Медицинская камера

013414 Настоящее изобретение относится к медицинской камере согласно ограничительной части п.1 формулы изобретения. Подобные медицинские камеры с преобразователем изображения находят все большее применение в медицине, поскольку предоставляют возможность быстро отображать данные медицинских исследований, подвергать изображения обработке и таким образом получать больший объем информации и/или экономичным путем и быстро архивировать изображения. Известно, что множество видов бактерий проявляют флуоресцентное свечение при оптическом возбуждении, что можно использовать как качественный или даже количественный признак заболевания. При этом спектральные показатели флуоресцентного излучения связаны с определенными молекулами,имеющимися в бактериях и образующимися в них, например, в процессе обмена веществ. Так, например,во многих видах бактерий продуктами обмена веществ являются порфирины, имеющие полосы поглощения в диапазоне длин волн от 350 до 450 нм (диапазон Соре), а также от 500 до 640 нм (Q-диапазоны),и полосы испускания в диапазоне длин волн 63050 нм. Для обнаружения вызванных подобными бактериями заболеваний пораженную болезнью область освещают светом с длиной волны, обеспечивающей возбуждение в бактерии соответствующей флуоресцирующей молекулы. Испускаемый бактерией свет регистрируется датчиком, реагирующим лишь на световые сигналы, характеризующиеся соответствующей длиной волны излучения. В основу настоящего изобретения была положена задача разработать медицинскую камеру указанного в начале описания типа, которая отличалась бы компактностью конструкции и была бы пригодной,в частности, для исследования поверхностей тканей в полостях организма, например в ротовой полости. Указанная задача решается согласно изобретению с помощью медицинской камеры, охарактеризованной совокупностью существенных признаков п.1 формулы изобретения. В предлагаемой в изобретении камере обеспечена недоступность входного окна напрямую для возбуждающего УФ-излучения. Вследствие этого в полученном изображении фон, обусловленный возбуждающим светом, находится на низком уровне. Поэтому даже слабое флуоресцентное свечение становится хорошо заметным. Предпочтительные варианты осуществления изобретения представлены в зависимых пунктах формулы изобретения. В варианте осуществления изобретения по п.2 формулы исключается попадание УФ-излучения на преобразователь изображения, флуоресцентное же свечение используется в полном объеме для формирования изображения. Отрезающие светофильтры, указанные в пп.3 и 4 формулы, особенно пригодны для применения в медицинских целях. В соответствии с представленным в п.5 формулы вариантом выполнения камеры обеспечивается высокая интенсивность УФ-излучения без сколько-нибудь значительного выделения тепла. Значительный нагрев вызывает у пациента неприятные ощущения и может также приводить к повреждению тканей. В еще одном варианте осуществления изобретения, представленном в п.6, обеспечивается равномерное освещение поля зрения. В варианте осуществления изобретения по п.7 формулы обеспечена возможность интенсивного освещения наблюдаемой точки УФ-излучением и получения флуоресцентного свечения соответственно высокой интенсивности. Однако при этом в целом за счет соответствующей скважности импульсов источника УФ-излучения исключаются какие-либо повреждения тканей. В варианте выполнения камеры по п.8 формулы при необходимости имеется возможность регулирования длительности тактовых импульсов, испускаемых источником УФ-излучения, а также интервала между отдельными импульсами. В варианте выполнения камеры по п.9 формулы предусмотрена возможность наблюдения исследуемой области также в белом свете, что часто бывает желательно как дополнение к наблюдениям с помощью флуоресценции. Камера, выполненная по п.10 формулы, также обеспечивает равномерное освещение поля зрения. В варианте выполнения камеры по п.11 формулы получаемое изображение больных участков ткани отличается особо высокой контрастностью, поскольку из изображения вычитается фон. В варианте выполнения камеры по п.12 формулы предусмотрена возможность освещения исследуемого участка ткани также УФ-излучением с различной длиной волны. Тем самым создается дополнительная возможность различения здоровой и больной ткани или участков ткани, по-разному пораженных болезнью. При этом вариант по п.13 формулы выгоден с точки зрения получения особенно контрастного изображения. Преимущество еще одного варианта осуществления изобретения, представленного в п.14 формулы,состоит в возможности выполнять исследование труднодоступных участков ткани. В варианте, представленном в п.15 формулы, обеспечивается очистка исследуемой области от загрязнений, таких как кровь.-1 013414 В имеющихся в продаже камерах оптическая система выполняется в виде телецентрической оптической системы, которая в принципе широко используется в видеокамерах. С целью обеспечить получение с помощью такой оптической системы изображений высокого качества ее расположенную со стороны объекта линзовую систему, среднюю линзовую систему и расположенную со стороны преобразователя изображения линзовую систему необходимо выполнять из нескольких (обычно из двух) одиночных линз. Этими причинами определяется высокая стоимость оптических систем, используемых в подобных камерах. В варианте, представленном в п.16 формулы, камера, позволяющая получать изображения высокого качества, отличается пониженной себестоимостью изготовления. При нетелецентрическом ходе лучей в оптических системах медицинских камер можно также использовать линзовые системы, которые как таковые не обладают особо высокими свойствами по формированию изображений, т.е. не обеспечивают получение изображений особо высокого качества. Так, в частности, в качестве отдельных линзовых систем можно также использовать одиночные линзы. В результате благодаря меньшему количеству линз, используемых в оптической системе, и упрощению ее сборки удается достичь значительной экономии средств. Размещение полевой диафрагмы в соответствии с п.17 формулы позволяет достичь особо высокого качества изображений. При этом в третьей линзовой системе используется ее средняя часть, где искажения изображения минимальны. В средней линзовой системе для направления лучей используется и ее краевая часть. Однако поверхности этой линзовой системы не требуется выполнять с малым радиусом кривизны, и поэтому использование даже ее краевой части для направления лучей не приводит к появлению неприемлемых искажений изображения. Согласно п.18 формулы первую линзовую систему можно выполнить лишь из одного оптического компонента, имеющего исключительно простую геометрию. Представленные в пп.19 и 20 формулы варианты осуществления изобретения обеспечивают возможность особо простой реализации соответственно средней линзовой системы и линзовой системы,расположенной со стороны преобразователя изображения. Камера указанной в п.21 формулы конструкции наиболее пригодна для ее применения в стоматологических целях, поскольку направление съемки объекта ориентировано наклонно, прежде всего перпендикулярно, к оси рукоятки корпуса камеры. Преимущество варианта осуществления изобретения по п.22 формулы состоит в возможности простой очистки и стерилизации камеры. Камеру указанной в п.23 формулы конструкции можно использовать для рассматривания объекта как в непосредственной близости, так и на большем расстоянии. При применении предлагаемой в изобретении камеры в стоматологии врач может с ее помощью получить, например, детальное изображение одного зуба или общее изображение всей челюсти. В варианте по п.24 формулы обеспечивается возможность особо простого регулирования съемочного расстояния. У камеры, выполненной в варианте по п.25 формулы, для регулирования съемочного расстояния не требуется выводить наружу через стенку ее корпуса подвижную деталь. Ниже изобретение более подробно описано на примере вариантов его осуществления со ссылкой на чертежи, на которых показано на фиг. 1 - схематичное изображение стоматологической камеры в продольном разрезе,на фиг. 2 - схематичное изображение оптической системы стоматологической камеры, показанной на фиг. 1,на фиг. 3 - изображение камеры, аналогичное фиг. 1, но с иным механизмом регулирования положения ее преобразователя изображения,на фиг. 4 - схематичное изображение головки диагностической камеры, а также функционального блока, взаимодействующего с преобразователем изображения камеры, и на фиг. 5 - схематичное изображение модифицированной камеры, применяемой в оптически труднодоступных местах. Показанная на чертежах стоматологическая камера имеет корпус 10, представляющий собой изготовленную литьем под давлением пластмассовую деталь. На чертежах корпус 10 камеры показан в виде цельной детали, однако в зависимости от конкретной технологии его изготовления он, как очевидно, может быть выполнен и сборным, состоящим из нескольких корпусных деталей, которые в этом случае плотно соединяют между собой с установкой между ними уплотнений или же соединяют между собой клеевым либо сварным соединением. Корпус 10 имеет рукояточную часть 12, которая имеет в основном форму закрытого на концах полого цилиндра. Эта рукояточная часть 12 со стороны ее свободного конца переходит в сужающуюся и изогнутую углом корпусную часть 14, обращенный вниз конец которой герметично закрыт установленными заподлицо входным окном 16 и расположенным рядом с ним выходным окном 17 для прохода света. Входное окно 16 одновременно выполнено как отрезающий светофильтр. При этом речь может ид-2 013414 ти о светофильтре из цветного стекла, минимальная пропускаемая длина волны (среза) которого составляет примерно 550 нм, что характерно для светофильтра, выпускаемого фирмой ITOS-Gesellschaft frtechnische Optik mbH под торговым наименованием OG 550. Светофильтр из цветного стекла, длина волны среза которого располагается ближе к длине волны УФ-излучения, является, например, светофильтром GG 495 фирмы Schott. В корпусе 10 расположена обозначенная общей позицией 4 оптическая система, с помощью которой схематично показанный объект 6 (зуб или дуга нижней челюсти) отображается на преобразователь 8 изображения. Такой преобразователь 8 изображения может представлять собой цветную ПЗС-матрицу. В изогнутой углом корпусной части 14 на участке ее перегиба расположено отклоняющее зеркало 18, которое установлено под углом 45 к оси рукояточной части 12 и к оси окна 16 и которое может быть также выполнено в виде отклоняющей призмы, например в виде четырехугольной призмы или пентапризмы. На пути лучей за отклоняющим зеркалом 18 расположена линза 22 с вогнутой передней торцовой поверхностью 24 и выпуклой задней торцовой поверхностью 26. На большем удалении от линзы 22 расположена промежуточная линза 28 с выпуклой торцовой поверхностью 30 с обращенной к объекту стороны и выпуклой торцовой поверхностью 32 с обращенной к преобразователю изображения стороны. На еще большем удалении от промежуточной линзы 28 за ней на пути лучей предусмотрена расположенная со стороны преобразователя изображения линза 34 с выпуклой торцовой поверхностью 36 с обращенной к объекту стороны и выпуклой торцовой поверхностью 38 с обращенной к преобразователю изображения стороны. Преобразователь 8 изображения расположен на ползуне 40, который имеет возможность направленного перемещения вдоль оси оптической системы 4 по предусмотренным на внутренней поверхности корпуса 10 направляющим ребрам 42, 44. На одной из продольных поверхностей ползуна 40 выполнена зубчатая рейка 46, находящаяся в зацеплении с зубчатым колесом 48, которое с возможностью вращения закреплено на корпусе 10 и часть которого выступает через корпус 10 наружу. Путем вращения зубчатого колеса 48 можно регулировать положение преобразователя 8 изображения вдоль оси оптической системы 4. В корпусе 10 предусмотрен проходящий в основном в осевом направлении канал 50, в котором расположен световод 52. За удаленным от окна 17 концом световода 52 располагается диод 55, излучающий ультрафиолетовый свет, длина волны которого находится в диапазоне от 390 до 410 нм. Подобные УФ-светодиоды выпускаются, например, фирмой ETG, и их модель имеет обозначение ETG-3UV400-30. В качестве полупроводникового материала используется полупроводник InGaN, испускающий УФ-излучение ближней области, т.е. со стороны области синего света. В светодиод встроена линза, благодаря которой формируется в целом исключительно узкий световой пучок. Концевая часть канала 50 и световода 52 отогнута таким образом, чтобы проходящий по световоду 52 свет выходил из него под небольшим обозначенным на фиг. 1 позицией 54 наклоном относительно оси окна 17. Преобразователь 8 изображения и световод 52 не показанным на чертеже разъемным соединением(которое располагается в правой в плоскости чертежа и не видимой на нем части камеры) соединены с блоком обработки изображений. Ход лучей в оптической системе 4 еще раз более детально показан на фиг. 2. Для большей наглядности ход лучей на этом чертеже показан для случая, как если бы они распространялись в камере прямого видения, которую можно получить из показанной на фиг. 1 камеры, заменив выполненное в виде отклоняющей призмы отклоняющее зеркало 18 на плоскопараллельную стеклянную пластинку той же оптической толщины и расположив окно 16 на одной оси с рукояточной частью 12 корпуса. Различные оптические компоненты обозначены на фиг. 2 теми же, что и на фиг. 1, позициями. Дополнительно на чертеже показаны различные лучи, которые проходят от различных точек объекта 6 до соответствующих им точек на поверхности преобразователя 8 изображения. Очевидно, что в показанной на фиг. 2 оптической системе с полевой диафрагмой В сопряжено ее изображение В, которое расположено вблизи линзы 22. При этом очевидно также, что при таком расположении полевой диафрагмы В, соответственно ее изображения В у расположенной со стороны объекта линзы 22 для направления лучей используется в основном ее средняя часть, у промежуточной линзы 28 используется и ее краевая часть, а у расположенной со стороны преобразователя изображения линзы 34 вновь используется только ее центральная часть. С учетом показанного на чертеже расположения трех линз, при котором промежуточная линза 28 достаточно далеко удалена и от расположенной со стороны объекта линзы 22, и от расположенной со стороны преобразователя изображения линзы 34, поверхности промежуточной линзы 28 нет необходимости выполнять с малым радиусом кривизны. Подобное условие позволяет уменьшить оптические аберрации. Тот факт, что в промежуточной линзе 28 для направления лучей используются также ее краевая зона, не приводит в результате к неприемлемому искажению (дисторсии) изображения.-3 013414 В приведенной ниже таблице представлены параметры для одного из конкретных вариантов возможной реализации оптической системы 4. Приведенные в этой таблице параметры соответствуют показанной на фиг. 2 схеме. В этой таблице указаны номера торцовых поверхностей (позиции на фиг. 1 и 2), соответствующие им значения радиуса кривизны, толщина слоя материала, примыкающего к торцовой поверхности, и тип оптической среды (тип стекла, буква "L" соответствует воздуху), которая находится за соответствующей поверхностью. В последней колонке указан диаметр соответствующего элемента оптической системы с соответствующей торцовой поверхностью. За единицу измерения длины в каждом случае приняты миллиметры. Буква "L" в колонке "Стекло" указывает, что средой распространения лучей на соответствующем участке является воздух. Типы стекол соответствуют типам, указанным в каталоге оптических стекол фирмы Schott. На фиг. 3 показан другой вариант осуществления изобретения, который в основном соответствует показанному на фиг. 1 варианту. При этом соответствующие элементы камеры обозначены теми же позициями и повторно подробно не рассматриваются. В показанном на фиг. 3 варианте ползун 40 снабжен резьбовым отверстием 58, через которое проходит ходовой винт 60. Этот ходовой винт 60 приводится во вращение электродвигателем 62, закрепленным на корпусе 10. Провода для подвода питания к электродвигателю 62 аналогично соединительным проводам преобразователя 8 изображения и световоду 52 соединены с заключенным в гибкий шланг питающим кабелем разъемным соединением, которое располагается в правой плоскости чертежа по фиг. 3 и не видимой на этом чертеже части камеры. Описанный выше механизм с ходовым винтом позволяет регулировать положение преобразователя 8 изображения вдоль оси оптической системы 4 без необходимости предусматривать у этого механизма выводимый наружу сквозь стенку корпуса 10 камеры механический элемент. В отличие от описанных выше вариантов входное окно 16 можно также выполнять как полностью прозрачное окно и устанавливать дополнительный цветной светофильтр 59 на отклоняющее зеркало 18,благодаря чему обеспечивается преимущество, состоящее в том, что через фильтр дважды проходит оптическое излучение, используемое для наблюдений. Согласно еще одному альтернативному варианту выделенный на чертеже штриховкой цветной светофильтр 59 можно также располагать перед ползуном 40 или непосредственно на преобразователе 8 изображения. В соответствии с вариантом, показанным на фиг. 4, компоненты, уже описанные выше со ссылкой на фиг. 1-3, обозначены теми же самыми позициями. Эти компоненты еще раз ниже более подробно не рассматриваются. Вокруг круглого входного окна 16 равномерно распределено в окружном направлении четыре светодиода 64 белого света. Между ними расположено также в окружном направлении четыре УФсветодиода 55. Светодиоды 64 белого света, подсоединены к выходу(ам) рабочей схемы 68, включающей светодиоды 64 белого света по выбору для непрерывной работы или для работы в течение определенных промежутков времени. УФ-светодиоды 55 аналогичным образом соединены с рабочей схемой 70, включающей эти диоды соответственно на короткие промежутки времени. Управление рабочей схемой 70 осуществляет тактовый генератор 72, который наряду с первыми и вторыми импульсами активации для рабочей схемы 70 и соответственно 68 (если она работает в тактовом режиме, что подразумевается в данном описании) генерирует также управляющие импульсы, смещенные по фазе относительно этих двух тактовых импульсов. Тем самым эти импульсы генерируются к моментам времени, в которые УФ-светодиоды (а при необходимости и светодиоды белого света, если они работают в тактовом режиме) не включены. Оба тактовых импульса и управляющие импульсы генератора 72 подаются в вычислительную схему 74. Последняя соединена своим входом с выходом преобразователя 8 изображения. Каждый раз при получении первого импульса активации вычислительная схема 74 загружает из соединенного с ним запоминающего устройства 76 для хранения видеоданных флуоресцентное изображе-4 013414 ние, проинтегрированное на данный момент времени, и прибавляет к нему по амплитуде изображение,только что загруженное с преобразователя 8 изображения. После этого она вновь сохраняет полученное общее изображение в запоминающем устройстве 76 для хранения видеоданных. Каждый раз при получении второго импульса активации вычислительная схема 74 загружает из соединенного с ним запоминающего устройства 76 для хранения видеоданных изображение в белом свете,проинтегрированное на данный момент времени, и прибавляет к нему по амплитуде изображение, только что загруженное с преобразователя 8 изображения. После этого она вновь сохраняет полученное общее изображение в запоминающем устройстве 76. При получении управляющего импульса вычислительная схема 74 также загружает содержимое запоминающего устройства 76 (флуоресцентное изображение и изображение в белом свете), вычитает из него по амплитуде изображение, полученное преобразователем 8 изображения, и вновь сохраняет полученное таким образом новое общее изображение в запоминающем устройстве 76. Очевидно, что в результате этого в запоминающем устройстве 76 имеется полученное во флуоресцентном излучении изображение, характеризующее лишь флуоресценцию бактерий и отличающееся,однако, тем, что не имеет целенаправленно удаленного фона, создаваемого наружным светом. Сказанное относится и к изображению, полученному в белом свете. Содержимое запоминающего устройства 76 может быть показано на дисплее 78. В отличие от варианта, показанного на фиг. 4, светодиоды 64 белого света можно также заменить на другие УФ-светодиоды, которые функционируют на другой длине волны по сравнению с УФсветодиодами 66. Помимо этого можно также предусмотреть применение как светодиодов белого света,так и нескольких систем или наборов УФ-светодиодов, функционирующих на различных длинах волн. Управление различными светодиодами обеспечивается также описанным выше путем. При этом в отношении изображений, получаемых с помощью дополнительных наборов УФсветодиодов, обеспечивается устранение фона, выполняемое точно так же, как это описано выше. Кроме того, полученные с использованием различных наборов УФ-светодиодов изображения можно формировать путем сложения или вычитания их составляющих с целью обеспечить распознавание дополнительных структур в пораженных болезнью тканях. Согласно показанному на фиг. 5 варианту уже описанные выше соответствующие детали или компоненты обозначены теми же самыми позициями. На указанном чертеже показаны лишь наиболее важные детали и узлы камеры. Для обеспечения наблюдения очень труднодоступных мест, таких как глубоко расположенные полости, такие как придаточные пазухи носа, полость уха или зубодесневой карман, вместо линзовой оптической системы применяется волоконно-оптическая система. Эта система обозначена на чертеже позицией 80. УФ-светодиод 55 освещает задний конец волоконно-оптической системы 80 через дихроичный светоделитель 82, имеющий слой 84, который обеспечивает пропускание или отражение лучей с определенными длинами волн, и отраженное и проходящее через волоконно-оптическую систему 80 оптическое излучение, используемое для наблюдений, направляется светоделителем 82 на преобразователь 8 изображения, которому требуется всего лишь один пиксель для обнаружения света и который может быть выполнен в виде, например, светочувствительного диода или фототранзистора. В показанной на фиг. 5 камере УФ-излучение направляется через прозрачный для него слой 84 и волоконно-оптическую систему 80 на исследуемую область. Отраженное оптическое излучение, используемое для наблюдений, возвращается через волоконнооптическую систему 80 и попадает, отразившись от дихроичного слоя 84, на преобразователь 8 изображения. При необходимости волоконно-оптическая система 80 может включать в себя два отдельных жгута,по одному из которых проходит УФ-излучение, направляемое на исследуемую область, а по другому жгуту проходит отраженное от исследуемой области оптическое излучение, используемое для наблюдений. При наличии загрязнений на исследуемом месте, например, в зубодесневом кармане, может оказаться целесообразным очистить исследуемую область от загрязнений, таких как кровь. В этом случае параллельно волоконно-оптической системе 80 можно предусмотреть полое волокно 86, через которое в исследуемую область нагнетается промывочная жидкость. Согласно еще одному варианту саму волоконно-оптическую систему 80 можно также выполнять таким образом, чтобы она одновременно выполняла функцию проточного для текучей среды канала, через который в исследуемую область подается промывочная жидкость. В этом случае жидкость подводится через поперечное отверстие во входном конце волоконнооптической системы. Описанная выше камера благодаря своей высокой чувствительности может применяться для исследования участков здоровой и пораженной болезнью ткани с использованием собственной флуоресценции бактерий. Однако, как очевидно, эту камеру можно также применять в том случае, когда бактерии были дополнительно помечены нанесенными флуоресцентными маркерами. Подобные маркеры подаются предпочтительно перед проведением исследования в жидком растворе в исследуемую область и избира-5 013414 тельно накапливаются на исследуемых бактериях. В случае применения камеры с волоконнооптическими датчиками флуоресцентный маркер можно подавать перед исследованием через ее проточный для текучей среды канал (через полости волоконно-оптической системы или дополнительное полое волокно). Ниже описаны другие возможные варианты осуществления изобретения. Поскольку интенсивность флуоресцентного излучения может оказаться исключительно слабой и,кроме того, может иметь место мешающее воздействие широкополосного оптического излучения, например, вследствие наличия флуоресцирующих клеток или излучения источников света в помещении, за счет использования фотодетекторов, обладающих чувствительностью на различных длинах волн, может оказаться целесообразным измерять как интенсивность мешающего сигнала, так и интенсивность сигнала флуоресценции, также накладывающегося на мешающий сигнал, и за счет вычисления разности выделять сигнал флуоресцентного излучения. Еще одна возможность подавлять мешающий сигнал наружного освещения может состоять в том,что световой импульс возбуждения подают в импульсном режиме, и в течение этого времени, а также времени затухания сигнала флуоресценции интегрируют интенсивность испускаемого излучения, а в течение последующего промежутка времени, предпочтительно равного по продолжительности, интегрируют интенсивность мешающего света, что также позволяет по разности этих двух сигналов получить сигнал флуоресценции. Так, например, на исследуемую область можно направлять, излучение, испускаемое в диапазоне от ультрафиолетовой до синей областей спектра полупроводниковым светодиодом или полупроводниковым лазерным диодом, а флуоресцентное излучение можно регистрировать с использованием камеры на приборах с зарядовой связью (ПЗС-камеры). С этой целью осветительное устройство описанной выше камеры оснащают соответствующими ультрафиолетовыми, соответственно лазерными диодами и на пути лучей в оптической системе размещают светофильтр из цветного стекла с обрезающей (отсекающей) характеристикой (например, фильтр GG495 фирмы Schott), который полностью поглощает световой импульс возбуждения и пропускает флуоресцентное излучение на ПЗС-преобразователь. Отрицательное влияние наружного освещения или иного мешающего света на результаты измерения можно компенсировать по аналогии с описанным выше методом путем тактирования подачи света возбуждения и одновременного, а также неодновременного детектирования изображения, формируемого флуоресцентным излучением и мешающим светом, или светом излучения в определенном спектральном диапазоне за счет двух последовательных включений двух светофильтров для измерения значений интенсивности мешающего света и излучаемого света. Можно также выполнять оценку изменения цвета на цветном ПЗС-преобразователе. Существует также возможность интенсифицировать флуоресценцию бактерий с использованием определенных веществ, применяемых перед проведением исследования для полоскания полости рта. Так,например, известны методы фотодинамической терапии рака, основанные на использовании превращения аминолевулиновой кислоты и ее производных в порфирины в раковых клетках, в которых порфирины впоследствии практически не разлагаются. Сказанное относится также к большому количеству видов бактерий. Таким образом, полоскание полости рта подобным веществом может способствовать повышению интенсивности сигнала флуоресцентного излучения. В описанном варианте применения камеры можно проводить одновременное исследование всей конкретной области. Так, например, можно визуально выявлять начало заболевания кариесом на поверхностях зубов. Однако существует также возможность визуально выявлять заболевания кожи, такие как угревая сыпь, вызываемая оптически возбуждаемыми бактериями, или меланому кожи различных видов, в которой заметно увеличена концентрация порфирина из-за более интенсивного обмена веществ по сравнению с пигментными родимыми пятнами. Для защиты исследуемой области от мешающего света можно поместить на входное окно камеры насадку, имеющую форму цилиндра или конуса. Поскольку сила вызванных интенсивным светом электрических токов в ПЗС-преобразователе может быть относительно низкой по сравнению с силой темнового тока преобразователя изображения, для обеспечения высокой чувствительности ПЗС-преобразователь необходимо охлаждать, используя, например, охлаждающий термоэлемент Пелтье. Для обеспечения диагностирования заболевания в труднодоступных для оптической системы местах, таких, например, как придаточные пазухи носа, полость уха или зубодесневой карман, исследуемую область необходимо освещать и вести ее съемку с использованием эндоскопа, оснащенного указанной выше в описании видеокамерой и источником освещения, или можно ограничиться локальным использованием системы, не позволяющей получать изображения. Подобная система может быть выполнена таким образом, чтобы излучение светодиода или лазерное излучение направлялось через волоконный световод на исследуемую область. Параллельно этому волокну может проходить второе волокно, принимающее исходящее от этой области флуоресцентное излучение и направляющее его к фотодетектору.-6 013414 Кроме того, в случае исследования зубодесневого кармана может оказаться, например, целесообразным очистить исследуемую область от загрязнений, таких как кровь, с целью обеспечить свободный обзор исследуемого поля зрения для оптической системы. В этом случае можно использовать еще одно полое волокно, через которое в исследуемую область подается под давлением промывочная жидкость. Согласно еще одному варианту осуществления изобретения предусмотрено использовать лишь одно волокно как для пропускания светового импульса возбуждения, так и для передачи флуоресцентного излучения. В этом случае со стороны ввода лазерного излучения, соответственно со стороны детектирования флуоресцентного излучения предусмотрен светоделитель, который может иметь, например, покрытие, обеспечивающее пропускание или отражение излучения с определенными длинами волн, благодаря чему синее лазерное излучение пропускается, а флуоресцентное излучение отражается под углом 90. Помимо этого существует возможность частично выполнять волокно как полое волокно, по которому промывочная жидкость подается под давлением в исследуемую область. В этом случае на обращенном к лазеру конце необходимо обеспечить подачу жидкости через выполненное в нем боковое отверстие. Описанные выше предлагаемые в изобретении диагностические камеры можно также применять в том случае, когда бактерии маркированы дополнительно нанесенным флуоресцентным маркером. Подобные маркеры подаются предпочтительно перед исследованием в жидком растворе в исследуемую область и избирательно концентрируются на исследуемых бактериях. В случае применения волоконного преобразователя изображения флуоресцентный маркер можно подавать перед исследованием через промывочное волокно. Помимо этого при высокой степени накопления флуоресцентного маркера в исследуемой области существует также возможность обнаруживать в ней не флуоресцентное излучение, а поглощение флуоресцентного маркера. Однако в общем случае этот метод обнаружения менее чувствителен по сравнению с методом обнаружения флуоресцентного излучения. Аппаратные средства позволяют реализовать этот метод, для чего из диагностического прибора удаляют оптические компоненты для цветового отделения сигнала излучения. С помощью этого метода можно было бы также обнаруживать, например, зубной конкремент иного цвета на корне зуба. Этот метод пригоден, например, для определения степени очистки корня зуба от зубного конкремента при ультразвуковой обработке. Поскольку абсолютная величина сигнала флуоресцентного излучения зависит, в числе прочего, от эффективности соединений оптической системы, от удаленности источника освещения и шероховатости поверхности, а также от прилегающих к исследуемой области стоматологических восстановительных материалов, обычно не удается без каких-либо проблем определить стадию болезни на основании абсолютной величины интенсивности флуоресцентного излучения. В этом случае предлагается реализовывать следующий вариант осуществления изобретения, в котором преобразователь изображения выполнен цветочувствительным с возможностью обнаружения изменения спектра светового излучения, испускаемого с иной длиной волны вследствие преобразования части света возбуждения в бактериях или пораженных клетках ткани, по сравнению с излучением от здоровой ткани, причем указанное изменение спектра имеет вид изменения цвета. Согласно этому варианту используется способность здорового материала зуба также испускать флуоресцентное излучение под действием УФ-излучения, но в другой области спектра. При этом камера выполнена с возможностью получения соотношения интенсивностей излучения различных спектральных составляющих, используемого для определения степени развития болезни. При заболевании зуба спектр излучения изменяется вследствие того, что часть светового импульса возбуждения преобразуется в бактериях, соответственно пораженных клетках ткани в световое излучение с иной длиной волны. Это изменение области спектра по сравнению с областью спектра излучения от здоровой ткани можно обнаруживать с использованием цветочувствительного преобразователя изображения в виде изменения цвета. Это изменение цвета можно определять точно по месту, например, с использованием цветных видеокамер и выводить на экран монитора для отображения стадии болезни. Благодаря этому для диагностирования утрачивает существенно важное значение абсолютная интенсивность регистрируемого флуоресцентного излучения. Таким образом, в принципе можно использовать согласно изобретению соотношение интенсивностей излучения в различных диапазонах спектра с целью определять стадию болезни. При этом один диапазон спектра представляет контрольный сигнал от здоровой части ткани, а другой диапазон спектра преимущественно представляет сигнал от пораженной болезнью части ткани.(8) изображения, оптическую систему (22, 28, 34, 80) для отображения исследуемой области на преобразователь (8) изображения и светофильтр, обладающий различным пропусканием в отношении возбуждающего излучения и возвращающегося от исследуемой области излучения, используемого для наблюдений, отличающаяся тем, что источник (55) УФ-излучения, оптическая система (22, 28, 34, 80) и преобразователь (8) изображения размещены в общем корпусе (10), на котором расположено входное окно(16), причем светофильтр либо образован входным окном (16), либо расположен на пути лучей между входным окном (16) и преобразователем (8) изображения. 2. Камера по п.1, отличающаяся тем, что светофильтр (16; 59; 84) представляет собой отрезающий светофильтр. 3. Камера по п.2, отличающаяся тем, что минимальная длина волны, пропускаемая светофильтром,составляет 450 нм или более. 4. Камера по п.3, отличающаяся тем, что минимальная длина волны, пропускаемая отрезающим светофильтром, составляет 470 нм или более, предпочтительно примерно 550 нм или более. 5. Камера по одному из пп.1-4, отличающаяся тем, что источник УФ-излучения содержит по меньшей мере один УФ-светодиод (55). 6. Камера по п.5, отличающаяся тем, что источник УФ-излучения содержит набор УФ-светодиодов(55), равномерно распределенных вокруг входного окна (16). 7. Камера по одному из пп.1-6, отличающаяся тем, что источник (55) УФ-излучения работает в тактовом режиме. 8. Камера по п.7, отличающаяся тем, что камера имеет средства для регулирования длительности тактовых импульсов и/или интервала между ними. 9. Камера по одному из пп.1-8, отличающаяся тем, что в ней дополнительно предусмотрен источник(64) белого света. 10. Камера по п.9, отличающаяся тем, что источник белого света содержит множество светодиодов(64) белого света, равномерно распределенных вокруг входного окна (16) и предпочтительно работающих в тактовом режиме. 11. Камера по одному из пп.7-10, отличающаяся тем, что наряду с первыми импульсами активации,предназначенными для включения источника (55) УФ-излучения, тактовый генератор (72) также генерирует управляющие импульсы, смещенные по фазе относительно первых тактовых импульсов, и что первые тактовые импульсы и управляющие импульсы передаются в вычислительную схему (74), взаимодействующую с запоминающим устройством (76) для хранения интегрируемых изображений, причем вычислительная схема (74) при получении первого тактового сигнала прибавляет выходной сигнал преобразователя (8) изображения к содержимому запоминающего устройства (76), а при получении управляющего импульса - вычитает изображение, полученное преобразователем (8) изображения, из проинтегрированного изображения, хранящегося в запоминающем устройстве (76). 12. Камера по одному из пп.1-11, отличающаяся тем, что она содержит несколько источников (55,65) УФ-излучения, работающих на различных длинах волн. 13. Камера по п.12, отличающаяся тем, что тактовый генератор (72) генерирует первые тактовые импульсы для включения первого источника (55) УФ-излучения и вторые тактовые импульсы для включения второго источника (64) УФ-излучения, смещенные по фазе относительно первых тактовых импульсов, а также управляющие импульсы, смещенные по фазе относительно обоих тактовых импульсов,причем оба тактовых импульса и управляющие импульсы поступают в вычислительную схему (74), которая взаимодействует с запоминающим устройством (76) для хранения интегрируемых изображений и при получении первого тактового импульса, соответственно второго тактового импульса прибавляет содержимое преобразователя (8) изображения к содержимому запоминающего устройства (76) или вычитает из него, а при получении управляющего импульса вычитает содержимое преобразователя (8) изображения из содержимого запоминающего устройства (76). 14. Камера по одному из пп.1-13, отличающаяся тем, что оптическая система (80) содержит волоконно-оптическую систему. 15. Камера по одному из пп.1-14, отличающаяся тем, что она содержит устройство (86) для подачи обрабатывающей или промывочной текучей среды в исследуемую область. 16. Камера по одному из пп.1-15, отличающаяся тем, что предусмотрена определяющая поле зрения диафрагма (В), а преобразователь (8) изображения расположен на оси оптической системы (4), причем оптическая система (4) содержит расположенную со стороны объекта линзовую систему (22), среднюю линзовую систему (28) и расположенную со стороны преобразователя изображения линзовую систему(34), а определяющая поле зрения диафрагма (В) или ее изображение (В) находится в зоне расположенной со стороны преобразователя изображения линзовой системы (34). 17. Камера по п.16, отличающаяся тем, что определяющая поле зрения диафрагма (В) или ее изо-8 013414 бражение (В) находится за расположенной со стороны преобразователя изображения линзовой системой(34) на малом расстоянии, которое составляет примерно от 2 до 10%, предпочтительно примерно от 2 до 5% расстояния между задней граничной поверхностью (38) расположенной со стороны преобразователя изображения линзовой системы (34) и светочувствительной поверхностью преобразователя (8) изображения. 18. Камера по п.16 или 17, отличающаяся тем, что расположенная со стороны объекта линзовая система (22) образована вогнуто-выпуклой линзой (22). 19. Камера по одному из пп.16-18, отличающаяся тем, что средняя линзовая система (28) образована двояковыпуклой линзой. 20. Камера по одному из пп.16-19, отличающаяся тем, что расположенная со стороны преобразователя изображения линзовая система (34) образована двояковыпуклой линзой. 21. Камера по одному из пп.16-20, отличающаяся тем, что она содержит светоотклоняющее средство (18) перед расположенной со стороны объекта линзовой системой (22). 22. Камера по одному из пп.16-21, отличающаяся тем, что входное окно (16), находящееся перед расположенной со стороны объекта линзовой системой (22), установлено заподлицо с корпусом (10) камеры и герметично соединено с ним. 23. Камера по одному из пп.16-22, отличающаяся тем, что она содержит устройство (46, 48, 60, 62) для регулирования положения преобразователя (8) изображения в направлении оси оптической системы(4). 24. Камера по п.23, отличающаяся тем, что устройство для регулирования положения преобразователя изображения имеет приводной элемент (48), проходящий через стенку корпуса (10) камеры. 25. Камера по п.23, отличающаяся тем, что устройство для регулирования положения преобразователя изображения имеет электродвигатель (62), ток возбуждения к которому подводится через разъемное соединение, используемое также для соединения преобразователя (8) изображения с электронным блоком обработки изображений. 26. Камера по одному из пп.1-25, отличающаяся тем, что исследуемая область защищена от мешающего света насадкой, имеющей форму цилиндра или конуса и помещенной на входное окно (16) камеры. 27. Камера по одному из пп.1-26, отличающаяся тем, что преобразователь изображения выполнен цветочувствительным с возможностью обнаружения изменения спектра светового излучения, испускаемого с иной длиной волны вследствие преобразования части света возбуждения в бактериях или пораженных клетках ткани, по сравнению с излучением от здоровой ткани, причем указанное изменение спектра имеет вид изменения цвета. 28. Камера по п.27, отличающаяся тем, что она выполнена с возможностью получения соотношения интенсивностей излучения различных спектральных составляющих, используемого для определения степени развития болезни.