestellten Ansicht. Das Handstück 50 sollte vorteilhafterweise zwei abtrennbare Teile umfassen, einen Griff 52 und ein Mundstück 54. 6a ist eine Seitenansicht des vom Mundstück 54 abgetrennten Griffs 52. 6b–6c sind jeweils Draufsichten auf zwei spiegelgleiche Mundstücke 54a und 54b, mithilfe derer alle Zähne im Mund erreicht werden können. Wenn das in 6b dargestellte Mundstück 54a am Griff 52 angebracht ist, können damit, entsprechend der Sicht des Benutzers, Bilder der bukkalen Zahnflächen im oberen rechten und unteren linken Quadranten und der lingualen Zahnflächen im unteren rechten und oberen linken Quadranten wiedergegeben werden. Das in 6c dargestellte Mundstück 54b, das ein Spiegelbild des in 6b dargestellten Mundstücks 54a ist, ermöglicht die Wiedergabe von Bildern der lingualen Zahnflächen im unteren rechten und oberen linken Quadranten.
Erneut in 2 wird der Griff 52 in einem röhrenförmigen Teil 56 des Mundstücks 54 aufgenommen. Der Außendurchmesser des Griffs 52 und der Innendurchmesser des röhrenförmigen Teils 54 sind so dimensioniert, dass sie schlüssig sitzen. Vorteilhafterweise sollte der Rand am entfernten Ende des Griffs 52 leicht nach innen abgeschrägt sein, so dass das Einführen in den röhrenförmigen Teil 54 erleichtert wird. Eine Feststellvorrichtung, wie z. B. ein lösbarer Clip 57, kann am Griff 52 an der in 6b und 6c dargestellten Verbindungsstelle zwischen dem Vorsprung 58 und dem röhrenförmigen Teil 56 vorgesehen werden, um den Sitz des Griffs im Mundstück zu sichern. Das Mundstück 54 und der Griff 52 werden als röhrenförmig beschrieben, sie können aber auch andere Formen haben.
Der Abschnitt 14a des in 1 dargestellten Lichtwellenleiters oder Leiterbündels verläuft durch den Griff 52 (dargestellt in 2) und ist an einen Abschnitt 14b gekoppelt, der durch den hinteren Teil des röhrenförmigen Teils 56 führt. Der Abschnitt 14b tritt aus dem röhrenförmigen Teil 54 in der Nähe des vorderen Endes aus. Der am vorderen Ende des röhrenförmigen Teils 56 befestigte Beleuchtungsteil 60 sollte vorteilhafterweise drehbar angebracht sein. Aus einem Block 64 ragt ein Stift 62, der entweder an der Seite des vorderen Endes des röhrenförmigen Teils 56 befestigt oder Bestandteil dieses vorderen Endes ist und der, wie in 4 dargestellt, der Befestigung am Beleuchtungsteil 60 dient. Das vordere Ende des Abschnitts 14b des Lichtwellenleiters 14 wird durch das Loch 60a in den Beleuchtungsteil 60 eingeführt. Der Ausgang des Abschnitts 14a und der Eingang des Abschnitts 14b haben jeweils eine Linse 61. Entsprechend dem Stand der Technik sind die Linsen 61 nach Zusammenfügen der beiden Abschnitte ausgerichtet. Im Griff 52 sind zwei Abschnitte 14a vorgesehen, so dass die Lichtwellenleiterabschnitte 14b beider Mundstücke 54a und 54b (in 6a dargestellt) angeschlossen werden können.
Der Beleuchtungsteil 60 umfasst einen ersten Spiegel 66, der dem Ausgang 69 des Lichtwellenleiters 14b gegenüberliegend in einem Winkel von 135° bezüglich der Längsachse des Lichtwellenleiters 14b angebracht ist. Der Spiegel und der Abschnitt des Lichtwellenleiters 14b innerhalb des Beleuchtungsteils 60 sind in 2 gestrichelt dargestellt.
Wie bereits angeführt können z. B. eine LED, ein kleiner Laser, eine Laserdiode oder eine Miniaturglühlampe zur Beleuchtung des Zahns verwendet werden. Die Beleuchtung mithilfe dieser Lichtquellen kann mittels des Lichtwellenleiters 14 erfolgen oder sie können entweder neben dem ersten Spiegel 66 oder derart angebracht werden, dass der Zahn direkt beleuchtet wird. In jedem Fall sollte, wie bereits angeführt, nur ein Teil der gesamten Seite des Zahns beleuchtet werden, um die Aufnahme um den Zahn herum strahlenden Lichts zu vermeiden. Die Beleuchtung sollte vorteilhafterweise auf oder direkt neben den Mittelpunkt der lingualen oder bukkalen Zahnfläche gerichtet werden.
Der Beleuchtungsteil 60 schließt eine waagrechte Platte 68 ein, die mittels des Stifts 62 mit dem Block 64 verbunden ist. Eine senkrechte Wand 70 ist, wie in 3 und 4 dargestellt, an der Kante der waagrechten Platte 68 befestigt. Der erste Spiegel 66 ist im Inneren der senkrechten Wand 70 angebracht. Vordere und hintere vertikale Spitzen 72 und 74 ragen im rechten Winkel zur senkrechten Wand 70 und zur waagrechten Platte 68 aus den Ecken der senkrechten Wand 70. Die Spitzen sind in 2 und 3 sowie als Querschnitt in 10 gestrichelt dargestellt. Die vordere Spitze 72 ist in 4 dargestellt. Die Spitzen können z. B. eine Höhe von 0,25 Zoll (6,35 mm), eine Breite von 0,15 Zoll (3,81 cm) und eine Dicke von 0,015 Zoll (0,381 mm) haben.
Der röhrenförmigen Teil 56 des Mundstücks 54 umfasst einen zweiten Spiegel 76, der an dessen vorderem Ende auf einer bezüglich der in 4 dargestellten waagrechten Platte 68 um 45° geneigten Ebene angebracht ist. Ein dritter Spiegel 78 ist im Inneren des vorderen Endes des röhrenförmigen Teils 56 auf einer bezüglich der in 3 dargestellten waagrechten Platte 68 um 45° geneigten Ebene angebracht. Das vordere Ende kann viereckig, elliptisch oder rund sein. Der erste Spiegel 66 ist so ausgerichtet, dass er das aus dem Lichtwellenleiter 14b austretende Licht zum zweiten Spiegel 76 reflektiert, der so ausgerichtet ist, dass er das Licht zum dritten Spiegel 78 reflektiert, der so ausgerichtet ist, dass er das Licht in den röhrenförmigen Teil 56 reflektiert. Wie z. B. in 5 dargestellt, wird ein zu untersuchender Zahn 18 zwischen dem ersten Spiegel 66 (in der senkrechten Wand 70) und dem zweiten Spiegel 76 positioniert. Selbstverständlich sind andere Anordnungen der Spiegel möglich.
Wie in 4 und 5 dargestellt, ist vorteilhafterweise im Block 64 eine federbelastete Kugel oder ein gleichartiger Mechanismus zum Einrasten in einer Vertiefung oder einem Loch 65 in der waagrechten Platte 68 vorgesehen, um den Beleuchtungsteil 60 in einer Zwischenstellung bezüglich des röhrenförmigen Teils 54 zu verriegeln.
Die Seite der an den röhrenförmigen Teil 56 angrenzenden waagrechte Platte hat zwei Teile, 84 und 86, die von dem röhrenförmigen Teil 56 abgewinkelt sind, um eine Drehung um den Stift 62 zu ermöglichen. Die beiden Teile 84 und 86 besitzen Stopp-Flächen zur Begrenzung des Drehwinkels des röhrenförmigen Teils 56 des Mundstücks 54 bezüglich des Beleuchtungsteils 60. Eine Drehung um 10° in beide Richtungen ist empfehlenswert. Es sind folglich drei Stellungen vorgegeben, eine Zwischenstellung, in der die Kugel wie in 2 und 8a dargestellt einrastet, und zwei Stellungen plus/minus 10° ausgehend von der Zwischenstellung, wobei der röhrenförmige Teil bezüglich des Beleuchtungsteils 60 wie in 7a und 9a dargestellt gedreht wird. Stellungen zwischen den Stopp-Stellungen können ebenfalls genutzt werden.
Erneut bezüglich 2 befindet sich der CCD-Chip 88 der elektronischen Kamera 24 vorteilhafterweise im Griff 52 des Handstücks 50. Der CCD-Chip 88 ist an einer Leiterplatine 90 und einer Leitung 91 befestigt, die den CCD-Chip 88 und die Platine 90 mit dem Rechner 26 verbindet. Ein Linsenaufbau 92 ist zur Fokussierung des von dem dritten Spiegel 78 auf den CCD-Chip 88 reflektierten Lichts vorgesehen. Als Beispiel werden zwei Linsen dargestellt. Der Clip 57 und der Vorsprung 58 sind derart angeordnet, dass der dritte Spiegel 78 bezüglich des Linsenaufbaus 92 dann funktionsgerecht angeordnet ist, wenn der Vorsprung 58 des röhrenförmigen Teils 56 so ausgerichtet ist, dass der Clip 57 eingerastet werden kann.
Wenn sich der CCD-Chip 88, wie in 1 dargestellt, außerhalb des Handstücks 52 befindet, kann der Linsenaufbau 92 das Licht in den Lichtwellenleiter oder das Leiterbündel 23 fokussieren, worüber das Licht, wie in 2a dargestellt, an die CCD-Kamera 24 übertragen wird.
Der Griff 52 und das Mundstück 54 können auf einfache Weise z. B. aus Styrol geformt werden. Die Spiegel können z. B. aus aluminiertem Styrol sein. Die Komponenten des Mundstücks 54, insbesondere die Spiegel 66, 76 und 86 sind vergleichsweise preisgünstig. Es ist empfehlenswert, sie nach Gebrauch zu entsorgen, so dass auf ein Reinigen und Sterilisieren des Mundstücks 54 vor erneutem Gebrauch verzichtet werden kann. Kostenintensive Komponenten des Handstücks 50, wie z. B. der CDD-Chip 88 und der Linsenaufbau 92 sollten vorteilhafterweise Bestandteil des Griffs 52 sein, der wieder verwendet wird.
Der Gebrauch des Handstücks 50 wird in Bezug auf 5, 7a–c, 8a–c, 9a–c, 10 und 11 erörtert. Das Handstück 50 ist derart über einem Zahn von Interesse 18 positioniert, dass die waagrechte Platte 68 wie in 5 dargestellt, auf der Biss- oder Schnittfläche des Zahns 18 aufliegt. 10 ist ein Querschnitt der Ansicht in 5 entlang der Schnittlinie 10-10 zur Darstellung der Beziehung zwischen den Spitzen 72 und 74, dem Zahn von Interesse 18 und den angrenzenden Zähnen 18a und 18b. Die vordere Spitze wird normalerweise derart zwischen dem Zahn von Interesse 18 und dem angrenzenden Zahn 18a eingesetzt, dass die vordere Spitze 72 gegen die proximale Fläche des Zahns 18 drückt. Die hintere Spitze 74 befindet sich in ausreichendem Abstand von der vorderen Spitze 72, so dass die hintere Spitze gegen die bukkale oder linguale Fläche des angrenzenden Zahns 18b drückt. Für Erwachsene ist ein Abstand von etwa 4 mm zu empfehlen, wohingegen für Kinder ein Abstand von etwa 2 mm genügt. 11 ist eine Seitenansicht des Zahns von Interesse 18 und den angrenzenden Zähnen 18a und 18b, in der die Spitzen 72 und 74 sowie die waagrechte Platte 68 zur besseren Veranschaulichung ihrer Position in Bezug auf die Zähne 18, 18a und 18b im Querschnitt dargestellt werden. Wenn der Zahn 18 breiter ist als der Zwischenraum zwischen den Spitzen, wenn ein angrenzender Zahn fehlt oder wenn kein angrenzender Zahn vorhanden ist, etwa im Falle des letzten Backenzahns, können eine der Spitzen oder beide Spitzen 72 und 74 den Zahn von Interesse 18 überspannen.
8a, 7a und 9a zeigen das Handstück 50 nacheinander in seiner Zwischenstellung, nach links und nach rechts gedreht. 8b, 7b und 9b zeigen die mit der Kamera erstellten unterschiedlichen Ansichten des Zahns 18 in jeder der drei Stellungen. 7c, 8c und 9c zeigen die Position des zweiten Spiegels 76 bezüglich des Zahns 18 für jede der 3 Stellungen sowie Beispiele für das Auftreffen der Lichtstrahlen auf dem Spiegel 76. Die Konturen der Zähne sind in den Abbildungen schematisch dargestellt. Die in 7c, 8c und 9c schematisch dargestellten Lichtstrahlen erfahren beim Durchqueren des Zahns 18 eine Vielfachstreuung. Nicht alle Lichtstrahlen werden beim Durchqueren des Zahns gestreut. Der erste Spiegel 16 und der Lichtwellenleiter 14b werden ebenfalls dargestellt.
Das Mundstück 54 kann auch leicht an die Abbildung des Zahns bezüglich der Beiß- oder Schnittfläche des Zahns bei Beleuchtung der bukkalen oder lingualen Zahnfläche angepasst werden. Das Handstück 50 kann mit einem Bogen ausgestattet sein, um die Bewegung innerhalb der Mundhöhle zu erleichtern.
Das Handstück 50 dieser Ausführungsform der Erfindung ermöglicht die exakte Reproduzierbarkeit der dem Abbild eines Zahns von Interesse 18 zugehörigen sechs Freiheitsgrade, die mithilfe des in 12 dargestellten Koordinatensystems definiert werden. Obwohl der Zahn 18 in 12 bezüglich der beiden angrenzenden Zähne beschrieben wird, findet das Koordinatensystem auch für einen einzelnen isolierten Zahn Anwendung. Translationen werden in einem rechtshändigen kartesischen x-y-z-System beschrieben, in dem die z-Achse die x-y-Ebene der Abbildung durchstößt. Die x-y-Ebene tangiert die linguale oder bukkale Fläche, je nachdem, welche dem Betrachter näher liegt, im Punkt 95. Positionen entlang der y-Achse werden bezüglich eines Scheitelpunkts 96 definiert, der auf der Biss- oder Schnittfläche des Zahns 18 liegt. Positionen entlang der x-Achse werden bezüglich einer seitlichen Begrenzung des Zahns 18 definiert, die über den äußersten Punkt des Zahnes, etwa Punkt 97, vorgegeben wird. Wenn der äußerste Punkt von einem angrenzenden Zahn verdeckt ist, wird die seitliche Begrenzung mithilfe einer durch zwei innerhalb des Zahns 18 liegenden und an den benachbarten Zahn 18a angrenzenden Punkte, z. B. 97 und 99, gezogenen Referenzlinie definiert. Drehungen werden mittels Roll-, Nick- und Schwenkwinkel beschrieben, die wie folgt definiert sind: Die Rollachse entspricht der z-Achse, daher werden Rollwinkel mit ϕ_z bezeichnet. Nickwinkel ϕ_x werden an einer Achse genommen, die über die den seitlichen Begrenzungen des Zahns 18 gegenüberliegenden Punkte, etwa 98 und 99, definiert wird. Schwenkwinkel ϕ_y werden um die y-Achse genommen, die wie oben beschrieben über die Punkte 97 und 99 definiert ist.
Wenn die horizontale Platte an die Biss- oder Schnittfläche des Zahns 18 angelegt ist und eine der beiden Spitzen 72 oder 74 gegen die approximale Fläche des Zahns 18 drückt, ist die Position des Mundstücks 54 wiederholbar in der x-y-Ebene festgelegt. Die empfohlene zweite Spitze zur Abstützung an der lingualen oder bukkalen Zahnfläche legt darüber hinaus die Position des Mundstücks 54 bezüglich der z-Achse fest. Die Drehung des Beleuchtungsteils 60 um den Stift 62 entsprechend der in 7a, 8a und 9a dargestellten Positionen liefert den Schwenkwinkel um die y-Achse. Wenn keine zweite Spitze verfügbar ist, kann die senkrechte Wand selbst zur Festlegung der Position des Mundstücks 54 bezüglich der z-Achse verwendet werden. Das Handstück der vorliegenden Erfindung ermöglicht es dabei, das Mundstück 54 zu einem späteren Zeitpunkt präzise in genau der selben Position bezüglich des selben Zahns anzubringen, und erlaubt auf diese Weise die zuverlässige Untersuchung eines Zahns sowie den Vergleich mit zu verschiedenen Zeitpunkten aufgenommenen früheren Bildern desselben Zahns. Derartige Vergleiche sind bei der Kontrolle von Zustandsveränderungen eines Zahns hilfreich. Die zweite Spitze ist insbesondere bei der Erstellung derartiger Vergleiche empfehlenswert.
Das System der vorliegenden Erfindung kann auch zur Beleuchtung und Aufnahme eines Teils oder der Gesamtheit des Mundes des Patienten verwendet werden. Derartige Bilder werden häufig zur Belehrung und Einweisung der Patienten verwendet. Das in 2 dargestellte Handstück 50 kann durch Austausch des Mundstücks für derartige intraorale Aufnahmen ausgerüstet werden. Ein entsprechendes Mundstück 540 ist, auf den Griff 52 aufgesetzt, in 13 dargestellt. Das Mundstück 540 umfasst zwei Lichtwellenleiter 542 und 544, deren Ausgänge zur Beleuchtung des Mundes am vorderen Ende des Mundstücks angebracht sind. Ein Fenster 546 nimmt das von den Zähnen reflektierte Licht auf. Ein hinter dem Fenster 546 in einem Winkel von 45° bezüglich der Fensterfläche angebrachter Spiegel reflektiert das Licht zum Linsenaufbau 92, der das Licht auf den CCD 88 fokussiert, wie bereits bezüglich 2 beschrieben. Der Griff 52 des Handstücks 540 entspricht der vorhergehenden Beschreibung.
Alternativ kann eine von dem Handgriff getrennte Kamera eingesetzt werden. Eine getrennte Kamera kann von Vorteil sein, da sich für jedes Verfahren ein anderer Kameratyp als zweckmäßiger erweisen kann. Eine Schwarz-Weiß-Kamera kann sich als vorteilhafter bei der Abbildung eines Zahns erweisen, wohingegen eine Farbkamera für intraorale Aufnahmen geeigneter sein mag. Eine zweckmäßige intraorale Kamera ist beispielsweise eine Vistacom von Air Techniques Inc., Hicksville, New York.
Erneut bezüglich des in 1 dargestellten Systems erzeugt die CCD-Kamera 24 ein elektronisches Digitalbild, das an den Rechner 26 übertragen wird, der das Digitalbild zur Anzeige an den Bildschirm 28 schickt, so dass der Bediener in Echtzeit eine visuelle Rückmeldung erhält.
Die Verwendung einer Fußsteuerung 34 ist empfehlenswert, um dem Bediener die Möglichkeit zu geben, Vorgänge wie die Aufnahme eines Bildes zur Abspeicherung durchzuführen, ohne dabei seine Hand von dem Griff 22 oder vom Mund des Patienten entfernen zu müssen. Die gleiche Funktion kann ebenso mittels der Handsteuerung 36 durchgeführt werden, die mit dem Griff 22 verbunden ist.
Die Qualität des angezeigten Bildes kann durch den Bediener subjektiv hinsichtlich seines ersichtlichen Nutzens für die Diagnose beurteilt und gegebenenfalls korrigiert werden. Der Bediener kann die Intensität und die Wellenlänge der Beleuchtung oder andere Parameter der Bilderfassung wie z. B. die Belichtungszeit mittels der Tastatur 30, der Maus 32 oder der Handsteuerung 36 solange korrigieren, bis die Bildqualität zufriedenstellend ist. Der Rechner 26 kann darüber hinaus, wie im Folgenden näher beschrieben, bestimmte Parameter der Bilderfassung, wie z. B. die Lichtintensität, automatisch steuern.
Vorteilhafterweise sollte der Bediener innerhalb des Bildes, z. B. durch Ziehen der Maus 32, einen Bereich von Interesse ("ROI") wählen. Der Bediener kann auch den Grad der digitalen Vergrößerung des ROI-Bereichs mittels der Tastatur 30 oder der Maus 32 wählen. Gegebenenfalls kann der Bediener auch die Steuerung der Bildverarbeitung durch Rechner, wie z. B. die Steuerung der Lichtintensität durch den Rechner, übergehen. Die Unterdrückung der Kontrolle durch den Rechner kann z. B. mittels der Handsteuerung 36 und/oder der Fußsteuerung 34 erfolgen.
Falls gewünscht erleichtern die Anzeige der Bilder auf dem Bildschirm 28 oder der Ausdruck auf dem optionalen Drucker 38 den Vergleich mit Bildern anderer Modalitäten der Bilderstellung. Als Beispiele derartiger Modalitäten können digitalisierte dentale Röntgenfilme, digitale Röntgenbilder, Spiegelreflexbilder einer intraoralen Kamera oder vorher aufgenommene Bilder genannt werden.
14 ist ein Flussdiagramm zur Darstellung einer Methode der Bildkontrolle und -verarbeitung gemäß der vorteilhaften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, wobei der Bediener die verarbeiteten Bilder in Echtzeit betrachten kann. Der Bediener kann das gewünschte Bild eines zu untersuchenden Zahns in Schritt 100 aufnehmen. Die elektronische Darstellung des aufgenommenen Zahnbildes wird als "aktuelles Bild" bezeichnet. Das Bild wird in Schritt 102 mittels der Software des Rechners analysiert, um festzustellen, ob sich die maximale Bildintensität innerhalb des vorgegebenen Bereichs befindet. Die Obergrenze des Bereichs wird über den Sättigungsgrad der Bildpixel bestimmt. Die Untergrenze des Bereichs ist ein vordefinierter Schwellwert. Gesättigte Pixel, die auf dem Bildschirm vollkommen weiß erscheinen, liefern nicht die für die Karieserkennung notwendige Kontrastauflösung. Der Sättigungsgrad entspricht einer Graustufe von 255 in einer 8-Bit-Darstellung. Eine geeignete Untergrenze des Bereichs ist etwa 240. Wenn einige der Pixel den Sättigungsgrad erreichen, wird die entsprechende Steuerung durch den Rechner 26 in Schritt 104 korrigiert und die Intensität der Beleuchtungsquelle 11 reduziert. Gleichermaßen erhöht der Rechner 26, wenn die maximale Graustufe des aktuellen Bilds unter dem Schwellwert liegt, die Intensität der Beleuchtungsquelle 11 so lange, bis die maximale Graustufe des Bildes den Schwellwert übersteigt. Wenn der Sättigungsgrad des CCD-Photosensors in einer 10-Bit-Darstellung bei 1023 liegt, ist der entsprechende Bereich etwa zwischen 950 und 1023 zu definieren. Die Schritte 100–104 werden so lange wiederholt, bis die maximale Graustufe des Bildes in einer 8-Bit-Darstellung unter 255 und über 240 liegt.
Die Gesamthelligkeit des Bildes kann ebenfalls entsprechend der Anzeige des Bildes auf dem Bildschirm durch den Bediener korrigiert werden. Der Bediener kann erforderlichenfalls die vom Rechner eingestellte Intensität übergehen.
Wenn die maximale Bildintensität an jedem CCD-Photosensor innerhalb des gewünschten Bereichs liegt oder diese Anforderung übergangen wurde, wird in Schritt 106 eine lineare Abbildung der Graustufen des Bildes auf einen festgelegten Standardbereich erstellt, die für die nachfolgende Bildverarbeitung benötigt wird. Für das Beispiel mit 8 Bit in 14 bei Verwendung der vorteilhaften Ausführungsform entspricht die lineare Graustufenabbildung typischerweise einer "Ausdehnung" der ursprünglichen Intensitäten mit Werten im Bereich von z. B. 10 bis zwischen 240 und 255 auf einen Graustufenstandardbereich von 0 bis 255. Der Standardbereich von 0–255 wird auch dann angewendet, wenn die Rohdaten des CCD-Photosensors 88 in größerer Bitbreite, z. B. mit 10 Bit dargestellt werden, da derzeit nahezu alle Bildverarbeitungsprogramme lediglich die 8 signifikantesten Bits des Signals auswerten. Obwohl die Regelung der Intensität speziell für den Fall der Verwendung eines CCDs 18 in der vorteilhaften Ausführungsform besprochen wurde, wäre diese Regelung für jede elektronische Kamera sinnvoll, ob die Bilder in digitaler Form nun vorliegen oder nicht. Diese Regelung der Intensität ist eines der Merkmale der vorliegenden Erfindung.
Sobald die Bildintensitäten in Schritt 106 auf den Standardbereich ausgedehnt oder abgebildet wurden, überprüft der Bediener in Schritt 108 das auf dem Bildschirm 28 angezeigte Bild auf lokale Schwankungen der Helligkeit, die für normale Zähne untypisch sind und die eine eventuelle Läsion aufweisen. Wenn keine derartigen untypischen Bereiche erkennbar sind, kann sich der Bediener in Schritt 110 entscheiden, entweder die Position der Bildaufnahme oder die Wellenlänge der Beleuchtung zu ändern. In Schritt 112 kann die Position der Bildaufnahme bezüglich des Zahns durch Drehen des Handstücks 12 um den Drehzapfen 62 von der Zwischenstellung auf eine der beiden Stoppflächen 84 oder 86 oder durch leichte Drehbewegung um die gleiche Achse um den in Schritt 112 zu untersuchenden Zahn 18 auf eine beliebige Position zwischen den Stoppflächen umgestellt werden. Siehe dazu 7a, 8a und 9a. Das Handstück 12 kann in Schritt 112 auch über einen anderen Zahn geführt werden. Die Wellenlänge kann in Schritt 114 z. B. durch Weiterrücken des Filterrads, entweder mittels Maus 32, Tastatur 30, Handsteuerung 36 oder Fußsteuerung 34 geändert werden. Das neue Bild wird zum "aktuellen Bild" in Schritt 100 und wird in den Schritten 102–104 wie oben beschrieben bewertet. Die Schritte 108–114 werden so lange wiederholt, bis das angezeigte Bild einen inhomogenen Bereich aufweist, der eine eventuelle Läsion erkennen lässt.
Wenn der Bediener eine eventuelle Läsion erkennt, wählt er in Schritt 116 einen ROI-Bereich um den betroffenen Ausschnitt des aktuellen Bilds und bestimmt dann in Schritt 118, ob das Bild des gewählten Bereichs für eine Diagnose hinreichend ist.
Wenn das Bild des ROI-Bereichs unzureichend ist, sollte der ROI-Bereich in Schritt 120 vorteilhafterweise mithilfe des Bildverarbeitungsprogramms analysiert werden, um die Eignung für die Diagnose zu verbessern. Die Bildverarbeitung wird nachfolgend näher beschrieben. Auf Grundlage der Informationen, die das auf dem Bildschirm 28 angezeigte verarbeitete Bild enthält, entscheidet der Bediener in Schritt 118, ob die im ROI-Bereich verfügbare klinische Information für eine Diagnose hinreichend ist. Wenn der Bediener mittels Tastatur 30 oder Maus 32 oder eines der anderen oben beschriebenen Steuerungsmodi signalisiert, dass das Bild hinreichend ist, wird das Bild zusammen mit ergänzenden Daten auf dem mit dem Rechner 26 verbundenen Speichermedium in Schritt 126 abgespeichert. Die ergänzenden Daten umfassen zu dem Bild gehörige Steuerparameter, die vorteilhafterweise durch den Rechner 26 eingetragen werden sollten, sowie alle aufgenommenen Anmerkungen, wie beispielsweise die zahnärztliche Diagnose, das Datum der Behandlung oder den Namen des Patienten, die der Bediener über die Tastatur 30 eingeben kann. Der Bediener kann Ausdrucke von Bildern auswählen und entweder sofort oder zu einem passenden späteren Zeitpunkt auf dem Drucker 38 ausgeben.
Die in Schritt 120 durchgeführte digitale Bildverarbeitung liefert visuell verstärkte Darstellungen der Bildvariationen, die den Zahnarzt bei der Diagnose des Zustands des Zahns unterstützen. Es sollten möglichst mehrere Optionen verfügbar sein. Es können beispielsweise digitale Vergrößerung/Verkleinerung des ROI-Bereichs, Wavelet-Amplituden- und Phasenrepräsentationen, Iso-Intensitätskonturen und Line-Scan-Profile zur Wahl stehen. Digitale Vergrößerungen des ROI-Bereichs vergrößern das Bild. Digitale Verkleinerungen des ROI-Bereichs geben dem Bediener die Möglichkeit, das Umfeld des ROI-Bereichs zu betrachten und eventuell einen anderen ROI-Bereich zu wählen. Iso-Intensitätskonturen können bei der Identifikation für Karies charakteristischer lokaler Gradienten hilfreich sein. Verschiedene Intensitätsstufen können durch verschiedene Farben dargestellt werden, um die Darstellung des Bildes weiter aufzuwerten. Line-Scan-Profile, die zur Anzeige bestimmter für Karies charakteristischer Asymmetrien dienen können, sind ebenfalls verfügbar.
Wavelet-Amplitudenrepräsentationen der Graustufenbilder mit Mehrfachauflösung liefern dem Bediener Bandpass-gefilterte Darstellungen, die der Verbesserung des Kantenkontrasts dienen. Maxima-"Ketten" der Wavelet-Amplituden werden vorzugsweise bei der Bildzerlegung verwendet. Darstellungen von Wavelet-Phasenrepräsentationen auf dem Bildschirm werden vorzugsweise zur Unterstützung der Visualisierung der Zahnfläche und der Texturinformationen eingesetzt. Rugate-Strukturen, z. B. im Bereich des Zahnschmelzes weisen häufig auf durchlöcherte Oberflächen hin. Wavelet-Amplituden- und Wavelet-Phasenrepräsentationen liefern Kontrastverstärkung und vorteilhafterweise auch qualitative Messwerte der Unterschiede zwischen gesundem und kariösem Gewebe. Die Wavelet-Signalanalyse wird nachfolgend näher beschrieben.
Über die grafische Anzeige zur besseren Veranschaulichung hinaus erlaubt die bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dem Bediener, einen oder mehrere vom Rechner erstellte numerische Messwerte der gewählten Merkmale des Bildes auf dem Bildschirm 28 anzuzeigen, die den Zahnarzt bei der Auswertung unterstützen können. Bei den berechneten Messwerten kann es sich beispielsweise um Durchschnitts- oder Spitzenwerte des Bildkontrasts und seinen Raumgradienten aus dem ROI-Bereich handeln.
Es kann von Vorteil sein, aktuelle Bilder eines Zahns mit zuvor aufgenommenen Bildern zu vergleichen, um Änderungen der Zahnstruktur über die Zeit zu verfolgen. Es ist daher zu empfehlen, Pattern-Matching-Techniken in der Bildverarbeitungssoftware zur Analyse der Bilder sowohl im Graustufenbereich als auch im Bereich der Wavelet-Koeffizienten vorzusehen, um die Beobachtung derartiger Veränderungen zu unterstützen. Das System wird ebenfalls nachfolgend näher beschrieben.
Zum Beweis der Machbarkeit der vorliegenden Erfindung wurde eine Laborversion eines Systems zur digitalen faseroptischen Transillumination (Digital Imaging Fiber Optic Transillumination System, "DIFOTI^TM") zur in vitro Aufnahme und Untersuchung digital aufgenommener Durchleuchtungsbilder von Zähnen aufgebaut. 15 stellt das Laborgerät 500 schematisch dar. Bilder, die mithilfe dieses Geräts erstellt wurden, werden im Weiteren als "DIFOTI^TM-Bilder" bezeichnet.
Die Beleuchtung erfolgte mittels einer 21-Watt Metalldampf-Kurzbogenlampe mit Niederspannung, deren Intensität mittels einer regelbaren, stabilisierten Spannungsversorgung 504 eingestellt wurde. Die Beleuchtungsoptik (nicht dargestellt) sieht einen ausgeblendeten Bereich zum Einfügen der Störfilter 506 vor, die das Spektralband festlegten. Es wurden sechs Filter in Abständen von 50 nm zwischen 450 und 700 nm verwendet. Die Lampe 502 war zur Beleuchtung des anvisierten Zahns 510 an einen flexiblen Lichtleiter 508 gekoppelt. Es wurden zwei Lichtleiter unterschiedlicher Fasergröße verwendet: eine 0,22 NA Einzelfaser (Durchmesser 0,365 mm) und ein Faserbündel (Durchmesser 3 mm). Die Beleuchtung, die beide Leiter lieferten, reichte für die Aufnahme von Durchleuchtungsbildern mit den eingesetzten Niederfrequenzfiltern aus. Die Lichtwellenleiter waren mit nicht-reflektierenden Abschirmungen ausgestattet und zur Positionierung in allen drei Richtungen (x, y, z) sowie zur Bestimmung des Winkels zwischen der Richtung der Bildaufnahme und der Zahnnormalen auf eine Höhenlehre montiert. Die Musterzähne wurden mit Plastilin auf einem Präzisionsdrehtisch 512 befestigt, der auf einen Linearversteller aufgesetzt wurde, der wiederum auf einer Laborhebebühne befestigt war, so dass eine Positionierung des Musterzahns über den Drehwinkel und linear möglich war. Eine Kamera zur Bilderfassung 514 war an der dem Lichtleiter 508 gegenüberliegenden Seite des Zahns 510 angebracht. Die Kamera 514 war an einen i486 PC 516 angeschlossen, der die Bilder verarbeitete und speicherte. Die Bildanalyse wurde von in der Programmiersprache C++ erstellten Programmroutinen durchgeführt, die nachfolgend näher besprochen werden. An den Rechner 516 wurde ein Bildschirm 518 angeschlossen.
Bei der verwendeten Kamera 514 handelte es sich um eine Toshiba ½'' 570 × High-Resolution CCD (720 × 570 Pixel), die mit einer 23-mm Schneider f/1.4 Xenoplan-Linse und einem Aufsatz zur Reduzierung des Blickfelds ("Field of View, "FOV") ausgestattet war. Blendenöffnung und Fokus waren einstellbar. Der Bildmaßstab wurde auf 43 Pixel/mm mit einem Blickfeld (FOV) von 11,5 mm eingestellt.
Die relative Effizienz von DIFOTI^TM-Bildern und Röntgenbildern für die Diagnose von Karies wurde mittels der Analyse von 50 Zähnen, die in Modellierstein gesetzt und in einer 10%-igen gepufferten Formalinlösung konserviert wurden, gegenüber gestellt. Die Auswahl der Zähne umfasste 15 Schneidezähne, 8 Eckzähne, 12 vordere Backenzähne und 14 Backenzähne mit und ohne Karies. Zwei Experten unterzogen jeden Zahn einer Sichtprüfung unter 4-facher Vergrößerung, einer Untersuchung mittels Zahnsonde und in gerechtfertigten Fällen, einer histologischen Sektion, um ihn auf Kariesbefall zu untersuchen. Der übereinstimmende Befund dieser Experten diente als Standard für die Bewertung der Aussagefähigkeit der DIFOTI^TM- und Röntgenaufnahmen.
Mithilfe des oben beschriebenen Systems wurden sechs DIFOTI^TM-Bilder jedes der 50 Zähne mit sechs unterschiedlichen kontrollierten und wiederholbaren Kamera-/Beleuchtungseinstellungen erstellt. Es wurden drei Einstellwinkel verwendet, mit jeweils frontaler und lingualer Beleuchtung. 16a–16f sind Beispiele für derartige Bilder, die mit dem in 15 dargestellten Gerät aufgenommen wurden. 16a–16c sind linguale Darstellungen, 16d–16f sind labiale Darstellungen des jeweils selben Zahns unter verschiedenen Beleuchtungs- und Blickwinkeln. Die Beleuchtungsquelle lag, wie in jeder Abbildung in Form eines eingeblendeten Informationsfeldes angezeigt, der Blickrichtung gegenüber.
Zur Darstellung der durchleuchteten Bissfläche jedes vorderen Backenzahns und jedes Backenzahns wurde jeweils ein weiteres Bild aufgenommen. Merkmale von klinischem Interesse, z. B. vorhandene Restaurationen, rezidivierende Läsionen oder Fissuren in der Nähe der Zahnoberflächen werden, wie in den frontalen und lingualen Darstellungen in 16a–16f gezeigt, auf der der Kamera zugewandten Seite, nicht aber auf der der Kamera gegenüber liegenden Seite "erkannt".
Mithilfe eines GENDEX^TM-Röntgengeräts wurden konventionelle Röntgenaufnahmen derselben 50 Zähne mit 70 KVp, 7 ma und 15 Impulsen auf Ektaspeed Plus^TM-Film erstellt. Die Geometrie der Aufnahmen entsprach der klinischen Praxis in vivo.
Fünf im Bereich der Oraldiagnose erfahrene Zahnärzte wurden zur Interpretation der Röntgenbilder herangezogen. Vier dieser Zahnärzte wurden darüber hinaus in einer zweistündigen Schulung mit den Grundzügen der Interpretationsmethode anhand von DIFOTI^TM-Bildern vertraut gemacht.
Die Zahnärzte wurden aufgefordert zu beurteilen, ob Kariesbefall vorlag oder nicht, und gegebenenfalls die genaue Lage bezüglich der Zahnfläche zu bestimmen. Die auf DIFOTI^TM-Bildern und auf Röntgenaufnahmen basierenden Diagnosen wurden mit den Diagnosen der Experten verglichen. Anschließend wurden die Sensitivität, also die Richtigpositiv-Rate bei der Erkennung kariösen Gewebes, und die Spezifität, also die Richtigpositiv-Rate bei der Erkennung gesunden Gewebes, bewertet.
Die Sensitivität wurde bei DIFOTI^TM-Bildern für höher befunden als bei Röntgenbildern. Die Sensitivität war doppelt so hoch bei der Erkennung approximaler Karies, dreimal so hoch bei der Erkennung okklusaler Karies und zehnmal so hoch bei der Erkennung von Karies an glatten Zahnflächen. Die Spezifität bei DIFOTI^TM-Bildern war mit der Spezifität bei Röntgenbildern vergleichbar. Einige der DIFOTI^TM-Bilder ließen beginnende oder rezidivierende Karies erkennen, wohingegen auf den entsprechenden Röntgenbildern keine Anzeichen erkennbar waren. Röntgenaufnahmen hingegen weisen eine schwächere Kontrastdifferenz zwischen lingualen und frontalen Aufnahmen auf.
Nun soll die Verwendung von Wavelet-Amplituden- und Wavelet-Phasenrepräsentationen zur visuellen Verstärkung individueller Bilder und für Pattern-Matching zwischen aktuellen und früher aufgenommenen Bildern erörtert werden. Ein zweidimensionales Wavelet kann als eine Reihe räumlicher Filter in der Bildverarbeitung oder als eine Gruppe von Basisfunktionen in mathematischen Darstellungen betrachtet werden. Eine skalierte Prototypfunktion führt die Signalanalyse auf verschiedenen Auflösungsebenen durch, so dass im Wavelet-Transformationsbereich Informationen über Skalierung, Position und Frequenz enthalten sind. Wavelets sind in der Raum-Frequenz-Ebene lokalisierbar. Sie haben sich bei der Bildkompression und in Anwendungen, die statistisch nicht-stationäre Bilder verwenden, als äußerst nützlich erwiesen. Die Wavelet-Repräsentation wird z. B. in S. Mallat, S. Zhong, "Characterization of signals from multiscale edges", IEEE Transactions on Pattern Analysis and Machine Intelligence", Vol. 7, No. 7, pp. 710–732, July, 1992; und S. Mallat, S. Zhong, "Singularity detection and processing with wavelets", IEEE Transactions on Information Theory, Vol. 38, No. 2, pp. 617–643, March 1992, näher erörtert.
Es stehen zahlreiche Wavelet-Repräsentationen von Bildern zur Verfügung. Ein Wavelet-Maxima-Repräsentationsverfahren, das gleichermaßen zur Bildkompression und zur Analyse und Extraktion der Merkmale verwendet werden kann, ist von besonderem Vorteil. Mallat-Wavelets zur Bildkompression, die bei der Erkennung von Grenzlinien zwischen Geweben unterschiedlicher Röntgentransmission mit großem Erfolg eingesetzt wurden, sind besonders vorteilhaft. Siehe dazu z. B. die Abhandlung von Mallat, S., "A theory for multiresolution signal decomposition: The wavelet representation", IEEE Transactions on Pattern Recognition and Machine Intelligence, Vol. 11, No. 7, pp. 674–693 June 1989, die in der vorliegenden Beschreibung als Referenz aufgenommen wurde. Wavelet-Repräsentationen wurden in den bildgebenden Verfahren im zahnmedizinischen Bereich, wie beispielsweise DIFOTI^TM, bei denen die Erkennung und die Lokalisierung von Inhomogenitäten im Bild, die auf eine Veränderung der Zahnstruktur zurückzuführen sind, unter dem Einfluss von Vielfachstreuung des übertragenen Lichts erfolgen muss, nicht verwendet.
Die Wavelet-Repräsentation mit Mehrfachauflösung liefert eine hierarchische Rahmenstruktur zur Interpretation der Bildinformation. Bei verschiedenen Auflösungen beschreiben die Teilinformationen des Bildes im Allgemeinen verschiedene physische Strukturen des Bildinhalts. Verschiedene Gegenstände eines Bildinhalts weisen charakteristische Merkmale in der Wavelet-Repräsentation auf, die sich voneinander und von Rauschsignalen abheben. Da sich die Kanten eines Gegenstands in einer ganz bestimmten Weise über die Skalen ausdehnen, kann die Form aus seiner Wavelet-Repräsentation extrahiert werden.
Die Folge der Auflösungsparameter r_j = 2^j variiert exponentiell mit dem Index j auf einer dyadischen Skala über einem endlichen Wertebereich. Die Teilinformationen werden für jede Auflösung durch Tiefpassfilterung des Originalbildes mittels der Differenz zweier Tiefpässe oder mittels eines über den Wavelet-Prototypen generierten Bandpassfilters berechnet. In dem Unterraum ("Ebene") j = 1 verwendet das Wavelet eine in jede Richtung über 2 Pixel gewichtete Information. In dem Unterraum j = 2 wird der Filter um den Faktor 2 erhöht und berücksichtigt nun die Information von 4 Pixeln in jeder Richtung.
In der Wavelet-Maxima-Repräsentation hat die Wavelet-Transformation in jedem Unterraum 2^j zwei gradientenähnliche Komponenten W₁f(2^j, x, y), W₂f(2^j, x, y). Diese Komponenten können als die beiden Koordinaten des Gradientenvektors des durch den Skalenfilter auf der Ebene 2^j geglätteten Bildes aufgefasst werden. Die lokalen Maxima des Betrags dieses gefilterten Gradienten entsprechen den Kanten des Bildes auf der Ebene 2^j.
Die bevorzugte Methode zur Zerlegung der Zahnbilder basiert auf der Suche nach der "längsten" Maxima-Kette im Wavelet-Wertebereich. Da sich an der Grenze des Zahnschmelzes eines direkt beleuchteten Zahns im Allgemeinen eine Unterbrechung der Kante befindet, an der vorbei nur wenig Licht zum benachbarten Zahn gelangt, erzeugt der zu untersuchende Zahn die längste Kette. Folglich ist die Intensität an den Grenzlinien des benachbarten Zahns fast niemals so hoch wie an der Grenzlinie des zu untersuchenden Zahns. Es wurde festgestellt, dass das Auftreten von Verzweigungen an der über die längste Kette definierten Grenzlinie aufgrund der im Allgemeinen guten Beleuchtung höchst ungewöhnlich ist. Da die Auswahl der längsten Kette weder einen globalen noch einen lokalen Schwellwert erfordert, ist das Ergebnis der Zerlegung relativ unabhängig von der Intensität der Beleuchtungsquelle.
Es wird nicht erwartet, dass die Ergebnisse der Zerlegung in verschiedenen Unterräumen identisch sind, da sich die Auflösung in höheren Unterräumen der Wavelet-Repräsentation aufgrund gröberer Skalen bei der Verarbeitung verschlechtert. Diese Unterschiede haben hingegen keinen Einfluss auf die Wiederholbarkeit der Zerlegung, solange die Zerlegung immer im gleichen Unterraum erfolgt.
Bei der bevorzugten Methode der Wavelet-Repräsentation wird das DIFOTI^TM-Bild zunächst in einer redundanten diskreten Wavelet-Repräsentation ("RDWT") einer schnellen dyadischen diskreten Wavelet-Transformation unterzogen. RWDT wird dabei wie folgt definiert: RDWTm(x', y') = m–1<f(x, y), ψ(m–1(x – x'), m–1(y – y'))> (1)wobei f(x, y) das zu transformierende Signal und die verschobenen Werte x' und y' nicht-negative Integerwerte des redundanten Bereichs bezeichnen und wobei es vorteilhaft ist, die Basisrepräsentationen trennen zu können, ψ(x, y) = ψ(x)ψ(y), wobei ψ(x) und ψ(y) Bandpassfilter bezeichnen, die nicht identisch sein müssen und die orthogonal zueinander stehen, z. B. biorthogonal. Es ist jedoch anzumerken, dass ψ(x, y) eine beliebige Wavelet-Filterfunktion mit endlicher Energie (L²-Norm) und zueinander orthogonalen Translationen und Dilatationen sein kann. Die Gleichung 1 ist eine Ausweitung des eindimensionalen Beispiels von Aldroubi, Akram, et al., "Wavelets in Medicine and Biology", CRC Press, Inc. (1996), pp. 17–18, auf zwei Dimensionen.
Im Gegensatz dazu wird bei der konventionellen, redundanzfreien diskreten Wavelet-Transformation (DWT) zunächst die Auflösung verringert, um Redundanzen zu entfernen, indem zur Aufteilung der Informationen in mehrere Unterräume Mehrfache von 2 als Translationsschritte gewählt werden. Auf diese Weise ist in der redundanzfreien Waveletbasis ψ_m ^(t) wobei m = k2^j für Integerwerte k, j ≥ 0 gewählt wird. Diese konventionelle Methode entfernt auf jeder Bearbeitungsebene überflüssige Informationen, so dass sich die horizontalen und vertikalen Maße des Bildes von einer Bearbeitungsebene zur nächsten auf die Hälfte verringern. Diese Verringerung ist jedoch bei der Bildzerlegung unangebracht, da die Erhaltung der ursprünglichen räumlichen Positionen wünschenswert ist. Daher wird die redundante Wavelet-Transformation bevorzugt.
Anschließend werden die gradientenähnlichen "tief-hoch" und "hoch-tief"-Komponenten der Darstellung gewählt. Die "tief-hoch"-Komponente verhält sich wie ein Tiefpassfilter bezüglich der x-Koordinate und wie ein Hochpassfilter bezüglich der y-Koordinate. Entsprechend verhält sich die "hoch-tief"-Komponente wie ein Hochpassfilter bezüglich der x-Koordinate und wie ein Tiefpassfilter bezüglich der y-Koordinate. In der zweidimensionalen Generalisierung der redundanten Darstellung wird die transformierte Position mit (x', y') bezeichnet und die Kurzform für HL für "hoch-tief", bzw. LH für "tief-hoch" verwendet: RDWTHL(x', y') = 2–1 <|(x', y'),ψHL(2–1(x – x'), 2–1(y – y'))> (2) RDWTLH(x', y') = 2–1 <|(x', y'),ψLH(2–1(x – x'), 2–1(y – y'))>,wobei folgende Basisfunktionen der Transformation angenommen werden: ψHL m(x', y') = ψm(x)ϕm(y), ψLH m(x', y') = ϕm(x)ψm(y),ϕ_m(x) und ϕ_m(y) sind biorthogonale Bi-Splines und ψ_m(x) und ψ_m(y) sind ihre jeweiligen räumlichen Ableitungen.
Die Richtung von θ(x', y') umfasst den Bereich –π ≤ θ ≤ π und ist über folgende Arcustangensfunktion mit 2 Argumenten definiert: θ(x', y') = arctan(RDWTHL(x', y')/RDWTLH(x', y')) (3)
Die Magnitude (Betrag) des Wavelet-Koeffizienten ergibt sich aus der Wurzel der Quadratsumme der "tief-hoch"- und "hoch-tief"-Komponenten: Magnitude(x', y') = sqrt(RDWTHL(x', y')2 + RDWTLH(x', y')2), (4)
Die berechneten Richtungen werden dann diskretisiert, so dass eine Zuordnung zu einem der acht Werte, die in der Matrix 17a vorgegeben sind, entsteht. Die Ziffern 0 bis 7 entsprechen den in Diagramm 17b dargestellten Richtungen θ.
18 zeigt das Flussdiagramm eines vorteilhaften Verfahrens. Das DIFOTI^TM-Bild 200 wird in seiner redundanten diskreten Wavelet-Repräsentation entsprechend Gleichung 1 einer schnellen dyadischen diskreten Wavelet-Transformation unterzogen.
Danach werden mittels Gleichung 2 in Schritt 204 die "tief-hoch"- und "hoch-tief"-Komponenten gewählt.
Ein Startknoten für die Zerlegung entlang der Grenzlinie wird in Schritt 206 vorgegeben. Die Vorgabe kann durch den Bediener erfolgen, der einen beliebigen Punkt innerhalb des angezeigten Bildes wählen kann, der eindeutig auf der gewünschten Grenzlinie liegt. Andernfalls bestimmt ein Algorithmus eine Default-Position auf der Grenzlinie des Zahnes, wobei das Bild vom intraoralen Hintergrund aus in Richtung Grenzlinie des Zahnes an seiner Biss- oder Schnittfläche abgesucht wird.
Dann wird mittels der Gleichung 3 in Schritt 208 die Richtung des nächsten Knotens der Zerlegungskurve gewählt.
Anschließend wird mittels der Gleichung 4 in Schritt 210 entschieden, ob der Koeffizientenbetrag an dem gewählten Knoten ein Maximum darstellt. Die maximale Magnitude wird als die größte Magnitude der in 17a dargestellten Matrix definiert.
Ist der in Schritt 210 gewählte Knoten kein Maximum, wird nun in Schritt 214 entschieden, ob der nächste Knoten ((Knoten + 1)mod 8) das Maximum ist. Wenn nicht, dann wird in Schritt 212 entschieden, ob der vorhergehende Knoten (Knoten – 1)mod 8) das Maximum ist. Da die Richtungen aus einer aus acht, wie in 17a gezeigt, von 0 bis 7 bezifferten Elementen bestehenden diskreten Menge gewählt werden, wird die Auswahl der nächsten Knoten im Flussdiagramm als "modulo 8" bezeichnet. Während sich das Programm von Knoten zu Knoten voranarbeitet, kann der Bediener die Entstehung der Grenzkurve auf dem Bild mitverfolgen und gegebenenfalls die berechnete Grenzlinie korrigieren.
Wenn weder der gewählte Knoten noch der nächste oder der vorhergehende Knoten ein Maximum darstellen, dann wird das Programm entweder den nächsten Punkt auf der Kurve ((Knoten + 1)mod 8) als maximalen Amplituden-Punkt oder einen entlang der errechneten Richtung der Grenzkurve liegenden Punkt als Maximum wählen, wobei die maximale Amplitude und die errechnete Richtung in Schritt 216 mittels der oben angeführten Gleichungen 3 und 4 bestimmt werden. Der Bediener entscheidet vor Start der Session, welches Verfahren das Programm anwenden soll.
Wenn einer der in den Schritten 210–214 überprüften Knoten das Maximum darstellt oder andernfalls die maximale Amplitude oder die errechnete Richtung in Schritt 216 gewählt wurde, wird nun in Schritt 218 bestimmt, ob die Grenzlinie vollständig ist. Die Grenzlinie ist dann komplett, wenn die erstellte Kurve wieder zu ihrem Ausgangspunkt oder -knoten zurückkehrt. Wenn die Grenzlinie vollständig ist, wird die Routine in Schritt 220 verlassen. Ist sie nicht vollständig, dann springt die Routine zu Schritt 208 zurück und die Schritte 208–216 werden wiederholt.
Die in 18 dargestellte Zerlegungsmethode wurde in eine in der Programmiersprache C++ geschriebene Software umgesetzt und auf einem IBM-kompatiblen PC für Durchleuchtungsbilder, die mithilfe des in 15 dargestellten Laborgeräts erstellt wurden, ausgeführt. Die Routinen, die die in 18 dargestellten Verfahren umsetzen, sind an die vorliegende Beschreibung der Erfindung angehängt.
19a zeigt ein unverarbeitetes Bild, das bei Weißlicht aufgenommen wurde. 19b und 19c zeigen jeweils verschiedene Ebenen der Wavelet-Amplituden- und Wavelet-Phasenrepräsentationen des Bildes in 19a. Das oberste Bild zeigt die Ebene 1, das unterste Bild die Ebene 3. Die Grenzen, die durch schnellen Wechsel der lokalen Bildintensität assoziiert werden, sind in den in 19b gezeigten Amplitudenrepräsentationen deutlich ersichtlich. In der Nähe der Zahnoberfläche neigen diese Repräsentationen dazu, mit den Grenzlinien zwischen kariösem und normalem Gewebe zu korrelieren. Die Richtungen der lokalen Gradienten sind, wie in 19c gezeigt, in der Phasenrepräsentation klar ersichtlich, in der offener Kariesbefall (in den unbearbeiteten Bildern angezeigt durch dunklere Bereiche, die offenem Kariesbefall entsprechen) den Eindruck tiefer Krater vermittelt, was für die klinische Betrachtung von Nutzen sein kann. Wavelet-Komponenten verschiedener räumlicher Auflösungen können verschiedene Ebenen klinischer Einzelheiten entnommen werden. Ein Beispiel für die Textur der der Kamera zugewandten Zahnfläche kann in der in 19c gezeigten Phasenrepräsentation betrachtet werden, die eine Rugate-Struktur aufweist, die auf eine durchlöcherte Zahnschmelzfläche zurückzuführen ist.
20a zeigt, welchen Einfluss die Änderung der Wellenlänge auf die mittels Wavelet-Repräsentation entstandenen Bilder hat. Der rechte Teil der 20a zeigt ein unverarbeitetes DIFOTI^TM-Bild, das bei 500 nm aufgenommen wurde. Die linken Bilder sind Wavelet-Magnitudenrepräsentationen und wurden, wie angegeben, bei 500 nm, 700 nm und bei Weißlicht erstellt. Die Konturen zwischen kariösem und nicht-kariösem Gewebe sind klar erkennbar. In dieser Repräsentation ist der Läsionsbereich bei 500 nm einheitlich dunkel.
In den Bildern, die mit 700 nm und mit Weißlicht aufgenommen wurden, erscheint eine feine Struktur innerhalb des Läsionsbereichs. In allen drei Bildausschnitten zeigt die Wavelet-Repräsentation im gesunden Gewebe um den Kariesbefall ungleichmäßige Intensität verbunden mit durch unregelmäßige anatomische Strukturen strahlendem Licht. Die Wavelet-Repräsentation veranschaulicht, dass die 500 nm Beleuchtung gleichförmig durch die offene Karies absorbiert wurde, wohingegen ein Teil der 700 nm Beleuchtung (und des Weißlichts) ungleichmäßig durch die Kariesläsion abgeschwächt wurde.
20b ist eine grafische Darstellung der Linienanalyse über die Läsion an den in den drei linken Bildausschnitten der 20a an den durch dünne weiße Linien angezeigten Stellen. Diese Linienanalysen stellen die Variationsprofile der Wavelet-Amplituden über das Läsionsbild bei Weißlicht und bei Schmalbandbeleuchtung mit 700 nm und mit 500 nm dar. Die Amplituden in dem bei 500 nm aufgenommenen Bild sind im Läsionsbereich vernachlässigbar klein (Pixel 17 bis 38), und die Schwankungen innerhalb der Läsion sind bei 700 nm größer als mit Weißlicht. Der Kontrast ist bei 500 nm am stärksten.
In der vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung werden aktuelle Bilder eines Zahns mit früheren Bildern desselben Zahns verglichen, um Verschlechterungen oder Verbesserungen über die Zeit zu verfolgen. Für ein stabiles Pattern-Matching zur Messung von Veränderungen der Struktur des Zahngewebes benötigt man eine Darstellung, die unempfindlich für Schwankungen der allgemeinen Lichtintensität ist, die aber strukturelle Veränderungen segmentierter Zähne verstärken kann. Ebendies wird in der vorteilhaften Ausführungsform durch die Wavelet-Maxima-Repräsentation erzielt, mittels derer Bilder mit Intensitätsunterschieden von bis zu ca. 25% verglichen werden können. Wenn die Intensität auf einen Wert abgeglichen wird, der über 25% von der im früheren Bild verwendeten Intensität abweicht, kann der Bediener die Intensitätsabgleichung korrigieren und, wie oben näher erläutert, die Intensität im Bereich von Interesse (ROI) auf den gewünschten Wert setzen.
Nach der Zerlegung des Bildes des zu untersuchenden Zahns, wie oben bezüglich 18 näher erläutert, werden mithilfe des Graustufenbildes Position und Richtung errechnet. Das erste Intensitätsmoment, der Zentroid des zu untersuchenden Zahns, wird zur Abschätzung der Position des Zahns innerhalb des Blickfelds herangezogen. Die Richtung des Zahns wird über das zweite Intensitätsmoment, das Moment geringster Trägheit, abgeschätzt. Siehe dazu z. B. B. Klauss, P. Horn, "Robot Vision", Cambridge, MA, MIT Press, 1986, pp. 48–53, p. 175. Da die Beträge dieser beiden Momente vergleichsweise unempfindlich gegenüber kleiner lokaler Veränderungen im räumlichen Bereich sind, werden die Position und die Richtung des Zahns vor dem eigentlichen Pattern-Matching im räumlichen Bereich abgeschätzt.
Bei der tatsächlichen Durchführung des Pattern-Matching zwischen einem aktuellen und einem zuvor aufgenommenen Bild desselben Zahns wurden die dyadische Wavelet-Transformation angewendet und die Wavelet-Koeffizienten für fünf verschiedene Auflösungsebenen gespeichert. Die Koeffizienten wurden linear auf einen vollen 0-255 Wertebereich ausgedehnt. Die dominanten, gegenüber der Intensität der Lichtquelle empfindlichen Signale wurden zuerst ausgedehnt und dann herausgefiltert. Das Graustufenbild eines Zahns von Interesse im räumlichen Bereich wurde mittels der längsten Modulus-Maxima-Kette auf der detailliertesten Ebene der Wavelet-Repräsentation aus dem Hintergrund herausgelöst, worauf eine Abschätzung seiner Position und seiner Richtung erfolgte. Die Wavelet-Magnitudenrepräsentation jedes Bildes wurde darüber hinaus auf jeder Ebene unter Verwendung der Grenzlinie der jeweiligen Ebene zerlegt, um mögliche Elemente des Hintergrunds, z. B. Lichtkopf, Zahnfleisch oder einen benachbarten Zahn zu entfernen. Jede zerlegte Wavelet-Magnitudenrepräsentation des "Vergleichsbildes" wurde dann entsprechend des "Originalbildes" verschoben und gedreht.
21 ist ein Flussdiagramm eines bevorzugten Kontrollverfahrens, das zur Kontrolle von Veränderungen über die Zeit, wie z. B. auf Karies hinweisende Veränderungen der Mineralisierungsfront, Bilder verwendet. In 21 werden ein aktuelles Bild eines bestimmten Zahns von Interesse durch das Kästchen 300 und ein Bild desselben Zahns, das unter ähnlichen Bedingungen während einer früheren klinischen Untersuchung aufgenommen wurde, in Kästchen 302 dargestellt. Obwohl beide Bilder, wie aus den parallelen Pfaden oder Datenströmen des Flussdiagramms ersichtlich wird, die gleiche Schrittfolge durchlaufen, ist es, da die Ergebnisse einiger oder aller Zwischenschritte der Verarbeitungssequenz zwischen den klinischen Untersuchungen gespeichert werden können, nicht unbedingt notwendig, dass die Schritte dieser parallelen Pfade auch zeitlich parallel ablaufen.
Einige der Verarbeitungsschritte werden direkt auf den Grauwerten des gespeicherten Bildes ausgeführt. Diese Schritte werden in 21 durch gestrichelte Linien als dem "räumlichen Bereich" zugehörig angezeigt. Andere Verarbeitungsschritte, durch durchgezogene Linien dargestellt, werden im Wavelet-Koeffizientenbereich ausgeführt. Es wurde festgestellt, dass die Kombination der Verarbeitungen im Waveletbereich und im räumlichen Bereich die stabilsten und genauesten Ergebnisse liefert.
Der Wavelet-Koeffizientenbereich wird für jedes Bild 300 und 302 bei der Wavelet-Transformation in den Schritten 304 und 304a vorgegeben, die etwa dem Schritt 202 aus 18 entsprechen. Alternativ können andere Wavelet-Transformationen, wie z. B. eine redundanzfreie Wavelet-Transformation verwendet werden. Redundanzfreie Wavelet-Transformation kann an dieser Stelle von besonderem Vorteil sein, da sie weniger Pixel umfasst und somit die Verarbeitung beschleunigt. Die Schritte 304 und 304a weisen auf drei oder mehr Ebenen hin. Obwohl die Ebene 1 den Unterraum bezeichnet, der die detaillierteste Bildinformation enthält, wurde festgestellt, dass die Ebenen 2 und 3, wie im Folgenden näher erörtert, bessere Ergebnisse liefern. Koeffizienten-Magnitudenrepräsentationen der mittels Wavelets in den Schritten 304 und 304a transformierten Bilder werden in den Schritten 306 und 306a zerlegt. Die Schritte 306 und 306a entsprechen den Schritten 204–220 des in 18 dargestellten Flussdiagramms.
Die aus der Wavelet-Zerlegung in den Schritten 306 und 306a hervorgehenden Bilddarstellungen enthalten Ausschnitte, die benachbarte Zähne oder Zahnfleisch zeigen und die für die Kariesdiagnose unnötig sind. Deshalb ist es von Vorteil, die Bildausschnitte außerhalb des Zahns von Interesse aus dem Bild des räumlichen Bereichs in den Schritten 308 und 308a, sowie 310 und 310a zu entfernen. Die gleiche Zerlegungsmaske wurde in den Schritten 310 und 310a für das Bild im räumlichen Bereich und für seine Koeffizienten-Magnitudenrepräsentation in den Schritten 308 und 308a verwendet. Letztere werden als zerlegte Magnitudenrepräsentationen bezeichnet.
Die ersten und zweiten Momente der Graustufenverteilung jedes der zerlegten Bilder im räumlichen Bereich werden ebenfalls in den Schritten 310 und 310a errechnet. Die Zentroiden dieser Verteilungen werden mittels der ersten Momente, die Hauptachsen des Trägheitstensors mittels der zweiten Momente, ebenfalls in den Schritten 310 und 310a bestimmt. Die Koordinaten, die in den beiden Bildern die relative Position der Zentroiden definieren, werden anschließend in Schritt 312 zur Übereinstimmung verschoben und angepasst. Eines der beiden Bilder wird dann, ebenfalls in Schritt 312, bezüglich des anderen gedreht, um die Hauptachsen ihrer Grauwertverteilungen in Übereinstimmung zu bringen. Im Beispiel aus 21 wird das aktuelle Bild 300 verschoben und gedreht, um es in Übereinstimmung mit dem früheren Bild 302 zu bringen. Es könnte vorteilhafter sein, das frühere Bild zu verschieben und/oder zu drehen, bis es mit dem aktuellen Bild übereinstimmt, so wie es dem Stand der Technik entspricht.
Wenn die beiden Bilder zerlegt, verschoben und gedreht wurden, so dass die beiden Darstellungen desselben Zahns übereinander liegen, werden in Schritt 314 die Pattern-Matching-Verfahren angewandt. Die normalisierte Kreuzkorrelation ("NCC") über den zerlegten Wavelet-Repräsentationen ist eine vorteilhafte Methode des Pattern-Matching. NNC und andere Korrelationsmethoden werden in H. Hang, J. Woods, "Handbook of Visual Communications", New York, Academic Press, p. 157 ("Hang") besprochen. NCC wird definiert als:
wobei (x, y) einen errechneten Verschiebungsfaktor (Translation) für ein Bildobjekt bezüglich eines anderen darstellt, der nach der Drehung der erkannten (und zerlegten) Objekte wie in Schritt 312 beschrieben angewandt wird; die Indikatorfunktion b(x, y) hat den Wert "1" (eins), wenn I(x, y) zu dem zerlegten Objekt gehört, sonst "0" (Null). Die Gleichung von Hang wurde leicht abgewandelt, um den Anforderungen der vorliegenden Anwendung zu genügen. Es wurde festgestellt, dass die normalisierte Kreuzkorrelation, deren Zähler für Bildabweichungen linear bleibt, weniger empfindlich für Rundungsfehler bei Zwischenberechnungen ist, als andere Verfahren, die die Berechnung der Quadrate derartiger Abweichungen erfordern. Rundungsfehler können signifikant sein, wenn DIFOTI^TM-Bilder desselben Zahns mit nur sehr geringen Abweichungen verglichen werden.
Als Ergebnis dieses Pattern-Matching-Verfahrens erhält man eine Übereinstimmungsrate in Schritt 316, die als numerischer Wert ausgedrückt wird, dessen Abweichung von einem Referenzwert, beispielsweise 1,00, der Angabe des Grades fehlender Übereinstimmung (Mismatch-Rate) der beiden Vergleichspattern dient und der in Schritt 314 abgeleitet wurde. Ein Wert unter näherungsweise 0,90 deutet auf ausreichende Veränderungen des Zahnes hin, um vertiefende Untersuchungen des Mineralisierungszustands des Zahns zu gerechtfertigen.
Ein Kontrollverfahren, das dem in 21 dargestellten Verfahren ähnlich ist, wurde ebenfalls, wie bezüglich 18 beschrieben, programmatisch umgesetzt, wobei DIFOTI^TM-Bilder verwendet wurden, die mithilfe des in 15 beschriebenen Laborgeräts aufgenommen worden waren. Die Routinen, die das in 21 dargestellte Verfahren programmatisch umsetzen, finden sich ebenfalls im Anschluss an die Beschreibung der Erfindung.
22a zeigt die typische Darstellung einer Modulus-Maxima-Kette der Ebenen 1–3 für ein DIFOTI^TM-Bild mit 91,1% der ursprünglichen Intensität (namentlich 9,1 mW). Die tragenden Raum-Frequenzbereiche in x-/y-Richtung waren: n₀ ± 23 μm und f₀ ± 43 mm^–1 für die Ebene 1, n₀ ± 46 μm und f₀ ± 21 mm^–1 für die Ebene 2 und n₀ ± 92 μm und f₀ ± 10 mm^–1 für die Ebene 3. Die physische Auslegung basiert auf der räumlichen Auflösung der Kamera (43 Pixel/mm). Die Ergebnisse bewiesen ausnahmslos die erfolgreiche Zerlegung aller Zähne des Blickfelds. 22b zeigt die Stabilität der aus der Zerlegung der in 22a dargestellten Bilder hervorgehenden Begrenzungslinie, wobei auf jeder dieser drei Ebenen der Wavelet-Repräsentation die längste Kette verwendet wird. 22c zeigt die aus der längsten Kette der Wavelet-Repräsentationen hervorgehenden Begrenzungslinien desselben Zahns bei verschiedenen Lichtintensitäten auf der Ebene 2, wobei das Bild der ursprünglichen Intensität, namentlich 9,1 mW, mit Bildern verglichen wird, deren Intensität auf 80,7% bzw. 71,9% des Nennwertes reduziert wurden. Die Ergebnisse der Zerlegung im Waveletbereich sind innerhalb der getesteten Intensitätsschwankungen der Beleuchtungsquelle wiederholbar.
Während die Wavelet-Zerlegung eines Bildes mit der verwendeten Ebene (Auflösung) variieren kann, ist die Zerlegung auf der gleichen Ebene, wie in 22c veranschaulicht, immer wiederholbar. Wiederholbarkeit ist eine wesentliche Voraussetzung für die Zustandskontrolle eines Zahns über die Zeit.
Die Ergebnisse des Pattern-Matching im Wavelet-Koeffizientenbereich werden in 23a in Form einer dreidimensionalen grafischen Darstellung der normalisierten Kreuzkorrelation (NCC) über Wavelet-Auflösung (Ebene) und über relative Lichtintensität (Intensität) zusammengefasst. Jeder Punkt der Grafik in 23a stellt einen Mittelwert der normalisierten Kreuzkorrelation (NCC) für 40 unabhängige Fälle dar, deren Bilder mithilfe des in 15 abgebildeten Laborgeräts aufgenommen wurden. 23b enthält eine grafische Darstellung der Standardabweichung der NCC-Werte an den gleichen Rasterpunkten wie in 23a. Bei einer Intensitätsminderung von bis zu 30% in 23a sinkt der NCC-Wert um weniger als 10%. Das Pattern-Matching-Verfahren ist daher bezüglich der Intensitätsschwankungen stabil. Diese Stabilität ist unabhängig von der Wellenlänge des Lichts oder dem Zahntyp.
Obwohl NCC-Werte in der Wavelet-Repräsentation bei gröberer Auflösung höher sind, da die Rauscheinflüsse durch den Tiefpassfilter-Effekt der Wavelet-Transformation reduziert werden, sollte das Pattern-Matching vorzugsweise auf höheren Ebenen durchgeführt werden. Wenn die Intensität der Beleuchtungsquelle z. B. auf weniger als 20% eingestellt wird, kann die zweite Ebene verwendet werden. Die auf dieser Ebene errechneten Standardabweichungen, die in 23b gezeigt werden, beschränken sich auf ≤ 1%. Wenn die Intensität der Lichtquelle nicht genau genug gesteuert werden kann, sollte das Pattern-Matching bei einer geringeren Auflösung durchgeführt werden, wobei als Begleiterscheinung das Risiko der Insensitivität gegenüber geringerer Änderungen steigt. Der hellste Bereich in 23a, der NCC-Werte über 90% darstellt, befindet sich innerhalb des vorteilhaften Abstimmungsbereichs zwischen Signal und Rauschen.
Die Möglichkeit des Pattern-Matching in der Wavelet-Magnitudenrepräsentation wurde mittels der Berechnung der normalisierten Kreuzkorrelation (NCC) zwischen "Originalbildern" und "Vergleichsbildern", die Licht absorbierende Artefakte zur Simulation von Läsionen beinhalten, getestet. Wavelet-Repräsentationen verschiedener Ebenen weisen gegenüber in der zerlegten Läsion auftretenden Veränderungen eine hohe Sensitivität auf, die vergleichsweise unabhängig von Intensitätsänderungen der Beleuchtungsquelle unter etwa 20% ist. Ein Beispiel eines derartigen Paars einer Wavelet-Magnitudenrepräsentation wird in 24a gezeigt, in der die Auswirkungen des absorbierenden Artefakts im äußerst rechten Bild klar ersichtlich sind. Die dreidimensionalen grafischen Darstellungen der normalisierten Kreuzkorrelation (NCC) über Intensität und Auflösung in 24b–24c zeigen die gewünschte Sensitivität im Wavelet-Koeffizientenbereich gegenüber der simulierten "Läsionsstruktur". Ein Vergleich der 24b und 24c beweist, dass der Wavelet-Koeffizientenbereich ausreichende Sensitivität liefert, um geringfügige Änderungen der Lichtübertragung durch den Zahn zu messen, sogar wenn die Intensität der Lichtquelle um bis zu 20% variiert. Ähnliche Stabilität wurde bezüglich kleiner Änderungen der Kontrollparameter, wie z. B. den Blickwinkel festgestellt. Das hinzugefügte "Läsionsartefakt" bewirkt einen deutlichen Abfall der in 24c dargestellten NCC-Übereinstimmungsrate um 45%. Der exakte Betrag hängt vom Variationsgrad der Beleuchtungsintensität ab. Daher ist anzunehmen, dass die Ebenen 4 und 5 zur Erkennung geringfügiger Abweichungen ungeeignet sind, da die NCC-Werte auf diesen Ebenen bei über 90% bleiben. Stattdessen legen diese Ergebnisse nahe, dass das Pattern-Matching entweder auf der Ebene 2 oder 3 durchgeführt werden sollte, wie bereits durch den Grad der Wiederholbarkeit der Bildkontrollen ermittelt wurde.
Die Ebene 1 ist zu rauschempfindlich und die Ebenen 4 und 5 sind zu unempfindlich gegenüber Änderungen.
Ohne jegliche Bildverbesserung oder bei Einsatz konventioneller Bildverbesserungsfunktionen wie z. B. Kontraststreckung oder Histogramm-Entzerrung lagen die Übereinstimmungsraten der Bilder mit und ohne absorbierendem Artefakt deutlich über 0,90 und schlossen somit einen sinnvollen Vergleich der Bilder aus.
Obwohl die vorliegende Erfindung in Bezug auf die derzeit als vorteilhaft betrachteten Ausführungsformen beschrieben wurde, ist es für Fachleute klar ersichtlich, dass zahlreiche Veränderungen und Abwandlungen vorgenommen werden können, ohne den Gültigkeitsbereich der Erfindung, wie er durch die nachfolgenden Patentansprüche festgelegt wird, zu überschreiten.
Abbildungen

Fig. = Abb.
Yes = Ja
No = Nein

1

11: Beleuchtungsquelle
30: Tastatur
26: Rechner
26a: Datenspeicher
38: Drucker

8b

Camera view = Blickwinkel Kamera

12

Roll/Pitch/Yaw (sollte auf Englisch bleiben; Deutsch: Rollwinkel/Nickwinkel/Schwenkwinkel)

14

100: Aktuelles Bild
102: Bildintensität innerhalb Bereich?
104: Intensität ändern
106: Graustufen auf 0–255 ausdehnen
108: Mögliche Läsionen
110: ΔPosition oder Δλ
112: Neues Position
114: Neues λ
116: ROI wählen
118: Für Diagnose geeignet?
120: Verarbeitung
122: Bild + Aufnahmeparameter speichern

15

504: Versorgung Lampe
506: Rechner

16

Links: Lingual
Rechts: Labial

18

200: DIFOTI-Bild
202: Wavelet-Transformation – Trennbare Basis verwenden – Schnelle dyadische DWT – "Redundante" DWT Gleichung (1)
204: "Tief-hoch" und "hoch-tief"-Darstellungen wählen Gleichung (2)
206: Startknoten bestimmen
208: Richtung des nächsten Knotens berechnen – Gleichung (3)
210: Ist der gewählte Knoten ein Maximum? Gleichung (4)
212: Ist (Knoten +1) mod 8 ein Maximum?
214: Ist (Knoten –1) mod 8 ein Maximum?
216: Entweder maximale Amplitude oder errechnete Richtung wählen
218: Begrenzungslinie komplett?
220: Ende

20a/20b

Weißlicht 700 nm 500 nm
y: Pixel Wert
x: Pixelanzahl

21

300: "Aktuelle" DIFOTI^TM-Bilder
302: "Frühere" DIFOTI^TM-Bilder
304: Wavelet-Transformation Ebene 1 Ebene 2 Ebene 3
306: Wavelet-Zerlegung
308: Zerlegte Magnituden-Repräsentation
310: 1. & 2. Moment berechnen
312: Verschieben & Drehen der zerlegten Wavelet-Repräsentation des "aktuellen" DIFOTI^TM-Bildes
314: Pattern-Matching
316: Übereinstimmungsrate
– – –: Verarbeitung im räumlichen Bereich
– – – – –: Verarbeitung im Wavelet-Koeffizientenbereich

22b/22

Ebene 1/2/3
Ohne Dämpfungsfilter
Intensität 80,7%
Intensität 71,7%

23a/23b

x Auflösung
y NCC
z Intensität
x Auflösung
y STDV

24a/24b/24c

NCC
"Originalbild"
Intensität um 30% reduziert
Intensität um 30% reduziert und Artefakt eingesetzt
x Intensität
y NCC
z Ebene

Claims

Gerät (30) zur Beleuchtung eines Zahns (18) von Interesse, welches folgendes umfasst: ein Mundstück (54) mit einem vorderen Ende, eine waagrechte Platte (68) zum Auflegen auf eine Beiß- oder Schnittfläche des Zahns (18) von Interesse mit einer ersten Kante in der Nähe des vorderen Endes und einer vom vorderen Ende entfernten zweiten Kante, eine an der zweiten Kante befestigte, zur waagrechten Platte (68) senkrecht stehende senkrechte Wand (70), Mittel (66) zum Beleuchten des Zahns (18), die sich in der senkrechten Wand (70) befinden und Mittel (76) zur Aufnahme des den Zahn (18) durchquerenden Lichts, wobei die Aufnahmemittel (76) den Beleuchtungsmitteln (66) gegenüberliegend und in einer ausreichenden Entfernung von diesen an der vorderen Kante befestigt sind, so dass der Zahn (18) zwischen ihnen aufgenommen werden kann, dadurch gekennzeichnet, dass die waagrechte Platte (68) in Wirkverbindung mit einer ersten Spitze (72) steht, die sich von einer Kante der senkrechten Wand (70) aus zum vorderen Ende erstreckt und sich dazu eignet, gegen eine proximate Fläche des Zahns (18) von Interesse zu drücken, um das Positionieren der Beleuchtungsmittel (66) und der Aufnahmemittel (76) in Bezug auf den Zahn (18) zu bestimmen, wobei das Positionieren jedes Mal, wenn das Gerät am Zahn (18) angebracht, vom Zahn (18) entfernt und zu einem späteren Zeitpunkt wieder am Zahn (18) angebracht wird, wiederholt werden kann.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die waagrechte Platte (68) derart mit dem vorderen Ende drehbar gekoppelt ist, dass die Drehung eines Griffs in Bezug auf den Zahn (18) die Aufnahmemittel (76) dazu in die Lage versetzt, das unter verschiedenen Winkeln den Zahn (18) durchquerende Licht aufzunehmen.
Gerät nach Anspruch 1 zur Aufnahme von Bildern eines Zahns, dadurch gekennzeichnet, dass es zudem folgendes umfasst: eine mit den Beleuchtungsmitteln (66) gekoppelte Beleuchtungsquelle (11), eine mit den Aufnahmemitteln (76) gekoppelte elektronische Kamera (24), eine Verarbeitungseinheit (26) zum Anschließen an die elektronische Kamera (24) und einen Monitor (28) zum Anschließen an die digitale Verarbeitungseinheit (26), um die Bilder des Zahns (18) aufzuzeigen.
Gerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Beleuchtungsquelle (11) und die Kamera (24) vom Mundstück abtrennbar sind.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Spitze (72) einen Punkt auf der proximalen Fläche des Zahns (18) von Interesse und einen Punkt auf der proximalen Fläche eines daneben liegenden Zahns berührt.
Gerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass ein erster abtrennbarer Abschnitt (54a) des Mundstücks (54) je nach Lage des Zahns (18) durch einen zweiten abtrennbaren Abschnitt (54b) des Mundstücks (54) ersetzt werden kann.
Gerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass sowohl der Intensitätsbereich der Beleuchtungsquelle (11) als auch der Verstärkungsgrad der Kamera (24) und die Belichtungsdauer einstellbar sind, um eine Überbelichtung bzw. eine Unterbelichtung des Digitalbildes zu vermeiden.
Gerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Beleuchtungsquelle (11) den Zahn (18) gemäß einer Vielzahl von Wellenlängen beleuchtet und die elektronische Kamera (24) das Bild des Zahns (18) gemäß einer Vielzahl von Wellenlängen wiedergibt.
Gerät nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein Lichtwellenleiter (14a) an die Beleuchtungsquelle (11) angeschlossen ist, um das Licht von der Beleuchtungsquelle (11) über mindestens einen Abschnitt des Mundstücks (54) bis zur senkrechten Wand (70) zu befördern.
Gerät nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Kamera (24) Bestandteil des Mundstücks (54) ist.
Gerät nach Anspruch 1, 2, 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass das Mundstück (54) zudem in der Nähe des vorderen Endes einen ersten Spiegel (78) und mindestens eine Linse (92) umfasst, wobei der erste Spiegel (78) zum Reflektieren des den Zahn (18) durchquerenden Lichts auf die Linse (92) dient, wodurch das Licht auf die Kamera (88) fokussiert wird.
Gerät nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass das Mundstück (54) zudem in der Nähe der senkrechten Wand (70) einen zweiten Spiegel (66) und einen Lichtwellenleiter (14b) umfasst, der die Übertragung des Lichts von der Beleuchtungsquelle (11) bis zum zweiten Spiegel (66) ermöglicht, um das Licht vom vorderen Ende austretend auf den Zahn (18) zu reflektieren, wobei der zweite Spiegel (66) drehend mit dem Mundstück (54) gekoppelt ist, um den Zahn (18) unter verschiedenen Winkeln zu beleuchten.
Gerät nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass die elektronische Kamera (24) eine ladungsgekoppelte Bildmatrix (88) umfasst und der Computer (26) Mittel zum automatischen Justieren des Intensitätsbereiches des Digitalbildes umfasst, um eine Überbelichtung bzw. eine Unterbelichtung des Digitalbildes zu vermeiden.
Gerät nach Anspruch 1, 2, 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass das Mundstück (54) die Spitze (72) umfasst, die sich von dessen distalem Ende aus erstreckt, um auf der proximalen Fläche des Zahns (18) aufzuliegen und die Platte (68) an dessen distalem Ende, um auf der Beiß- oder Schnittfläche des Zahns (18) aufzuliegen.