EP4601523A1 - Medizinische bildgebungsvorrichtung und verfahren zur medizinischen bildgebung - Google Patents

Medizinische bildgebungsvorrichtung und verfahren zur medizinischen bildgebung

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Publication number
EP4601523A1
EP4601523A1 EP23790258.0A EP23790258A EP4601523A1 EP 4601523 A1 EP4601523 A1 EP 4601523A1 EP 23790258 A EP23790258 A EP 23790258A EP 4601523 A1 EP4601523 A1 EP 4601523A1
Authority
EP
European Patent Office
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light
image
imaging device
correction
illumination
Prior art date
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Pending
Application number
EP23790258.0A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Lukas Buschle
Simon Haag
Jasmin Keuser
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Karl Storz SE and Co KG
Original Assignee
Karl Storz SE and Co KG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Karl Storz SE and Co KG filed Critical Karl Storz SE and Co KG
Publication of EP4601523A1 publication Critical patent/EP4601523A1/de
Pending legal-status Critical Current

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    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
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    • H04N13/00—Stereoscopic video systems; Multi-view video systems; Details thereof
    • H04N2013/0074—Stereoscopic image analysis
    • H04N2013/0081—Depth or disparity estimation from stereoscopic image signals

Definitions

  • Imaging devices for carrying out fluorescence imaging are known from the state of the art and can record both fluorescence images and white light images.
  • Suitable excitation light is used to specifically excite fluorescent dyes or, where appropriate, natively occurring fluorescent substances and to detect emitted light and use it for imaging.
  • a white light image is often recorded in parallel or sequentially. The user can use the white light image to assess whether the anatomical structure is being imaged. Fluorescence images and white light images can also be superimposed, which means that anatomical information and fluorescence information can be perceived and analyzed by a user at the same time.
  • Imaging devices such as endoscopic or exoscopic devices that generate multispectral or hyperspectral images are also known from the prior art.
  • multispectral or hyperspectral images In addition to two spatial dimensions, such as a conventional image from a camera, multispectral or hyperspectral images have a spectral dimension.
  • the spectral dimension includes several spectral bands (wavelength bands).
  • Multispectral and hyperspectral images differ essentially in the number and width of their spectral bands. Such systems can in principle also be suitable for taking fluorescence images.
  • DE 20 2014 010 558 U1 describes a device for recording a hyperspectral image of an examination area of a body.
  • the device includes an input lens for generating an image in an image plane and a slit-shaped aperture arranged in the image plane for masking out a slit-shaped area of the image.
  • the light passing through the aperture is fanned out by a dispersive element and recorded by a camera sensor.
  • the camera sensor can record a large number of spectra, each with an associated spatial coordinate, along the longitudinal direction of the slit-shaped aperture.
  • the device described is further configured to record further spectra along the longitudinal direction of the slit-shaped aperture in a direction different from the longitudinal direction of the slit-shaped aperture.
  • the method underlying this disclosure for generating multispectral or hyperspectral images is also known as the so-called pushbroom method.
  • Multimodal imaging devices allow the acquisition of either white light images and/or multispectral images and/or fluorescence images and/or hyperspectral images. Examples of such imaging devices are multimodal endoscopes and multimodal exoscopes.
  • light of a certain spectrum is irradiated onto the object to be observed and then reflected, absorbed, transmitted or emitted as a result of fluorescence excitation.
  • light reaches an image sensor, possibly through one or more suitable observation filters.
  • the image sensor records image data that can be used to generate a display for a user. There is no qualification as to which light interaction the detected light is due to.
  • the invention is based on the object of improving the interpretability of image data.
  • a medical imaging device in particular an endoscope device, exoscope device and/or microscope device, comprises an illumination unit with at least one light source, which is set up to provide illumination light for illuminating an object to be imaged, and an image acquisition unit, which is set up to record at least one calibration image of the object to be imaged and to record at least one object image of the object to be imaged.
  • the imaging device comprises an image correction unit. The image correction unit is set up to determine depth information from the calibration image.
  • the image correction unit is set up to determine a correction for the object image, wherein the correction includes taking into account a location dependency, in particular a distance dependency, of a light intensity of illumination light and/or a distance dependency of a light intensity of object light in accordance with the depth information.
  • the image correction unit is set up to generate a corrected object image in accordance with the correction.
  • the invention provides a method for medical imaging.
  • the method can be carried out with a medical imaging device according to the invention.
  • the method comprises providing illumination light for illuminating an object to be imaged.
  • the method comprises recording at least one calibration image of the object to be imaged.
  • the method comprises recording at least one object image of the object to be imaged.
  • the method also comprises Method comprises determining depth information from the calibration image.
  • the method further comprises determining a correction for the object image, wherein the correction comprises taking into account a distance dependence of a light intensity of illumination light and/or a distance dependence of a light intensity of object light in accordance with the depth information.
  • the method further comprises generating a corrected object image in accordance with the correction.
  • the features according to the invention make it possible to improve the interpretability of image data.
  • the inventors have recognized that in conventional fluorescence imaging, multispectral imaging or hyperspectral imaging, a signal intensity varies with distance and this may lead to image data being misinterpreted.
  • the distance dependence mentioned may mean that reflectance values cannot be measured absolutely in the context of multispectral imaging and/or hyperspectral imaging.
  • the inventors have also recognized that the correctness of the interpretation of image data can be impaired if fluorescence signals are weakened by superimposed tissue and/or if it is not known how deep the observed fluorescent dye is in the tissue under consideration or how great the distance is from an anatomical surface to the fluorescent dye.
  • the inventors have identified another problem with conventional multispectral imaging and/or hyperspectral imaging, namely that for certain applications, in particular for the calculation of physiological parameters such as tissue oxygen saturation (StO2 parameter), simple assumptions have been made regarding the penetration depth of light, which can result in falsified measurement results.
  • tissue oxygen saturation StO2 parameter
  • simple assumptions have been made regarding the penetration depth of light, which can result in falsified measurement results.
  • the physical interaction of illumination light, remitted light and/or emitted light with the observed object can be taken into account, which makes the available information more accurately interpretable.
  • the imaging device can be designed as a microscope, macroscope and/or exoscope and/or comprise such.
  • the imaging device can be an endoscopic imaging device. It can comprise an endoscope and/or an endoscope system and/or be designed as such and/or at least a part and preferably at least a major part and/or main component of an endoscope and/or an Endoscope system.
  • “At least a large part” can mean at least 55%, preferably at least 65%, more preferably at least 75%, particularly preferably at least 85% and most preferably at least 95%, in particular with reference to a volume and/or a mass of an object.
  • the imaging device is configured to be insertable into a cavity for inspection and/or observation, for example into an artificial and/or natural cavity, such as into the interior of a body, into a body organ, into tissue or the like.
  • the imaging device is an exoscopic imaging device, it can be configured to record tissue parameters, images of wounds, images of body parts, etc.
  • the imaging device can be configured to image a surgical field.
  • the image capture sensor system can be configured to detect light in both the visible range and the near-infrared range.
  • a smallest detectable wavelength can be at most 500 nm, at most 450 nm, or even at most 400 nm.
  • a largest detectable wavelength can be at least 800 nm, at least 900 nm, or even at least 1000 nm.
  • the image capture sensor system can, for example, comprise at least one white light image sensor and at least one near-infrared image sensor.
  • the imaging device comprises a white light camera and/or sensors for white light image capture.
  • the imaging device can be configured for white light imaging.
  • the anatomical images can be recorded using the white light camera and/or the sensors for white light image capture.
  • the image capture unit can have a filter unit with optical observation filters.
  • the filter unit can define several observation modes and/or fluorescence modes that are defined by different observation filters. For example, different edge filters can be used that absorb/block the respective spectrum of the associated light element used for excitation and at least essentially only transmit fluorescent light.
  • the observation filters can in some Embodiments may also be switchable between a multispectral mode and/or a hyperspectral mode and a fluorescence mode.
  • the imaging device and in particular an optics of the image capture unit and/or the image capture sensor system can be set up for multispectral and/or hyperspectral imaging, in particular for capturing and/or generating multispectral and/or hyperspectral image data.
  • Multispectral imaging or multispectral image data can refer in particular to imaging in which at least two, in particular at least three, and in some cases at least five spectral bands can be and/or are captured independently of one another.
  • Hyperspectral imaging or hyperspectral image data can refer in particular to imaging in which at least 20, at least 50 or even at least 100 spectral bands can be and/or are captured independently of one another.
  • the imaging device can work according to the pushbroom method and/or the whiskbroom method and/or the staring method and/or a snapshot principle.
  • hyperspectral imaging is a good option.
  • This can be combined with white light imaging. This enables real-time observation via a white light image, even if the acquisition of spectrally resolved image data only takes place essentially in real time, i.e., for example, several seconds are needed to create a spectrally resolved image.
  • Spectrally resolved image data that is acquired in real time or delivers several images per second can also be used for surveillance purposes, whereby it is not necessarily necessary to create an image for a user to display, but the image data can also be processed in the background.
  • the medical imaging device can have at least one proximal section, one distal section and/or one intermediate section. The distal section is designed in particular to be introduced into and/or located in a cavity to be examined in an operating state, for example during the diagnostic and/or therapeutic action.
  • the proximal section is designed in particular to be arranged outside the cavity to be examined in an operating state, for example during the diagnostic and/or therapeutic action.
  • “Distal” is to be understood as facing a patient and/or facing away from a user, in particular during use.
  • Proximal is to be understood as facing away from a patient and/or facing away from a user, in particular during use.
  • proximal is the opposite of distal.
  • the medical imaging device has in particular at least one, preferably flexible, shaft.
  • the shaft can be an elongated object. Furthermore, the shaft can at least partially and preferably at least to a large extent form the distal section.
  • An “elongated object” is to be understood in particular as an object whose main extension is at least a factor of five, preferably at least a factor of ten and particularly preferably at least a factor of twenty larger than a largest extension of the object perpendicular to its main extension, i.e. in particular a diameter of the object.
  • a “main extension” of an object is to be understood in particular as its longest extension along its main extension direction.
  • a “main extension direction” of a component is to be understood in particular as a direction which runs parallel to a longest edge of a smallest imaginary cuboid which just completely encloses the component.
  • the image capture unit can be arranged at least partially and preferably at least to a large extent in the region of the proximal section and/or form this. In other embodiments, the image capture unit can be arranged at least partially and preferably at least to a large extent in the distal section and/or form this. Furthermore, the image capture unit can be arranged at least partially distributed over the proximal section and the distal section.
  • the image capture sensor system has in particular at least one image sensor. Furthermore, the image capture sensor system can also have at least two and preferably several image sensors, which can be arranged one behind the other. Furthermore, the two and preferably several image capture sensors can have spectral detection sensitivities that are different from one another.
  • the image sensor can be designed as a CCD sensor and/or a CMOS sensor.
  • the image acquisition unit is configured to generate continuously updated image data.
  • the image acquisition unit can, for example, be configured to generate the image data substantially in real time, which includes, for example, generating updated image data at least every 30 seconds, in some cases at least every 20 seconds, and in some cases even at least every 10 seconds or at least every 5 seconds.
  • the image acquisition unit is configured to generate at least the anatomical images and the fluorescence images as well as the representation based thereon in real time, for example with a frame rate of at least 5 fps, at least 10 fps, at least 20 fps, or even at least 30 fps.
  • the lighting unit can be multimodal and comprise a plurality of independently selectable activatable lighting elements which are designed to emit light according to different emission spectra in order to provide the illumination light.
  • the image acquisition unit can be operated in a calibration mode and in at least one imaging mode.
  • calibration mode the at least one calibration image can be recorded.
  • imaging mode the at least one object image can be recorded.
  • the object image can be a white light image, a fluorescence image, a multispectral image and/or a hyperspectral image.
  • An image section of the calibration image can correspond to an image section of the object image and/or at least overlap with it.
  • the calibration image can define an image section that is at least partially contained in an image section of the object image.
  • the correction can be carried out in particular for areas of the object image that are also shown in the calibration image.
  • the image correction unit can be set up to compare image sections of the calibration image and the object image in order to identify image areas that can be corrected. This means that a correction can also be made in cases where the calibration image and the object image do not coincide.
  • the image acquisition unit can be configured to record multiple calibration images with different image acquisition parameters and/or lighting parameters.
  • the depth information can be based on multiple calibration images, in particular those recorded with different parameters.
  • the image capture unit can be configured to capture stereo images.
  • the image capture unit can comprise at least one pair of image sensors so that stereo pairs of images can be captured.
  • object light generally refers to light that originates from an object to be observed. As mentioned, this can be remitted light or emitted light, depending on the nature of the object and/or the type of imaging.
  • the correction includes assigning location coordinates x, y, z to captured image points according to the depth information. Based on this, the correction for a specific image point can be based on a function f(x,y,z) that depends on the location coordinates x, y, z of the specific image point. If the correction takes a distance dependency into account, the said function can be derived from the Sum x 2 + y 2 + z 2 and/or the square root of this sum, i.e. sqrt(x 2 + y 2 + z 2 ). The correction can be carried out point by point and/or image area by image and/or image by image.
  • the corrected object image can be corrected point by point and/or image area by image and/or image by image.
  • the corrected object image is based in particular on the object image and the calibration image.
  • process steps mentioned can be carried out in the order in which the process steps are mentioned. However, it is understood that a different order is also possible according to the invention and the list of process steps does not necessarily define a predetermined order.
  • a comprehensive correction can be carried out in particular if the depth information comprises at least one depth map.
  • a depth map is to be understood in particular as spatially resolved depth information which assigns at least one depth value, which is defined for example by a coordinate z, to a series of pixels, in particular to all pixels of the calibration image, which can be defined by coordinates x and y.
  • a topography of the object to be imaged can be derived from the calibration image in order to obtain the depth information.
  • This depth information can be specific to the image acquisition parameters and/or illumination parameters used.
  • the depth information can comprise several depth maps which relate to different wavelength ranges and/or tissue types and/or anatomical structures. Different depth maps can also be determined alternatively or additionally from several calibration images.
  • at least one calibration image can be recorded with certain parameters in order to obtain a certain depth map.
  • An image recording of the calibration image can include a detection of remitted light. This makes it easy to obtain depth information by taking advantage of the fact that light in certain spectral ranges has a very low penetration depth in tissue.
  • the calibration image is preferably recorded using stereo imaging or 3D imaging.
  • the calibration image can be a 3D image.
  • a depth map can then be obtained using a stereo reconstruction algorithm.
  • a semi-global matching algorithm can be used for this, as described for example in the article "Accurate and efficient stereo processing by semi-global matching and mutual information" by Hirschmüller, 2005, IEEE Conference on Computer Vision and Pattern Recognition, pp. 807-814).
  • a 3D image or a topographic surface can be calculated from two-dimensional image data.
  • an artificial intelligence algorithm can be trained in advance with suitable 2D and 3D image data.
  • the acquisition and/or evaluation of 3D images can include a calibration of the image acquisition unit, which is aimed at determining distortion parameters and/or a relative spatial position of image sensors.
  • Light used to record such calibration images is essentially remitted directly from the surface of the object to be imaged, which is why the calibration image primarily or at least essentially exclusively includes image information that relates to the surface of the object to be imaged.
  • a depth map can be determined, for example, from a white light calibration image.
  • White light typically has a very low penetration depth in tissue, so that remitted light approximately comes from an anatomical surface.
  • a depth map can be obtained from a single-color calibration image or a false-color calibration image, for which illumination light is used that lies only in one or more sub-ranges of visible light. For example, only blue light, green light, yellow light and/or red light can be used to obtain depth information based on remitted light. A mixture of certain colors and/or spectral ranges that deviate from white light can also be used. Preferably, wavelength ranges are used for which light has the lowest possible penetration depth into the object to be imaged, so that it is ensured that the remitted light comes from the surface of the object. Alternatively or additionally, different calibration images can be taken for different wavelength ranges and depth maps can be calculated for each of them. These can then be used for correction in different wavelengths, which in particular allows wavelength-dependent penetration depths to be taken into account.
  • an image recording of the calibration image can include a detection of fluorescent light. This can create a basis for a comprehensive and precise evaluation of fluorescence images.
  • at least one 3D fluorescence image is recorded.
  • light with a suitable wavelength can be irradiated as excitation light and light emitted by the object to be imaged can be detected through a suitable observation filter.
  • Depth information in particular a Depth map can be obtained by means of stereo reconstruction.
  • a 2D image can be used as a basis and depth information can be obtained using an artificial intelligence algorithm.
  • a depth map can be obtained from the calibration image, which relates to areas of the object to be imaged that lie within the object and/or beneath a surface of the object.
  • the depth map can be based on colored areas that are covered by non-colored tissue. Fluorescent light then reaches the image sensor and/or a lens of the image acquisition unit from a position that is further away from the image sensor/or the lens of the image acquisition unit than a surface of the object to be imaged.
  • a comprehensive correction that allows a correct interpretation of image data in different imaging modes can be achieved in particular if the lighting unit is configured to be operable in different lighting modes in which illumination light can be provided in different spectral ranges, and the image acquisition unit is configured to record a plurality of calibration images whose image recording is based on different lighting modes of the lighting unit. For example, a first lighting mode can be used to obtain a calibration image based on remitted light, and a second lighting mode can be used to obtain a calibration image based on emitted light, in particular fluorescent light.
  • At least a first depth map and at least a second depth map can be obtained, wherein the first depth map relates to a surface of the object to be imaged and wherein the second depth map relates to regions of the object to be imaged that are colored by means of at least one fluorescent dye and are located below the surface of the object to be imaged.
  • the image acquisition unit can be configured to record multiple calibration images in different spectral ranges simultaneously and/or sequentially, in particular using different optical filters. Multiple calibration images can, for example, be based on different spectral ranges in multispectral imaging and/or hyperspectral imaging.
  • the correction comprises a distance correction based on an inverse of a power of a length of a light path, in particular a length of a light path between the image capture unit, in particular a Image sensor and/or a lens of the image acquisition unit, and the object to be imaged and/or a light path within the object to be imaged.
  • the distance correction can be based on, for example, a distance square law.
  • the lighting unit can be considered as a point light source in approximation. Deviations from a point light source can be taken into account by using an exponent other than 2.
  • the correction can comprise an absorption correction based on an attenuation, in particular an exponential attenuation, of light along a light path with a length, in particular a length of a light path within the object to be imaged.
  • the absorption correction can take into account an attenuation of illumination light and/or an attenuation of object light.
  • a distance correction for fluorescence imaging in which light with a wavelength Ao is irradiated and light with a wavelength Ai is emitted, can be based on the following attenuation due to a distance from an objective of the image acquisition unit to the object to be imaged and a positioning of an area colored with fluorescent dye in the object to be imaged:
  • a particularly high degree of accuracy can be achieved in particular if the image correction unit is designed to determine spatial and/or spectral properties, in particular Inhomogeneities of the lighting unit and to take the determined spatial and/or spectral properties into account in the correction.
  • the recording of calibration images can be used to calibrate the lighting device or to take real properties of the lighting device into account for the calculation of the corrected object image.
  • a fluorescent area that is partially or completely covered by non-colored tissue can also be displayed as if it were not covered.
  • distance information can also be transmitted to the user by using false colors.
  • a fluorescent area covered by non-colored tissue can be displayed with increased brightness so that it is clearly visible, but a color can be changed according to the distance of the fluorescent area from the surface of the object to be imaged, so that the user can see whether and how far the fluorescent area is located within the object to be imaged. This can support the user, for example, during free dissection.
  • the medical imaging device comprises a lighting device which comprises the lighting unit.
  • the lighting device can comprise an optical interface for optically connecting an imaging device.
  • the lighting unit can be configured to supply lighting light to the optical interface.
  • the lighting unit can be multimodal and comprise a plurality of independently selectable activatable lighting elements which are configured to emit light according to different emission spectra in order to to provide illumination light.
  • the illumination unit can be operable in at least one multispectral mode in which a first group of the lighting elements is at least temporarily activated and in which the illumination unit provides illumination light for multispectral imaging.
  • the illumination unit can be operable in at least one fluorescence mode in which a second group of the lighting elements is at least temporarily activated and in which the illumination unit provides illumination light for fluorescence imaging.
  • the lighting elements can comprise at least one lighting element which is contained in both the first group and the second group.
  • the illumination device comprises an optical interface for optically connecting an imaging device and an illumination unit which is designed to supply illumination light to the optical interface, wherein the illumination unit comprises a plurality of independently selectably activatable lighting elements which are designed to emit light according to different emission spectra in order to supply the illumination light.
  • the method comprises the step of at least temporarily activating a first group of the lighting elements in order to supply illumination light for multispectral imaging and the step of at least temporarily activating a second group of the lighting elements in order to supply illumination light for fluorescence imaging. At least one of the lighting elements is at least temporarily activated both when the first group of the lighting elements is at least temporarily activated and when the second group of the lighting elements is at least temporarily activated.
  • the optical interface can be either detachable or connectable.
  • the optical interface can be combined with a mechanical interface so that an optical connection is automatically established, for example, when the imaging device is mechanically coupled.
  • the lighting elements can comprise single-colour LEDs (light-emitting diodes) and/or laser diodes. Furthermore, at least one of the lighting elements can be a white light LED or another white light source. In some embodiments, the lighting unit comprises at least one blue lighting element, at least one red lighting element, at least one dark red lighting element and at least one near-IR lighting element (near-infrared lighting element), in particular LEDs or Laser diodes. In addition, the lighting unit can comprise at least one white light LED or another white light source.
  • the first group comprises only some but not all of the light elements.
  • the second group comprises only some but not all of the light elements.
  • the multispectral mode in particular, only light elements of the first group are activated at least temporarily, whereas light elements that do not belong to the first group are deactivated.
  • the fluorescence mode in particular, only light elements of the second group are activated at least temporarily, whereas light elements that do not belong to the second group are deactivated.
  • the light elements can comprise different light element types and that of the different types of light elements, in particular exactly one light element can be present.
  • mixed operating modes can also occur according to the invention, in which the modes mentioned are used sequentially. For example, multispectral imaging and fluorescence imaging can be carried out sequentially.
  • At least one light-emitting element contained in both the first group and/or the second group and the third group can emit light in the red spectral range, in particular in a spectral range between 600 nm and 680 nm, for example between 610 nm and 650 nm or between 620 and 660 nm or between 630 and 670 nm.
  • the advantages of using light-emitting elements together are particularly evident when at least one red light-emitting element can be used for all three modes.
  • At least one light-emitting element contained in both the first group and/or in the second group and in the third group can emit light in the blue spectral range, in particular in a spectral range between 440 and 480 nm.
  • At least one blue light-emitting element can expediently be used both in fluorescence mode and in white light mode.
  • the lighting elements can comprise at least one, in particular blue, lighting element that emits light in a spectral range between 440 and 480 nm.
  • the lighting elements can comprise at least one, in particular red, lighting element that emits light in a spectral range between 600 and 680 nm, for example between 610 nm and 650 nm or between 620 and 660 nm or between 630 and 670 nm.
  • the lighting elements can comprise at least one, in particular dark red, lighting element that emits light in a spectral range between 750 and 790 nm.
  • the lighting elements can comprise at least one, in particular near-IR emitting, lighting element that emits light in a spectral range between 920 and 960 nm.
  • the lighting elements can comprise a white light lighting element.
  • a compact and versatile lighting unit can be provided in particular if at least one light element of each of the above-mentioned light element types is present.
  • the blue and red light elements can be used, and in the case of suitable dyes, the dark red light element can be used.
  • the dark red and near-IR emitting light elements can be used.
  • white light mode the white light light element can be used.
  • the blue light element In white light mode, this can be supplemented by the blue light element and, if necessary, also the red light element.
  • Light element This allows wavelength ranges to be supplemented by means of colored light elements in which the white light light element delivers a reduced intensity, for example due to its construction but especially due to filters and optical elements of the lighting unit.
  • the colored light elements can be used to set a color temperature for white light imaging.
  • the second group comprises a single light element and/or a single type of light element.
  • a white light light element, a red light element and an IR-emitting light element can be provided, with particular reference being made to the above values with regard to possible spectral ranges.
  • the first group can then comprise, for example, the red and the IR-emitting light element.
  • the second group can comprise the IR-emitting light element, in particular as the only light element or as the only type of light element.
  • the lighting unit comprises at least one crossed beam splitter, by means of which light can be deflected from opposite input sides to an output side, with at least one of the lighting elements being arranged on the opposite input sides of the crossed beam splitter.
  • two or more crossed beam splitters can be provided, which are optically arranged one behind the other.
  • the at least one crossed beam splitter can comprise two beam splitter elements, the permeability of which is adapted to the respectively assigned lighting element.
  • the beam splitter elements each comprise in particular a notch filter, so that they each reflect in a narrow spectral band, but otherwise transmit.
  • the spectral position and/or width of the corresponding notch can be adapted to the spectral range of the respectively assigned lighting element, so that its light is deflected, but light from other lighting elements is at least largely transmitted.
  • the lighting elements can comprise at least four narrow-band emitting single-color lighting elements, each with different spectral ranges, and at least one broadband emitting white light lighting element.
  • the lighting unit can be operated in at least one hyperspectral mode in which several lighting elements are activated, the emission spectra of which together cover at least a spectral range from 450 nm to 850 nm, and in which the lighting unit supplies illumination light for hyperspectral imaging. This can in particular be all of the lighting elements.
  • suitable polarization filters can be used for the optical filters mentioned here.
  • at least one crossed beam splitter can be used, the beam splitter elements of which are provided with polarization filters. Selective permeability can then be achieved by combining different polarizations.
  • the invention also relates to program code which, when executed in a processor, is designed to effect implementation of a method according to the invention.
  • the invention relates to a program code comprising a computer-readable medium on which the program code according to the invention is stored.
  • first, second, third object, etc. these serve to name and/or assign objects. Accordingly, for example, a first object and a third object, but not a second object, can be included. However, a number and/or sequence of objects could also be derived using numerical words.
  • Fig. 1 is a schematic representation of an imaging device with an illumination device
  • Fig. 2 is a schematic representation of the lighting device
  • Fig. 3 schematic transmission curves of beam splitter elements of the lighting device
  • Fig. 4 is a schematic representation of the imaging device
  • Fig. 5 is a schematic representation of another embodiment of the
  • Fig. 6 is a schematic representation of yet another embodiment of the imaging device
  • Fig. 7 is a schematic perspective view of another embodiment of the imaging device
  • Fig. 8 is a schematic flow diagram of a method for generating illumination light for an imaging device by means of an illumination device
  • Fig. 9 is a schematic flow diagram of a method for operating an imaging device
  • Fig. 10 is a schematic flow diagram of a method for operating an imaging device
  • Fig. 11 is a schematic representation of a medical imaging device
  • Fig. 12 is a schematic representation of an imaging situation
  • Fig. 13 is a schematic representation of a first calibration image
  • Fig. 14 is a schematic representation of a second calibration image
  • Fig. 15 is a schematic representation of a first depth map
  • Fig. 16 is a schematic representation of a second depth map
  • Fig. 17 is a schematic representation of an object image
  • Fig. 18 is a schematic representation of a corrected object image
  • Fig. 19 is a schematic representation of another corrected object image
  • Fig. 20 is a schematic representation of several calibration images and associated depth maps
  • Fig. 21 is a schematic flow diagram of a method for medical imaging
  • Fig. 22 is a schematic representation of a computer program product.
  • Fig. 1 shows a schematic representation of an imaging device 10.
  • the imaging device 10 is an endoscopic imaging device, specifically an endoscope device.
  • the imaging device 10 could be an exoscopic, a microscopic or a macroscopic imaging device.
  • the imaging device 10 is shown as an example as a medical imaging device.
  • the imaging device 10 is intended, for example, for examining a cavity.
  • the imaging device 10 has a medical imaging device 14. In the case shown, this is an endoscope.
  • the imaging device 10 further comprises an illumination device 12 with an optical interface 16 and an illumination unit 18.
  • the imaging device 14 can be optically connected to the optical interface 16.
  • the optical interface 16 can be part of an optical-mechanical interface that can be optionally connected and detachable.
  • the illumination device 14 can optionally be decoupled from the illumination device 12.
  • the illumination unit 18 is designed to supply illumination light to the optical interface 16. When imaging using the imaging device 14, the illumination unit 18 can accordingly provide the required illumination light, which is guided to the illumination device 14 and from there coupled out onto an object to be imaged, such as a site.
  • the imaging device 10 further comprises a display unit on which images can be displayed that are based on image data that were captured by means of the imaging device 14. These can be video images, still images, overlays of different images, partial images, image sequences, etc.
  • the imaging device 10 is multimodal.
  • the imaging device can be operated in three basic modes, a multispectral mode, a fluorescence mode and a white light mode.
  • the imaging device 10 can be operated in a hyperspectral mode in addition to or as an alternative to the multispectral mode.
  • the lighting device 12 is multimodal.
  • the lighting device 12 can be operated in different lighting modes in which it supplies light for different imaging modes.
  • the lighting device 12 can be operated in three basic modes, a multispectral mode, a fluorescence mode and a white light mode.
  • the imaging device 14 can also be operated in different operating modes, specifically also at least in a multispectral mode, a fluorescence mode and a white light mode. In the corresponding operating mode of the imaging device 10, the modes of the lighting device 12 are coordinated with one another.
  • Fig. 2 shows a schematic representation of the lighting device 12.
  • the lighting unit 18 comprises several independently activatable lighting elements 20, 22, 24, 26, 28. These are designed to emit light according to different emission spectra in order to provide illumination light, i.e. the respective emission spectrum differs from lighting element to lighting element.
  • the light elements 20, 22, 24, 26, 28 are designed as LEDs.
  • a first light element 20 is designed as a red LED
  • a second light element 22 as a dark red LED
  • a third light element 24 as a blue LED
  • a fourth light element 26 as a near-IR LED.
  • the colored light elements 20, 22, 24, 26 each emit in a narrow band, for example with an emission peak at wavelengths of around 660 nm (first light element 20), 770 nm (second light element 22), 460 nm (third light element 24) and 940 nm (fourth light element 26).
  • a fifth light element 28 is provided, which in the present case is a white light element, for example a white light LED.
  • the fifth light element 28 emits, for example, in a spectral range of approximately 400 to 700 nm.
  • laser diodes can also be used, in particular as colored light elements.
  • some of the lighting elements 20, 22, 24, 26, 28 are activated at least temporarily, whereas other lighting elements 20, 22, 24, 26, 28 may not be used in the lighting mode in question.
  • a first group comprises first lighting element 20 and the fourth
  • a third group comprises the fifth light element 28.
  • the third group also comprises the first light element 20 and the third light element 24.
  • the third group serves to provide illumination light for white light imaging.
  • white light from the fifth light element 28 can be mixed with light from certain colored light elements, whereby spectral losses can be compensated and/or a color temperature can be set in a targeted manner.
  • the light elements 20, 22, 24, 26, 28 are assigned to several groups, for example the first light element 20 to all three groups and the third light element 24 and possibly also the second light element 22 to the second and third groups.
  • some or all of the light elements 20, 22, 24, 26, 28 are used in a hyperspectral mode.
  • a broad excitation spectrum is then generated.
  • spectral information relating to the object to be imaged can then be recorded over the entire visible and near-IR spectrum.
  • the imaging device 14 can comprise a pushbroom arrangement as a hyperspectral detector.
  • a whiskbroom arrangement, a staring arrangement and/or a snapshot arrangement is used.
  • the imaging device 14 can be a hyperspectral imaging device.
  • hyperspectral imaging device With regard to different methods of hyperspectral imaging and the components required for this, reference is made to the specialist article “Review of spectral imaging technology in biomedical engineering: achievements and challenges” by Quingli Li et al. Published in Journal of Biomedical Optics 18(10), 100901 , October 2013, and reference is made to the article “Medical hyperspectral imaging: a review” by Guolan Lu and Baowei Fei, published in Journal of Biomedical Optics 19(1 ), 010901 , January 2014.
  • the lighting unit 18 comprises two crossed beam splitters 30, 32. These each comprise an output side 42, 44, an input side 37, 41 opposite the output side 42, 44 and two input sides 34, 36, 38, 40 opposite each other. All input sides 34, 36, 37, 38, 40, 41 guide incident light to the corresponding output side 42, 44.
  • the output side 42 of a first crossed beam splitter 30 faces an input side 41 of the second crossed beam splitter 32.
  • the output side 44 of the second crossed beam splitter 32 faces the optical interface 16.
  • the two crossed beam splitters 30, 32 are preferably arranged coaxially to each other and/or to the optical interface.
  • the lighting unit 18 can comprise suitable optical elements such as lenses and/or mirrors (not shown). Several lenses 78, 80, 82, 84, 86, 88 are shown as examples in Fig. 2. A lens 78 is assigned to the optical interface 16 and couples light coming from the output side 44 of the second crossed beam splitter 32 into the optical interface 16. Furthermore, a lens 80, 82, 84, 86, 88 can be assigned to each of the lighting elements 20, 22, 24, 26, 28. A particularly high degree of compactness can be achieved in particular when the lighting elements 20, 22, 24, 26, 28 are each arranged on the input sides 34, 36, 37, 38, 40 of the at least one crossed beam splitter 30, 32 without an intermediate mirror. The lighting elements 20, 22, 24, 26, 28 can then be moved very close to at least one crossed beam splitter 30, 32.
  • suitable optical elements such as lenses and/or mirrors (not shown).
  • Several lenses 78, 80, 82, 84, 86, 88 are shown as examples in Fig. 2.
  • a lens 78 is assigned to the optical interface 16
  • the crossed beam splitters 30, 32 each comprise two beam splitter elements 90, 92, 94, 96. These can in principle be partially transparent, so that light from all input sides 34, 36, 37, 38, 40, 41 is redirected to the respective output side 42, 44.
  • the beam splitter elements 90, 92, 94, 96 are selectively transparent. This is illustrated with further reference to Fig. 3.
  • the beam splitter elements 90, 92, 94, 96 can be filters that only reflect in a defined area, but otherwise have a high transmission.
  • Fig. 3 shows transmission curves 98, 100, 102, 104 of the beam splitter elements 90, 92, 94, 96 of the two crossed beam splitters 30, 32.
  • Each of the colored light elements 20, 22, 24, 26 or each of the opposite input sides 34, 36, 38, 40 is assigned one of the beam splitter elements 90, 92, 94, 96.
  • the beam splitter elements 90, 92, 94, 96 are selected such that they each reflect in the wavelength range in which the associated light element 20, 22, 24, 26 emits, but also largely transmit.
  • notch filters can be used in the middle wavelength range, which can have, for example, the transmission spectra 100 and 102.
  • high-pass or low-pass filters can also be used instead of notch filters, see transmission spectra 98 and 104.
  • light from the fifth light element 28 is spectrally clipped. It can therefore be expedient, in the manner already mentioned, to supplement the light blocked by the beam splitters 30, 32 in a targeted manner using the light elements 20 and 24, possibly also 22 and/or 26. This can be supplemented specifically in those spectral ranges in which the beam splitters 30, 32 absorb and/or reflect light from the fifth light element 28, but in any case do not transmit it to the optical interface 16.
  • the additionally used light elements 20, 24 and possibly 22 are preferably operated with reduced power or with adjusted power. The aim here can be to at least largely restore the original spectrum of the fifth light element 28.
  • the fifth light element 28 may alternatively be a green light element, or generally speaking, a colored light element that emits primarily in the spectral range that the at least one Beam splitters 30, 32 transmit.
  • the fifth light element 26 in such embodiments can be an LED with an emission peak at about 530 nm.
  • a green laser diode can also be used for this. It can be provided that color mixing takes place in white light mode and in particular no individual white light source such as a white light LED is used, but white light from separate light elements is mixed in a targeted manner.
  • such a green light element can also be used in fluorescence mode. Alternatively or additionally, it could be used in multispectral mode.
  • the lighting unit 18 defines a common optical path 54 into which emitted light from the lighting elements 20, 22, 24, 26, 28 can be coupled.
  • the common optical path 54 extends from the output side 44 of the second crossed beam splitter 32 to the optical interface.
  • the common optical path 54 is arranged coaxially with the fifth lighting element 26.
  • the lighting elements 20, 26 of the first group are arranged such that light emitted by the lighting elements 20, 26 travels a light path of at least substantially the same length from the respective lighting element 20, 26 to the optical interface 16.
  • the lighting elements 20, 26 of the first group each have a light-emitting surface 56, 58.
  • the light-emitting surfaces 56, 62 are arranged equidistantly with respect to the common optical path 54. In the present case, this is achieved in that the two lighting elements 20, 26 are arranged at the same distance from the beam splitter 32 assigned to them (in the present case, the second beam splitter 32 by way of example), in particular from its opposite input sides 38, 40.
  • the light is coupled into the common optical path 54 by the crossed beam splitter 32.
  • crossed beam splitters 30, 32 may be used.
  • the use of crossed beam splitters 30, 32 has proven to be particularly useful. In other embodiments, however, other types of beam splitters and/or other optical elements may be used to couple light from the light elements 20, 22, 24, 26, 28 into the optical interface 16.
  • the imaging device 14 comprises a camera unit 68 and a distal shaft 76.
  • the distal shaft 76 is optically coupled to the camera unit 68.
  • the camera unit 68 can have a connection for the distal shaft 76, wherein the distal shaft 76 can be selectively coupled and decoupled.
  • the distal shaft 76 can also be permanently optically and/or mechanically coupled to the camera unit 68.
  • the camera unit 68 is arranged proximally with respect to the shaft 76.
  • the camera unit 68 comprises imaging sensors 108, in the present case, for example, a white light sensor 110 and a near-IR sensor 112.
  • the imaging sensors 108 can, generally speaking, have one or more light sensors/image sensors with at least spatial resolution, for example, at least one CMOS sensor and/or at least one CCD sensor.
  • the shaft 76 comprises optical elements (not shown) by means of which light can be guided to the camera unit 68 in order to be able to optically capture the object to be imaged.
  • the shaft 76 comprises at least one light path 114, for example defined by a light guide such as an optical fiber, which leads to a distal section 116 of the shaft 76 and by means of which the illumination light originating from the optical interface 16 of the illumination device 12 can be coupled out to the object to be imaged.
  • the imaging device 14 comprises a filter unit 46 with optical filters 48, 50, 52. Three optical filters are shown as an example, but it is understood that a different number can be used.
  • the filter unit 46 can be switched between a multispectral mode and a fluorescence mode. Furthermore, the filter unit 46 can also be switched to a white light mode and/or a hyperspectral mode.
  • the optical filters 48, 50, 52 can optionally be introduced into an observation beam path 70 of the camera unit 68, thereby defining different observation modes. In the present case, these define the operating states of the camera unit 68.
  • a basic imaging mode can be assigned several optical filters 48, 50, 52.
  • a different suitable optical filter can be used depending on the light element 20, 22, 24, 26, 28 used for excitation.
  • the first light element 20 red
  • an optical filter that filters wavelengths greater than 730 nm, but blocks shorter wavelengths. This makes it possible in particular to ensure that only fluorescent light and not the excitation light itself is detected.
  • this optical filter can absorb at least in the range 600 nm to 730 nm.
  • the second light element 22 dark red
  • the user can select a specific filter 48, 50, 52 and thereby immediately selects an associated observation mode or operating state of the camera unit 68.
  • the camera unit 68 has a filter sensor 72 that can automatically detect an optical filter currently inserted into the observation beam path 70.
  • the user can thus manually insert a selected filter 48, 50, 52 into the observation beam path 70.
  • the optical filters 48, 50, 52 are attached to a filter carrier 118. This can be moved into different positions, whereby one of the optical filters 48, 50, 52 can be selected at a time.
  • the filter sensor 72 then detects the currently selected optical filter 48, 50, 52.
  • the control can then determine the current operating state of the camera unit 68 and thus of the imaging device 14 based on a sensor signal from the filter sensor 72 and automatically adapt the lighting mode of the lighting unit 18 accordingly.
  • the user thus puts the entire imaging device 10 into the desired mode by a simple user action such as manually selecting an optical filter 48, 50, 52.
  • a user can combine different filters with different lighting modes and thereby generate different types of contrast.
  • the imaging device 14 and in particular the shaft 76 comprises a broadband transmitting optic 77, which can be used uniformly in the different illumination modes.
  • the broadband optic 77 is designed for a spectral range of at least 400 nm to 1000 nm. It can be used uniformly for different illumination and/or observation spectral ranges.
  • the imaging device 14 can be designed as a stereo endoscope that includes a stereoscopic eyepiece with two sides. Different optical filters can be connected to these sides independently of one another, whereby different contrast images can be superimposed on one another.
  • the same reference numerals as above are used for identical or similar components. With regard to their description, reference is generally made to the above statements, whereas the following primarily explains differences between the embodiments. In addition, reference numerals have been partially omitted in the following figures for reasons of clarity.
  • Fig. 5 shows a schematic representation of another embodiment of the imaging device 10.
  • the imaging device 10 comprises an illumination device 12 with an optical interface 16 and an illumination unit 18 as well as an imaging device 14 that is connected to the optical interface 16.
  • the imaging device 14 comprises a camera unit 68 with an automated filter unit 210.
  • the automated filter unit 210 comprises a plurality of optical filters 48, 50, 52 that can be automatically introduced into an observation beam path 70 of the camera unit 68 in accordance with an observation mode specified by a user.
  • the automated filter unit 210 comprises a filter drive 212, which is designed to automatically move the optical filters 48, 50, 52 into the observation beam path 70 or out of the observation beam path 70.
  • the optical filters 48, 50, 52 can be mounted on a filter carrier 118, which is connected to the filter drive 212.
  • the filter drive 212 can be designed to move the filter carrier 118, for example to shift and/or rotate and/or pivot it.
  • the imaging device 14 has a user interface 214 by means of which the user can set a desired observation mode.
  • a desired position of the filter carrier 118 can be specified by means of the user interface 214.
  • the imaging device 14 further comprises a controller 66.
  • the controller 66 is coupled to the filter drive 212 and the user interface 214.
  • the controller 66 is particularly designed to process a user specification of an observation mode and to control both the filter unit 210 and the illumination unit 18 in accordance with this user specification.
  • the controller 66 can thus control the filter unit 210 and the illumination unit 18 in accordance with a user-selected Observation mode sets an operating state of the imaging device 14 and a corresponding illumination mode of the illumination unit 18.
  • Fig. 6 shows a schematic representation of yet another embodiment of the imaging device 10.
  • the imaging device 10 comprises an illumination device 12 with an optical interface 16 and an illumination unit 18 as well as an imaging device 14 which is connected to the optical interface 16.
  • the imaging device 14 comprises a proximal base unit 310.
  • the proximal base unit 310 is connected to the optical interface 16 of the illumination device 12. Illumination light generated by the illumination device 12 can thus be fed to the proximal base unit 310.
  • the imaging device 14 further comprises a controller 66 which can be integrated into the base unit 310 in some embodiments.
  • Different interchangeable shafts 312, 314 can optionally be optically or electronically coupled to the proximal base unit 310.
  • the base unit 310 has an interface 316 for coupling different interchangeable shafts 312, 314.
  • This interface 316 supplies the illumination light coming from the illumination device 12 to a coupled interchangeable shaft 312, 314.
  • the interface 316 is designed to electrically supply a coupled interchangeable shaft 312, 314 and/or to connect it electronically to the controller 66 of the imaging device 14.
  • the interchangeable shafts 312, 314 each have an integrated camera 318, 320 and integrated optical filters 322, 324.
  • the integrated cameras 318, 320 are designed as tipcams.
  • the integrated camera 318 of a first interchangeable shaft 312 is set up for multispectral imaging.
  • the integrated camera 310 of a second interchangeable shaft 314 is set up for fluorescence imaging.
  • the optionally available optical filters 322, 324 can be adapted to this.
  • interchangeable shafts can also be used that only contain optical filters but no integrated camera. These can then be coupled to a proximal camera unit. The proximal camera unit can then in some cases be designed without an additional filter unit. The selection of a specific optical filter or a specific observation mode can be made by choosing a suitably equipped interchangeable shaft.
  • the controller 66 is configured to detect a coupled interchangeable shaft 312, 314. This can be done software-based, mechanically and/or by sensor detection. Depending on the interchangeable shaft 312, 314 detected, the controller 66 can then determine in which operating state or in which observation mode the imaging device 14 should be operated.
  • the control unit 66 is also configured to set an illumination mode of the illumination unit 18. The control unit 66 is thus configured to set an illumination mode of the illumination unit 18 depending on the observation mode defined by a currently coupled interchangeable shaft 312, 314.
  • the interchangeable shafts 312, 314 and the imaging device 10 are part of a medical imaging system 316.
  • the medical imaging system 316 allows a user to select a suitable interchangeable shaft 312, 314, to couple it to the base unit 310, and thus to set a mode for the entire imaging device 10.
  • the illumination device 18 is automatically adapted to the image acquisition mode to be used.
  • Fig. 7 shows a schematic perspective view of another embodiment of an imaging device 10'.
  • the reference numerals of this embodiment are provided with inverted commas for differentiation.
  • the imaging device 10' is designed as an exoscopic imaging device. It comprises an illumination device 12' and an imaging device 14'. Their basic functionality corresponds to that described above, but the imaging device 14' in this embodiment is designed as an exoscope.
  • Fig. 8 shows a schematic flow diagram of a method for generating illumination light for an imaging device 14 by means of an illumination device 12.
  • the sequence of the method also follows from the above explanations.
  • the illumination device 12 comprises an optical interface 16 for optically connecting an imaging device 14 and an illumination unit 18 which is designed to supply illumination light to the optical interface 16, wherein the illumination unit 18 has a plurality of independently selectable activatable light elements 20, 22, 24, 26, 28 which are designed to emit light according to different
  • the method comprises a step S11 of at least temporarily activating a first group of the light elements 20, 22, 24, 26, 28 to provide illumination light for multispectral imaging.
  • the method further comprises a step S12 of at least temporarily activating a second group of the light elements 20, 22, 24, 26, 28 to provide illumination light for fluorescence imaging.
  • One of the light elements 20, 22, 24, 26, 28 is at least temporarily activated both when the first group of the light elements 20, 22, 24, 26, 28 is at least temporarily activated and when the second group of the light elements 20, 22, 24, 26, 28 is at least temporarily activated.
  • Fig. 9 shows a schematic flow diagram of a method for operating an imaging device 10. The sequence of the method also follows from the above explanations.
  • a step S21 an imaging device 10 with an imaging device 14 is provided.
  • a step S22 illumination light is supplied to the imaging device 14. The supply of the illumination light to the imaging device 14 takes place according to a method as described with reference to Fig. 8.
  • Fig. 10 shows a schematic flow diagram of a method for operating an imaging device 10.
  • the sequence of the method also follows from the above explanations.
  • the method comprises a step S31 of providing a lighting device 12 for providing illumination light for an imaging device 14.
  • the imaging device 14 comprises an optical interface 16 for optically connecting an imaging device 14 and a lighting unit 18 which is designed to supply illumination light to the optical interface 16.
  • the lighting unit 18 is multimodal and can be operated in several different lighting modes.
  • the method further comprises a step S32 of providing an imaging device 14 which can be connected to the optical interface 16 of the lighting device 12.
  • the method also comprises a step S33 of automatically coordinating an operating state of the imaging device 14 and a lighting mode of the lighting unit 18.
  • FIG. 1 1 shows a schematic representation of a medical imaging device 410 according to this aspect.
  • the medical imaging device 410 can basically be constructed and/or designed like the imaging device 10 described above or also like the above imaging device 10'.
  • the imaging device 410 is an endoscope device, but can also be an exoscope device and/or a microscope device.
  • the imaging device 410 comprises an illumination unit 412 with at least one light source 414.
  • the illumination unit 412 can be designed, for example, as described above with reference to the illumination device 12. For the following description, it is assumed that the illumination unit 412 is designed in this way. However, this is to be understood purely as an example. Basically, the illumination unit 412 is designed to provide illumination light 416, by means of which an object 418 to be imaged can be illuminated.
  • the imaging device 410 further comprises an image capture unit 420 with a lens 442, which is only shown schematically, and with suitable image capture sensors 444.
  • the image capture unit 420 is configured to detect object light 428 that originates from the object 418. This can be remitted illumination light 416 and/or light emitted by the object 418, for example fluorescent light.
  • the image capture sensor system 444 is configured to be able to capture images in both the visible range and the near-infrared range.
  • the image capture sensor system 444 is sensitive at least in a range between 450 nm and 950 nm, in some embodiments in a range between 400 nm and 1000 nm.
  • the image capture unit 420 in combination with the illumination unit 412 can be operated at least in a white light mode and in a fluorescence mode.
  • broadband illumination light 416 is radiated, for example by means of a white light Light element, for example at least in the range from 480 nm to 750 nm. Illumination light 416 remitted by the object 418 is then observed.
  • illumination light 416 is irradiated with a specific wavelength that is suitable for exciting a fluorescent dye used. Furthermore, light emitted by the fluorescent dye is detected, which is emitted by the object 418 and in particular by excited dye molecules.
  • the image capture unit 420 is configured to capture stereo images.
  • it can comprise suitable stereo optics and/or suitable stereo image capture sensors 444.
  • the object 418 to be imaged is, for example, an anatomical structure, for example in a patient's cavity.
  • the object 418 comprises an area 448 colored with a fluorescent dye. Indocyanine green is used as a dye, for example.
  • the object 418 also comprises tissue 450 that covers the colored area 448.
  • the colored area 448 is a vessel and the tissue 450 is fatty tissue that covers the vessel, although this is to be understood purely as an example.
  • Fig. 12 shows a schematic representation of the imaging situation.
  • a surface of the tissue 450 is located at a distance do from the imaging device 410, in particular from the lens 442 of the image acquisition unit 420.
  • the colored area 448 is located within the tissue 450 and is arranged at a distance di from its surface. In the following, it is assumed that illumination light is coupled out in the area of the lens 442.
  • illumination light 416 that has a low penetration depth into the object 418, this is essentially reflected and/or scattered by the surface of the tissue 450.
  • the intensity of remitted light then depends on the distance do according to a distance law, approximately according to the well-known distance square law. It is assumed here that there is air in the area of the distance do, which is located in the cavity within which the imaging is carried out.
  • illumination light 416 that can penetrate the tissue 450 and is suitable, for example, to reach the colored area 448 and stimulate dye molecules there to fluoresce, two effects must be taken into account.
  • the irradiated intensity is also subject to a Distance law.
  • an attenuation of the illumination light 416 takes place within the tissue 450 due to interaction with the tissue 450.
  • the intensity actually available for fluorescence excitation is thus smaller than the intensity emitted by the illumination unit 412.
  • Object light 428 emitted by the colored area 448 is also subject to a certain attenuation in the tissue 450.
  • the intensity of the emitted object light 428 also follows a distance law, whereby the total distance do + di must be taken into account.
  • the fluorescence intensity detectable by the image acquisition unit 420 is thus smaller than the fluorescence intensity emitted by the colored area 448.
  • Idetected l(A 0 ) / (do + dl) a ' 6Xp(-
  • Idetected denotes the detected light intensity, l(A 0 ) the intensity of the incident light with the wavelength A o , do a distance between the lens and the surface of the object to be imaged, di a distance between the surface of the object to be imaged and the area in the object to be imaged that is colored with fluorescent dye, a an exponent that defines the distance law and can be chosen as 2, for example, in order to calculate according to the distance square law, p(A 0 ) an attenuation factor for the attenuation of light of the wavelength A o when it passes through the object to be imaged
  • J(AI) an attenuation factor for the attenuation of light of the wavelength Ai when it passes through the object to be imaged.
  • the imaging device 410 comprises an image correction unit 426. Its operation is described below with reference to Figures 13 to 18.
  • a first calibration image 422 is obtained, for example, by illuminating with white light and detecting remitted light. Since white light has a low penetration depth into the object 418, the first calibration image 422 essentially shows a surface of the object 418. Light that penetrates into the object 418 and from deeper layers can be negligible because the remitted intensity is significantly lower than the intensity remitted from the surface of the object 418 due to both the attenuation of the incident light and the attenuation of the remitted light in the tissue.
  • a second calibration image 423 is recorded, for which light is irradiated with a wavelength at which the dye used can be excited.
  • the second calibration image 423 is recorded through a suitable observation filter and/or in a suitable wavelength range in order to detect fluorescent light. This comes from the colored area 448.
  • the intensity of the fluorescent light originating from the colored area 448 is shown increased in accordance with the correction.
  • the corrected object image 430 thus comprises at least one image area 436 which is amplified and/or attenuated in accordance with the correction relative to another image area 437 with respect to at least one parameter, such as a hue, a brightness and/or a color saturation.
  • the colored area 448 is then easily recognizable for a user despite its position within the fabric 450.
  • the corrected object image 430 can be output to a user via a schematic display 446 of the imaging device 410.
  • Fig. 19 shows another example of a corrected object image 430.
  • the colored area 448 is displayed with a brightness/intensity corrected as described above, but in false colors according to a color scale 452.
  • the color scale 452 contains information about a depth of the colored area 448 in the object 418.
  • the color scale 452 can be displayed to the user so that he can directly determine a certain depth from the displayed coloring of the colored area 448.
  • illumination light 416 can be used as illumination light 416 to record calibration images.
  • illumination can also be carried out with a wavelength at which dye emission is to be expected in order to determine the absorption properties/attenuation properties of the tissue under consideration. to analyze.
  • indocyanine green is used as a dye
  • a calibration image can be recorded by irradiating light with a wavelength of about 940 nm (see fourth light element 26). In this case, it is not fluorescent light that is detected, as described above, but remitted light.
  • a depth map determined in this way then provides information about the penetration depth and the absorption behavior of the tissue in question in the spectral range in which the dye emits during subsequent object imaging.
  • a calibration image can be taken in order to determine the absorption in the tissue that is decisive for its fluorescence.
  • This image is irradiated with dark red light, for example with a wavelength of 770 nm (cf. second light element 22).
  • a calibration image that allows conclusions to be drawn about a surface of the object 418 can also be obtained using monochromatic and/or narrowband illumination.
  • Several calibration images can also be recorded in different spectral ranges in order to create spectrally dependent depth maps.
  • Fig. 20 illustrates another application.
  • the imaging device 410 is set up for multispectral and/or hyperspectral imaging.
  • imaging can be used, for example, to measure certain tissue parameters, for example perfusion.
  • tissue parameters for example perfusion.
  • an intensity of certain image points associated with certain tissue types such as blood vessels is observed at suitable wavelengths.
  • Perfusion measurements can be carried out, for example, by comparing intensities at 680 nm and 930 nm. If the above effects that affect the detected intensity are not taken into account, however, falsified parameters can be determined.
  • the imaging device 410 can therefore be set up to record a plurality of calibration images 422-1, 422-2, 422-3, 422-4 for different spectral ranges. These can be obtained, for example, by using one of the above-described light elements 20, 22, 24, 26 as an illumination light source in order to record a corresponding calibration image. Preferably, stereo images are again recorded in this case. Depth maps 432-1, 432-2, 432-3, 432-4 can be calculated from the calibration images 422-1, 422-2, 422-3, 422-4, for example by means of stereo reconstruction. These are in turn assigned to specific spectral ranges. The depth maps 432-1, 432-2, 432-3, 432-4 contain information regarding an average penetration depth of the light in question.
  • a white light image or an image for which short-wave illumination light, for example blue light, is used can be recorded as a further calibration image.
  • a further depth map can be determined in the manner described above, which, due to the low penetration depth of the light, at least essentially corresponds to a surface of the object to be imaged. If the depth maps 432-1, 432-2, 432-3, 432-4 are each subtracted from this additional depth map, the average penetration depth in the respective spectral range can be estimated. Absorption losses in the tissue under consideration can then be taken into account accordingly.
  • a distance law may be considered to account for intensity losses due to distance from the illumination unit 412.
  • Fig. 21 shows a schematic flow diagram of a method for medical imaging.
  • the sequence of the method also follows from the above explanations.
  • the method is carried out, for example, by means of the imaging device 410.
  • a step S41 comprises providing illumination light 416 for illuminating an object 418 to be imaged.
  • a step S42 comprises recording at least one calibration image 422, 423 of the object 418 to be imaged.
  • a step S43 comprises recording at least one object image 424 of the object 418 to be imaged.
  • a step S44 comprises determining depth information from the calibration image 422, 423.
  • a step S45 comprises determining a correction for the object image 424, wherein the correction comprises taking into account a location dependency of a light intensity of illumination light 416 and/or a distance dependency of a light intensity of object light 428 in accordance with the depth information.
  • a step S46 includes generating a corrected object image 430 according to the correction.
  • Fig. 22 shows a schematic representation of a computer program product 438 with a computer-readable medium 440.
  • the computer-readable medium stores program code which is configured to, when it is in a Processor is executed to cause execution of one and/or all of the described methods.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine medizinische Bildgebungsvorrichtung (410), umfassend: eine Beleuchtungseinheit (412) mit zumindest einer Lichtquelle (414), die dazu eingerichtet ist, Beleuchtungslicht (416) zur Beleuchtung eines abzubildenden Objekts (418) bereitzustellen; eine Bilderfassungseinheit (420), die dazu eingerichtet ist, zumindest ein Kalibrierbild (422, 423) des abzubildenden Objekts (418) aufzunehmen und zumindest ein Objektbild (424) des abzubildenden Objekts (418) aufzunehmen; und eine Bildkorrektureinheit (426). Die Bildkorrektureinheit (426) ist eingerichtet zum: Bestimmen von Tiefeninformation aus dem Kalibrierbild (422, 423); Bestimmen einer Korrektur für das Objektbild (424), wobei die Korrektur eine Berücksichtigung einer Ortsabhängigkeit, insbesondere einer Abstandsabhängigkeit, einer Lichtintensität von Beleuchtungslicht (416) und/oder einer Abstandsabhängigkeit einer Lichtintensität von Objektlicht (428) nach Maßgabe der Tiefeninformation umfasst; und Erzeugen eines korrigierten Objektbilds (430) nach Maßgabe der Korrektur. Die Erfindung betrifft auch ein Verfahren zur medizinischen Bildgebung, Programmcode und ein Computerprogrammprodukt (438).

Description

Medizinische Bildgebungsvorrichtung und Verfahren zur medizinischen Bildgebung
Die Erfindung betrifft eine medizinische Bildgebungsvorrichtung, insbesondere eine Endoskopvorrichtung, Exoskopvorrichtung und/oder Mikroskopvorrichtung, ein Verfahren zur medizinischen Bildgebung, Programmcode zur Durchführung eines solchen Verfahrens, und ein Computerprogrammprodukt mit einem solchen Programmcode.
Aus dem Stand der Technik sind Bildgebungsvorrichtungen zur Durchführung von Fluoreszenzbildgebung bekannt, die sowohl Fluoreszenzbilder als auch Weißlichtbilder aufnehmen können. Geeignetes Anregungslicht wird dazu verwendet, Fluoreszenzfarbstoffe oder gegebenenfalls nativ vorkommende fluoreszierende Stoffe gezielt anzuregen und emittiertes Licht zu detektieren und zur Bildgebung heranzuziehen. Um einem Anwender gleichzeitig anatomische Strukturen im Bildbereich darstellen zu können, wird häufig parallel oder sequenziell ein Weißlichtbild aufgenommen. Anhand des Weißlichtbilds kann der Benutzer beurteilen, ob die anatomische Struktur abgebildet wird. Fluoreszenzbilder und Weißlichtbilder können zudem überlagert werden, wodurch anatomische Information und Fluoreszenzinformation gleichzeitig für einen Benutzer wahrnehmbar und analysierbar sind.
Aus dem Stand der Technik sind außerdem Bildgebungsvorrichtungen wie beispielsweise endoskopische oder exoskopische Vorrichtungen bekannt, die Multispektral- oder Hyperspektralbilder erzeugen. Multispektral- oder Hyperspektralbilder weisen neben zwei räumlichen Dimensionen, wie sie etwa ein herkömmliches Bild einer Kamera hat, eine spektrale Dimension auf. Die spektrale Dimension umfasst mehrere Spektralbänder (Wellenlängenbänder). Multispektrale und hyperspektrale Bilder unterscheiden sich im Wesentlichen in der Anzahl an und der Breite von ihren spektralen Bändern. Solche Systeme können grundsätzlich ebenfalls dazu geeignet sein, Fluoreszenzaufnahmen durchzuführen.
Es sind einige Bildgebungsvorrichtungen zur Erzeugung solcher Multispektral- oder Hyperspektralbilder, insbesondere im Kontext medizinischer Anwendungen, bekannt. In DE 20 2014 010 558 U1 ist beispielsweise eine Vorrichtung zur Aufnahme eines Hyperspektralbilds eines Untersuchungsgebietes eines Körpers beschrieben. In der Vorrichtung sind ein Eingangsobjektiv zur Erzeugung eines Bilds in einer Bildebene sowie eine schlitzförmige Blende in der Bildebene zur Ausblendung eines schlitzförmigen Bereichs des Bilds angeordnet. Das durch die Blende hindurchtretende Licht wird mittels eines dispersiven Elements aufgefächert und mittels eines Kamerasensors aufgenommen. Dadurch kann von dem Kamerasensor eine Vielzahl von Spektren mit jeweils zugeordneter räumlicher Koordinate entlang der Längsrichtung der schlitzförmigen Blende aufgenommen werden. Die beschriebene Vorrichtung ist weiterhin dazu eingerichtet, in einer von der Längsrichtung der schlitzförmigen Blende verschiedenen Richtung weitere Spektren entlang der Längsrichtung der schlitzförmigen Blende aufzunehmen. Das dieser Offenbarung zugrunde liegende Verfahren zur Erzeugung von Multispektral- oder Hyperspektralbildern ist auch als sogenanntes Pushbroom-Verfahren bekannt.
Neben dem Pushbroom-Verfahren gibt es weitere Verfahren zur Erzeugung von Multispektral- oder Hyperspektralbildern. Beim sogenannten Whiskbroom-Verfahren wird das Untersuchungsgebiet oder auch Objekt punktweise abgefahren und für jeden Punkt ein Spektrum gewonnen. Im Gegensatz dazu, werden bei dem Staring- Verfahren mehrere Bilder mit denselben räumlichen Koordinaten aufgenommen. Dabei werden von Bild zu Bild verschiedene Spektralfilter und/oder Beleuchtungsquellen verwendet, um spektrale Information aufzulösen. Ferner gibt es Verfahren, gemäß denen durch geeignete optische Elemente wie optische Slicer, Linsen und Prismen ein zweidimensionales Mehrfarbenbild in mehrere spektrale Einzelbilder zerlegt wird, die gleichzeitig auf unterschiedlichen Detektoren oder Detektorbereichen erfasst werden. Dies wird bisweilen als Schnappschuss-Ansatz bezeichnet.
Wie in DE 10 2020 105 458 A1 beschrieben, eignen sich multispektrale und hyperspektrale Bildgebungsvorrichtungen insbesondere als endoskopische Bildgebungsvorrichtung. In dem Zusammenhang ist multispektrale und/oder hyperspektrale Bildgebung ein fundamentales Einsatzfeld beispielsweise zur Diagnostik sowie zur Beurteilung eines Erfolgs bzw. einer Qualität eines Eingriffs.
Multimodale Bildgebungsvorrichtungen gestatten es, wahlweise Weißlichtbilder und/oder Multispektralbilder und/oder Fluoreszenzbilder und/oder Hyperspektralbilder aufzunehmen. Beispiele für derartige Bildgebungsvorrichtungen sind multimodale Endoskope und multimodale Exoskope.
Generell wird bei den genannten Bildgebungsverfahren Licht eines bestimmten Spektrums auf das zu beobachtende Objekt eingestrahlt und dann reflektiert, absorbiert, transmittiert oder in Folge von Fluoreszenzanregung emittiert. Letztlich gelangt somit Licht auf einen Bildsensor, ggf. durch einen oder mehrere geeignete Beobachtungsfilter hindurch. Mittels des Bildsensors werden Bilddaten erfasst, anhand derer eine Darstellung für einen Benutzer erzeugbar ist. Dabei findet keine Qualifizierung dahingehend statt, auf welche Lichtinteraktion das detektierte Licht zurückgeht.
Ausgehend vom Stand der Technik liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, die Interpretierbarkeit von Bilddaten zu verbessern.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch eine Bildgebungsvorrichtung, ein Verfahren zur medizinischen Bildgebung, Programmcode und ein Computerprogrammprodukt, wie sie hierin beschrieben und in den Ansprüchen definiert sind.
Eine medizinische Bildgebungsvorrichtung, insbesondere eine Endoskopvorrichtung, Exoskopvorrichtung und/oder Mikroskopvorrichtung, umfasst erfindungsgemäß eine Beleuchtungseinheit mit zumindest einer Lichtquelle, die dazu eingerichtet ist, Beleuchtungslicht zur Beleuchtung eines abzubildenden Objekts bereitzustellen und eine Bilderfassungseinheit, die dazu eingerichtet ist, zumindest ein Kalibrierbild des abzubildenden Objekts aufzunehmen und zumindest ein Objektbild des abzubildenden Objekts aufzunehmen. Zudem umfasst die Bildgebungsvorrichtung eine Bildkorrektureinheit. Die, Bildkorrektureinheit zum Bestimmen von Tiefeninformation aus dem Kalibrierbild eingerichtet. Ferner ist die Bildkorrektureinheit zum Bestimmen einer Korrektur für das Objektbild eingerichtet, wobei die Korrektur eine Berücksichtigung einer Ortsabhängigkeit, insbesondere einer Abstandsabhängigkeit, einer Lichtintensität von Beleuchtungslicht und/oder einer Abstandsabhängigkeit einer Lichtintensität von Objektlicht nach Maßgabe der Tiefeninformation umfasst. Außerdem ist die Bildkorrektureinheit zum Erzeugen eines korrigierten Objektbilds nach Maßgabe der Korrektur eingerichtet.
Ferner ist erfindungsgemäß ein Verfahren zur medizinischen Bildgebung vorgesehen. Das Verfahren kann in einigen Ausführungsformen mit einer erfindungsgemäßen medizinischen Bildgebungsvorrichtung durchgeführt werden. Das Verfahren umfasst ein Bereitstellen von Beleuchtungslicht zur Beleuchtung eines abzubildenden Objekts. Zudem umfasst das Verfahren ein Aufnehmen zumindest eines Kalibrierbilds des abzubildenden Objekts. Außerdem umfasst das Verfahren ein Aufnehmen zumindest eines Objektbilds des abzubildenden Objekts. Ferner umfasst das Verfahren ein Bestimmen von Tiefeninformation aus dem Kalibrierbild. Des Weiteren umfasst das Verfahren ein Bestimmen einer Korrektur für das Objektbild, wobei die Korrektur eine Berücksichtigung einer Abstandsabhängigkeit einer Lichtintensität von Beleuchtungslicht und/oder einer Abstandsabhängigkeit einer Lichtintensität von Objektlicht nach Maßgabe der Tiefeninformation umfasst. Das Verfahren umfasst ferner ein Erzeugen eines korrigierten Objektbilds nach Maßgabe der Korrektur.
Die erfindungsgemäßen Merkmale ermöglichen es, die Interpretierbarkeit von Bilddaten zu verbessern. Die Erfinder haben erkannt, dass bei üblicher Fluoreszenzbildgebung, Multispektralbildgebung oder Hyperspektralbildgebung eine Signalintensität mit dem Abstand variiert und dies dazu führt, dass Bilddaten unter Umständen falsch interpretiert werden. Die erwähnte Abstandsabhängigkeit bringt es ggf. mit sich, dass im Rahmen von Multispektralbildgebung und/oder Hyperspektralbildgebung Reflektanzwerte nicht absolut gemessen werden können. Auch haben die Erfinder erkannt, dass die Korrektheit der Interpretation von Bilddaten beeinträchtigt sein kann, wenn Fluoreszenzsignale durch überlagertes Gewebe abgeschwächt werden und/oder wenn nicht bekannt ist, wie tief im betrachteten Gewebe sich der beobachtete Fluoreszenzfarbstoff befindet bzw. wie groß ein Abstand von einer anatomischen Oberfläche zu dem Fluoreszenzfarbstoff ist. Ferner haben die Erfinder als weiteres Problem mit herkömmlicher Multispektralbildgebung und/oder Hyperspektralbildgebung identifiziert, dass für bestimmte Anwendungen, insbesondere für die Berechnung physiologischer Parameter wie beispielsweise einer Gewebesauerstoffsättigung (StO2-Parameter), bislang einfache Annahmen bezüglich einer Eindringtiefe von Licht getroffen wurden, aufgrund derer verfälschte Messergebnisse erhalten werden können. Indem erfindungsgemäß Tiefeninformation aus einem Kalibrierbild bestimmt und zur Korrektur von Objektbildern verwendet wird, können die genannten Effekte kompensiert werden. Die physikalische Wechselwirkung von Beleuchtungslicht, remittiertem Licht und/oder emittiertem Licht mit dem beobachteten Objekt kann berücksichtigt werden, wodurch die verfügbaren Informationen zutreffender interpretierbar werden.
Die Bildgebungsvorrichtung kann als Mikroskop, Makroskop und/oder Exoskop ausgebildet sein und/oder ein solches umfassen. In einigen Ausführungsformen kann die Bildgebungsvorrichtung eine endoskopische Bildgebungsvorrichtung sein. Sie kann ein Endoskop und/oder ein Endoskopsystem umfassen und/oder als ein solches ausgebildet sein und/oder zumindest einen Teil und bevorzugt zumindest einen Großteil und/oder Hauptbestandteil eines Endoskops und/oder eines Endoskopsystems ausbilden. „Zumindest ein Großteil“ kann zumindest 55 %, vorzugsweise zumindest 65 %, bevorzugt zumindest 75 %, besonders bevorzugt zumindest 85 % und ganz besonders bevorzugt zumindest 95 % bedeuten, und zwar insbesondere mit Bezug auf ein Volumen und/oder eine Masse eines Objekts.
Die Bildgebungsvorrichtung ist in einigen Ausführungsformen dazu eingerichtet, zur Begutachtung und/oder Beobachtung in einen Hohlraum einführbar zu sein, beispielsweise in eine künstliche und/oder natürliche Kavität, etwa in ein Inneres eines Körpers, in ein Körperorgan, in Gewebe oder dergleichen.
Insbesondere wenn die Bildgebungsvorrichtung eine exoskopische Bildgebungsvorrichtung ist, kann sie dazu eingerichtet sein, Gewebeparameter, Bilder von Wunden, Bilder von Körperteilen etc. aufzunehmen. Beispielsweise kann die Bildgebungsvorrichtung dazu eingerichtet sein, ein Operationsfeld abzubilden.
Die Bilderfassungseinheit umfasst insbesondere eine Bilderfassungssensorik und/oder zumindest ein optisches Element, insbesondere ein Objektiv.
Die Bilderfassungssensorik kann dazu eingerichtet sein, Licht sowohl im sichtbaren Bereich als auch im Nahinfrarotbereich zu detektieren. Eine kleinste detektierbare Wellenlänge kann in einigen Ausführungsformen höchstens 500 nm, höchstens 450 nm oder sogar höchstens 400 nm betragen. Eine größte detektierbar Wellenlänge kann in einigen Ausführungsformen zumindest 800 nm, zumindest 900 nm oder sogar zumindest 1000 nm betragen. Die Bilderfassungssensorik kann beispielsweise zumindest einen Weißlicht-Bildsensor und zumindest einen Nahinfrarot-Bildsensor umfassen. In einigen Ausführungsformen umfasst die Bildgebungsvorrichtung eine Weißlichtkamera und/oder Sensorik zur Weißlichtbilderfassung. Die Bildgebungsvorrichtung kann zur Weißlichtbildgebung eingerichtet sein. Die Anatomiebilder können mittels der Weißlichtkamera und/oder der Sensorik zur Weißlichtbilderfassung aufnehmbar sein.
Die Bilderfassungseinheit kann eine Filtereinheit mit optischen Beobachtungsfiltern aufweisen. Die Filtereinheit kann mehrere Beobachtungsmodi und/oder Fluoreszenzmodi definieren, die durch unterschiedliche Beobachtungsfilter definiert sind. Beispielsweise können unterschiedliche Kantenfilter verwendet werden, die das jeweils verwendete Spektrum des zugehörigen zur Anregung verwendeten Leuchtelements absorbieren/blockieren und zumindest im Wesentlichen nur Fluoreszenzlicht transmittieren. Die Beobachtungsfilter können in einigen Ausführungsformen zudem zwischen einem Multispektralmodus und/oder einem Hyperspektralmodus und einem Fluoreszenzmodus umschaltbar sein.
Die Bildgebungsvorrichtung und insbesondere eine Optik der Bilderfassungseinheit und/oder die Bilderfassungssensorik kann/können zur multispektralen und/oder hyperspektralen Bildgebung eingerichtet sein, im Speziellen dazu, multispektrale und/oder hyperspektrale Bilddaten zu erfassen und/oder zu erzeugen. Multispektrale Bildgebung bzw. multispektrale Bilddaten kann sich dabei insbesondere auf solche Bildgebung beziehen, bei der wenigstens zwei, insbesondere wenigstens drei, und in einigen Fällen wenigstens fünf Spektralbänder voneinander unabhängig erfassbar sind und/oder erfasst werden. Hyperspektrale Bildgebung bzw. hyperspektrale Bilddaten kann sich dabei insbesondere auf solche Bildgebung beziehen, bei der wenigstens 20, wenigstens 50 oder sogar wenigstens 100 Spektralbänder voneinander unabhängig erfassbar sind und/oder erfasst werden. Die Bildgebungsvorrichtung kann nach dem Pushbroom-Verfahren und/oder nach dem Whiskbroom- Verfahren und/oder nach dem Staring- Verfahren und/oder nach einem Schnappschussprinzip arbeiten.
Für einige Anwendungen kann es vorteilhaft sein, eine große spektrale Auflösung verwenden zu können. Es bietet sich dann eine hyperspektrale Bildgebung an. Diese kann mit einer Weißlichtbildgebung kombiniert sein. Hierdurch ist eine Beobachtung in Echtzeit über ein Weißlichtbild möglich, auch wenn die Erfassung spektral aufgelöster Bilddaten nur im Wesentlichen in Echtzeit erfolgt, also beispielsweise mehrere Sekunden zur Erstellung eines spektral aufgelösten Bilds benötigt werden. Für einige Anwendungen kann es vorteilhaft sein, spektrale Bilddaten in Echtzeit zu erzeugen. Dies beinhaltet beispielsweise die Erzeugung eines spektral aufgelösten Bilds in weniger als einer Sekunde oder sogar mehrmals pro Sekunde. Hierbei kann es zweckmäßig sein, auf multispektrale Bildgebung zurückzugreifen. Einer ggf. geringeren spektralen Auflösung steht dann eine höhere Bildwiederholrate gegenüber. Je nach Anwendung kann es hinreichend sein, nur wenige verschiedene Spektralbereiche und/oder Wellenlängen zu berücksichtigen, beispielsweise zwei oder drei oder vier oder generell weniger als zehn. Hierbei kann wahlweise auf eine zusätzliche Weißlichtbildgebung verzichtet werden. Spektral aufgelöste Bilddaten, die in Echtzeit gewonnen werden bzw. mehrere Bilder pro Sekunde liefern, können auch zu Überwachungszwecken eingesetzt werden, wobei nicht zwingend ein wiederzugebendes Bild für einen Benutzer erstellt werden muss, sondern die Bilddaten auch im Hintergrund verarbeitet werden können. Die medizinische Bildgebungsvorrichtung kann wenigstens einen proximalen Abschnitt, einen distalen Abschnitt und/oder einen Zwischenabschnitt aufweisen. Der distale Abschnitt ist insbesondere dazu ausgebildet, in einem Betriebszustand, etwa während der diagnostischen und/oder therapeutischen Aktion, in eine zu untersuchende Kavität eingeführt zu werden und/oder darin befindlich zu sein. Der proximale Abschnitt ist insbesondere dazu ausgebildet, in einem Betriebszustand, etwa während der diagnostischen und/oder therapeutischen Aktion, außerhalb der zu untersuchenden Kavität angeordnet zu sein. Unter „distal“ soll insbesondere bei einer Benutzung einem Patienten zugewandt und/oder einem Benutzer abgewandt verstanden werden. Unter „proximal“ soll insbesondere bei einer Benutzung einem Patienten abgewandt und/oder einem Benutzer zugewandt verstanden werden. Insbesondere ist proximal das Gegenteil von distal. Die medizinische Bildgebungsvorrichtung weist insbesondere zumindest einen, vorzugsweise flexiblen, Schaft auf. Der Schaft kann ein längliches Objekt sein. Ferner kann der Schaft zumindest teilweise und vorzugsweise zumindest zu einem Großteil den distalen Abschnitt ausbilden. Unter einem „länglichen Objekt“ soll insbesondere ein Objekt verstanden werden, dessen Haupterstreckung zumindest um einen Faktor fünf, vorzugsweise zumindest um einen Faktor zehn und besonders bevorzugt zumindest um einen Faktor zwanzig größer ist als eine größte Erstreckung des Objekts senkrecht zu dessen Haupterstreckung, also insbesondere einem Durchmesser des Objekts. Unter einer „Haupterstreckung“ eines Objekts, soll insbesondere dessen längste Erstreckung entlang dessen Haupterstreckungsrichtung verstanden werden. Unter einer „Haupterstreckungsrichtung“ eines Bauteils soll dabei insbesondere eine Richtung verstanden werden, welche parallel zu einer längsten Kante eines kleinsten gedachten Quaders verläuft, welcher das Bauteil gerade noch vollständig umschließt.
Die Bilderfassungseinheit kann zumindest teilweise und vorzugsweise zumindest zu einem Großteil im Bereich des proximalen Abschnitts angeordnet sein und/oder diesen ausbilden. In anderen Ausführungsformen kann die Bilderfassungseinheit zumindest teilweise und vorzugsweise zumindest zu einem Großteil im distalen Abschnitt angeordnet sein und/oder diesen ausbilden. Ferner kann die Bilderfassungseinheit zumindest teilweise auf den proximalen Abschnitt und den distalen Abschnitt verteilt angeordnet sein. Die Bilderfassungssensorik weist insbesondere zumindest einen Bildsensor auf. Ferner kann die Bilderfassungssensorik auch über zumindest zwei und vorzugsweise mehrere Bildsensoren verfügen, welche hintereinander angeordnet sein können. Ferner können die zwei und vorzugsweise mehreren Bilderfassungssensoren über voneinander verschieden ausgebildete spektrale Erfassungsempfindlichkeiten verfügen, sodass beispielsweise ein erster Sensor in einem roten Spektralbereich, ein zweiter Sensor in einem blauen Spektralbereich und ein dritter Sensor in einem grünen Spektralbereich besonders empfindlich bzw. vergleichsweise empfindlicher als die anderen Sensoren ist. Der Bildsensor kann etwa als ein CCD-Sensor und/oder ein CMOS-Sensor ausgebildet sein.
Eine Optik der Bilderfassungseinheit kann geeignete optische Elemente wie Linsen, Spiegel, Gitter, Prismen, Lichtwellenleiter etc. umfassen. Die Optik kann dazu eingerichtet sein, von einem abgebildeten Objekt kommendes Objektlicht zu der Bilderfassungssensorik zu führen, beispielsweise es zu fokussieren und/oder zu projizieren.
Die Bilderfassungseinheit ist insbesondere dazu eingerichtet, räumlich und spektral aufgelöste Bilddaten zu erfassen. Die Bilderfassungseinheit kann dazu eingerichtet sein, zumindest zweidimensionale räumliche Bilddaten zu erzeugen. Die Bilderfassungseinheit kann dahingehend räumlich auflösend sein, dass sie in zumindest zwei unterschiedliche Raumrichtungen jeweils eine Auflösung von zumindest 100 Bildpunkten, vorzugsweise von zumindest 200 Bildpunkten, bevorzugt von zumindest 300 Bildpunkten und vorteilhaft von zumindest 400 Bildpunkten liefert. Die Bilddaten sind vorzugsweise zumindest dreidimensional, wobei zumindest zwei Dimensionen räumliche Dimensionen sind und/oder wobei zumindest eine Dimension eine spektrale Dimension ist. Aus den Bilddaten können mehrere räumlich aufgelöste Bilder des Bildbereichs gewinnbar sein, die jeweils unterschiedlichen Spektralbändern zugeordnet sind. Die räumliche und spektrale Information der Bilddaten kann derart beschaffen sein, dass daraus für mehrere räumliche Bildpunkte jeweils ein zugehöriges Spektrum gewinnbar ist.
In einigen Ausführungsformen ist die Bilderfassungseinheit dazu eingerichtet, laufend aktualisierte Bilddaten zu erzeugen. Die Bilderfassungseinheit kann beispielsweise dazu eingerichtet sein, die Bilddaten im Wesentlichen in Echtzeit zu erzeugen, was beispielsweise eine Erzeugung aktualisierter Bilddaten wenigstens als 30 Sekunden, in einigen Fällen wenigstens als 20 Sekunden und in manchen Fällen sogar wenigstens alle 10 Sekunden oder wenigstens alle 5 Sekunden umfasst. Vorzugsweise ist die Bilderfassungseinheit dazu eingerichtet, zumindest die Anatomiebilder und die Fluoreszenzbilder sowie die darauf beruhende Darstellung in Echtzeit zu erzeugen, beispielsweise mit einer Bildrate von wenigstens 5 fps, wenigstens 10 fps, wenigstens 20 fps oder sogar wenigstens 30 fps. Die Beleuchtungseinheit kann multimodal ausgebildet sein und mehrere unabhängig voneinander wahlweise aktivierbare Leuchtelemente umfassen, die dazu eingerichtet sind, Licht gemäß unterschiedlichen Emissionsspektren zu emittieren, um das Beleuchtungslicht zu liefern.
Die Bilderfassungseinheit kann in einem Kalibriermodus und in zumindest einem Bildgebungsmodus betreibbar sein. Im Kalibriermodus kann das zumindest eine Kalibrierbild aufnehmbar sein. Im Bildgebungsmodus kann das zumindest eine Objektbild aufnehmbar sein. Bei dem Objektbild kann es sich um ein Weißlichtbild, ein Fluoreszenzbild, ein Multispektralbild und/oder ein Hyperspektralbild handeln. Ein Bildausschnitt des Kalibrierbilds kann einem Bildausschnitt des Objektbilds entsprechen und/oder zumindest damit überlappen. Insbesondere kann das Kalibrierbild einen Bildausschnitt definieren, der zumindest teilweise in einem Bildausschnitt des Objektbilds enthalten ist. Die Korrektur kann insbesondere für Bereiche des Objektbilds durch geführt werden, die auch im Kalibrierbild abgebildet sind. Die Bildkorrektureinheit kann dazu eingerichtet sein, Bildausschnitt von Kalibrierbild und Objektbild zu vergleichen, um Bildbereiche zu identifizieren, die korrigierbar sind. Hierdurch kann auch in Fällen, in denen das Kalibrierbild und das Objektbild nicht deckungsgleich sind, eine Korrektur erfolgen.
Die Bilderfassungseinheit kann dazu eingerichtet sein, mehrere Kalibrierbilder mit unterschiedlichen Bilderfassungsparametern und/oder Beleuchtungsparametern aufzunehmen. Die Tiefeninformation kann auf mehreren, insbesondere mit unterschiedlichen Parametern aufgenommenen, Kalibrierbildern beruhen.
Die Bilderfassungseinheit kann dazu eingerichtet sein, Stereobilder aufzunehmen. Beispielsweise kann die Bilderfassungseinheit hierfür zumindest ein Paar von Bildsensoren umfassen, sodass Stereopaare von Bildern erfassbar sind.
Objektlicht bezeichnet im Rahmen dieser Offenbarung allgemein Licht, das von einem zu beobachtenden Objekt stammt. Hierbei kann es sich, wie erwähnt, um remittiertes Licht oder emittiertes Licht handeln, je nach Beschaffenheit des Objekts und/oder je nach Art der Bildgebung. Die Korrektur beinhaltet in einigen Ausführungsformen ein Zuordnen von Ortskoordinaten x, y, z zu erfassten Bildpunkten nach Maßgabe der Tiefeninformation. Ausgehend hiervon kann die Korrektur für einen bestimmten Bildpunkt auf einer Funktion f(x,y,z) beruhen, die von den Ortskoordinaten x, y, z des bestimmten Bildpunkts abhängt. Sofern die Korrektur eine Abstandsabhängigkeit berücksichtigt, kann die genannte Funktion von der Summe x2 + y2 + z2 und/oder der Quadratwurzel dieser Summe, also sqrt(x2 + y2 + z2) abhängen. Die Korrektur kann punktweise und/oder bildbereichsweise und/oder bildweise durchgeführt werden.
Das korrigierte Objektbild kann punktweise und/oder bildbereichsweise und/oder bildweise korrigiert sein. Das korrigierte Objektbild beruht insbesondere auf dem Objektbild und dem Kalibrierbild.
Die genannten Verfahrensschritte können in der Reihenfolge durchgeführt werden, in der die Verfahrensschritte genannt sind. Es versteht sich aber, dass auch eine andere Reihenfolge erfindungsgemäß möglich ist und die Auflistung der Verfahrensschritte nicht zwingend eine vorgegebene Reihenfolge definiert.
Eine umfassende Korrektur kann insbesondere dann durchgeführt werden, wenn die Tiefeninformation zumindest eine Tiefenkarte umfasst. Unter einer Tiefenkarte ist dabei insbesondere ortsaufgelöste Tiefeninformation zu verstehen, die einer Reihe von Bildpunkten, insbesondere sämtlichen Bildpunkten des Kalibrierbilds, die durch Koordinaten x und y definiert sein können , jeweils zumindest einen Tiefenwert zuordnet, der beispielsweise durch eine Koordinate z definiert ist. In anderen Worten kann aus dem Kalibrierbild eine Topografie des abzubildenden Objekts abgeleitet werden, um die Tiefeninformation zu erhalten. Diese Tiefeninformation kann für die verwendeten Bilderfassungsparameter und/oder Beleuchtungsparameter spezifisch sein. Die Tiefeninformation kann mehrere Tiefenkarten umfassen, die sich auf unterschiedliche Wellenlängenbereiche und/oder Gewebearten und/oder anatomische Strukturen beziehen. Unterschiedliche Tiefenkarten können zudem alternativ oder zusätzlich aus mehreren Kalibrierbildern ermittelt sein. Insbesondere kann jeweils zumindest ein Kalibrierbild mit bestimmten Parametern aufgenommen werden, um eine bestimmte Tiefenkarte zu erhalten.
Eine Bildaufnahme des Kalibrierbilds kann eine Detektion von remittiertem Licht umfassen. Hierdurch kann Tiefeninformation auf einfache Weise erhalten werden, indem ausgenutzt wird, dass Licht in bestimmten Spektralbereichen in Gewebe eine sehr geringe Eindringtiefe hat. Vorzugsweise wird in diesem Fall das Kalibrierbild mittels Stereobildgebung bzw. 3D-Bildgebung aufgenommen. Das Kalibrierbild kann ein 3D-Bild sein. Eine Tiefenkarte kann dann durch einen Stereorekonstruktionsalgorithmus erhalten werden. Beispielsweise kann hierfür ein Semi-Global-Matching-Algorithmus verwendet werden, wie beispielsweise beschrieben im Artikel "Accurate and efficient stereo processing by semi-global matching and mutual information" von Hirschmüller, 2005, IEEE Conference on Computer Vision and Pattern Recognition, pp. 807-814). Alternativ kann ein 3D-Bild bzw. eine topografische Oberfläche aus zweidimensionalen Bilddaten errechnet werden. Hierfür kann beispielsweise ein Künstliche-Intelligenz-Algorithmus vorab mit geeigneten 2D- und 3D-Bilddaten trainiert werden. Die Erfassung und/oder Auswertung von 3D-Bildern kann eine Kalibrierung der Bilderfassungseinheit umfassen, die auf die Bestimmung von Verzerrungsparametern und/oder eine relative räumliche Lage von Bildsensoren gerichtet ist. Licht, das für die Aufnahme solcher Kalibrierbilder verwendet wird, wird im Wesentlichen unmittelbar von der Oberfläche des abzubildenden Objekts remittiert, weshalb das Kalibrierbild vorrangig oder zumindest im Wesentlichen ausschließlich Bildinformation umfasst, die sich auf die Oberfläche des abzubildenden Objekts bezieht. Eine Tiefenkarte kann beispielsweise aus einem Weißlicht-Kalibrierbild ermittelt werden. Weißlicht hat typischerweise eine sehr geringe Eindringtiefe in Gewebe, sodass remittiertes Licht in Näherung von einer anatomischen Oberfläche stammt. Alternativ oder zusätzlich kann eine Tiefenkarte aus einem Einzelfarb-Kalibrierbild oder einem Falschfarben- Kal ibrierbi Id gewonnen werden, für das Beleuchtungslicht verwendet wird, das lediglich in einem oder mehreren Teilbereichen des sichtbaren Lichts liegt. Beispielsweise kann lediglich mit blauem Licht, grünem Licht, gelbem Licht und/oder rotem Licht beleuchtet werden, um Tiefeninformation anhand remittierten Lichts zu erhalten. Auch eine Mischung bestimmter Farben und/oder Spektralbereiche kann verwendet werden, die von Weißlicht abweicht. Vorzugsweise werden dabei solche Wellenlängenbereiche verwendet, für die Licht eine möglichst niedrige Eindringtiefe in das abzubildende Objekt hat, sodass sichergestellt ist, dass das remittierte Licht von der Oberfläche des Objekts stammt. Alternativ oder zusätzlich können für unterschiedliche Wellenlängenbereiche unterschiedliche Kalibrierbilder aufgenommen und jeweils Tiefenkarten berechnet werden. Diese können dann zur Korrektur in unterschiedlichen Wellenlängen verwendet werden, wodurch insbesondere wellenlängenabhängigen Eindringtiefen Rechnung getragen werden kann.
In einigen Ausführungsformen kann eine Bildaufnahme des Kalibrierbilds eine Detektion von Fluoreszenzlicht umfassen. Hierdurch kann eine Grundlage für eine umfassende und genaue Auswertung von Fluoreszenzbildern geschaffen werden. Vorzugsweise wird dabei zumindest ein 3D-Fluoreszenzbild aufgenommen. Wie oben beschrieben, kann hierfür Licht mit geeigneter Wellenlänge als Anregungslicht eingestrahlt und vom abzubildenden Objekt emittiertes Licht durch einen geeigneten Beobachtungsfilter hindurch detektiert werden. Tiefeninformation, insbesondere eine Tiefenkarte, kann mittels Stereorekonstruktion erhalten werden. Alternativ kann analog zum oben beschriebenen Fall ein 2D-Bild als Grundlage verwendet und Tiefeninformation mittels eines Künstliche-Intelligenz-Algorithmus gewonnen werden. Insbesondere kann aus dem Kalibrierbild eine Tiefenkarte gewonnen werden, die sich auf Bereiche des abzubildenden Objekts bezieht, die innerhalb des Objekts und/oder unterhalb einer Oberfläche des Objekts liegen. Im Speziellen kann die Tiefenkarte auf eingefärbte Bereiche zurückgehen, die von nicht eingefärbtem Gewebe bedeckt sind. Fluoreszenzlicht gelangt dann von einer Position zum Bildsensor und/oder zu einem Objektiv der Bilderfassungseinheit, die weiter vom Bildsensor /oder dem Objektiv der Bilderfassungseinheit entfernt ist als eine Oberfläche des abzubildenden Objekts.
Eine umfangreiche Korrektur, die eine korrekte Interpretation von Bilddaten in unterschiedlichen Abbildungsmodi gestattet, kann insbesondere dann erzielt werden, wenn die Beleuchtungseinheit dazu eingerichtet ist, in unterschiedlichen Beleuchtungsmodi betreibbar zu sein, in denen Beleuchtungslicht in unterschiedlichen Spektralbereichen bereitstellbar ist, und die Bilderfassungseinheit dazu eingerichtet ist, mehrere Kalibrierbilder aufzunehmen, deren Bildaufnahme auf unterschiedlichen Beleuchtungsmodi der Beleuchtungseinheit beruht. Beispielsweise kann ein erster Beleuchtungsmodus verwendet werden, um ein Kalibrierbild zu erhalten, das auf remittiertem Licht beruht, und ein zweiter Beleuchtungsmodus kann verwendet werden, um ein Kalibrierbild zu erhalten, das auf emittiertem Licht, insbesondere auf Fluoreszenzlicht, beruht. Hieraus können zumindest eine erste Tiefenkarte und zumindest eine zweite Tiefenkarte erhalten werden, wobei sich die erste Tiefenkarte auf eine Oberfläche des abzubildenden Objekts bezieht und wobei sich die zweite Tiefenkarte auf Bereiche des abzubildenden Objekts bezieht, die mittels zumindest eines Fluoreszenzfarbstoffs eingefärbt sind und sich unterhalb der Oberfläche des abzubildenden Objekts befinden.
Die Bilderfassungseinheit kann dazu eingerichtet sein, mehrere Kalibrierbilder in unterschiedlichen Spektralbereichen gleichzeitig und/oder sequenziell aufzunehmen, insbesondere unter Verwendung unterschiedlicher optischer Filter. Mehrere Kalibrierbilder können beispielsweise auf unterschiedliche Spektralbereiche bei einer Multispektralbildgebung und/oder einer Hyperspektralbildgebung zurückgehen.
In einigen Ausführungsformen umfasst die Korrektur eine Abstandskorrektur, die auf einem Inversen einer Potenz einer Länge eines Lichtwegs beruht, insbesondere einer Länge eines Lichtwegs zwischen der Bilderfassungseinheit, insbesondere einem Bildsensor und/oder einem Objektiv der Bilderfassungseinheit, und dem abzubildenden Objekt und/oder eines Lichtwegs innerhalb des abzubildenden Objekts. Die Abstandskorrektur kann auf beispielsweise auf einem Abstandsquadratgesetz beruhen. Insbesondere in diesem Fall kann in Näherung die Beleuchtungseinheit als Punktlichtquelle betrachtet werden. Abweichungen von einer Punktlichtquelle können berücksichtigt werden, indem ein von 2 verschiedener Exponent verwendet wird.
Ferner kann die Korrektur eine Absorptionskorrektur umfassen, die auf einer, insbesondere exponentiellen, Abschwächung von Licht entlang eines Lichtwegs mit einer Länge beruht, insbesondere einer Länge eines Lichtwegs innerhalb des abzubildenden Objekts. Alternativ oder zusätzlich kann die Absorptionskorrektur eine Abschwächung von Beleuchtungslicht und/oder eine Abschwächung von Objektlicht berücksichtigt.
Allgemein ausgedrückt kann einer Abstandskorrektur für Fluoreszenzbildgebung, bei der Licht mit einer Wellenlänge Ao eingestrahlt und Licht mit einer Wellenlänge Ai emittiert wird, folgende Abschwächung aufgrund eines Abstands von einem Objektiv der Bilderfassungseinheit zum abzubildenden Objekt sowie einer Positionierung eines mit Fluoreszenzfarbstoff eingefärbten Bereichs im abzubildenden Objekt zugrunde liegen:
Idetektiert = l(A0) / (do + di)a ■ exp(-p(A0)-di) ■ exp(-p(Ai)-di)-R wobei Idetektiert die detektierte Lichtintensität bezeichnet, l(A0) die Intensität des eingestrahlten Lichts mit der Wellenlänge Ao, do einen Abstand zwischen dem Objektiv und der Oberfläche des abzubildenden Objekts, di einen Abstand zwischen der Oberfläche des abzubildenden Objekts und dem mit Fluoreszenzfarbstoff eingefärbten Bereichs im abzubildenden Objekt, a einen Exponenten, der das Abstandsgesetz definiert und beispielsweise als 2 gewählt werden kann, um gemäß dem Abstandsquadratgesetz zu rechnen, p(A0) einen Dämpfungsfaktor für die Abschwächung von Licht der Wellenlänge Ao beim Durchtritt durch das abzubildende Objekt p(Ai) einen Dämpfungsfaktor für die Abschwächung von Licht der Wellenlänge Ai beim Durchtritt durch das abzubildende Objekt bezeichnen.
Ein besonders hoher Grad an Genauigkeit kann insbesondere dann erzielt werden, wenn die Bildkorrektureinheit dazu eingerichtet ist, aus dem zumindest einen Kalibrierbild räumliche und/oder spektrale Eigenschaften, insbesondere Inhomogenitäten, der Beleuchtungseinheit zu ermitteln und die ermittelten räumlichen und/oder spektralen Eigenschaften bei der Korrektur zu berücksichtigen. In anderen Worten kann die Aufnahme von Kalibrierbilder dazu verwendet werden, eine Kalibrierung der Beleuchtungsvorrichtung durchzuführen bzw. reale Eigenschaften der Beleuchtungsvorrichtung für die Berechnung des korrigierten Objektbilds zu berücksichtigen.
In einigen Ausführungsformen kann vorgesehen sein, dass in dem korrigierten Objektbild zumindest ein Bildbereich nach Maßgabe der Korrektur relativ zu zumindest einem anderen Bildbereich bezüglich zumindest eines Parameters, wie beispielsweise eines Farbtons, einer Helligkeit und/oder einer Farbsättigung, verstärkt und/oder abgeschwächt ist. Hierdurch kann ein korrigiertes Objektbild erzeugt werden, das für einen Benutzer intuitiv verständlich ist. Generell können hierdurch beispielsweise Intensitätsunterschiede, die auf unterschiedliche Beleuchtungssituationen aber nicht auf Unterschiede im abgebildeten Gewebe zurückgehen, ausgeglichen werden. Das korrigierte Objektbild kann dann zum Beispiel derart berechnet werden, dass die Intensitätsunterschiede nicht erkennbar sind. Für den Benutzer sind dann beispielsweise gleichartige Bereiche als solche erkennbar, auch wenn sie nicht gleichartig abgebildet wurden. Beispielsweise kann auch ein fluoreszierender Bereich, der von nicht eingefärbtem Gewebe teilweise oder vollständig verdeckt ist, so dargestellt werden, als wäre er nicht bedeckt. Alternativ kann auch durch die Verwendung von Falschfarben Abstandsinformation an den Benutzer übermittelt werden. Beispielsweise kann ein von nicht eingefärbtem Gewebe bedeckter fluoreszierender Bereich zwar mit verstärkter Helligkeit dargestellt werden, sodass dieser gut erkennbar ist, eine Farbe kann aber zum Beispiel gemäß einem Abstand des fluoreszierenden Bereichs von der Oberfläche des abzubildenden Objekts verändert werden, sodass der Benutzer erkennen kann, ob und wie weit sich der fluoreszierende Bereich innerhalb des abzubildenden Objekts befindet. Hierdurch kann der Benutzer beispielsweise bei einem Freipräparieren unterstützt werden.
In einigen Ausführungsformen umfasst die medizinische Bildgebungsvorrichtung eine Beleuchtungsvorrichtung, welche die Beleuchtungseinheit umfasst. Die Beleuchtungsvorrichtung kann eine optische Schnittstelle zur optischen Anbindung eines Bildgebungsgeräts umfassen. Die Beleuchtungseinheit kann dazu eingerichtet sein, Beleuchtungslicht an die optische Schnittstelle zu liefern. Die Beleuchtungseinheit kann multimodal ausgebildet sein und mehrere unabhängig voneinander wahlweise aktivierbare Leuchtelemente umfassen, die dazu eingerichtet sind, Licht gemäß unterschiedlichen Emissionsspektren zu emittieren, um das Beleuchtungslicht zu liefern. Die Beleuchtungseinheit kann in zumindest einem Multispektralmodus betreibbar sein, in dem eine erste Gruppe der Leuchtelemente zumindest zeitweise aktiviert ist und in dem die Beleuchtungseinheit Beleuchtungslicht für Multispektralbildgebung liefert. Ferner kann die Beleuchtungseinheit in zumindest einem Fluoreszenzmodus betreibbar sein, in dem eine zweite Gruppe der Leuchtelemente zumindest zeitweise aktiviert ist und in dem die Beleuchtungseinheit Beleuchtungslicht für Fluoreszenzbildgebung liefert. Die Leuchtelemente können zumindest ein Leuchtelement umfassen, das sowohl in der ersten Gruppe als auch in der zweiten Gruppe enthalten ist.
Zudem kann ein Verfahren zur Erzeugung von Beleuchtungslicht für ein Bildgebungsgerät mittels einer Beleuchtungsvorrichtung vorgesehen sein. Die Beleuchtungsvorrichtung umfasst dabei eine optische Schnittstelle zur optischen Anbindung eines Bildgebungsgeräts und eine Beleuchtungseinheit, die dazu eingerichtet ist, Beleuchtungslicht an die optische Schnittstelle zu liefern, wobei die Beleuchtungseinheit mehrere unabhängig voneinander wahlweise aktivierbare Leuchtelemente umfasst, die dazu eingerichtet sind, Licht gemäß unterschiedlichen Emissionsspektren zu emittieren, um das Beleuchtungslicht zu liefern. Das Verfahren umfasst den Schritt eines zumindest zeitweisen Aktivierens einer ersten Gruppe der Leuchtelemente, um Beleuchtungslicht für Multispektralbildgebung zu liefern und den Schritt eines zumindest zeitweisen Aktivierens einer zweiten Gruppe der Leuchtelemente, um Beleuchtungslicht für Fluoreszenzbildgebung zu liefern. Zumindest eines der Leuchtelemente wird sowohl beim zumindest zeitweisen Aktivieren der ersten Gruppe der Leuchtelemente als auch beim zumindest zeitweisen Aktivieren der zweiten Gruppe der Leuchtelemente zumindest zeitweise aktiviert.
Die optische Schnittstelle kann wahlweise lösbar und verbindbar sein. Zudem kann die optische Schnittstelle mit einer mechanischen Schnittstelle kombiniert sein, sodass eine optische Verbindung beispielsweise automatisch dann hergestellt wird, wenn das Bildgebungsgerät mechanisch angekoppelt wird.
Die Leuchtelemente können einfarbige LEDs (Leuchtdioden) und/oder Laserdioden umfassen. Ferner kann zumindest eines der Leuchtelemente eine Weißlicht-LED oder eine andere Weißlichtquelle sein. In einigen Ausführungsformen umfasst die Beleuchtungseinheit zumindest ein blaues Leuchtelement, zumindest ein rotes Leuchtelement, zumindest ein dunkelrotes Leuchtelement und zumindest ein Nah-IR- Leuchtelement (Nahinfrarot-Leuchtelement), insbesondere jeweils LEDs oder Laserdioden. Zusätzlich kann die Beleuchtungseinheit zumindest eine Weißlicht-LED oder eine andere Weißlichtquelle umfassen.
Die erste Gruppe kann zumindest zwei Leuchtelemente umfassen, die spektral unterschiedlich emittieren. Ein hoher Grad an Effizienz bei einer Multispektralbildgebung kann erzielt werden, wenn der Multispektralmodus unterschiedliche Zustände umfasst, in denen jeweils ein bestimmtes Leuchtelement bzw. ein bestimmter Leuchtelementtyp zumindest zeitweise aktiviert ist. Hierdurch kann gezielt in einem bestimmten Spektralbereich beleuchtet werden, wodurch unterschiedliche Spektralbilder erfasst werden können. Unterschiedliche Leuchtelemente, die in unterschiedlichen Zuständen aktiviert sind, können als unterschiedliche Stützstellen für die Multispektralbildgebung dienen. Zumindest eine dieser Stützstellen kann derart gewählt sein, dass sie an charakteristische Punkte von Absorptionsspektren physiologisch relevanter Komponenten angepasst ist, beispielsweise an einen isosbestischen Punkt der Hämoglobin-Oxygenierungskurve. Die Multispektralbildgebung kann zusätzlich die Verwendung geeigneter Beobachtungsfilter umfassen.
Ferner kann die zweite Gruppe zumindest zwei Leuchtelemente umfassen, die spektral unterschiedlich emittieren. Der Fluoreszenzmodus kann unterschiedliche Untermodi und/oder Zustände umfassen, in denen jeweils ein bestimmtes Leuchtelement bzw. ein bestimmter Leuchtelementtyp zumindest zeitweise aktiviert ist. Hierdurch kann gezielt in einem bestimmten Spektralbereich angeregt werden, sodass Fluoreszenzbildgebung etwa für einen konkret ausgewählten Farbstoff erfolgen kann. Das zumindest eine Leuchtelement, das sowohl in der ersten Gruppe als auch in der zweiten Gruppe enthalten ist, ist in anderen Worten sowohl für den Multispektralmodus als auch für den Fluoreszenzmodus einsetzbar.
Die erste Gruppe umfasst in einigen Ausführungsformen lediglich einige aber nicht alle der Leuchtelemente. Alternativ oder zusätzlich umfasst in einigen Ausführungsformen die zweite Gruppe lediglich einige aber nicht alle der Leuchtelemente. In dem Multispektralmodus sind insbesondere ausschließlich Leuchtelemente der ersten Gruppe zumindest zeitweise aktiviert, wohingegen Leuchtelemente, die nicht zur ersten Gruppe gehören, deaktiviert sind. In dem Fluoreszenzmodus sind insbesondere ausschließlich Leuchtelemente der zweiten Gruppe zumindest zeitweise aktiviert, wohingegen Leuchtelemente, die nicht zur zweiten Gruppe gehören, deaktiviert sind. Generell versteht sich, dass die Leuchtelemente unterschiedliche Leuchtelementtypen umfassen können und dass von den unterschiedlichen Leuchtelementtypen insbesondere jeweils genau ein Leuchtelement vorhanden sein kann. Es versteht sich, dass auch gemischte Betriebsmodi erfindungsgemäß vorkommen können, in denen die genannten Modi sequenziell verwendet werden. Beispielsweise kann sequenziell Multispektralbildgebung und Fluoreszenzbildgebung durchgeführt werden.
Synergie hinsichtlich der Verwendung eines Leuchtelements für unterschiedliche Modi und damit verbundene Effizienzzugewinne können insbesondere dann erzielt werden, wenn zumindest ein Leuchtelement, das sowohl in der ersten Gruppe als auch in der zweiten Gruppe enthalten ist, Licht im roten Spektralbereich emittiert, insbesondere in einem Spektralbereich zwischen 600 nm und 680 nm, beispielsweise zwischen 610 nm und 650 nm oder zwischen 620 und 660 nm oder zwischen 630 und 670 nm. Der Spektralbereich kann schmalbandig sein und die Wellenlänge 660 nm umfassen. „Schmalbandig“ kann eine spektrale Breite von höchstens 80 nm, insbesondere von höchstens 40 nm oder sogar von höchstens 20 nm umfassen. Dieses zumindest eine Leuchtelement kann dazu eingerichtet sein, im roten Spektralbereich absorbierende Farbstoffe anzuregen und einen Beitrag zur Beleuchtung im roten Spektralbereich für eine Multispektralbildgebung zu liefern.
Die Beleuchtungseinheit kann in einigen Ausführungsformen in zumindest einem Weißlichtmodus betreibbar sein, in dem die Beleuchtungseinheit Beleuchtungslicht für Weißlichtbildgebung liefert. Das Beleuchtungslicht für Weißlichtbildgebung kann breitbandiges Weißlicht sein. Alternativ kann das Beleuchtungslicht für Weißlichtbildgebung mehrere schmale Wellenlängenbänder umfassen, die voneinander separiert sind, beispielsweise ein blaues, ein roten und ein dunkelrotes Band. „Dunkelrot“ ist dabei im Sinne von „langwellige als rot“ zu verstehen und bezieht sich auf die Spektralposition, nicht die Lichtintensität. Das Beleuchtungslicht für Weißlichtbildgebung kann aus Licht unterschiedlicher Leuchtelemente gemischt sein.
In dem Weißlichtmodus kann eine dritte Gruppe der Leuchtelemente zumindest zeitweise aktiviert sein, um das Beleuchtungslicht für die Weißlichtbildgebung zu liefern. Dabei können die Leuchtelemente zumindest ein Leuchtelement umfassen, das sowohl in der ersten Gruppe und/oder in der zweiten Gruppe als auch in der dritten Gruppe enthalten ist. In einigen Fällen kann die dritte Gruppe lediglich einige aber nicht alle der Leuchtelemente umfassen. In dem Weißlichtmodus sind insbesondere ausschließlich Leuchtelemente der dritten Gruppe zumindest zeitweise aktiviert, wohingegen Leuchtelemente, die nicht zur dritten Gruppe gehören, deaktiviert sind. In anderen Worten kann die Beleuchtungseinheit Leuchtelemente umfassen, die einem, zwei oder allen drei der genannten Beleuchtungsmodi dienen. Hierdurch können mehrere Leuchtelemente mehrfach eingesetzt werden.
Zumindest ein Leuchtelement, das sowohl in der ersten Gruppe und/oder in der zweiten Gruppe als auch in der dritten Gruppe enthalten ist, kann Licht im roten Spektralbereich emittieren, insbesondere in einem Spektralbereich zwischen 600 nm und 680 nm, beispielsweise zwischen 610 nm und 650 nm oder zwischen 620 und 660 nm oder zwischen 630 und 670 nm. Die Vorteile der gemeinsamen Verwendung von Leuchtelementen kommen besonders zum Tragen, wenn zumindest ein rotes Leuchtelement für alle drei Modi verwendbar ist.
Zumindest ein Leuchtelement, das sowohl in der ersten Gruppe und/oder in der zweiten Gruppe als auch in der dritten Gruppe enthalten ist, kann Licht im blauen Spektralbereich emittieren, insbesondere in einem Spektralbereich zwischen 440 und 480 nm. Zumindest ein blaues Leuchtelement kann zweckmäßigerweise sowohl im Fluoreszenzmodus als auch im Weißlichtmodus verwendet werden.
Allgemein ausgedrückt können die Leuchtelemente wie erwähnt zumindest ein, insbesondere blaues, Leuchtelement umfassen, das Licht in einem Spektralbereich zwischen 440 und 480 nm emittiert. Zudem können die Leuchtelemente wie erwähnt zumindest ein, insbesondere rotes, Leuchtelement umfassen, das Licht in einem Spektralbereich zwischen 600 und 680 nm emittiert, beispielsweise zwischen 610 nm und 650 nm oder zwischen 620 und 660 nm oder zwischen 630 und 670 nm. Alternativ oder zusätzlich können die Leuchtelemente zumindest ein, insbesondere dunkelrotes, Leuchtelement umfassen, das Licht in einem Spektralbereich zwischen 750 und 790 nm emittiert. Alternativ oder zusätzlich können Leuchtelemente zumindest ein, insbesondere nah-IR-emittierendes, Leuchtelement umfassen, das Licht in einem Spektralbereich zwischen 920 und 960 nm emittiert. Daneben können die Leuchtelemente ein Weißlichtleuchtelement umfassen. Eine kompakte und vielseitig verwendbare Beleuchtungseinheit kann insbesondere dann bereitgestellt werden, wenn von jedem der genannten Leuchtelementtypen jeweils zumindest ein Leuchtelement vorhanden ist. Beispielsweise können im Fluoreszenzmodus das blaue und das rote, im Fall geeigneter Farbstoffe ggf. auch das dunkelrote Leuchtelement verwendbar sein. Im Multispektralmodus können das dunkelrote und das nah-IR-emittierende Leuchtelement verwendbar sein. Im Weißlichtmodus kann das Weißlichtleuchtelement verwendbar sein. Dieses kann im Weißlichtmodus ergänzt werden durch das blaue Leuchtelement und ggf. ferner das rote Leuchtelement. Hierdurch können Wellenlängenbereiche mittels farbiger Leuchtelemente ergänzt werden, in denen das Weißlichtleuchtelement, beispielsweise aufgrund seiner Konstruktion aber insbesondere aufgrund von Filtern und optischen Elementen der Beleuchtungseinheit, eine reduzierte Intensität liefert. Zudem können die farbigen Leuchtelemente dazu eingesetzt werden, eine Farbtemperatur bei der Weißlichtbildgebung einzustellen.
In einigen Ausführungsformen umfasst die zweite Gruppe ein einzelnes Leuchtelement und/oder eine einzelne Art von Leuchtelementen. Beispielsweise kann ein Weißlichtleuchtelement, ein rotes Leuchtelement und ein IR-emittierendes Leuchtelement vorgesehen sein, wobei bzgl. möglicher Spektralbereiche insbesondere auf die obigen Werte verwiesen wird. Die erste Gruppe kann dann beispielsweise das rote und das IR-emittierende Leuchtelement umfassen. Die zweite Gruppe kann das IR-emittierende Leuchtelement umfassen, insbesondere als einziges Leuchtelement bzw. als einzige Art von Leuchtelement.
Eine günstige Anordnung von Leuchtelementen wird insbesondere dann ermöglicht, wenn die Beleuchtungseinheit zumindest einen gekreuzten Strahlteiler umfasst, mittels dessen Licht von gegenüberliegenden Eingangsseiten zu einer Ausgangsseite ablenkbar ist, wobei auf den gegenüberliegenden Eingangsseiten des gekreuzten Strahlteilers jeweils zumindest eines der Leuchtelemente angeordnet ist. In einigen Ausführungsformen können zwei oder auch mehr gekreuzte Strahlteiler vorgesehen sein, die optisch hintereinander angeordnet sind. Der zumindest eine gekreuzte Strahlteiler kann zwei Strahlteilerelemente umfassen, deren Durchlässigkeit an das jeweils zugeordnete Leuchtelement angepasst ist. Die Strahlteilerelemente umfassen insbesondere jeweils einen Kerbfilter (notch filter), sodass sie jeweils in einem schmalen Spektralband reflektieren, ansonsten aber transmittieren. Die spektrale Position und/oder Breite der entsprechenden Kerbe kann an den Spektralbereich des jeweils zugeordneten Leuchtelements angepasst sein, sodass dessen Licht umgelenkt, Licht anderer Leuchtelemente aber zumindest weitgehend transmittiert wird.
In einigen Ausführungsformen können die Leuchtelemente wenigstens vier schmalbandig emittierende Einzelfarbleuchtelemente mit jeweils unterschiedlichen Spektralbereichen und zumindest ein breitbandig emittierendes Weißlichtleuchtelement umfassen. Diesbezüglich wird auch auf die obigen Ausführungen zu den farbigen Leuchtelementen verwiesen. Ein großer Funktionsumfang in Kombination mit einer kompakten Bauweise und der Ausnutzung von Synergieeffekten bei der Verwendung von Leuchtelementen kann insbesondere dann erzielt werden, wenn die Beleuchtungseinheit in zumindest einem Hyperspektralmodus betreibbar ist, in dem mehrere Leuchtelemente aktiviert sind, deren Emissionsspektren gemeinsam zumindest einen Spektralbereich von 450 nm bis 850 nm abdecken, und in dem die Beleuchtungseinheit Beleuchtungslicht für Hyperspektralbildgebung liefert. Hierbei kann es sich insbesondere um sämtliche der Leuchtelemente handeln.
Es versteht sich, dass insbesondere im Fall der Verwendung von Laserdioden für die hierin genannten optischen Filter geeignete Polarisationsfilter verwendet werden können. Ferner kann insbesondere im Fall der Verwendung von Laserdioden zumindest ein gekreuzter Strahlteiler verwendet werden, dessen Strahlteilerelemente mit Polarisationsfiltern versehen sind. Eine selektive Durchlässigkeit kann dann durch Kombination unterschiedlicher Polarisationen erzielt werden.
Die Erfindung betrifft außerdem Programmcode, der dazu eingerichtet ist, dann, wenn er in einem Prozessor ausgeführt wird, eine Durchführung eines erfindungsgemäßen Verfahrens zu bewirken.
Ferner betrifft die Erfindung ein Programmcode, umfassend ein computerlesbares Medium, auf dem erfindungsgemäße Programmcode gespeichert ist.
Die erfindungsgemäßen Vorrichtungen und Systeme sowie die erfindungsgemäßen Verfahren sollen hierbei nicht auf die oben beschriebene Anwendung und Ausführungsform beschränkt sein. Insbesondere können diese zu einer Erfüllung einer hierin beschriebenen Funktionsweise eine von einer hierin genannten Anzahl von einzelnen Elementen, Bauteilen und Einheiten sowie Verfahrensschritten abweichende Anzahl aufweisen. Zudem sollen bei den in dieser Offenbarung angegebenen Wertebereichen auch innerhalb der genannten Grenzen liegende Werte als offenbart und als beliebig einsetzbar gelten.
Es wird insbesondere darauf hingewiesen, dass alle in Bezug auf eine Vorrichtung beschriebenen Merkmale und Eigenschaften, aber auch Verfahrensweisen, sinngemäß auf Verfahren übertragbar und im Sinne der Erfindung einsetzbar und als mitoffenbart gelten. Gleiches gilt auch in umgekehrter Richtung. Das bedeutet, dass auch in Bezug auf Verfahren genannte, bauliche also vorrichtungsgemäße Merkmale im Rahmen der Vorrichtungsansprüche berücksichtigt, beansprucht und ebenfalls zur Offenbarung gezählt werden können.
Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung anhand der beigefügten Figuren beispielhaft beschrieben. Die Zeichnung, die Beschreibung und die Ansprüche enthalten zahlreiche Merkmale in Kombination. Der Fachmann wird die Merkmale zweckmäßigerweise auch einzeln betrachten und im Rahmen der Ansprüche sinnvoll in Kombination verwenden.
Falls von einem bestimmten Objekt mehr als ein Exemplar vorhanden ist, ist ggf. nur eines davon in den Figuren und in der Beschreibung mit einem Bezugszeichen versehen. Die Beschreibung dieses Exemplars kann entsprechend auf die anderen Exemplare von dem Objekt übertragen werden. Sind Objekte insbesondere mittels Zahlenwörtern, wie beispielsweise erstes, zweites, drittes Objekt etc. benannt, dienen diese der Benennung und/oder Zuordnung von Objekten. Demnach können beispielsweise ein erstes Objekt und ein drittes Objekt, jedoch kein zweites Objekt umfasst sein. Allerdings könnten anhand von Zahlenwörtern zusätzlich auch eine Anzahl und/oder eine Reihenfolge von Objekten ableitbar sein.
Es zeigen:
Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Bildgebungsvorrichtung mit einer Beleuchtungsvorrichtung;
Fig. 2 eine schematische Darstellung der Beleuchtungsvorrichtung;
Fig. 3 schematische Transmissionskurven von Strahlteilerelementen der Beleuchtungsvorrichtung;
Fig. 4 eine schematische Darstellung der Bildgebungsvorrichtung;
Fig. 5 eine schematische Darstellung einer weiteren Ausführungsform der
Bildgebungsvorrichtung;
Fig. 6 eine schematische Darstellung noch einer weiteren Ausführungsform der Bildgebungsvorrichtung; Fig. 7 eine schematische perspektivische Darstellung einer weiteren Ausführungsform der Bildgebungsvorrichtung;
Fig. 8 ein schematisches Ablaufdiagramm eines Verfahrens zur Erzeugung von Beleuchtungslicht für ein Bildgebungsgerät mittels einer Beleuchtungsvorrichtung;
Fig. 9 ein schematisches Ablaufdiagramm eines Verfahrens zum Betrieb einer Bildgebungsvorrichtung;
Fig. 10 ein schematisches Ablaufdiagramm eines Verfahrens zum Betrieb einer Bildgebungsvorrichtung;
Fig. 11 eine schematische Darstellung einer medizinischen Bildgebungsvorrichtung;
Fig. 12 eine schematische Darstellung einer Bildgebungssituation;
Fig. 13 eine schematische Darstellung eines ersten Kalibrierbilds;
Fig. 14 eine schematische Darstellung eines zweiten Kalibrierbilds;
Fig. 15 eine schematische Darstellung einer ersten Tiefenkarte;
Fig. 16 eine schematische Darstellung einer zweiten Tiefenkarte;
Fig. 17 eine schematische Darstellung eines Objektbilds;
Fig. 18 eine schematische Darstellung eines korrigierten Objektbilds;
Fig. 19 eine schematische Darstellung eines weiteren korrigierten Objektbilds;
Fig. 20 eine schematische Darstellung mehrerer Kalibrierbilder und zugehöriger Tiefenkarten;
Fig. 21 ein schematisches Ablaufdiagramm eines Verfahrens zur medizinischen Bildgebung; und Fig. 22 eine schematische Darstellung eines Computerprogrammprodukts.
Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung einer Bildgebungsvorrichtung 10. Im exemplarisch dargestellten Fall ist die Bildgebungsvorrichtung 10 eine endoskopische Bildgebungsvorrichtung, konkret eine Endoskopvorrichtung. Alternativ könnte es sich bei der Bildgebungsvorrichtung 10 um eine exoskopische, eine mikroskopische oder eine makroskopische Bildgebungsvorrichtung handeln. Die Bildgebungsvorrichtung 10 ist beispielhaft als medizinische Bildgebungsvorrichtung gezeigt. Die Bildgebungsvorrichtung 10 ist beispielsweise zu einer Untersuchung einer Kavität vorgesehen.
Die Bildgebungsvorrichtung 10 weist ein medizinisches Bildgebungsgerät 14 auf. Im dargestellten Fall handelt es sich hierbei um ein Endoskop.
Ferner umfasst die Bildgebungsvorrichtung 10 eine Beleuchtungsvorrichtung 12 mit einer optischen Schnittstelle 16 und eine Beleuchtungseinheit 18. Das Bildgebungsgerät 14 ist optisch an die optische Schnittstelle 16 anbindbar. Die optische Schnittstelle 16 kann Teil einer optisch-mechanischen Schnittstelle sein, die wahlweise lösbar und verbindbar ist. Das Beleuchtungsgerät 14 kann wahlweise von der Beleuchtungsvorrichtung 12 abkoppelbar sein. Die Beleuchtungseinheit 18 ist dazu eingerichtet, Beleuchtungslicht an die optische Schnittstelle 16 zu liefern. Bei einer Bildgebung mittels des Bildgebungsgeräts 14 kann entsprechend die Beleuchtungseinheit 18 das erforderliche Beleuchtungslicht bereitstellen, das zum Beleuchtungsgerät 14 geführt und von dort auf ein abzubildendes Objekt wie beispielsweise einen Situs ausgekoppelt wird.
Die Bildgebungsvorrichtung 10 umfasst im dargestellten Fall ferner eine Anzeigeeinheit, auf der Bilder angezeigt werden können, die auf Bilddaten beruhen, die mittels des Bildgebungsgeräts 14 erfasst wurden. Hierbei kann es sich um Videobilder, Standbilder, Überlagerungen unterschiedlicher Bilder, Teilbilder, Bildsequenzen etc. handeln.
Die Bildgebungsvorrichtung 10 ist multimodal. Exemplarisch ist die Bildgebungsvorrichtung in drei grundlegenden Modi betreibbar, einem Multispektralmodus, einem Fluoreszenzmodus und einem Weißlichtmodus. Ferner kann vorgesehen sein, dass die Bildgebungsvorrichtung 10 zusätzlich oder alternativ zum Multispektralmodus in einem Hyperspektralmodus betreibbar ist. Die Beleuchtungsvorrichtung 12 ist multimodal. Die Beleuchtungsvorrichtung 12 ist in unterschiedlichen Beleuchtungsmodi betreibbar, in denen sie Licht für unterschiedliche Bildgebungsmodi liefert. Vorliegend ist die Beleuchtungsvorrichtung 12 in drei grundlegenden Modi betreibbar, einem Multispektralmodus, einem Fluoreszenzmodus und einem Weißlichtmodus. Ebenso ist das Bildgebungsgerät 14 in unterschiedlichen Betriebsmodi betreibbar, konkret ebenfalls zumindest in einem Multispektralmodus, einem Fluoreszenzmodus und einem Weißlichtmodus. Im entsprechenden Betriebsmodus der Bildgebungsvorrichtung 10 werden die Modi der Beleuchtungsvorrichtung 12 aufeinander abgestimmt.
Fig. 2 zeigt eine schematische Darstellung der Beleuchtungsvorrichtung 12. Die Beleuchtungseinheit 18 umfasst mehrere unabhängig voneinander aktivierbare Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28. Diese sind dazu eingerichtet, Licht gemäß unterschiedlichen Emissionsspektren zu emittieren, um Beleuchtungslicht zu liefern, d. h. das jeweilige Emissionsspektrum unterscheidet sich von Leuchtelement zu Leuchtelement.
Beispielhaft sind die Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 als LEDs ausgebildet. Konkret ist ein erstes Leuchtelement 20 als rote LED, ein zweites Leuchtelement 22 als dunkelrote LED, ein drittes Leuchtelement 24 als blaue LED und ein viertes Leuchtelement 26 als Nah-IR-LED ausgebildet. Die farbigen Leuchtelemente 20, 22, 24, 26 emittieren jeweils schmalbandig, beispielsweise mit Emissionspeak etwa bei den Wellenlängen 660 nm (erstes Leuchtelement 20), 770 nm (zweites Leuchtelement 22), 460 nm (drittes Leuchtelement 24) und 940 nm (viertes Leuchtelement 26).
Ferner ist ein fünftes Leuchtelement 28 vorgesehen, das vorliegend ein Weißlichtleuchtelement ist, etwa eine Weißlicht-LED. Das fünfte Leuchtelement 28 emittiert beispielsweise in einem Spektralbereich von etwa 400 bis 700 nm. In anderen Ausführungsformen können auch Laserdioden verwendet werden, insbesondere als farbige Leuchtelemente.
Je nach Beleuchtungsmodus werden einige der Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 zumindest zeitweise aktiviert, wohingegen ggf. andere Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 in dem betreffenden Beleuchtungsmodus nicht verwendet werden.
Vorliegend umfasst eine erste Gruppe erste Leuchtelement 20 und das vierte
Leuchtelement 26. Die erste Gruppe kann zusätzlich das Leuchtelement 22 und/oder das Leuchtelement 24 umfassen. Die erste Gruppe wird zur Multispektralbildgebung verwendet, wobei die enthaltenen Leuchtelemente 20, 26 sowie ggf. 22 und 24 jeweils als Stützstelle dienen. Im Multispektralmodus wird beispielsweise zunächst mit dem ersten Leuchtelement 20 beleuchtet und ein Bild aufgenommen. Anschließend wird mit dem vierten Leuchtelement 26 beleuchtet und ein Bild aufgenommen. Die Bilder beruhen jeweils auf Remission, d. h. es wird das vom abzubildenden Objekt zurückgestreute Licht betrachtet. Durch die beiden unterschiedlichen Stützstellen kann spektrale Information über das abzubildende Objekt gewonnen werden. Beispielsweise können hierdurch bestimmte Gewebearten, ein Perfusionszustand, eine Gewebebeschaffenheit oder dergleichen beurteilt werden.
Ferner umfasst eine zweite Gruppe das erste Leuchtelement 20, das zweite Leuchtelement 22 und das dritte Leuchtelement 24. Die zweite Gruppe wird zur Beleuchtung bei Fluoreszenzbildgebung verwendet. Hierbei können zum Beispiel gezielt mit geeignet gewählten Farbstoffen eingefärbte Objekte betrachtet werden. Auch können unterschiedliche Farbstoffe in unterschiedliche Gewebearten oder dergleichen eingebracht werden, die gleichzeitig betrachtet werden. Durch gezielte Anregung eines bestimmten Farbstoffs wird dieser zur Fluoreszenz angeregt. Abgebildet wird dann das Fluoreszenzlicht. Das erste Leuchtelement 20 ist beispielsweise dazu geeignet, den Farbstoff Cyanin 5.5 (Cy 5.5) anzuregen. Das zweite Leuchtelement 22 ist dazu geeignet, den Farbstoff Indocyaningrün (ICG) anzuregen. Das dritte Leuchtelement 24 ist dazu geeignet, den Farbstoff Fluoreszin anzuregen.
Des Weiteren umfasst eine dritte Gruppe das fünfte Leuchtelement 28. In der vorliegenden Ausführungsform umfasst die dritte Gruppe zudem das erste Leuchtelement 20 und das dritte Leuchtelement 24. Die dritte Gruppe dient dazu, Beleuchtungslicht für Weißlichtbildgebung bereitzustellen. Hierfür kann Weißlicht des fünften Leuchtelements 28 mit Licht bestimmter farbiger Leuchtelemente gemischt werden, wodurch spektrale Verluste ausgeglichen und/oder eine Farbtemperatur gezielt eingestellt werden kann.
Erkennbar sind einige der Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 mehreren Gruppen zugeordnet, beispielhaft das erste Leuchtelement 20 allen drei Gruppen sowie das dritte Leuchtelement 24 und ggf. auch das zweite Leuchtelement 22 der zweiten und der dritten Gruppe. Alternativ oder zusätzlich kann auch vorgesehen sein, dass einige oder sämtliche der Leuchtelement 20, 22, 24, 26, 28 in einem Hyperspektralmodus eingesetzt werden. Es wird dann ein breites Anregungsspektrum erzeugt. In Kombination mit einem geeigneten Hyperspektraldetektor kann dann über das gesamte sichtbare und Nah- IR-Spektrum spektrale Information bzgl. des abzubildenden Objekt erfasst werden. Das Bildgebungsgeräts 14 kann zu diesem Zweck eine Pushbroom-Anordnung als Hyperspektraldetektor umfassen. In anderen Ausführungsformen wird eine Whiskbroom-Anordnung, eine Staring-Anordnung und/oder eine Schnappschuss- Anordnung verwendet. Das Bildgebungsgerät 14 kann ein hyperspektrales Bildgebungsgerät sein. Bezüglich unterschiedlicher Methoden einer hyperspektralen Bildgebung sowie hierfür erforderlicher Komponenten wird auf den Fachartikel „Review of spectral imaging technology in biomedical engineering: achievements and challenges“ von Quingli Li et al. Erschienen in Journal of Biomedical Optics 18(10), 100901 , Oktober 2013, sowie auf den Fachartikel „Medical hyperspectral imaging: a review“ von Guolan Lu und Baowei Fei, erschienen in Journal of Biomedical Optics 19(1 ), 010901 , Januar 2014, verwiesen.
Die Beleuchtungseinheit 18 umfasst zwei gekreuzte Strahlteiler 30, 32. Diese umfassen jeweils eine Ausgangsseite 42, 44, jeweils eine der Ausgangsseite 42, 44 gegenüberliegende Eingangsseite 37, 41 und jeweils zwei einander gegenüberliegende Eingangsseiten 34, 36, 38, 40. Sämtliche Eingangsseiten 34, 36, 37, 38, 40, 41 führen einfallendes Licht zur entsprechenden Ausgangsseite 42, 44. Die Ausgangsseite 42 eines ersten gekreuzten Strahlteilers 30 ist eine Eingangsseite 41 des zweiten gekreuzten Strahlteilers 32 zugewandt. Die Ausgangsseite 44 des zweiten gekreuzten Strahlteilers 32 ist der optischen Schnittstelle 16 zugewandt. Die beiden gekreuzten Strahlteiler 30, 32 sind vorzugsweise zueinander und/oder zur optischen Schnittstelle koaxial angeordnet.
Die Beleuchtungseinheit 18 kann geeignete optische Elemente wie Linsen und/oder nicht dargestellte Spiegel umfassen. Exemplarisch sind in Fig. 2 mehrere Linsen 78, 80, 82, 84, 86, 88 dargestellt. Eine Linse 78 ist etwa der optischen Schnittstelle 16 zugeordnet und koppelt von der Ausgangsseite 44 des zweiten gekreuzten Strahlteilers 32 kommendes Licht in die optische Schnittstelle 16 ein. Ferner kann jedem der Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 jeweils eine Linse 80, 82, 84, 86, 88 zugeordnet sein. Ein besonders hoher Grad an Kompaktheit kann insbesondere dann erzielt werden, wenn die Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 jeweils ohne zwischengeordneten Spiegel an Eingangsseiten 34, 36, 37, 38, 40 des zumindest einen gekreuzten Strahlteilers 30, 32 angeordnet sind. Die Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 können dann sehr nah an den zumindest einen gekreuzten Strahlteiler 30, 32 herangerückt werden.
Die gekreuzten Strahlteiler 30, 32 umfassen jeweils zwei Strahlteilerelemente 90, 92, 94, 96. Diese können grundsätzlich teildurchlässig sein, sodass Licht von allen Eingangsseiten 34, 36, 37, 38, 40, 41 zur jeweiligen Ausgangsseite 42, 44 umgelenkt wird. In der vorliegenden Ausführungsform sind die Strahlteilerelemente 90, 92, 94, 96 selektiv lichtdurchlässig. Dies ist mit weiterer Bezugnahme auf Fig. 3 veranschaulicht. Die Strahlteilerelemente 90, 92, 94, 96 können Filter sein, die lediglich in einem definierten Bereich reflektieren, ansonsten aber eine hohe Transmission aufweisen. In Fig. 3 sind Transmissionskurven 98, 100, 102, 104 der Strahlteilerelemente 90, 92, 94, 96 der beiden gekreuzten Strahlteiler 30, 32 dargestellt. Jedem der farbigen Leuchtelemente 20, 22, 24, 26 bzw. jeder der gegenüberliegenden Eingangsseiten 34, 36, 38, 40 ist eines der Strahlteilerelemente 90, 92, 94, 96 zugeordnet. Die Strahlteilerelemente 90, 92, 94, 96 sind dabei derart gewählt, dass diese jeweils in demjenigen Wellenlängenbereich reflektieren, in dem das zugeordnete Leuchtelement 20, 22, 24, 26 emittiert, daneben aber weitgehend transmittieren. Hierfür können im mittleren Wellenlängenbereich Kerbfilter verwendet werden, die beispielhaft die Transmissionsspektren 100 und 102 aufweisen können. An spektralen Rändern können anstelle von Kerbfiltern auch Hochpass- oder Tiefpass-Filter verwendet werden, vgl. Transmissionsspektren 98 und 104.
Aufgrund der spezifischen Transmissionsspektren 98, 100, 102, 104 der gekreuzten Strahlteiler 30, 32 wird Licht des fünften Leuchtelements 28 spektral beschnitten. Es kann daher in der bereits erwähnten Weise zweckmäßig sein, das durch die Strahlteiler 30, 32 geblockte Licht gezielt mittels der Leuchtelemente 20 und 24, ggf. auch 22 und/oder 26 zu ergänzen. Hierdurch kann speziell in denjenigen Spektralbereichen ergänzt werden, in denen die Strahlteiler 30, 32 Licht des fünften Leuchtelements 28 absorbieren und/oder reflektieren, jedenfalls aber nicht zur optischen Schnittstelle 16 transmittieren. Die ergänzend eingesetzten Leuchtelemente 20, 24 und ggf. 22 werden dabei vorzugsweise mit verringerter Leistung bzw. mit angepasster Leistung betrieben. Hierbei kann darauf abgezielt werden, das ursprüngliche Spektrum des fünften Leuchtelements 28 zumindest weitgehend wiederherzustellen.
In einigen Ausführungsformen kann das fünfte Leuchtelement 28 alternativ ein grünes Leuchtelement sein, bzw. allgemein ausgedrückt ein farbiges Leuchtelement, das vorrangig in demjenigen Spektralbereich emittiert, den der zumindest eine Strahlteiler 30, 32 transmittiert. Beispielsweise kann das fünfte Leuchtelement 26 in solchen Ausführungsformen eine LED mit einem Emissionspeak bei etwa 530 nm sein. Infrage kommt hierfür auch eine grüne Laserdiode. Dabei kann vorgesehen sein, dass im Weißlichtmodus eine Farbmischung erfolgt und insbesondere keine individuelle Weißlichtquelle wie eine Weißlicht-LED zum Einsatz kommt, sondern Weißlicht aus separaten Leuchtelementen gezielt gemischt wird.
Es versteht sich, dass im Fall geeigneter Farbstoffe ein solches grünes Leuchtelement ebenfalls im Fluoreszenzmodus verwendbar sein kann. Alternativ oder zusätzlich könnte es im Multispektralmodus verwendbar sein.
Die Beleuchtungseinheit 18 definiert einen gemeinsamen optischen Pfad 54, in den emittiertes Licht der Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 einkoppelbar ist. Der gemeinsame optische Pfad 54 erstreckt sich ausgehend von der Ausgangsseite 44 des zweiten gekreuzten Strahlteilers 32 zur optischen Schnittstelle. Der gemeinsame optische Pfad 54 ist vorliegend koaxial mit dem fünften Leuchtelement 26 angeordnet.
In der gezeigten Ausführungsform sind die Leuchtelemente 20, 26 der ersten Gruppe derart angeordnet, dass von den Leuchtelementen 20, 26 emittiertes Licht ausgehend vom jeweiligen Leuchtelement 20, 26 bis zur optischen Schnittstelle 16 jeweils einen zumindest im Wesentlichen gleich langen Lichtweg durchläuft. Die Leuchtelemente 20, 26 der ersten Gruppe weisen jeweils eine lichtemittierende Fläche 56, 58 auf. Die lichtemittierenden Flächen 56, 62 sind bezüglich des gemeinsamen optischen Pfads 54 äquidistant angeordnet. Dies ist vorliegend dadurch erreicht, dass die beiden Leuchtelemente 20, 26 im gleichen Abstand von dem ihnen zugeordneten Strahlteiler 32 (vorliegend exemplarisch der zweite Strahlteiler 32), im Speziellen von dessen gegenüberliegenden Eingangsseiten 38, 40, angeordnet sind. Das Licht wird dabei vom gekreuzten Strahlteiler 32 in den gemeinsamen optischen Pfad 54 eingekoppelt.
Die Strahlteiler 30, 32 sind insbesondere derart angeordnet, dass lichtemittierende Flächen 56, 58, 60, 62, 64 der Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 jeweils bezüglich ihres zugeordneten gekreuzten Strahlteilers 30, 32 äquidistant angeordnet sind.
Durch die Verwendung gekreuzter Strahlteiler 30, 32 und für unterschiedliche Modi gemeinsam verwendbarer Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 weist die Beleuchtungseinheit 18 bzw. die Beleuchtungsvorrichtung 12 einen hohen Grad an Kompaktheit auf. Zudem kann durch die äquidistante Anordnung erreicht werden, dass keine spektralen Verschiebungen auftreten, wenn das Bildgebungsgerät 14 bzw. dessen Lichtleiter relativ zu der optischen Schnittstelle 16 verdreht wird.
Es versteht sich, dass eine andere Anzahl von Leuchtelementen 20, 22, 24, 26, 28 und/oder eine andere Anzahl gekreuzter Strahlteiler 30, 32 verwendet werden kann. Die Verwendung gekreuzter Strahlteiler 30, 32 hat sich als besonders zweckmäßig herausgestellt. In anderen Ausführungsformen können aber andere Arten von Strahlteilern und/oder andere optische Elemente verwendet werden, um Licht von den Leuchtelementen 20, 22, 24, 26, 28 in die optische Schnittstelle 16 einzukoppeln.
Fig. 4 zeigt eine schematische Darstellung der Bildgebungsvorrichtung 10. Das Bildgebungsgerät 14 ist optisch an die optische Schnittstelle 16 angekoppelt, beispielsweise über einen Lichtleiter 106 wie zumindest eine optische Faser.
Die Bildgebungsvorrichtung 10 weist eine Steuerung 66 auf, die dazu eingerichtet ist, einen Betriebszustand des Bildgebungsgeräts 14 und einen Beleuchtungsmodus der Beleuchtungseinheit 18 automatisch aufeinander abzustimmen. Vorliegend kann ein Benutzer durch eine Benutzerhandlung den Betriebsmodus des Bildgebungsgeräts 14 vorgeben. Die Steuerung 66 stellt dann den hierzu passenden Beleuchtungsmodus der Beleuchtungseinheit 18 ein. Alternativ oder zusätzlich kann der Benutzer durch eine Benutzerhandlung einen bestimmten Beleuchtungsmodus der Beleuchtungseinheit 18 einstellen. Die Steuerung 66 kann dann einen hierzu passenden Betriebsmodus des Bildgebungsgeräts 14 einstellen. Die Beleuchtungsvorrichtung 12 und/oder die Bildgebungsvorrichtung 10 verfügt zum Beispiel über eine Benutzerschnittstelle, über die der Benutzer entsprechende Befehle eingeben kann.
Das Bildgebungsgerät 14 umfasst eine Kameraeinheit 68 und einen distalen Schaft 76. Der distale Schaft 76 ist optisch an die Kameraeinheit 68 angekoppelt. Die Kameraeinheit 68 kann über einen Anschluss für den distalen Schaft 76 verfügen, wobei der distale Schaft 76 wahlweise abkoppelbar und ankoppelbar sein kann. Der distale Schaft 76 kann auch permanent optisch und/oder mechanisch an die Kameraeinheit 68 angekoppelt sein. Die Kameraeinheit 68 ist bezüglich des Schafts 76 proximal angeordnet. Die Kameraeinheit 68 umfasst Bildgebungssensorik 108, im vorliegenden Fall beispielhaft einen Weißlichtsensor 110 und einen Nah-IR-Sensor 112. Die Bildgebungssensorik 108 kann allgemein ausgedrückt einen oder mehrerer wenigstens räumlich auflösende Lichtsensoren/Bildsensoren aufweisen, beispielsweise zumindest einen CMOS-Sensor und/oder zumindest einen CCD- Sensor. Der Schaft 76 umfasst nicht dargestellte optische Elemente, mittels derer Licht zur Kameraeinheit 68 führbar ist, um das abzubildende Objekt optisch erfassen zu können. Ferner umfasst der Schaft 76 zumindest einen Lichtweg 1 14, beispielsweise definiert durch einen Lichtleiter wie eine optische Faser, der zu einem distalen Abschnitt 116 des Schafts 76 führt und mittels dessen das von der optischen Schnittstelle 16 der Beleuchtungsvorrichtung 12 stammende Beleuchtungslicht zu dem abzubildenden Objekt ausgekoppelt werden kann.
Die Kameraeinheit 68 weist unterschiedliche Betriebszustände auf, konkret beispielsweise zumindest einen Multispektralbetriebszustand und einen Fluoreszenzbetriebszustand sowie in der vorliegenden Ausführungsformen zusätzlich einen Weißlichtbetriebszustand und ggf. einen Hyperspektralbetriebszustand. Die Steuerung 66 passt den Beleuchtungsmodus der Beleuchtungseinheit 18 automatisch an den vorliegenden Betriebszustand der Kameraeinheit 68 an. Hierbei kann die Steuerung 66 Einstellungen am Bildaufnahmeverhalten der Kameraeinheit 68 vornehmen. Beispielsweise kann die Steuerung 66 Belichtungsdauer, Sensitivität/Verstärkung/Gain und/oder andere Betriebsparameter der Kameraeinheit 68 bzw. im Speziellen ihrer Bilderfassungssensorik 108 sowie ggf. ihrer Optik einstellen und dadurch unterschiedliche Betriebszustände des Bildgebungsgeräts 14 definieren. Die Steuerung 66 nimmt im vorliegenden Fall eine kamerasynchrone Triggerung der Beleuchtungseinheit 18 vor.
Das Bildgebungsgerät 14 umfasst eine Filtereinheit 46 mit optischen Filtern 48, 50 52. Exemplarisch sind drei optische Filter dargestellt, es versteht sich aber, dass eine andere Anzahl verwendet werden kann. Die Filtereinheit 46 ist zwischen einem Multispektralmodus und einem Fluoreszenzmodus umschaltbar. Ferner kann die Filtereinheit 46 zusätzlich in einen Weißlichtmodus und/oder in einen Hyperspektralmodus schaltbar sein. Die optischen Filter 48, 50, 52 sind wahlweise in einen Beobachtungstrahlengang 70 der Kameraeinheit 68 einbringbar, wodurch unterschiedliche Beobachtungsmodi definiert sind. Diese definieren vorliegend die Betriebszustände der Kameraeinheit 68.
Einem grundlegenden Bildgebungsmodus können mehrere optische Filter 48, 50, 52 zugeordnet sein. Insbesondere für die Fluoreszenzbildgebung kann je nach verwendetem Leuchtelement 20, 22, 24, 26, 28, das zur Anregung dient, ein anderer geeigneter optischer Filter verwendet werden. Beispielsweise wird vorliegend das erste Leuchtelement 20 (rot) mit einem optischen Filter kombiniert, der Wellenlängen größer 730 nm transmittiert, kürzere Wellenlängen aber abblockt. Hierdurch kann insbesondere bewerkstelligt werden, dass lediglich Fluoreszenzlicht und nicht das Anregungslicht selbst detektiert wird. Beispielsweise kann dieser optische Filter zumindest im Bereich 600 nm bis 730 nm absorbieren. Ferner wird vorliegend beispielsweise das zweite Leuchtelement 22 (dunkelrot) mit einem Filter kombiniert, der im Bereich von 700 bis 850 nm absorbiert bzw. der lediglich oberhalb von 850 nm nennenswert transmittiert.
Der Benutzer kann einen bestimmten Filter 48, 50, 52 auswählen und wählt hiermit unmittelbar einen zugehörigen Beobachtungsmodus bzw. Betriebszustand der Kameraeinheit 68. Hierfür weist die Kameraeinheit 68 einen Filtersensor 72 auf, der einen aktuell in den Beobachtungsstrahlengang 70 eingebrachten optischen Filter automatisiert erkennen kann. Der Benutzer kann somit einen ausgewählten Filter 48, 50, 52 manuell in den Beobachtungsstrahlengang 70 einbringen. Im dargestellten Beispiel sind die optischen Filter 48, 50, 52 auf einem Filterträger 118 angebracht. Dieser ist in unterschiedliche Positionen bewegbar, wodurch jeweils einer der optischen Filter 48, 50, 52 ausgewählt werden kann. Der Filtersensor 72 erkennt daraufhin den aktuell ausgewählten optischen Filter 48, 50, 52. Die Steuerung kann dann nach Maßgabe eines Sensorsignals des Filtersensors 72 den aktuellen Betriebszustand der Kameraeinheit 68 und damit des Bildgebungsgeräts 14 ermitteln und den Beleuchtungsmodus der Beleuchtungseinheit 18 automatisch daran anpassen. Der Benutzer versetzt somit durch eine einfach Benutzerhandlung wie das manuelle Auswählen eines optischen Filters 48, 50, 52 die gesamte Bildgebungsvorrichtung 10 in den gewünschten Modus. Grundsätzlich kann ein Benutzer unterschiedliche Filter mit unterschiedlichen Beleuchtungsmodi kombinieren und dadurch unterschiedliche Kontrastarten erzeugen.
Im dargestellten Fall umfasst das Bildgebungsgerät 14 und insbesondere der Schaft 76 eine breitbandig transmittierende Optik 77, die in den unterschiedlichen Beleuchtungsmodi einheitlich verwendbar ist. Die breitbandige Optik 77 ist im vorliegenden Fall für einen Spektralbereich von wenigstens 400 nm bis 1000 nm ausgelegt. Sie ist einheitlich für unterschiedliche Beleuchtungs- und/oder Beobachtungsspektralbereiche verwendet werden.
In einigen Ausführungsformen kann das Bildgebungsgerät 14 als Stereoendoskop ausgebildet sein, das ein stereoskopisches Okular mit zwei Seiten umfasst. Diesen Seiten können unabhängig voneinander unterschiedliche optische Filter vorschaltbar sein, wodurch unterschiedliche Kontrastbilder einander überlagert werden können. Im Folgenden werden im Kontext weiterer Ausführungsformen und Abwandlungen für identische oder ähnliche Komponenten dieselben Bezugszeichen wie oben verwendet. Bezüglich deren Beschreibung wird grundsätzlich auf die obigen Ausführungen verwiesen, wohingegen im Folgenden vorrangig Unterschiede zwischen den Ausführungsformen erläutert werden. Zudem sind in den folgenden Figuren aus Gründen der Übersichtlichkeit Bezugszeichen teilweise weggelassen.
Fig. 5 zeigt eine schematische Darstellung einer weiteren Ausführungsform der Bildgebungsvorrichtung 10. Die Bildgebungsvorrichtung 10 umfasst eine Beleuchtungsvorrichtung 12 mit einer optischen Schnittstelle 16 und eine Beleuchtungseinheit 18 sowie ein Bildgebungsgerät 14, das an die optische Schnittstelle 16 angebunden ist. Das Bildgebungsgerät 14 umfasst eine Kameraeinheit 68 mit einer automatisierten Filtereinheit 210. Die automatisierte Filtereinheit 210 umfasst mehrere optische Filtern 48, 50, 52, die nach Maßgabe eines von einem Benutzer vorgegebenen Beobachtungsmodus automatisiert in einen Beobachtungsstrahlengang 70 der Kameraeinheit 68 einbringbar sind.
Die automatisierte Filtereinheit 210 umfasst einen Filterantrieb 212, der dazu eingerichtet ist, die optischen Filter 48, 50, 52 automatisiert in den Beobachtungsstrahlengang 70 hinein- oder aus dem Beobachtungsstrahlengang 70 herauszubewegen. Die optischen Filter 48, 50, 52 können auf einem Filterträger 118 angebracht sein, der an den Filterantrieb 212 angebunden ist. Der Filterantrieb 212 kann dazu eingerichtet sein, den Filterträger 118 zu bewegen, beispielsweise zu verschieben und/oder zu drehen und/oder zu schwenken.
Das Bildgebungsgerät 14 weist eine Benutzerschnittstelle 214 auf, mittels derer der Benutzer einen gewünschten Beobachtungsmodus einstellen kann. Beispielsweise kann mittels der Benutzerschnittstelle 214 eine gewünschte Position des Filterträgers 118 vorgebbar sein.
Das Bildgebungsgerät 14 weist ferner eine Steuerung 66 auf. Die Steuerung 66 ist mit dem Filterantrieb 212 und der Benutzerschnittstelle 214 gekoppelt. Die Steuerung 66 ist insbesondere dazu eingerichtet, eine Benutzervorgabe eines Beobachtungsmodus zu verarbeiten und nach Maßgabe dieser Benutzervorgabe sowohl die Filtereinheit 210 als auch die Beleuchtungseinheit 18 anzusteuern. Die Steuerung 66 kann somit nach Maßgabe eines vom Benutzer ausgewählten Beobachtungsmodus einen Betriebszustand des Bildgebungsgeräts 14 und einen hierauf abgestimmten Beleuchtungsmodus der Beleuchtungseinheit 18 einstellen.
Fig. 6 zeigt eine schematische Darstellung noch einer weiteren Ausführungsform der Bildgebungsvorrichtung 10. Die Bildgebungsvorrichtung 10 umfasst eine Beleuchtungsvorrichtung 12 mit einer optischen Schnittstelle 16 und eine Beleuchtungseinheit 18 sowie ein Bildgebungsgerät 14, das an die optische Schnittstelle 16 angebunden ist. Das Bildgebungsgerät 14 umfasst eine proximale Basiseinheit 310. Die proximale Basiseinheit 310 ist an die optische Schnittstelle 16 der Beleuchtungsvorrichtung 12 angebunden. Von der Beleuchtungsvorrichtung 12 erzeugtes Beleuchtungslicht ist somit der proximalen Basiseinheit 310 zuführbar. Das Bildgebungsgerät 14 umfasst ferner eine Steuerung 66, die in einigen Ausführungsformen in die Basiseinheit 310 integriert sein kann.
An die proximale Basiseinheit 310 sind wahlweise unterschiedliche Wechselschäfte 312, 314 optisch elektronisch ankoppelbar. Die Basiseinheit 310 weist eine Schnittstelle 316 zur Ankopplung unterschiedlicher Wechselschäfte 312, 314 auf. Diese Schnittstelle 316 führt einem angekoppelten Wechselschaft 312, 314 das von der Beleuchtungsvorrichtung 12 kommende Beleuchtungslicht zu. Ferner ist die Schnittstelle 316 dazu eingerichtet, einen angekoppelten Wechselschaft 312, 314 elektrisch zu versorgen und/oder elektronisch an die Steuerung 66 des Bildgebungsgeräts 14 anzubinden.
Die Wechselschäfte 312, 314 weisen jeweils eine integrierte Kamera 318, 320 sowie integrierte optische Filter 322, 324 auf. Die integrierten Kameras 318, 320 sind als Tipcams ausgebildet. Vorliegend ist die integrierte Kamera 318 eines ersten Wechselschafts 312 zur Multispektralbildgebung eingerichtet. Des Weiteren ist die integrierte Kamera 310 eines zweiten Wechselschafts 314 zur Fluoreszenzbildgebung eingerichtet. Die wahlweise vorhandenen optischen Filter 322, 324 können hieran angepasst sein.
In anderen Ausführungsformen können auch Wechselschäfte verwendet werden, die lediglich optische Filter aber keine integrierte Kamera umfassen. Diese können dann an eine proximale Kameraeinheit ankoppelbar sein. Die proximale Kameraeinheit kann dann in einigen Fällen ohne zusätzliche Filtereinheit ausgebildet sein. Die Wahl eines bestimmten optischen Filters bzw. eines bestimmten Beobachtungsmodus kann durch die Wahl eines geeignet bestückten Wechselschafts erfolgen. Die Steuerung 66 ist dazu eingerichtet, einen angekoppelten Wechselschaft 312, 314 zu erkennen. Dies kann softwarebasiert, mechanisch und/oder durch eine Sensorerkennung erfolgen. Abhängig vom erkannten Wechselschaft 312, 314 kann die Steuerung 66 dann ermitteln, in welchem Betriebszustand bzw. in welchem Beobachtungsmodus das Bildgebungsgerät 14 betrieben werden soll. Die Steuereinheit 66 ist zudem dazu eingerichtet, einen Beleuchtungsmodus der Beleuchtungseinheit 18 einzustellen. Die Steuereinheit 66 ist somit dazu eingerichtet, einen Beleuchtungsmodus der Beleuchtungseinheit 18 in Abhängigkeit von dem durch einen aktuell angekoppelten Wechselschaft 312, 314 definierten Beobachtungsmodus einzustellen.
Die Wechselschäfte 312, 314 und die Bildgebungsvorrichtung 10 sind im vorliegenden Fall Teil eines medizinischen Bildgebungssystems 316. Das medizinische Bildgebungssystem 316 gestattet es einem Benutzer, einen geeigneten Wechselschaft 312, 314 auszuwählen, an die Basiseinheit 310 anzukoppeln, und damit einen Modus für die gesamte Bildgebungsvorrichtung 10 festzulegen. Durch das einfache Wechseln des Wechselschafts 312, 314 wird somit erreicht, dass die Beleuchtungsvorrichtung 18 an den vorzunehmenden Bilderfassungsmodus automatisch angepasst wird.
Fig. 7 zeigt eine schematische perspektivische Darstellung einer weiteren Ausführungsform einer Bildgebungsvorrichtung 10‘. Die Bezugszeichen dieser Ausführungsform sind zur Unterscheidung mit Hochkommata versehen. Die Bildgebungsvorrichtung 10‘ ist in dieser Ausführungsform als exoskopische Bildgebungsvorrichtung ausgebildet. Sie umfasst eine Beleuchtungsvorrichtung 12‘ und ein Bildgebungsgerät 14‘. Deren grundlegende Funktionsweise entspricht der oben beschriebenen, allerdings ist das Bildgebungsgerät 14‘ in dieser Ausführungsform als Exoskop ausgebildet.
Aspekte der obigen Beschreibung können auch wie folgt zusammengefasst bzw. beschrieben werden. Fig. 8 zeigt ein schematisches Ablaufdiagramm eines Verfahrens zur Erzeugung von Beleuchtungslicht für ein Bildgebungsgerät 14 mittels einer Beleuchtungsvorrichtung 12. Der Ablauf des Verfahrens ergibt sich auch aus den obigen Ausführungen. Die Beleuchtungsvorrichtung 12 umfasst dabei eine optische Schnittstelle 16 zur optischen Anbindung eines Bildgebungsgeräts 14 und eine Beleuchtungseinheit 18, die dazu eingerichtet ist, Beleuchtungslicht an die optische Schnittstelle 16 zu liefern, wobei die Beleuchtungseinheit 18 mehrere unabhängig voneinander wahlweise aktivierbare Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 umfasst, die dazu eingerichtet sind, Licht gemäß unterschiedlichen
Emissionsspektren zu emittieren, um das Beleuchtungslicht zu liefern.
Das Verfahren umfasst einen Schritt S1 1 eineszumindest zeitweisen Aktivierens einer ersten Gruppe der Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28, um Beleuchtungslicht für Multispektralbildgebung zu liefern. Ferner umfasst das Verfahren einen Schritt S12 eines zumindest zeitweisen Aktivierens einer zweiten Gruppe der Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28, um Beleuchtungslicht für Fluoreszenzbildgebung zu liefern. Eines der Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 wird sowohl beim zumindest zeitweisen Aktivieren der ersten Gruppe der Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 als auch beim zumindest zeitweisen Aktivieren der zweiten Gruppe der Leuchtelemente 20, 22, 24, 26, 28 zumindest zeitweise aktiviert.
Fig. 9 zeigt ein schematisches Ablaufdiagramm eines Verfahrens zum Betrieb einer Bildgebungsvorrichtung 10. Der Ablauf des Verfahrens ergibt sich auch aus den obigen Ausführungen. In einem Schritt S21 wird eine Bildgebungsvorrichtung 10 mit einem Bildgebungsgerät 14 bereitgestellt. In einem Schritt S22 wird Beleuchtungslicht an das Bildgebungsgerät 14 geliefert. Das Liefern des Beleuchtungslichts an das Bildgebungsgerät 14 erfolgt gemäß einem Verfahren, wie es mit Bezug auf Fig. 8 beschrieben wurde.
Fig. 10 zeigt ein schematisches Ablaufdiagramm eines Verfahrens zum Betrieb einer Bildgebungsvorrichtung 10. Der Ablauf des Verfahrens ergibt sich auch aus den obigen Ausführungen. Das Verfahren umfasst einen Schritt S31 eines Bereitstellens einer Beleuchtungsvorrichtung 12 zur Bereitstellung von Beleuchtungslicht für ein Bildgebungsgerät 14. Das Bildgebungsgerät 14 umfasst dabei eine optische Schnittstelle 16 zur optischen Anbindung eines Bildgebungsgeräts 14 und eine Beleuchtungseinheit 18, die dazu eingerichtet ist, Beleuchtungslicht an die optische Schnittstelle 16 zu liefern. Die Beleuchtungseinheit 18 ist multimodal ausgebildet und in mehreren unterschiedlichen Beleuchtungsmodi betreibbar. Ferner umfasst das Verfahren einen Schritt S32 eines Bereitstellens eines Bildgebungsgeräts 14, das mit der optischen Schnittstelle 16 der Beleuchtungsvorrichtung 12 verbindbar ist. Außerdem umfasst das Verfahren einen Schritt S33 eines automatisierten Abstimmens eines Betriebszustands des Bildgebungsgeräts 14 und eines Beleuchtungsmodus der Beleuchtungseinheit 18.
Nachfolgend wird ein Aspekt beschrieben, der die Korrektur von Objektbildern nach Maßgabe von Tiefeninformation betrifft, die aus Kalibrierbildern gewinnbar ist. Fig. 1 1 zeigt eine schematische Darstellung einer medizinischen Bildgebungsvorrichtung 410 gemäß diesem Aspekt. Die medizinische Bildgebungsvorrichtung 410 kann grundsätzlich wie die oben beschriebene Bildgebungsvorrichtung 10 oder auch wie die obige Bildgebungsvorrichtung 10‘ aufgebaut und/oder ausgebildet sein. Insbesondere wird bezüglich der Funktionsweise der Komponenten und Details der Ausgestaltung der Bildgebungsvorrichtung 410 auf die obige Beschreibung verwiesen. Zur Erläuterung des vorliegenden Aspekts ist es zweckmäßig, den technischen Sachverhalt unter Bezugnahme auf die rein schematisch zu verstehende Fig. 1 1 sowie die weiteren Figuren zu beschreiben.
Die Bildgebungsvorrichtung 410 ist im konkreten Beispiel eine Endoskopvorrichtung, kann aber auch eine Exoskopvorrichtung und/oder eine Mikroskopvorrichtung sein. Die Bildgebungsvorrichtung 410 umfasst eine Beleuchtungseinheit 412 mit zumindest einer Lichtquelle 414. Die Beleuchtungseinheit 412 kann beispielsweise wie oben mit Bezug auf die Beleuchtungsvorrichtung 12 beschrieben ausgebildet sein. Für die folgende Beschreibung wird angenommen, dass die Beleuchtungseinheit 412 dergestalt ausgebildet ist. Dies ist aber rein exemplarisch zu verstehen. Grundsätzlich ist die Beleuchtungseinheit 412 dazu eingerichtet, Beleuchtungslicht 416 bereitzustellen, mittels dessen ein abzubildendes Objekt 418 beleuchtet werden kann.
Die Bildgebungsvorrichtung 410 umfasst ferner eine Bilderfassungseinheit 420 mit einem lediglich schematisch dargestellten Objektiv 442 und mit geeigneter Bilderfassungssensorik 444. Die Bilderfassungseinheit 420 ist dazu eingerichtet, Objektlicht 428 zu detektieren, das von dem Objekt 418 stammt. Hierbei kann es sich um remittiertes Beleuchtungslicht 416 und/oder um vom Objekt 418 emittiertes Licht handeln, beispielsweise um Fluoreszenzlicht.
Die Bilderfassungssensorik 444 ist vorliegend dazu eingerichtet, sowohl im sichtbaren Bereich als auch im Nahinfrarotbereich Bilder aufnehmen zu können. Beispielsweise die Bilderfassungssensorik 444 wenigstens in einem Bereich zwischen 450 nm und 950 nm sensitiv, in einigen Ausführungsformen in einem Bereich zwischen 400 nm und 1000 nm.
Im Folgenden wird davon ausgegangen, dass die Bilderfassungseinheit 420 in Kombination mit der Beleuchtungseinheit 412 zumindest in einem Weißlichtmodus und in einem Fluoreszenzmodus betreibbar ist. Im Weißlichtmodus wird breitbandig Beleuchtungslicht 416 eingestrahlt, beispielsweise mittels eines Weißlicht- Leuchtelements, etwa zumindest im Bereich von 480 nm bis 750 nm. Beobachtet wird dann vom Objekt 418 remittiertes Beleuchtungslicht 416. Im Fluoreszenzmodus wird hingegen Beleuchtungslicht 416 mit einer bestimmten Wellenlänge eingestrahlt, die dazu geeignet ist, einen verwendeten Fluoreszenzfarbstoff anzuregen. Ferner wird vom Fluoreszenzfarbstoff emittiertes Licht detektiert, das vom Objekt 418 und im Speziellen von angeregten Farbstoffmolekülen abgestrahlt wird.
Im vorliegenden Fall ist die Bilderfassungseinheit 420 zur Aufnahme von Stereobildern eingerichtet. Sie kann hierfür geeignete Stereooptik und/oder geeignete Stereo-Bilderfassungssensorik 444 umfassen.
Das abzubildende Objekt 418 ist beispielsweise eine anatomische Struktur, etwa in einem Hohlraum eines Patienten. Das Objekt 418 umfasst einen mit einem Fluoreszenzfarbstoff eingefärbten Bereich 448. Es wird zum Beispiel Indocyaningrün als Farbstoff verwendet. Ferner umfasst das Objekt 418 Gewebe 450, das den eingefärbten Bereich 448 bedeckt. Beispielsweise handelt es sich bei dem eingefärbten Bereich 448 um ein Gefäß und bei dem Gewebe 450 um Fettgewebe, welches das Gefäß bedeckt, wobei dies rein exemplarisch zu verstehen ist. Fig. 12 zeigt eine schematische Darstellung der Bildgebungssituation. Eine Oberfläche des Gewebes 450 befindet sich in einem Abstand do von der Bildgebungsvorrichtung 410, im Speziellen von dem Objektiv 442 der Bilderfassungseinheit 420. Der eingefärbte Bereich 448 befindet sich innerhalb des Gewebes 450 und ist in einem Abstand di von dessen Oberfläche angeordnet. Im Folgenden wird angenommen, dass Beleuchtungslicht im Bereich des Objektivs 442 ausgekoppelt wird.
Für eine Bildgebung ergeben sich hieraus mehrere Implikationen. Wird mit Beleuchtungslicht 416 gearbeitet, das eine geringe Eindringtiefe in das Objekt 418 aufweist, wird dieses im Wesentlichen von der Oberfläche des Gewebes 450 reflektiert und/oder gestreut. Die Intensität remittierten Lichts hängt dann vom Abstand do gemäß einem Abstandsgesetz ab, in Näherung gemäß dem bekannten Abstandsquadratgesetz. Hierbei wird davon ausgegangen, dass sich im Bereich des Abstands do Luft befindet, die sich in dem Hohlraum befindet, innerhalb dessen die Bildgebung durchgeführt wird.
Wir mit Beleuchtungslicht 416 gearbeitet, das in das Gewebe 450 eindringen kann und beispielsweise dazu geeignet ist, den eingefärbten Bereich 448 zu erreichen und dort Farbstoffmoleküle zur Fluoreszenz anzuregen, sind zwei Effekte zu berücksichtigen. Zunächst unterliegt die eingestrahlte Intensität ebenfalls einem Abstandsgesetz. Ferner findet innerhalb des Gewebes 450 eine Abschwächung des Beleuchtungslichts 416 durch Wechselwirkung mit dem Gewebe 450 statt. Die zur Fluoreszenzanregung tatsächlich zur Verfügung stehende Intensität ist somit kleiner als die von der Beleuchtungseinheit 412 ausgesandte Intensität.
Vom eingefärbten Bereich 448 emittiertes Objektlicht 428 unterliegt ebenfalls einer bestimmten Abschwächung im Gewebe 450. Außerdem folgt auch die Intensität des emittierten Objektlichts 428 einem Abstandsgesetz, wobei der Gesamtabstand do + di zu berücksichtigen ist. Die von der Bilderfassungseinheit 420 detektierbare Fluoreszenzintensität ist somit kleiner als die vom eingefärbten Bereich 448 ausgesandte Fluoreszenzintensität.
Wie oben erwähnt, ergibt sich somit eine detektierbare Intensität Idetektiert wie folgt:
Idetektiert = l(A0) / (do + dl)a ‘ 6Xp(-|j(A0)-dl) ‘ 6Xp(-|j(Al)-dl)-R wobei Idetektiert die detektierte Lichtintensität bezeichnet, l(A0) die Intensität des eingestrahlten Lichts mit der Wellenlänge Ao, do einen Abstand zwischen dem Objektiv und der Oberfläche des abzubildenden Objekts, di einen Abstand zwischen der Oberfläche des abzubildenden Objekts und dem mit Fluoreszenzfarbstoff eingefärbten Bereichs im abzubildenden Objekt, a einen Exponenten, der das Abstandsgesetz definiert und beispielsweise als 2 gewählt werden kann, um gemäß dem Abstandsquadratgesetz zu rechnen, p(A0) einen Dämpfungsfaktor für die Abschwächung von Licht der Wellenlänge Ao beim Durchtritt durch das abzubildende Objekt |J(AI) einen Dämpfungsfaktor für die Abschwächung von Licht der Wellenlänge Ai beim Durchtritt durch das abzubildende Objekt bezeichnen.
Um diesen Effekten Rechnung zu tragen und Bilder entsprechen zu korrigieren, umfasst die Bildgebungsvorrichtung 410 eine Bildkorrektureinheit 426. Deren Funktionsweise wird im Folgenden unter Bezugnahme auf die Figuren 13 bis 18 beschrieben.
Zunächst werden im vorliegenden Beispiel zwei Kalibrierbilder 422, 423 aufgenommen. Dabei kann es sich jeweils um Stereobilder handeln. Ein erster Kalibrierbild 422 wird beispielsweise durch Beleuchtung mit Weißlicht und Detektion remittierten Lichts erhalten. Da Weißlicht eine geringe Eindringtiefe in das Objekt 418 aufweist, zeigt das erste Kalibrierbild 422 im Wesentlichen eine Oberfläche des Objekts 418. Licht, das in das Objekt 418 eindringt und von tieferliegenden Schichten remittiert wird, kann vernachlässigbar sein, weil die remittierte Intensität sowohl aufgrund der Abschwächung des einfallenden Lichts als auch aufgrund der Abschwächung des remittierten Lichts im Gewebe deutlich geringer ist als die von der Oberfläche des Objekts 418 remittierte Intensität.
Ferner wird ein zweites Kalibrierbild 423 aufgenommen, für das Licht mit einer Wellenlänge eingestrahlt wird, bei welcher der verwendete Farbstoff anregbar ist. Das zweite Kalibrierbild 423 wird durch einen geeigneten Beobachtungsfilter hindurch und/oder in einem geeigneten Wellenlängenbereich aufgenommen, um Fluoreszenzlicht zu detektieren. Dieses stammt vom eingefärbten Bereich 448.
Die Bildkorrektureinheit 426 ist in diesem Beispiel dazu eingerichtet, aus jedem der beiden Kalibrierbilder 422, 423 eine Tiefenkarte 432, 434 zu bestimmen. Hierfür wird jeweils ein Stereorekonstruktionsalgorithmus verwendet. Die Tiefenkarten 432, 434 umfassen somit Information bezüglich einer beobachteten Oberfläche des jeweiligen Objekts, also im Fall der Tiefenkarte 432, die aus dem ersten Kalibrierbild bestimmt wird, einer Oberfläche des zu beobachtenden Objekts 418, und im Fall der Tiefenkarte 434, die aus dem zweiten Kalibrierbild bestimmt wird, eine im Gewebe 450 liegende Oberfläche des eingefärbten Bereichs 448.
Hieraus sind die in Fig. 12 schematisch dargestellten Abstände do und di bestimmbar. Es versteht sich, dass derartige Abstände punktweise bestimmbar sein. Die Tiefenkarten 432, 434 enthalten insbesondere punktweise Tiefeninformation, sodass bildpunktabhängig eine Korrektur durchgeführt werden kann.
Zu beachten ist, dass aufgrund von Streueffekten der Abstand di aus dem zweiten Kalibrierbild 423 unter Berücksichtigung eines Streufaktors erfolgen kann. Aufgrund der Streueffekte kann sich aus der Stereorekonstruktion eine Tiefe für den eingefärbten Bereich 448 von d0 + x-di ergeben, wobei x ein empirisch zu bestimmender Faktor zwischen 0 und 1 ist. Der Faktor x kann beispielsweise durch geeignete Kalibration empirisch bestimmt und dann von der Bildkorrektureinheit 426 berücksichtigt werden, um den tatsächlichen Abstandswert di zu ermitteln.
Die Korrektur umfasst im vorliegenden Fall eine Berücksichtigung der obigen Gleichung, d. h. es werden sowohl Abstände als auch Abschwächungen berücksichtigt. Es ist dann durch Verwendung der beiden Tiefenkarten 432, 434 möglich, die Position des eingefärbten Bereichs 448 in dem Gewebe 450 zu bestimmen. Anschließend kann ein Objektbild 424 des Objekts 418 aufgenommen werden. Dieses kann auf mehreren Einzelbildern beruhen und beispielsweise eine Überlagerungsdarstellung sein, auf der ein Weißlichtbild und ein Fluoreszenzbild überlagert dargestellt sind. Aufgrund der beschriebenen Abstands- und Abschwächungseffekte kann im Objektbild 424 der eingefärbte Bereich 448 deutlich blasser erscheinen, als dies der tatsächlichen Fluoreszenzemission entspricht. Die Bildkorrektureinheit 426 ist daher dazu eingerichtet, ein korrigiertes Objektbild 430 nach Maßgabe der Korrektur zu Erzeugen. In dem korrigierten Objektbild 430 wird vorliegende beispielsweise die Intensität des Fluoreszenzlichts, das von dem eingefärbten Bereich 448 stammt, nach Maßgabe der Korrektur erhöht dargestellt. Das korrigierte Objektbild 430 umfasst somit zumindest einen Bildbereich 436, der nach Maßgabe der Korrektur relativ zu einem anderen Bildbereich 437 bezüglich zumindest eines Parameters, wie beispielsweise eines Farbtons, einer Helligkeit und/oder einer Farbsättigung, verstärkt und/oder abgeschwächt ist. Der eingefärbte Bereich 448 ist dann trotz seiner Position innerhalb des Gewebes 450 für einen Benutzer gut erkennbar.
Das korrigierte Objektbild 430 kann einem Benutzer über eine schematisch dargestellte Anzeige 446 der Bildgebungsvorrichtung 410 ausgegeben werden.
Fig. 19 zeigt ein weiteres Beispiel eines korrigierten Objektbilds 430. Um dem Benutzer zusätzlich die Information zur Verfügung zu stellen, wie tief im Gewebe 450 sich der eingefärbte Bereich 448 befindet, wird in diesem Fall der eingefärbte Bereich 448 mit einer wie oben beschrieben korrigierten Helligkeit/Intensität dargestellt, jedoch in Falschfarben gemäß einer Farbskala 452. Die Farbskala 452 enthält Information betreffend eine Tiefe des eingefärbten Bereichs 448 im Objekt 418. Die Farbskala 452 kann dem Benutzer angezeigt werden, sodass dieser der dargestellten Einfärbung des eingefärbten Bereichs 448 direkt eine bestimmte Tiefe entnehmen kann.
Unter Bezugnahme auf die obenstehenden Ausführungen zu einer multimodalen Beleuchtungsvorrichtung 12 ist allgemein zu verstehen, dass je nach verwendetem Farbstoff unterschiedliche Wellenlängen oder Wellenlängenmischungen als Beleuchtungslicht 416 verwendet werden können, um Kalibrierbilder aufzunehmen. Ferner kann auch mit einer Wellenlänge beleuchtet werden, bei der Farbstoffemission zu erwarten ist, um die Absorptionseigenschaften/Abschwächungseigenschaften des betrachteten Gewebes zu analysieren. Wird beispielsweise Indocyaningrün als Farbstoff verwendet, kann ein Kalibrierbild aufgenommen werden, indem Licht mit einer Wellenlänge von etwa 940 nm (vgl. viertes Leuchtelement 26) eingestrahlt wird. Es wird dann nicht, wie oben beschrieben, Fluoreszenzlicht detektiert, sondern remittiertes Licht. Eine auf diese Weise ermittelte Tiefenkarte gibt dann Aufschluss über die Eindringtiefe und das Absorptionsverhalten des betrachteten Gewebes in demjenigen Spektralbereich, in dem bei der späteren Objektbildgebung der Farbstoff emittiert.
Wird als Farbstoff beispielsweise Cy 5.5 verwendet, kann zur Ermittlung der für dessen Fluoreszenz maßgeblichen Absorption im Gewebe ein Kalibrierbild aufgenommen werden, bei dem dunkelrotes Licht eingestrahlt wird, beispielsweise mit einer Wellenlänge von 770 nm (vgl. zweites Leuchtelement 22).
Alternativ oder zusätzlich kann ein Kalibrierbild, das Rückschlüsse auf eine Oberfläche des Objekts 418 gestattet, auch mittels monochromatischer und/oder schmalbandiger Beleuchtung erhalten werden. Auch können mehrere Kalibrierbilder in unterschiedlichen Spektralbereichen aufgenommen werden, um spektral abhängige Tiefenkarten zu erstellen.
Fig. 20 veranschaulicht einen weiteren Anwendungsfall. Hierbei ist die Bildgebungsvorrichtung 410 zur multispektralen und/oder hyperspektralen Bildgebung eingerichtet. Derartige Bildgebung kann beispielsweise eingesetzt werden, um bestimmte Gewebeparameter zu messen, zum Beispiel eine Perfusion. Hierfür wird bei geeigneten Wellenlängen eine Intensität bestimmter Bildpunkte betrachtet, die mit bestimmten Gewebetypen wie beispielsweise Blutgefäßen assoziiert sind. Perfusionsmessungen können beispielsweise durchgeführt werden, indem Intensitäten bei 680 nm und 930 nm verglichen werden. Werden hierbei die obigen Effekte, die sich auf die detektierte Intensität auswirken, nicht berücksichtigt, können jedoch verfälschte Parameter ermittelt werden.
Die Bildgebungsvorrichtung 410 kann daher dazu eingerichtet sein, mehrere Kalibrierbilder 422-1 , 422-2, 422-3, 422-4 für unterschiedliche Spektralbereiche aufzunehmen. Diese können beispielsweise erhalten werden, indem jeweils eines der oben beschriebenen Leuchtelemente 20, 22, 24, 26 als Beleuchtungslichtquelle verwendet wird, um ein entsprechendes Kalibrierbild aufzunehmen. Vorzugsweise werden dabei wieder Stereobilder aufgenommen. Aus den Kalibrierbildern 422-1 , 422-2, 422-3, 422-4 können beispielsweise mittels Stereorekonstruktion Tiefenkarten 432-1 , 432-2, 432-3, 432-4 berechnet werden. Diese sind wiederum bestimmten Spektralbereichen zugeordnet. Die Tiefenkarten 432-1 , 432-2, 432-3, 432-4 enthalten Information bezüglich einer mittleren Eindringtiefe des betreffenden Lichts. Zusätzlich kann ein Weißlichtbild oder ein Bild, für das kurzwelliges Beleuchtungslicht, beispielsweise blaues Licht, verwendet wird, als weiteres Kalibrierbild aufgenommen werden. Aus dem weiteren Kalibrierbild kann in der oben beschriebenen Weise eine weitere Tiefenkarte ermittelt werden, die aufgrund der geringen Eindringtiefe des Lichts zumindest im Wesentlichen einer Oberfläche des abzubildenden Objekts entspricht. Werden die Tiefenkarten 432-1 , 432-2, 432-3, 432-4 jeweils von dieser weiteren Tiefenkarte subtrahiert, kann die mittlere Eindringtiefe im jeweiligen Spektralbereich abgeschätzt werden. Entsprechend können dann Absorptionsverluste im betrachteten Gewebe berücksichtigt werden.
Zusätzlich oder alternativ kann, wie oben beschrieben, ein Abstandsgesetz berücksichtigt werden, um Intensitätsverluste aufgrund eines Abstands von der Beleuchtungseinheit 412 in Betracht zu ziehen.
Fig. 21 zeigt ein schematisches Ablaufdiagramm eines Verfahrens zur medizinischen Bildgebung. Der Ablauf des Verfahrens ergibt sich auch aus den obigen Ausführungen. Das Verfahren wird beispielsweise mittels der Bildgebungsvorrichtung 410 durchgeführt. Ein Schritt S41 umfasst ein Bereitstellen von Beleuchtungslicht 416 zur Beleuchtung eines abzubildenden Objekts 418. Ein Schritt S42 umfasst ein Aufnehmen zumindest eines Kalibrierbilds 422, 423 des abzubildenden Objekts 418. Ein Schritt S43 umfasst ein Aufnehmen zumindest eines Objektbilds 424 des abzubildenden Objekts 418. Ein Schritt S44 umfasst ein Bestimmen von Tiefeninformation aus dem Kalibrierbild 422, 423. Ein Schritt S45 umfasst ein Bestimmen einer Korrektur für das Objektbild 424, wobei die Korrektur eine Berücksichtigung einer Ortsabhängigkeit einer Lichtintensität von Beleuchtungslicht 416 und/oder einer Abstandsabhängigkeit einer Lichtintensität von Objektlicht 428 nach Maßgabe der Tiefeninformation umfasst. Ein Schritt S46 umfasst ein Erzeugen eines korrigierten Objektbilds 430 nach Maßgabe der Korrektur.
Fig. 22 zeigt eine schematische Darstellung eines Computerprogrammprodukts 438 mit einem computerlesbaren Medium 440. Auf dem computerlesbaren Medium ist Programmcode gespeichert, der dazu eingerichtet ist, dann, wenn er in einem Prozessor ausgeführt wird, eine Durchführung eines und/oder sämtlicher der beschriebenen Verfahren zu bewirken.
Bezugszeichenliste
10 Bildgebungsvorrichtung
12 Beleuchtungsvorrichtung
14 Bildgebungsgerät
16 optische Schnittstelle
18 Beleuchtungseinheit
20 Leuchtelement
22 Leuchtelement
24 Leuchtelement
26 Leuchtelement
28 Leuchtelement
30 Strahlteiler
32 Strahlteiler
34 Eingangsseite
36 Eingangsseite
37 Eingangsseite
38 Eingangsseite
40 Eingangsseite
41 Eingangsseite
42 Ausgangsseite
44 Ausgangsseite
46 Filtereinheit
48 Filter
50 Filter
52 Filter
54 optischer Pfad
56 lichtemittierende Fläche
58 lichtemittierende Fläche
60 lichtemittierende Fläche
62 lichtemittierende Fläche
64 lichtemittierende Fläche
66 Steuerung
68 Kameraeinheit
70 Beobachtungsstrahlengang
72 Filtersensor
74 Anzeigeeinheit
76 Schaft 77 Optik
78 Linse
80 Linse
82 Linse
84 Linse
86 Linse
88 Linse
90 Strahlteilerelement
92 Strahlteilerelement
94 Strahlteilerelement
96 Strahlteilerelement
98 Transmissionsspektrum
100 Transmissionsspektrum
102 Transmissionsspektrum
104 Transmissionsspektrum
106 Lichtleiter
108 Bildgebungssensorik
110 Weißlichtsensor
112 Nah-IR-Sensor
114 Lichtweg
116 distaler Abschnitt
210 Filtereinheit
212 Filterantrieb
214 Benutzerschnittstelle
310 Basiseinheit
312 Wechselschaft
314 Wechselschaft
316 Bildgebungssystem
318 Kamera
320 Kamera
322 Filter
324 Filter
410 Bildgebungsvorrichtung
412 Beleuchtungseinheit
414 Lichtquelle
416 Beleuchtungslicht
418 Objekt
420 Bilderfassungseinheit 422 Kalibrierbild
423 Kalibrierbild
424 Objektbild
426 Bildkorrektureinheit
428 Objektlicht
430 korrigiertes Objektbild
432 Tiefen karte
434 Tiefen karte
436 Bildbereich
437 Bildbereich
438 Computerprogrammprodukt
440 Computerlesbares Medium
442 Objektiv
444 Bilderfassungssensorik
446 Anzeige
448 eingefärbter Bereich
450 Gewebe
452 Skala

Claims

Ansprüche
1. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410), insbesondere Endoskopvorrichtung, Exoskopvorrichtung und/oder Mikroskopvorrichtung, umfassend: eine Beleuchtungseinheit (412) mit zumindest einer Lichtquelle (414), die dazu eingerichtet ist, Beleuchtungslicht (416) zur Beleuchtung eines abzubildenden Objekts (418) bereitzustellen; eine Bilderfassungseinheit (420), die dazu eingerichtet ist, zumindest ein Kalibrierbild (422, 423) des abzubildenden Objekts (418) aufzunehmen und zumindest ein Objektbild (424) des abzubildenden Objekts (418) aufzunehmen; und eine Bildkorrektureinheit (426), die eingerichtet ist zum:
Bestimmen von Tiefeninformation aus dem Kalibrierbild (422, 423);
Bestimmen einer Korrektur für das Objektbild (424), wobei die Korrektur eine Berücksichtigung einer Ortsabhängigkeit, insbesondere einer Abstandsabhängigkeit, einer Lichtintensität von Beleuchtungslicht (416) und/oder einer Abstandsabhängigkeit einer Lichtintensität von Objektlicht (428) nach Maßgabe der Tiefeninformation umfasst; und
Erzeugen eines korrigierten Objektbilds (430) nach Maßgabe der Korrektur.
2. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach Anspruch 1 , wobei die Tiefeninformation zumindest eine Tiefenkarte (432, 434) umfasst.
3. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach Anspruch 1 oder 2, wobei eine Bildaufnahme des Kalibrierbilds (422, 423) eine Detektion von remittiertem Licht umfasst.
4. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei eine Bildaufnahme des Kalibrierbilds (422, 423) eine Detektion von Fluoreszenzlicht umfasst. 5. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Beleuchtungseinheit (412) dazu eingerichtet ist, in unterschiedlichen Beleuchtungsmodi betreibbar zu sein, in denen Beleuchtungslicht in unterschiedlichen Spektralbereichen bereitstellbar ist, und wobei die Bilderfassungseinheit (420) dazu eingerichtet ist, mehrere Kalibrierbilder (422, 423) aufzunehmen, deren Bildaufnahme auf unterschiedlichen Beleuchtungsmodi der Beleuchtungseinheit (412) beruht.
6. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Bilderfassungseinheit (412) dazu eingerichtet ist, mehrere Kalibrierbilder (422, 423) in unterschiedlichen Spektralbereichen gleichzeitig und/oder sequenziell aufzunehmen, insbesondere unter Verwendung unterschiedlicher optischer Filter.
7. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Korrektur eine Abstandskorrektur umfasst, die auf einem Inversen einer Potenz einer Länge eines Lichtwegs beruht, insbesondere einer Länge eines Lichtwegs zwischen der Bilderfassungseinheit (420) und dem abzubildenden Objekt (418) und/oder eines Lichtwegs innerhalb des abzubildenden Objekts (418).
8. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Korrektur eine Absorptionskorrektur umfasst, die auf einer, insbesondere exponentiellen, Abschwächung von Licht entlang eines Lichtwegs mit einer Länge beruht, insbesondere einer Länge eines Lichtwegs innerhalb des abzubildenden Objekts (418).
9. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach Anspruch 8, wobei die Absorptionskorrektur eine Abschwächung von Beleuchtungslicht
(416) und/oder eine Abschwächung von Objektlicht (428) berücksichtigt.
10. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Bildkorrektureinheit (426) dazu eingerichtet ist, aus dem zumindest einen Kalibrierbild (422, 423) räumliche und/oder spektrale Eigenschaften, insbesondere Inhomogenitäten, der Beleuchtungseinheit (412) zu ermitteln und die ermittelten räumlichen und/oder spektralen Eigenschaften bei der Korrektur zu berücksichtigen.
11. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Bildkorrektureinheit (426) dazu eingerichtet ist, die Tiefeninformation anhand einer Stereorekonstruktion zu ermitteln.
12. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei in dem korrigierten Objektbild (430) zumindest ein Bildbereich (436) nach Maßgabe der Korrektur relativ zu zumindest einem anderen Bildbereich (437) bezüglich zumindest eines Parameters, wie beispielsweise eines Farbtons, einer Helligkeit und/oder einer Farbsättigung, verstärkt und/oder abgeschwächt ist.
13. Medizinische Bildgebungsvorrichtung (410) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Beleuchtungseinheit (412) und/oder die Bilderfassungseinheit (420) zur multispektralen Bildgebung eingerichtet ist.
14. Verfahren zur medizinischen Bildgebung, insbesondere mit einer medizinischen Bildgebungsvorrichtung (410) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, umfassend:
Bereitstellen von Beleuchtungslicht (416) zur Beleuchtung eines abzubildenden Objekts (418);
Aufnehmen zumindest eines Kalibrierbilds (422, 423) des abzubildenden Objekts (418);
Aufnehmen zumindest eines Objektbilds (424) des abzubildenden Objekts (418);
Bestimmen von Tiefeninformation aus dem Kalibrierbild (422, 423);
Bestimmen einer Korrektur für das Objektbild (424), wobei die Korrektur eine Berücksichtigung einer Ortsabhängigkeit einer Lichtintensität von Beleuchtungslicht (416) und/oder einer Abstandsabhängigkeit einer Lichtintensität von Objektlicht (428) nach Maßgabe der Tiefeninformation umfasst; und
Erzeugen eines korrigierten Objektbilds (430) nach Maßgabe der Korrektur. 15. Programmcode, der dazu eingerichtet ist, dann, wenn er in einem Prozessor ausgeführt wird, eine Durchführung eines Verfahrens nach Anspruch 14 zu bewirken.
16. Computerprogrammprodukt (438), umfassend ein computerlesbares Medium (440), auf dem Programmcode nach Anspruch 15 gespeichert ist.
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