JP2012016601A - 医療用カメラ - Google Patents

Abstract

【課題】コンパクトな構造を有し、特に体腔内、たとえば口内の組織表面を調査するのに適した医療用カメラの提供。
【解決手段】医療目的のためのカメラがハウジング（１０）を有し、そのハウジング内に入射窓（１６）を中心に均一に分配されて白色光ＬＥＤ（６４）とＵＶＬＥＤ（５５）が配置されている。入射窓（１６）の後方にカラーフィルタ（５９）が配置されており、そのカラーフィルタがＵＶＬＥＤから発生された光を吸収する。透過された光がイメージコンバータ（８）上へ達し、評価回路（７４、７６）内で背景イメージを除かれて、モニタ（８０）上へ出力される。
【選択図】図１

Description

本発明は、請求項１の上位概念に記載の医療用カメラに関する。

電子的なイメージコンバータを有するこの種の医療用カメラは、医療の検査結果を迅速に表示することができるようにし、イメージをイメージ処理することができるようにし、かつそのようにしてより多くの情報を得るため、あるいはイメージを安価かつ迅速に文書化することができるようにするために、医学においてますます普及して来ている。

多数のバクテリアが光による光学的な刺激を受けて蛍光を示し、それを病気の質的または特に量的な特徴として用いることができることが知られている。その場合に蛍光のスペクトル特性は、バクテリア内に現れ、かつたとえばバクテリアの物質代謝の際に生じる、所定の分子によって定められる。すなわち、多数のバクテリア内に物質代謝生成物としてポルフィリンが生じ、それが３５０−４５０ｎｍ（ソレー帯）および５００−６４０ｎｍ（Ｑ帯）の領域の吸収帯と６３０±５０ｎｍの放射帯を有する。

この種のバクテリアによってもたらされる病気を証明するために、罹患した領域へ、バクテリアのそれぞれの蛍光分子に適した長波の光が入射される。バクテリアから放射された光は、然るべき放射長波における光信号のみに反応する検出器によって証明される。

本発明によって、コンパクトな構造を有し、かつ特に体腔内、たとえば口内の組織表面を調査するのに適した、冒頭で挙げた種類の医療用カメラを提供しようとしている。

この課題は、請求項１に記載された特徴を有する医療用カメラによって解決される。

本発明に基づくカメラにおいては、刺激するＵＶ光が直接入射窓へ達することができないことが、保証されている。このようにして、得られたイメージ内で刺激光によってもたらされる背景は小さい。従って弱い蛍光もよく見えるように表示される。

本発明の好ましい展開が、従属請求項に記載されている。

請求項２に示す本発明の展開によって、ＵＶ光がイメージコンバータから離れて維持され、それに対して蛍光はすべての成分においてイメージ発生のために利用されることが、達成される。

請求項３と４に記載されているような、エッジフィルタは、医療用目的に特によく適している。

請求項５に示すカメラにおいては、わずかな熱発生においてＵＶ光の高い強度が得られる。熱発生は、患者によって不快に感じられ、組織損傷をもたらすこともある。

請求項６に示す本発明に展開によって、視野の均一な照明が得られる。

請求項７に示す本発明の展開は、観察箇所をＵＶ光で強力に照射し、それに応じて高い強度の蛍光を得ることを許す。しかしその場合に、全体として、ＵＶ光源の駆動のパルスデューティー比を介して、組織損傷が生じないことが保証されている。

請求項８に示すカメラにおいては、ユーザーはＵＶ光源から出力される光パルスの長さと間隔を必要に応じて個別に調節することができる。

請求項９に示すカメラは、調査すべき組織領域を白色光によって観察することを許し、それがしばしば蛍光考察を補うために望まれる。

請求項１０に示す本発明の展開も、視野の均一な照明のために用いられる。

請求項１１に示すカメラにおいては、背景イメージが引き算されるので、罹患した組織箇所の特にコントラスト豊かなイメージが得られる。

請求項１２に示すカメラは、調査すべき組織領域を異なる波長のＵＶ光で照射することを許す。それによって健康な組織と罹患した組織ないし異なるように罹患した組織領域を区別する付加的な可能性が得られる。

請求項１３に示す措置も、特にコントラスト豊かなイメージに関して効果的である。

請求項１４に示す本発明の展開は、接近しにくい組織領域の調査に関して効果的である。

請求項１５に示す措置によって、調査すべき領域が血液のような汚れが付かないように維持されることが、達成される。

市場で一般的なカメラにおいては、光学系は、カメラにおいて一般的であるように、テレセントリック光学系として形成されている。この種の光学系において良好な結像特性を保証するためには、対象側のレンズ配置、中央のレンズ配置およびコンバータ側のレンズ配置が複数の（通常２つの）個別レンズから構成されなければならない。この理由から、この種のカメラのための光学系は高価である。

請求項１６に示すカメラは、さらに良好な結像特性において、より安価に形成することができる。

光路がテレセントリックではない場合には、医療用カメラにおいて、それぞれそれ自体特に良好な結像特性をもたないレンズ配置も使用することができる。特に、個々のレンズ配置を、単一のレンズによって実現することもできる。それによって著しいコスト削減が得られる。というのは、より少ないレンズしか必要とされず、光学系の組立ても単純だからである。

視野絞りを、請求項１７に記載されるように配置する場合には、特に良好な結像特性が得られる。第３のレンズ配置は、歪みエラーが小さい、その中央の領域を利用される。中央のレンズ配置は、その端縁領域においても利用される。従って中央のレンズ配置は、著しく湾曲した表面を有する必要がないので、このレンズ配置の端縁領域の利用が、受け容れられない歪みエラーをもたらすこともない。

請求項１８によれば、第１のレンズ配置は、極めて単純な幾何学配置を有する１つの光学的コンポーネントから形成することができる。

請求項１９と２０に記載の本発明の展開も、中央のレンズ配置ないしコンバータ側のレンズ配置を実現する、特に簡単な可能性を提供する。

請求項２１に記載されているようなカメラは、歯科用目的のために使用するのに特に適している。というのは、考察方向がハンドピースの軸線に対して傾斜しており、特にそれに垂直になっているからである。

請求項２２に示す本発明の展開は、カメラの簡単な清掃と滅菌に関して効果的である。

請求項２３に示すカメラは、すぐ近傍の対象を観察するためにも、遠く離れた対象を観察するためにも使用することができる。デンタルカメラにおいては、医師はたとえば、歯の詳細あるいは歯列全体を記録することができる。

請求項２４は、記録間隔を調節する特に簡単な可能性を与える。

請求項２５に示すカメラにおいては、移動される部分をカメラハウジングの壁を通して案内する必要なしに、記録間隔の調節が可能である。
請求項２６に示すカメラにおいては、健康な細胞と罹患した細胞とで異なるスペクトル成分の強度の比を罹患の程度の測定に使用する。
請求項２７に示すカメラにおいては、バクテリアの代謝物であるポルフィリンを検出するためのスペクトル成分が、６３０±５０ ｎｍである。

デンタルカメラの軸断面を示している。 図１に基づくデンタルカメラの光学系を図式的に示している。 図１と同様の表示であるが、イメージコンバータのための変更された調節機構が示されている。 診断カメラの頭部を示す上面図およびカメラのイメージコンバータと協働する駆動ユニットの図式的な表示である。 光学的に接近が困難な箇所に使用される、変更されたカメラの図式的な表示である。

以下、図面を参照しながら実施例を用いて、本発明を詳細に説明する。
図面に示すデンタルカメラは、ハウジング１０を有しており、そのハウジングはプラスチック射出成形部品として形成されている。ハウジング１０は、一体的なハウジングとして示されている；なお、当業者はそれぞれ製造要請に応じてそれを多部材のハウジングとして構成することができ、その場合に種々のハウジング部分はシールを介在させて、互いに密に結合され、あるいは互いに接着または溶接される。

ハウジング１０は、グリップ部分１２を有し、そのグリップ部分は大体において端部が閉鎖された円筒状のジャケットの形状を有している。グリップ部分１２は、その自由端部にだんだん細くなり、かつ屈曲したハウジング部分１４を有しており、その下方を向いた端部は入射窓１６とその隣りにある光出射窓１７によって同一平面で密に閉鎖されている。

入射窓１６は、同時にエッジフィルタとして形成されている。これは、ＩＴＯＳ−ｇｅｓｅｌｌｓｃｈａｆｔ ｆｕｅｒ ｔｅｃｈｎｉｓｃｈｅ Ｏｐｔｉｋ ｍｂＨ社からＯＧ５５０の名称で販売されるような、約５５０ｎｍにおいてエッジを有するカラーガラスフィルタであることができる。ＵＶ光の波長の近傍に位置するエッジを有するカラーガラスフィルタは、たとえばＳｃｈｏｔｔ社のフィルタＧＧ４９５である。

ハウジング１０内に、全体を符号４で示す光学系が配置されており、その光学系は図式的に示唆する対象６（歯または顎弓）をイメージコンバータ８上に結像させる。イメージコンバータ８は、カラーＣＣＤとすることができる。

ハウジング部分１４の屈曲された部分内に、方向変換ミラー１８が配置されており、その方向変換ミラーはグリップ部分１２の軸に対し、かつ窓１６の軸に対して４５度で配置されており、方向変換プリズムとして、たとえば直角プリズムまたはペンタプリズムとして形成することもできる。

方向変換ミラー１８の後方の光路内に、レンズ２２が配置されており、そのレンズは凹状の前方の端面２４と凸状の後方の端面２６を有している。

レンズ２２から大きい距離をもって、中間レンズ２８が配置されており、それは凸状の対象側の端面３０と凸状のコンバータ側の端面３２を有している。

また、中間レンズ２８の後方に大きい距離をおいて、コンバータ側のレンズ３４が設けられており、それは凸状の対象側の端面３６と凸状のコンバータ側の端面３８を有している。

イメージコンバータ８は、キャリッジ４０上に配置されており、そのキャリッジがハウジング１０の内側に設けられたガイドリブ４２、４４によって光学系４の軸に沿って移動可能に案内されている。キャリッジ４０の一方の長手面上にラック４６が形成されており、それが歯車４８と噛合し、その歯車はハウジング１０に回転可能に軸承されており、かつ歯車部分がハウジング１０を通して外側へ突出している。従って、歯車４８の回転によって、イメージコンバータ８を光学系４の軸に沿って変位させることができる。

ハウジング１０内に、ほぼ軸方向に延びる通路１０が設けられており、その中に光ガイド５２が設けられている。

光ガイド５２の、窓１７から離れた端部の後方に、３９０と４１０ｎｍの間の波長を有する紫外線を放出する、ＵＶ−ＬＥＤ５５が取り付けられている。この種のＵＶ−ＬＥＤは、たとえばＥＴＧ社からタイプ名称ＥＴＧ−３ＵＶ４００−３０で販売される。半導体材料は、青いＵＶで放出するＩｎＧａＮである。ＬＥＤ内にレンズが一体化されているので、全体として極めて細い光束が得られる。

通路５０と光ガイド５２の終端部分は、光ガイド５２へ与えられた光が、符号５４で示すように、窓１７の軸に対してやや傾斜して光ガイド５２を出るように、屈曲されている。

イメージコンバータ８と光ガイド５２は、図面には示されていない（その右に想定される）差込み接続を介してイメージ評価エレクトロニクスと接続されている。

光学系４の光路が、図２に再度詳細に示されている。表示しやすくするために、関係は、方向変換プリズムとして形成されている方向変換ミラー１８を同じ光学的厚みの平面平行のガラスプレートに替えて、窓１６をグリップ部分１２の軸上に設けた場合に、図１に基づくカメラから得られる直視カメラにおいて存在するように、示されている。種々の光学的コンポーネントは、ここでも図１と同様に示されている。付加的に、対象６の様々な点からイメージコンバータ８の表面上の対応付けられた点へ案内する、種々のビームが記入されている。

図から明らかなように、図２に示す光学系において、視野絞りＢ＊に対してレンズ２２の近傍に配置されたイメージＢが共役である。視野絞りＢ＊ないしそのイメージＢのこの種の位置において、対象側のレンズ２２は大体においてその中央の領域において利用され、中間レンズ２８はその端縁領域においても利用され、コンバータ側のレンズ３４はまたその中央の領域においてだけ利用される。

中間レンズ２８が対象側のレンズ２２からもコンバータ側のレンズ３４からも著しく離れている、図示の３つのレンズの配置に基づいて、中間レンズ２８はシャープに湾曲した表面を有する必要がない。それによって光学的な収差が減少される。従って中間レンズ２８において端縁領域も利用されるという事実は、イメージの我慢できない歪みをもたらすことがない。

後掲の表は、光学系４を実現する可能性のための具体的な例を示している。関係は、図２の表示に相当する。
それぞれ端面の番号（図１ないし２の参照符号）、該当する端面の曲率半径、端面に連続する材料層の厚みおよび、該当する面の後方に位置する光学的媒体の種類（ガラス種類；Ｌ＝空気）が記載されている。最後の欄には、それぞれの端面の直径が記載されている。長さ単位は、それぞれ１ｍｍである。

面 半径 厚み ガラス 直径
対象 ∞ ９ Ｌ １３．２１
１９ ∞ ４ ＳＦ８ ３．８０
２１ ∞ ０．７６ Ｌ １．５４
２４ −２．３１ ４．００ Ｎ−ＬＡＳＦ３０ ３．００
２６ −２．６５ １１．８３ Ｌ ３．００
３０ ２４．３０ ４ Ｎ−ＬＡＳＦ３０ ７．５０
３２ −１１．９４ ２０．８４ Ｌ ７．５０
３６ １２．１５ ４．００ Ｎ−ＺＫ７ ７．５０
３８ −８．８２ ０．５６ Ｌ ７．５０
絞りＢ＊ ∞ １５．１３ Ｌ ０．９８
コンバータ ∞ ４．８５

欄のガラス「Ｌ」が記載されている場合には、それは空気区間である。ガラスタイプは、Ｓｃｈｏｔｔ社の光学ガラスのためのカタログに相当する。

図３に基づく実施例は、図１に基づく実施例にほぼ相当する；対応するコンポーネントは、ここでも同一の参照符号を有しており、再度詳細には説明しない。

図３に基づく実施例においては、キャリッジ４０にねじ孔５８が形成されており、その中でねじスピンドル６０が走行する。ねじスピンドル６０は、モータ６２によって駆動され、そのモータはハウジング１０によって支持されている。モータ６２のための給電線は、図３の右に想定される差込み接続を介して、イメージコンバータ８および光ガイド５２の接続線のような、供給チューブへ延びている。

このようにして、コンバータ８を光学系４の軸線に沿って変位させることができ、ハウジング１０の壁を通る機械的挿通部を設ける必要はない。

上述した実施例の変形においては、入射窓１６を完全に透明な窓として形成して、方向変換ミラー１８上に付加的なカラーフィルタ５９を設置することもでき、それは、フィルタが監視光によって２回貫通される、という利点を有している。さらに代替的に、破線で示すように、カラーフィルタ５９をキャリッジ５０の前にセットすることもでき、あるいはイメージコンバータのすぐ上に配置することもできる。

図４に基づく実施例においては、図１から図３を参照しながらすでに説明した構成部材は、同一の参照符号を有している。それらは、以下で再度詳細に説明する必要はない。

円形の入射窓１６を中心に周方向に等配されて４つの白色光ＬＥＤ６４が設けられている。これらの間には、同様に周方向に等配されて４つのＵＶＬＥＤ６６が配置されている。

白色光ＬＥＤ６４は、それぞれ選択に応じて白色光ＬＥＤ６４を導通させ、あるいは所定の期間オンにする、駆動回路６８の出力と接続されている。

同様に、ＵＶＬＥＤ５５は、それぞれ短いタイムスパンの間ＵＶＬＥＤを活性化する駆動回路７０と接続されている。

駆動回路７０の制御は、クロックジェネレータ７２によって行われ、そのクロックジェネレータは、駆動回路７０と場合によっては６８のために第１と第２の活性化パルスの他に、（ここで仮定されるように、同様にクロックされて）これら２つに対して位相シフトされた制御パルスを準備する。従ってこれらの制御パルスは、ＵＶＬＥＤ（および場合によっては白色光ＬＥＤ、同様にクロックされる）が作用しない時点で発生される。

クロックジェネレータ７２の２つのクロックパルスと制御パルスが、計算回路７４へ供給される。この計算回路は、その入力においてイメージコンバータ８の出力と接続されている。

クロックジェネレータ７２が第１の活性化パルスを得る毎に、それは接続されているイメージメモリ７６からそれまでに積分された蛍光イメージをロードして、振幅に従ってまさにイメージコンバータ８からロードされたイメージをそれに加算する。その後、このようにして得られたイメージ全体を再びイメージメモリ７６へ戻す。

クロックジェネレータ７２が第２の活性化パルスを得る毎に、それは接続されているイメージメモリ７６からそれまでに積分された白色光イメージをロードして、振幅に従ってまさにイメージコンバータ８からロードされたイメージをそれに加算する。その後、このようにして得られたイメージ全体を再びイメージメモリ７６へ戻す。

計算回路７４が制御パルスを得た場合には、同回路は同様にイメージメモリ７６の内容（蛍光イメージおよび白色光イメージ）をロードして、その内容からイメージコンバータ８から得たイメージを振幅に従って引き算して、このようにして得られた新しいイメージ全体を再びイメージメモリ７６へ戻す。

このようにして、イメージメモリ７６は、バクテリアから発生された蛍光のみを示す蛍光イメージを得るが、その蛍光においては周囲光から発生された背景イメージが引き算されていることが、明らかである。

同様なことが、白色光イメージについても当てはまる。

イメージメモリ７６の内容は、モニタ７８上に表示することができる。

図４に基づく実施例の変形例においては、白色光ＬＥＤ６４を、ＵＶＬＥＤ６６とは異なる波長において作用する、他のＵＶＬＥＤに代えることもできる。白色光ダイオードも、様々な波長において作用する複数セットのＵＶＬＥＤも設けることができる。種々のＬＥＤの駆動は、上述したように行われる。

他のセットのＵＶＬＥＤのために、上述したのと全く同様に背景イメージの引き算が行われる。

付加的に、患者組織内の付加的な構造を認識するために、種々のセットのＵＶＬＥＤから得られたイメージを加算または引き算でまとめることができる。

図５に示す実施例においては、上ですでに説明した構成部材は、同一の参照符号を有している。

カメラは、その最も重要な構成部分のみにおいて示されている。副鼻腔、耳または歯根間隙などの、深い間隙のような、極めて接近しにくい領域を観察するために、レンズ光学系の代りにファイバー光学系が使用される。これが、符号８０で図式的に示されている。

ＵＶＬＥＤ５５が、ファイバー光学系８０の後方の端部を、波長分散層８４を有するダイクロイックビームスプリッタ８２を介して照射し、ファイバー光学系８０を通して戻る観察光がビームスプリッタ８２を介してイメージコンバータ８上へ与えられ、そのイメージコンバータは、さらに、光を検出するために、たとえば感光性のダイオードまたはフォトトランジスタによって形成することができる、ピクセルのみを必要とする。

図５に示すカメラにおいては、ＵＶ光はそれを透過する層８４とファイバー光学系８０を通して調査すべき領域へ案内される。

戻ってくる観察光は、ファイバー光学系８０を通して戻り、ダイクロイック層８４を介してイメージコンバータ８上へ達する。

ファイバー光学系８０は、望ましい場合には、２つの分離された部分束を有することができ、そのうちの一方が調査すべき領域へ通じるＵＶ光を案内し、他方は調査すべき領域から帰ってくる観察光を案内する。

たとえば歯根間隙内で、調査箇所に汚れがある場合には、調査すべき領域に血液のような汚れが付かないようにすると効果的である。その場合には、ファイバー光学系８０に対して平行に中空ファイバー８６を設けて、それを通して調査すべき領域へ洗浄液をポンピングすることができる。

他の変形例においては、ファイバー光学系８０自体を、それが同時に液体通路として用いられ、それを通して調査すべき箇所へ洗浄液が案内されるように、設計することもできる。

その場合に、液体の供給は、ファイバー光学系の結合端部に形成された横断孔を通して行われる。

上述したカメラは、その高い感度に基づいて、バクテリアの固有蛍光を利用して健康な組織領域と罹患した組織領域を区別するのに適している。なお、このカメラは、バクテリアが付加的に適用された蛍光マーカーによってマーキングされている場合にも、使用することができる。この種のマーカーは、好ましくは調査の前に調査すべき領域へ溶液内で供給されて、調査すべきバクテリアに固有に蓄積される。ファイバーセンサカメラを使用する場合には、蛍光マーカーを調査前にその液体通路（ファイバー光学系の中空空間または付加的な中空ファイバー）を通して供給することができる。

本発明の以下の他の変形例が可能である：

蛍光は強度において非常に弱いことがあり、さらに、たとえば他の蛍光を発する細胞または周囲光による、広帯域のノイズ光が存在する可能性があるので、様々な波長に感度を有する複数の光電検出器を用いて、ノイズ信号の強度も、同様にノイズ信号が重畳されている、蛍光信号の強度も測定し、差を形成することによって蛍光信号を獲得すると、効果的であろう。

周囲光によるノイズ信号を抑圧する他の可能性は、刺激光を脈動させて、この時間の間かつ蛍光信号に従って、放射された強度を積分し、かつ後の、好ましくは同じ長さ続く、タイムインターバルの間ノイズ光強度を積分し、それによって同様に２つの信号の差から蛍光信号が獲得されるようにすることにある。

たとえば、紫外から青までの半導体ダイオードまたは半導体レーザーダイオードによって調査すべき領域が照射されて、ＣＣＤカメラによって蛍光が観察される。そのために、上述したカメラの照明装置に然るべきＵＶ発光ダイオードないしレーザーダイオードが搭載されて、光学系の光路内にエッジ特性を有するカラーガラスフィルタ（たとえばＳｃｈｏｔｔのＧＧ４９５）が挿入され、そのカラーガラスフィルタは刺激光を完全に吸収し、かつ蛍光をＣＣＤイメージコンバータへ通過させる。周囲光または他のノイズ光は、上述した方法と同様に、刺激光をタイムクロックし、かつ、ノイズ光強度と放射光強度を測定するための２つの光学フィルタを導通させることにより、蛍光イメージとノイズ光イメージないしスペクトル領域内で同時かつ非同時に検出することによって、検出することができる。

カラーＣＣＤイメージコンバータにおいてカラーシフトの評価も行うことができる。

バクテリアの蛍光は、前もって口内へ注入された、所定の物質によって増強することもできる。すなわち、たとえば、光放射線癌治療から、ガン細胞内のアミノレブリン酸とその誘導体が、そこでは再び分解することは困難なポルフィリンに変換されることが知られている。同じことが、多くのバクテリアにおいて言える。従ってこの種の物質による口内洗浄が蛍光信号を高めることができる。

カメラを有する上述した適用例において、現場領域全体の調査は同時に可能である。すなわち、たとえば歯表面の初期のカリエス疾患を見えるようにすることができる。

しかしまた、光学的に刺激可能なバクテリアによってもたらされる、にきびのような、可能な皮膚疾患、あるいは、増大された物質代謝によってポルフィリン濃度がシミに比較して増大されている、皮膚メラノーマを、見えるようにすることも可能である。

測定領域をノイズ光に対して隔離するために、カメラの入射窓上に円筒状または円錐状に形成されたキャップをかぶせることができる。

ＣＣＤイメージコンバータ内に光強度によって作動される電流は、イメージコンバータの暗電流に比較して小さい可能性があるので、極めて繊細な証明のためには、ＣＣＤイメージコンバータはたとえばペルティエエレメントで冷却される。

たとえば副鼻腔、耳あるいは歯根間隙のような、光学的に接近が困難な間隙内で病気を診断しようとする場合には、領域が、照明源を備えた上述したビデオカメラを有するエンドスコープによって照射されて、フィルム記録されるか、あるいはイメージを発生しないシステムによるローカルな適用に制限される。

これは、ＬＥＤ光またはレーザー光が光ガイドファイバーを通して調査すべき領域へ案内されるように、設計することができる。このファイバーに対して平行に第２のファイバーを延ばすことができ、それが領域から放射された蛍光を記録して、光検出器へ案内する。

さらに、根間隙において測定する場合には、たとえば、調査フィールドへ光学的に接近するために、調査すべき領域に血液のような汚れがつかないようにすると効果的である。この場合には、他の中空ファイバーが使用され、それを通して洗浄水が調査すべき領域へポンピングされる。

本発明の他の形態は、１本のファイバーだけで刺激光の供給も蛍光の取出しも行うことにある。この場合においては、レーザー光の結合側ないし蛍光の検出側にビームスプリッタが設けられ、そのビームスプリッタはたとえば波長を分散させるようにコーティングすることができるので、青いレーザー光は透過されるが、蛍光は９０°だけ反射される。

また、ファイバーを部分的に中空ファイバーとして設計することも可能であるので、ファイバーを通して洗浄水が調査すべき表面へ案内される。この場合においては、液体はレーザーへ向いた端部領域において側方の孔から供給されなければならない。

上述した本発明に基づく診断カメラは、バクテリアが付加的に適用された蛍光マーカーによってマーキングされている場合にも、適用することができる。この種のマーカーは、好ましくは調査の前に調査すべき領域へ溶液内で供給されて、調査すべきバクテリアに固有に蓄積される。ファイバーイメージコンバータの場合においては、蛍光マーカーは調査前に洗浄ファイバーを通して供給することができる。

調査領域内の蛍光マーカーの蓄積度が高い場合には、さらに、蛍光ではなく、調査領域における蛍光マーカーの吸収を証明することが可能である。しかしこの証明方法は、一般に蛍光証明よりも感度が鈍い。装置的には、診断装置内で放射信号を色分離するための光学的コンポーネントが除去されることによって、可能である。

この方法を用いて、たとえば、歯ポケット内の歯根上の着色された歯石を検出することも可能である。この方法は、たとえば、歯石除去処理において、歯根の歯石の清掃度を分析するために適用することができる。

絶対的な蛍光信号は、特に、光学系の結合効率、照明の距離および表面粗度とエリアに隣接する修復材料に依存するので、罹患度はしばしば絶対的な蛍光強度からは容易には検出できない。

この場合において、本発明の他の形態が提供される。そのために、ＵＶ刺激において健康な歯材料は同様に（しかし他の放射スペクトルで）蛍光を発する、という特性が利用される。罹患状態が発生した場合に、バクテリアないし罹患した細胞内で刺激光の一部が他の波長の放射光に変換されることによって、放射スペクトルが変化する。健康な状態に対するスペクトルのこの変化は、色に感度を有するイメージコンバータによってカラー変化の形式で認識することができる。このカラー変化は、たとえば、カラーカメラによって場所解像されて検出され、罹患状態を表示するためにモニタ上に再現される。それによってもはや、診断のための絶対的な強度は重要でなくなる。

従って一般的に、本発明に基づいて、罹患のための尺度を得るために、種々のスペクトル成分の強度の比を使用することができる。その場合に一方のスペクトル成分が罹患に影響されない基準信号を表し、他のスペクトル成分が罹患によって圧倒的に影響を受けた信号を表す。

本発明は医療用カメラ、特に体腔内、たとえば口内の組織表面を調査する医療用カメラに適用するのに適している。

８ イメージコンバータ
１０ ハウジング
１６ 入射窓
１８ 光方向変換部材
２２，２８，３４，８０ 光学系
５５ 光源
６２ モータ
７２ クロックジェネレータ
７６ イメージメモリ

Claims (27)

1. ハウジング（１０）、光源（５５）、光学系（２２、２８、３４；８０）およびイメージコンバータ（８）を有し、ハウジング（１０）が調査領域から戻ってくる観察光のための、光源から放射された光が直接達しない、入射窓（１６）を有する、医療用カメラにおいて、
   光源（５５）が、ＵＶ光源であって、かつ
   入射窓（１６）がフィルタとして形成されており、あるいは入射窓（１６）とイメージコンバータ（８）の間の光路内にフィルタ（５９；８４）が配置されていて、
   円筒状又は円錐状のキャップによって測定領域がノイズ光から隔離されている、
   ことを特徴とする医療用カメラ。
2. フィルタ（１６；５９；８４）が、エッジフィルタであることを特徴とする請求項１に記載のカメラ。
3. フィルタエッジが、４５０ｎｍあるいはそれより大きい波長にあることを特徴とする請求項２に記載のカメラ。
4. エッジフィルタのフィルタエッジが、４７０ｎｍあるいはそれより大きく、好ましくは５５０ｎｍまたはそれより大きいところにあることを特徴とする請求項３に記載のカメラ。
5. ＵＶ光源が、少なくとも１つのＵＶＬＥＤ（５５）を有していることを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載のカメラ。
6. 光源が、規則的に分配されて入射窓（１６）を包囲する、ＵＶＬＥＤ（５５）のセットを有していることを特徴とする請求項５に記載のカメラ。
7. ＵＶ光源（５５）がクロック駆動されることを特徴とする請求項１から６のいずれか１項に記載のカメラ。
8. クロックパルスの長さおよび／または間隔が調節可能であることを特徴とする請求項７に記載のカメラ。
9. 付加的に白色光源（６４）が設けられていることを特徴とする請求項１から８のいずれか１項に記載のカメラ。
10. 白色光源が多数の白色光ＬＥＤ（６４）を有しており、それらが入射窓（１６）を中心に規則的に分配されており、かつ好ましくはクロック駆動されることを特徴とする請求項９に記載のカメラ。
11. クロックジェネレータ（７２）が、ＵＶ光源（５５）を制御するための、第１の活性化パルスの他に、第１のクロックパルスに対して位相シフトされている、制御パルスを提供し、かつ、第１のクロックパルスと制御パルスが、積分イメージメモリ（７６）と協働する計算回路（７４）へ与えられ、
    計算回路（７２）は、
    第１のクロックパルスを得た場合には、イメージコンバータ（８）の出力信号をイメージメモリ（７６）の内容に加算し、
    制御パルスを得た場合には、イメージコンバータ（８）によって準備されたイメージをイメージメモリ（７６）内に保持されている、積分されたイメージから引き算する、
    ことを特徴とする請求項７から１０のいずれか１項に記載のカメラ。
12. カメラが、異なる波長で作用する、複数のＵＶ光源（５５、６５）を有していることを特徴とする請求項１から１１のいずれか１項に記載のカメラ。
13. クロックジェネレータ（７２）が、
    第１のＵＶ光源（５５）を活性化させるための第１のクロックパルスと、
    第２のＵＶ光源（６４）を活性化させるための、第１のクロックパルスに対して位相がシフトされた、第２のクロックパルスと、
    ２つのクロックパルスに対してある位相にある制御パルスと、を提供し、
    計算回路（７２）に、前記２つのクロックパルスが供給され、計算回路は積分イメージメモリ（７６）と協働し、
    第１のクロックパルス、あるいは、第２のクロックパルスを得た場合にイメージコンバータ（８）の内容をイメージメモリ（７６）の内容に加算または引き算し、
    制御パルスを得た場合には、イメージコンバータ（８）の内容をイメージメモリ（７６）の内容に対してその内容から引き算する、
    ことを特徴とする請求項１２に記載のカメラ。
14. 光学系（８０）が、ファイバー光学系を有していることを特徴とする請求項１から１３のいずれか１項に記載のカメラ。
15. 処理液または洗浄液を調査すべき領域へ供給するための装置（８６）を特徴とする請求項１から１４のいずれか１項に記載のカメラ。
16. イメージフィールドを定める絞り（Ｂ＊）が設けられており、かつイメージコンバータ（８）が光学系（４）の軸線上に配置されており、光学系（４）が対象側のレンズ配置（２２）、中央のレンズ配置（２８）およびコンバータ側のレンズ配置（３４）を有しており、かつ
    視野を定める絞り（Ｂ＊）とイメージコンバータ（８）はそれらの中間に光学要素を介在させることなく配置されている、ことを特徴とする請求項１から１５のいずれか１項に記載のカメラ。
17. 視野を定める絞り（Ｂ＊）またはそのイメージ（Ｂ）が小さい区間だけコンバータ側のレンズ配置（３４）の後方に位置し、前記区間がコンバータ側のレンズ配置（３４）の後方の画成面（３８）とイメージコンバータ（８）の感光面との間の間隔の約２〜１０％、好ましくは約２〜５％であることを特徴とする請求項１６に記載のカメラ。
18. 対象側のレンズ配置（２２）が、凹／凸に湾曲されたレンズ（２２）によって形成されていることを特徴とする請求項１６または１７に記載のカメラ。
19. 中央のレンズ配置（２８）が、両凸レンズによって形成されていることを特徴とする請求項１６から１８のいずれか１項に記載のカメラ。
20. コンバータ側のレンズ配置（３４）が、両凸レンズによって形成されていることを特徴とする請求項１６から１９のいずれか１項に記載のカメラ。
21. 対象側のレンズ配置（２１）の前に配置された光方向変換部材（１８）を特徴とする請求項１６から２０のいずれか１項に記載のカメラ。
22. 対象側のレンズ配置（２２）の前に位置する入射窓（１６）が、ハウジング（１０）と同一面で密に結合されている、ことを特徴とする請求項１６から２１のいずれか１項に記載のカメラ。
23. イメージコンバータ（８）を光学系（４）の軸線の方向に変位させる装置（４６、４８；６０、６２）、を特徴とする請求項１６から２２のいずれか１項に記載のカメラ。
24. 変位装置が、ハウジング（１０）の壁を通して案内される操作部材（４８）を有している、ことを特徴とする請求項２３に記載のカメラ。
25. 変位装置がモータ（６２）を有しており、前記モータが差込み接続を介して励磁され、前記差込み接続を介してイメージコンバータ（８）もイメージ評価エレクトロニクスと接続されている、ことを特徴とする請求項２３に記載のカメラ。
26. スペクトル成分の強度の比が健康な細胞と罹患した細胞とでは異なることを罹患の程度の測定に使用する、ことを特徴とする請求項１から２５のいずれか１項に記載のカメラ。
27. バクテリアの代謝物であるポルフィリンを検出するためのスペクトル成分が、６３０±５０ｎｍである、ことを特徴とする請求項２６に記載のカメラ。

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