估计牙齿中的刚性材料的厚度

技术领域

本发明涉及口腔治疗领域，并且更具体地涉及用于估计牙齿中的覆盖牙齿的牙髓的刚性材料的厚度的概念。

背景技术

牙髓位于由牙本质、牙釉质和牙骨质组成的刚性腔室中，牙本质、牙釉质和牙骨质腔室提供强大的机械支撑并且保护其免受富含微生物的口腔环境的影响。然而，如果这个坚硬的外壳由于龋齿、裂缝或其他开口而失去完整性，它就会发炎，最终坏死。如果不及时治疗，可能会出现根尖周病变。

牙髓具有以下基本功能，诸如增加牙齿对细菌入侵的抵抗力，由于其对热刺激和机械刺激的敏感性而提供警告机制，以及为咀嚼肌提供力反馈回路。

牙髓的完整性可能会因蛀牙、通过牙钻去除蛀牙、当牙本质厚度小于1mm(例如，制剂、光固化等)或牙齿损伤(例如，脱位、牙冠骨折等)时在各种牙科手术中的热刺激等而受损。为了避免上述任何不良事件或选择正确的治疗方法，测量距牙髓在约2mm至0.2mm范围内的距离的能力是至关重要的。

标准的龋齿治疗可能只需要大约10分钟。然而，在牙髓意外暴露的情况下，这种简单的治疗可能会变成耗时并且昂贵的根管治疗。最简单的根管治疗至少需要一个半小时。29％的深龋挖掘中会出现非预期的牙髓暴露。

要解决的问题是如何以不引人注目的方式检测到牙髓的存在和到牙髓的距离。优选的是，该解决方案不会影响最先进的挖除工作流程。这在普通的牙科实践中很难做到，因为牙医必须完全依靠他们的经验、牙齿解剖知识、视觉外观，有时还必须依靠X射线成像。然而，X射线成像仅提供有限的视图，增加了治疗时间，并且利用了有害的电离辐射。

尽管通过使用逐步挖除可以将非预期牙髓暴露的失败率降低到18％，但这是以在移除临时填充物或最终挖除过程中牙髓暴露的风险增加、患者的附加不适以及成本增加为代价的。此外，患者可能不会回到牙医那里完成多次预约治疗，这可能会导致治疗失败。因此，显然需要一种避免无意的牙髓暴露的方法。

发明内容

本发明由权利要求限定。

根据本发明的一个方面的示例，提供了一种用于估计牙齿中的覆盖牙齿的牙髓的刚性材料的厚度的设备，该设备包括：

光源装置，被配置为将第一波长的光和第二波长的光发射到牙齿上；

传感器装置，用于测量从牙齿反射和散射的、与第一波长和第二波长相对应的光的强度；以及

处理器，被配置为：

从传感器装置接收与第一波长相对应的第一强度图；

从传感器装置接收与第二波长相对应的第二强度图；

分析第一强度图和第二强度图，以评估从牙齿反射和散射的、与第一波长和第二波长相对应的光的量；以及

基于分析，估计覆盖牙齿的牙髓的刚性材料的厚度的指示。

发明人意识到，对于某些厚度，牙齿的刚性材料(即，牙釉质和牙本质)允许一些光穿过牙髓。他们还意识到，牙髓中的血液可以吸收或反射光。在某些情况下，吸收和/或反射取决于光的波长。牙髓中血液反射的光的量可以从牙齿表面测量，并且将取决于反射光必须穿过的刚性材料的厚度。

因此，建议将两种波长的光发射到牙齿上，并且测量由牙齿反射和散射的光的强度。例如，两个LED可以用来利用两种波长的光照射牙齿。替代地，白光可以与仅允许一种特定波长的两个滤光器一起使用。

两种波长的强度图可以在不同时间或同时测量。例如，传感器装置可以具有两个带有滤波器的相机，以便同时获取两种波长的强度图。替代地，可以首先致动与第一波长相对应的第一LED并且获取第一强度图，以及随后，致动与第二波长相对应的第二LED并且获取第二强度图。

强度图对应于针对牙齿区域的对应波长的光强度的2D测量。例如，传感器装置可以被配置为测量来自牙齿的两种波长的反射光和散射光的强度，并且构造两个强度图，这两个强度图分别反映针对牙齿区域的第一波长和第二波长的光的强度。

强度图的强度值将根据对应波长以及还基于刚性材料的厚度而不同。例如，对于较薄厚度(例如，低于1mm)的刚性材料，发射光可能会与牙髓相互作用，因此在强度图的该位置处的反射光和散射光将不同于具有较厚刚性材料(例如，>2mm)的牙齿的其他区域。不同波长的波长与强度值之间的关系可以通过实验找到。因此，通过分析第一强度图和第二强度图，可以找到刚性材料的厚度的指示。

下面将进一步解释用于分析第一强度值和第二强度值的各种方法。

强度图可以包括与牙齿的不同区域相对应的多个强度值。每个强度值可以是对应波长的光的强度的测量。

厚度的指示可以提供估计的厚度值、或者厚度何时可能高于或低于特定阈值(例如，>2mm、<0.2mm或在2mm至0.2mm之间)的指示。厚度的可能指示可以取决于所使用的第一波长和第二波长。替代地，厚度的指示可以提供“厚度图”，该厚度图给出了针对牙齿的不同区域的厚度的估计。

光源装置可以包括能够发射至少两种波长的光的单个发光元件。替代地，光源装置可以包括两个发光元件，每个发光元件分别用于发射第一波长和第二波长的光。光源装置可以发射多个波长的光(例如，白光)，并且传感器装置可以被配置为测量多种波长中的至少两种波长的光。

传感器装置可以包括一个或多个相机，并且所接收的强度图可以对应于由相机获取的图像。例如，可以使用单个相机，该单个相机可以捕获以可见光谱中的任何波长的反射光。替代地，传感器装置可以包括一个或多个感测元件，感测元件可以测量特定波长(或特定波长范围)的光。

该设备可以通过标识穿过牙齿的方向来校准，该方向不穿过牙齿中的血液或牙髓，在所标识的方向上发射第一波长的光(从而获取与第一波长相对应的第一校准强度值)，并且在所标识的方向上发射第二波长的光(从而获取与第二波长相对应的第二校准强度值)。

血液针对第一波长的光可以具有比第二波长的光高的吸收率。

通过发射两种波长的光，其中一种波长比另一波长更容易被血液吸收，可以进一步估计刚性材料的厚度，并且从而估计牙髓的存在和到牙髓的距离。

与第一波长相对应(即，被血液吸收)的第一强度图的强度值将刚性材料相对较薄(通常<<1mm)的任何牙齿区域示出为具有相对较低的强度。然而，由于其他原因，刚性材料的其他“弱光区域”可以针对第一波长具有较低强度。

与第二波长相对应(即，被血液反射)的第二强度图的强度值在刚性材料相对较薄的区域将不会具有如此低的强度，但在其他“弱光区域”可能具有较低强度。

因此，第一强度值与第二强度值之间的比较/分析可以指示刚性材料较薄的位置，并且提供厚度的指示。

处理器可以被配置为通过确定第一强度图和第二强度图的对应强度值之间的差值和/或比率来分析第一强度图和第二强度图。

两个强度图的对应强度值之间的差值可以用于确定刚性材料的厚度。例如，刚性材料厚度与(第一强度值与第二强度值之间的)差分强度之间的关系可以通过实验找到。这种关系将取决于第一波长和第二波长的选择。

此外，当在光谱图中绘制时(即，强度相对于波长)，可以在分析中，进一步利用与第一波长和第二波长相对应的强度值之间的梯度来估计用于刚性材料的厚度的指示(以及因此估计到牙髓的接近度)。

处理器还可以被配置为：通过基于第一强度图和第二强度图的对应强度值来确定强度相对于第一波长与第二波长之间的波长的积分，分析第一强度图和第二强度图。

发明人已经发现刚性材料的厚度与强度相对于波长的积分之间(两个波长值之间)的关系。因此，当刚性材料小于例如2mm(取决于所使用的波长)时，第一强度图和第二强度图的强度值可以进一步帮助估计刚性材料的厚度。

第一波长可以在500nm至600nm之间，并且优选地在530nm至550nm之间或者在570nm至590nm之间。

当刚性材料的厚度大于约0.5-2mm时，血液在牙髓中的吸收对于某些波长的绿光是显著的。这些峰值是由血液中的血红蛋白(含氧、脱氧等)引起的。例如，这可以通过光谱图中的两个峰(约540nm和580nm)来看出。刚性材料越厚，峰值就越不突出(即，就好像刚性材料后面没有血液一样)。因此，两种波长(一种波长是绿色的，并且因此比另一波长更容易被血液吸收)的反射光强度值之间的差值可以指示厚度在2.5mm以下和约0.5mm以上的刚性材料的厚度。对于约0.5mm以下的厚度，血液可能会吸收大部分光，因此可以不存在峰值。

第二波长可以在600nm至800nm之间。

该设备还可以包括交叉偏振器，其中交叉偏振器包括放置在光源装置前面的第一偏振元件和放置在传感器装置前面的第二偏振元件，并且其中第一偏振元件与第二偏振元件正交。

交叉偏振器可以使用来自光源的光与在光传感器处测量的反射光之间的正交光偏振来减少镜面反射，从而增加所获取的强度信号中的对比度。

光源装置还可以被配置为发射第三波长的光，其中血液针对第三波长的光具有比第二波长的光高的吸收率，并且血液针对第三波长的光具有比第一波长的光低的吸收率。处理器还可以被配置为从传感器装置接收与第三波长相对应的第三强度图，并且分析第三强度图以评估从牙齿反射和散射的与第三波长相对应的光的量。

例如，第一波长可以被选择以使得血液对其具有高吸收率(例如，540nm)，第二波长可以被选择以使得血液对其具有低吸收率(例如，650nm)，并且第三波长可以被选择以使得血液对其具有高吸收率(560nm)，但是没有第一波长那么高。

对于血液的主要成分(即，含氧血红蛋白、脱氧血红蛋白等)，光波长与吸收率之间的关系是已知的，因此第一波长与第三波长(或第二波长与第三波长)之间的关系可以进一步用于估计刚性材料的厚度。

光源装置可以包括一个或多个光导和连接到光导的近端的一个或多个发光元件。

通过使用光导(例如，光纤电缆)，可以使光源装置的发射光的部分更小。例如，发光元件(例如，发光二极管LED)可以放置在设备的靠近用户的部分处，并且光导的近端可以连接到发光元件。然后，远端(发光端)可以放置在将要放置在牙齿附近的设备的远端。

本发明还提供了一种手持式牙科探头，该手持式牙科探头包括：

壳体，包括：

照明窗，位于壳体的远端处；以及

转子；以及

用于估计牙齿中的覆盖牙齿的牙髓的刚性材料的厚度的设备，其中光源装置和传感器装置面向照明窗。

手持设备的壳体还可以包括用于允许流体流到壳体的远端的流体路径、以及在壳体的远端处的一个或多个流体出口。手持式牙科设备还可以包括连接到转子的远端的钻头。

本发明还提供了一种用于估计牙齿中的覆盖牙齿的牙髓的刚性材料的厚度的方法，该方法包括：

从传感器装置接收与第一波长相对应的第一强度图，其中第一强度图包括从牙齿反射和散射的第一波长的光的强度的数据；

从传感器装置接收与第二波长相对应的第二强度图，其中第二强度图包括从牙齿反射和散射的第二波长的光的强度的数据；

分析第一强度图和第二强度图，以评估从牙齿反射和散射的、与第一波长和第二波长相对应的光的量；以及

基于分析来估计覆盖牙齿的牙髓的刚性材料的厚度的指示。

血液针对第一波长的光可以具有比第二波长的光高的吸收率。

分析第一强度图和第二强度图可以包括：确定第一强度图和第二强度图的对应强度值之间的差值和/或比率。

分析第一强度图和第二强度图可以包括：基于第一强度图和第二强度图的对应强度值，确定强度相对于第一波长与第二波长之间的波长的积分。

本发明还提供了一种计算机程序产品，包括计算机程序代码，该计算机程序代码当在具有处理系统的计算设备上执行时使处理系统执行用于估计牙齿中的覆盖牙齿的牙髓的刚性材料的厚度的方法的所有步骤。

本发明的这些和其他方面将从下文所述的实施例中很清楚并且参考下文所述的实施例进行阐述。

附图说明

为了更好地理解本发明，并且更清楚地示出如何实施本发明，现在仅以示例的方式参考附图，在附图中：

图1示出了血液的吸收光谱；

图2示出了在1mm厚的牙本质切片的情况下测量的反射率光谱；

图3A示出了用于获取在不同厚度的牙本质后面填充有血液的牙髓的光学足迹的实验设置；

图3B示出了利用图3A的实验设置获取的三种厚度的测量反射率光谱；

图4示出了根据本发明的第一实施例，其中使用双色照明；

图5示出了用于分析牙齿的强度图的方法的图示；

图6示出了图5的相减图以及沿着相减图的线的强度值；

图7示出了根据本发明的第二实施例，其中使用三色照明来获取强度图；以及

图8示出了具有照明窗的探头的图示。

具体实施方式

将参考附图来描述本发明。

应当理解，详细描述和具体示例在指示装置、系统和方法的示例性实施例的同时，仅用于说明的目的，而不旨在限制本发明的范围。本发明的装置、系统和方法的这些和其他特征、方面和优点将从以下描述、所附权利要求和附图中更好地理解。应当理解，这些图仅仅是示意性的，而不是按比例绘制的。还应当理解，在附图中使用相同的附图标记来指示相同或相似的部件。

本发明提供了一种用于估计牙齿中的覆盖牙齿的牙髓的刚性材料的厚度的设备。该设备包括被配置为将第一波长的光和第二波长的光发射到牙齿上的光源装置、以及用于测量从牙齿反射和散射的与第一波长和第二波长相对应的光的强度的传感器装置。该设备还包括处理器，该处理器被配置为从传感器装置接收与第一波长相对应的第一强度图和与第二波长相对应的第二强度图，分析第一强度图和第二强度图以评估从牙齿反射和散射的与第一波长和第二波长相对应的光的量，并且基于分析来估计覆盖牙齿的牙髓的刚性材料的厚度的指示。

实验发现：

图1示出了血液100的吸收光谱，其中横轴显示波长(nm)，纵轴显示毫摩尔吸收率(L.mmol-1.cm-1)。血红蛋白(Hb)、氧合血红蛋白(HbO2)和羧基血红蛋白(HbCO)在500nm至600nm附近的不同波长处具有峰值。因此，血液的总体吸收光谱将取决于血红蛋白的特定比率。高铁血红蛋白(MetHb)与其他类型的血红蛋白没有相似的峰值，然而，它通常以较小浓度(健康受试者为1-2％)存在，并且因此可能不会显著影响光谱。

进一步的研究表明，血液的吸收光谱可以显示出两个吸收峰值：一个吸收峰值在大约540nm处，第二吸收峰值在大约580nm处，使得这些峰通常在520-550nm和570-590nm范围内。如图1所示，峰值101出现在～540nm的波长处，并且峰值102出现在～580nm的波长的两侧。

还研究了由牙齿反射和散射的可见光的反射率光谱，反射率光谱如图2和图3所示。

所提出的实验测量技术利用光谱，其中宽带光源用于通过光纤照射牙齿。反射光在牙齿中被散射和吸收后由另一(或相同的)光纤收集和引导。将所获取的光谱信息转换为临床相关参数的不同方法中的一个是测量光谱与已知组织类型的直接相关性。这些方法通常不需要光组织的复杂相互作用的先验知识。

图2示出了在覆盖牙齿的牙髓的牙本质的1mm厚切片的情况下的反射率光谱200，其中横轴显示波长(nm)，纵轴显示归一化反射率(任意单位)。在图2中可以观察到反射率的波谷：波谷201出现在～540nm处，并且第二波谷202出现在～580nm处。图1中的吸收峰值101、102出现在与反射率波谷201、202非常相似的波长处，并且反射率在400nm至600nm范围内也降低，这与图1所示在450nm至600nm范围内增加的吸收一致。因此，可以推断，可见光被牙髓的血液吸收。因此，牙髓中所含血液的吸收光谱可以与由牙齿的牙本质反射/散射的可见光的反射率光谱相关，使得吸收峰值对应于反射率波谷。

研究还表明，厚度小于2mm的牙本质在400nm至600nm范围内会表现出吸收减少，从而反射率增加，并且这些变量可以是依赖性的。

图3A示出了用于获取在不同厚度的牙本质后面填充有血液的牙髓304的光学足迹的实验设置，并且图3B示出了三种厚度(0.3mm、0.7mm和1.2mm)的对应的所测量的反射率光谱308a、308b和308c(反射率的任意单位)。

在牙齿302中钻出三个孔至到牙髓304的不同距离。牙齿302被切成两半，并且牙髓304填充有血液。图3A是实验设置的照片。探头306用于获取针对三个孔中的每个孔的反射率光谱308a、308b和308c。

第一光谱308a(到牙髓304的对应距离为1200μm)分别在约540nm和580nm处示出了两个凹陷201和202，这清楚地表明，光被血液吸收。然而，随着探头306越来越靠近牙髓304，血液峰值在从400nm至600nm范围内减小(并且总体反射率降低)。事实上，对于大多数波长，反射率相对于到牙髓304的距离而降低，如第二光谱308b(700μm)和第三光谱308c(300μm)所示。

然而，上述光谱测量是使用需要靠着牙齿302放置的探头306来执行的。在实践中，与牙齿302的这种接近度将使其难以集成到钻头或具有移动部件或不具有装配到牙齿302中的孔中所需尺寸的任何其他现有牙科探头中。

例如，当与钻头结合使用时，光源和传感器(例如，光电检测器)必须放置在钻头通常所在的牙科探头的远端处，但为了钻削牙齿302，有必要使钻头位于远端处。因此，必须制造将光源和光电检测器集成到钻头中的钻头，这增加了探头的复杂性。

方法：

为了使该设备不引人注目，建议使用传感器来获取不同波长的牙齿强度图，而不是获取光谱。获取强度图不需要将传感器放置成与牙齿接触，同时能够测量反射光和散射光。

图4示出了根据本发明的第一实施例，其中使用双色照明。第一实施例使用绿色光源402g(例如，绿色LED)和红色光源402r(例如，红色LED)来照射牙齿302。相机404用于在牙齿302被照射之后捕获牙齿302的图像(即，强度图)406g和406r。针对图像中每个像素(或像素组)的亮度值对应于强度图中的强度值。

在第一实施例的第一用例中，两个光源402g和402r交替使用，以在不同时间照射牙齿302。当使用红色照明时，牙髓将几乎不可见。这是因为，对于红光，血液具有低吸收水平，因此红光将像在牙本质中那样散射在牙髓中，并且与牙本质相比，牙髓将几乎不可见(在图像406r中)。当使用绿光时，牙髓将更加可见，因为绿光将更多地被牙髓中的血液吸收，从而与牙本质形成更多对比(在图像406g中)。

当用绿光照射牙齿302时，牙髓将更加可见(即，相对于牙本质的对比度将增加)。这是因为，对于大多数绿色波长，牙髓中血液对光的吸收很高(参见图1)。更少的光将从牙髓所在的区域返回到相机404。换言之，露出牙髓的部位将比环境更暗。

通过使用牙齿302的两个彩色图像406g和红色406r，将在牙髓所在的位置出现对比度。这将揭示其中覆盖牙髓的牙本质层相对较薄的牙齿302区域。

图5示出了用于分析牙齿的强度图502的方法的图示。在该示例中，使用绿色强度图502g和红色强度图502r。绿色强度图502g和红色强度图502r都具有背景区域504(例如，厚的牙本质和/或牙釉质)。然而，如前所述，在刚性材料较薄的区域中，绿色强度图502g将示出与刚性材料的较薄部分相对应的较薄区域506。当红光从牙髓反射时，红色强度图502r将不具有相同的较薄区域506。因此，可以将两个强度图502g和502r彼此相减(即，减去强度图中的对应强度值)以生成相减图508，该相减图508去除了与背景区域504相对应的大部分强度，并且清楚地示出了牙本质相对较薄的较薄区域506。

刚性材料的厚度可以基于牙齿的光学性质来估计。第一方法是基于所有牙齿的光学性质相似的假定来校准系统。例如，校准可以包括通过牙齿的已知不具有牙髓(从而不具有血液)的方向来发射光。在绿色强度图502g中看到牙髓的较薄区域506的对比度可以是牙本质厚度的指示(并且因此是到牙髓的距离的指示)。

图6示出了图5的相减图508以及沿着相减图的线602的强度值。图600的横轴表示空间维度，而纵轴表示图5所示的绿色强度图502g与红色强度图502r之间的强度差。曲线图600仅仅是为了说明的目的而示出的。

可以根据图5所示的两个强度图之间的差值(即，基于相减图508)来估计刚性材料的厚度。绿色强度图502g可以表示为Ig(x,y)，而红色强度图502r可以表示为Ir(x,y)。因此，对于点(x1，y1)，刚性材料T的厚度可以表示为：T～(Ig(x1，y1)-Ir(x1，y1))/Ig(x1，y1)。项Ig(x1，y1)-Ir(x1，y1)对应于相减图508。为了找到数值厚度T，可以在钻孔之前校准探头。

本实施例使用绿光作为第一波长并且使用红光作为第二波长。这是因为，已知这些波长对于血液具有不同吸收率值，并且此外，绿色和红色LED是标准并且廉价的。然而，本领域技术人员将意识到，对于血液具有不同吸收率值的任何两种波长将生成强度图，该强度图可以以与上面解释的相同的方式使用。

图7示出了根据本发明的第二实施例，其中使用三色照明来获取强度图。在该实施例中，使用两种绿色波长和单种红色波长来照射牙齿。例如，牙齿可以被第一绿色波长(例如，540nm或580nm)、第二绿色波长(例如，560nm)和红色波长(例如，650nm)的光照射，并且对应强度图502g1、502g2和502r分别被收集。

强度图502g1和502g2中的背景区域504相当相似。然而，对于强度图502g1和502g2两者，较薄区域506与背景区域504之间的对比度是不同的。这可以在曲线图700中看到，其中示出了线702和704上的强度值(分别对应于强度图502g1和502g2)。类似地，红色强度图502r的线706上的强度值示出在曲线图700中。在该示例中，为了简单起见，仅针对强度图的最中心部分示出了来自线702、704和706的强度值。

三色照明可以提供一种更精确的估计牙髓深度的方法，因为两个绿色强度图的比率由血液中光的吸收常数(这是已知的)决定。此外，血液峰值201和/或202(如图2和图3B所示)可以通过选择已知位于血液峰值的波峰和波谷处(或接近)的两种绿色波长并且在光谱图中确定两种绿色波长的强度之间的斜率来标识。

在具有两种绿光(在血液峰值的波峰和波谷处)、和红光的三色照明的情况下，可以观察到若干厚度指示。例如，使用波长为540nm(g1)、560nm(g2)和650nm(r)的光：

牙本质的厚度>>2mm——不会观察到血液峰值，g2的强度将高于g1，r的强度将相对较高(参见图3B)。

牙本质的厚度在约1-2mm之间——将观察到血液峰值，g2的强度将高于g1，r的强度将低于牙本质的厚度>>2mm时的值。

牙本质的厚度<<1mm——不会观察到血液峰值，g2的强度将大致等于或低于g1，r的强度将低于牙本质的厚度在1-2mm之间时的强度。

当然，本领域技术人员将意识到，更详细的(并且可以是数值的)厚度指示可以通过观察三种波长中任何一种波长的特定强度值、上述强度之间的比率、强度值和/或从g1到r的积分(在光谱分析中)之间的斜率(在光谱分析中)来获取。在某些情况下，可能需要在例如钻孔之前校准强度值，以便估计厚度的数值指示。

然而，在某些情况下，可以只需要知道牙本质的厚度是否在上述范围内，例如，当厚度在<<1mm的范围内时，牙医可以被告知停止钻孔，并且牙医可以不需要知道确切的厚度值。

所提出的血液峰值检测可以进一步受益于多绿光照明(即，具有多种绿色波长的照明)，其中可以计算由血液峰值定义的三角形的面积。

牙科探头设备：

上述实验发现和方法以一般术语进行解释，以便解释根据权利要求的发明背后的发现和理论。然而，在实践中，某些实施例可能不实用，因为本发明将被集成到其中的设备可能需要物理地配合受试者的口腔，从而限制了光源装置和传感器装置的尺寸。此外，所需要的处理量不应花费太长时间，因为这在例如钻齿过程中是不可行的。

一些现有牙科探头已经包括照明窗和光导纤维，以将光引导到探头的尖端以照明正在钻孔的区域。因此，进一步提出在现有探头中重复使用现有照明窗和光纤，并且用多色照明(优选地是绿光、红光和白光)代替白光照明。

由于光的照射和收集发生在离治疗位置相对较远的地方(即，插入探头中的钻头的尖端)，如果使用单个光纤来捕获反射/散射光，则空间分辨率将丢失。因此，建议通过集成在照明窗后面或旁边的微型光学相机来收集反射光。为了避免镜面反射，光学相机可以配备有偏振器。

为了增加由相机获取的图像的整体对比度，可以使用交叉偏振器。使用交叉偏振器是一种已知的增加光学图像对比度的技术。交叉偏振器解决方案通过在传输(光源)和接收(相机)中利用正交光偏振来避免来自照明区域的镜面反射，从而增加所获取的图像中的对比度。

图8示出了具有照明窗802的探头800的图示。照明窗802具有集成的多色光源装置804和包括小型相机的传感器装置806。在该图示中，探头800包括用于钻孔功能的转子812和在探头800的远端处的三个出水口814。然而，本领域技术人员将理解，可以制造没有转子812和/或出水口814的探头800。

光由光导808(其可以已经存在于一些现有技术的探头中)带到照明窗802，并且连接到多色光源，例如可切换LED(未示出)。相机806经由导线810连接到处理器(未示出)，以处理由相机806拍摄的图像(即，强度图)，使得只需要对现有技术的探头进行微小的修改。

在不同实施例中，多色光源装置804和相机806可以被构建到探头800中，而不需要光导808或导线810。例如，小型LED可以直接集成在照明窗802的后面，并且用于光导808的现有通道可以用于容纳到LED和相机806的电源线。

因此，该探头可以用于通过确定牙本质的厚度来实时评估牙髓的存在和通过牙本质到牙髓的距离。当到达距牙髓的一定距离时(例如，>>2mm、1mm、0.2mm等)，它可以向医生/牙医发出警告。

总之，根据权利要求1所述的发明基于实验发现，即，牙髓内血液的存在在从牙齿的组织表面反射的光中留下了独特的足迹。因此，建议包括至少两个窄带光源以照射牙齿组织，并且包括光学相机以将反射收集到牙科探头中。然后使用上述方法对这些反射进行处理。此外，多色照明(例如，三色照明)可以提高牙髓检测灵敏度。该设备可以作为独立探头来使用，也可以集成到牙钻中，这使得它不引人注目，使用简单。

本领域技术人员将容易地能够开发用于执行本文中描述的任何方法的处理器。因此，流程图的每个步骤可以表示由处理器执行的不同动作，并且可以由处理器的相应模块执行。

如上所述，该系统利用处理器来执行数据处理。处理器可以用软件和/或硬件以多种方式实现，以执行所需要的各种功能。处理器通常采用一个或多个微处理器，该微处理器可以使用软件(例如，微码)进行编程以执行所需要的功能。处理器可以被实现为用于执行某些功能的专用硬件和用于执行其他功能的一个或多个编程微处理器和相关电路系统的组合。

可以在本公开的各种实施例中使用的电路系统的示例包括但不限于常规微处理器、专用集成电路(ASIC)和现场可编程门阵列(FPGA)。

在各种实现中，处理器可以与一个或多个存储介质相关联，诸如易失性和非易失性计算机存储器，诸如RAM、PROM、EPROM和EEPROM。存储介质可以用一个或多个程序进行编码，该程序当在一个或多个处理器和/或控制器上执行时执行所需要的功能。各种存储介质可以固定在处理器或控制器内，或者可以是可运输的，使得存储在其上的一个或多个程序可以被加载到处理器中。

通过对附图、本公开和所附权利要求的研究，本领域技术人员在实践所要求保护的发明时可以理解并且实现对所公开的实施例的变化。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元素或步骤，不定冠词“a”或“an”不排除复数。

单个处理器或其他单元可以实现权利要求中所述的若干项目的功能。

仅在相互不同的从属权利要求中列举了某些措施这一事实并不表明这些措施的组合不能用于有利的目的。

计算机程序可以存储/分发在合适的介质上，诸如与其他硬件一起提供或作为其他硬件的一部分提供的光学存储介质或固态介质，但也可以以其他形式分发，诸如经由互联网或其他有线或无线电信系统。

如果在权利要求或说明书中使用术语“适于”，应当注意，术语“适于”旨在等同于术语“被配置为”。

权利要求中的任何附图标记不应当被解释为限制范围。