Eficiencia del color de la luz

Aug 28, 2023

Scientific Reports volumen 12, número de artículo: 13850 (2022) Citar este artículo

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Es deseable una cámara de fondo de ojo de campo amplio, que pueda evaluar selectivamente la retina y la coroides, para una mejor detección y evaluación del tratamiento de las enfermedades oculares. Se ha demostrado la iluminación transpalpebral para la fotografía de fondo de ojo de campo amplio, pero su aplicación para obtener imágenes de retina en color verdadero es un desafío debido a que la eficiencia de la luz transmitida a través del párpado y la esclerótica depende en gran medida de la longitud de onda. Este estudio tiene como objetivo probar la viabilidad de imágenes de retina en color verdadero utilizando iluminación de luz visible con eficiencia equilibrada y para validar imágenes espectrales múltiples (MSI) de la retina y la coroides. Se utilizan diodos de emisión de luz (LED) de 530 nm, 625 nm, 780 nm y 970 nm para evaluar cuantitativamente la eficiencia espectral de la iluminación transpalpebral. En comparación con la iluminación de 530 nm, las eficiencias luminosas de 625 nm, 780 nm y 970 nm son 30,25, 523,05 y 1238,35 veces mayores. El control de iluminación de 530 nm y 625 nm con eficiencia lumínica equilibrada se puede utilizar para producir imágenes de retina en colores reales con mejora del contraste. La imagen de luz de 780 nm mejora la visibilidad de la vasculatura coroidea, y en la imagen de 970 nm predominan las venas grandes de la coroides. Sin necesidad de dilatación pupilar farmacológica, se demuestra un campo de visión (FOV) con un ángulo ocular de 140° en una imagen instantánea del fondo de ojo. En coordinación con un objetivo de fijación, el campo de visión se puede expandir fácilmente sobre el ecuador del ojo para visualizar ampollas de vórtice.

La fotografía del fondo de ojo es indispensable para la detección, el diagnóstico y el tratamiento de enfermedades oculares en oftalmología. Debido a que muchas enfermedades oculares pueden afectar tanto a las regiones centrales como periféricas de la retina, una fotografía de fondo de ojo de campo amplio ha demostrado su utilidad en el tratamiento clínico de enfermedades oculares como la retinopatía diabética (RD)1 y la degeneración macular relacionada con la edad (DMAE)2. , glaucoma3, retinopatía hipertensiva4, desprendimientos de retina5 y patologías vasculares (oclusiones vasculares, vasculitis, etc.)6 con metástasis oculares. Además de las imágenes de la retina, las imágenes de la coroides pueden proporcionar un valioso complemento a las imágenes de la retina tradicionales para un mejor tratamiento de los trastornos coroideos. Por ejemplo, la DMAE puede producir neovascularización coroidea (NVC)7. La coroidopatía diabética (CD) puede inducir pérdida de la coriocapilar (CC), vasos sanguíneos tortuosos y reducción del flujo sanguíneo en la vasculatura coroidea subfoveal8. Además, se ha informado una reducción significativa del índice de vascularidad coroidea (CVI) en el glaucoma y la retinitis pigmentosa9. Se ha informado que la tecnología de imágenes multiespectrales (MSI), que emplea múltiples longitudes de onda desde el visible hasta el infrarrojo cercano, visualiza el fondo coroideo. Sin embargo, los sistemas MSI disponibles actualmente tienen un campo de visión limitado, normalmente un ángulo visual de 45° (ángulo ocular de 68°)10,11,12.

Es técnicamente difícil construir cámaras de fondo de ojo de campo amplio debido a sus mecanismos de iluminación13. Las cámaras de fondo de ojo convencionales utilizaban iluminación transpupilar; una iluminación con patrón en forma de rosquilla entregada al interior del ojo14. Según el principio de Gullstrand, la ruta de iluminación y de imagen debe estar separada15. De lo contrario, el haz de iluminación provocará graves reflejos en la córnea y el cristalino, degradando en consecuencia la calidad de la imagen. Por lo tanto, la iluminación transpupilar limita el campo de visión (FOV), típicamente de 30° o 45° de ángulo visual (ángulo ocular de 45° a 68°), de las imágenes del fondo de ojo porque solo se utiliza una pequeña porción de la pupila para obtener imágenes. fines y se debe utilizar la zona periférica de la pupila para la iluminación16. Para obtener imágenes del fondo de ojo de campo amplio, normalmente se requiere dilatación pupilar. La dilatación pupilar farmacológica hace que los pacientes experimenten un ligero deslumbramiento y dificultad para concentrarse durante horas e incluso días en algunos casos. La oftalmoscopia indirecta miniaturizada se ha desarrollado para obtener imágenes del fondo de ojo de campo amplio minimizando la porción de iluminación de la pupila disponible17,18. Se ha logrado una imagen del fondo de ojo no midriático con un ángulo visual de 67° (ángulo ocular de 101°) utilizando la guía NIR para la alineación de las imágenes y el ajuste del enfoque. Las series Daytona y California (Optos, Dunfermline, Reino Unido), generadores de imágenes de fondo de ojo basados ​​en oftalmoscopio láser de barrido (SLO), se han establecido para obtener imágenes de fondo de ojo de campo ultra amplio con un FOV de ángulo visual de 134° (ángulo ocular de 200°)19,20. Sin embargo, implica múltiples fuentes de luz láser y un complicado sistema de escaneo que aumentan la complejidad y el costo del dispositivo. Además, las pestañas y los párpados pueden obstruir el área periférica de estas imágenes del fondo de ojo. El ángulo visual se ha utilizado para presentar el campo de visión de la fotografía de fondo de ojo convencional. Recientemente, el ángulo del ojo emerge como la unidad en la fotografía de fondo de ojo de campo amplio, lo que crea confusión sobre la interpretación del FOV. Hay un esfuerzo por comprender la relación entre el ángulo visual y el ángulo ocular21. En este estudio, proporcionamos tanto el ángulo visual como el ángulo ocular para evitar confusiones.

Se ha investigado que la iluminación transparsplanar amplía el campo de visión de las imágenes del fondo de ojo, sin dilatación pupilar farmacológica14,16,22. La pars-plana es una parte posterior del cuerpo ciliar que carece de músculos, vasos sanguíneos y pigmentación. Por lo tanto, se puede utilizar como ventana para enviar la luz de iluminación al ojo. Se ha demostrado la iluminación transplanar tanto con contacto como sin contacto. Wang y cols. Imágenes de fondo de ojo de campo amplio archivadas con ángulo visual de 60° (ángulo ocular de 90°) mediante iluminación transplanar sin contacto. También se demostró que el análisis de brillo de las imágenes del fondo de ojo recopiladas de diferentes ubicaciones confirma la transparencia de la pars-plana16. Toslak et al. validaron la iluminación transplanar del modo de contacto en una cámara de fondo de ojo portátil de campo ultra amplio (ángulo visual de 134°; ángulo ocular de 200°) para sujetos pediátricos y adultos14,22. Al liberar toda la pupila únicamente con fines de obtención de imágenes y hacer que la lente entre en contacto con el ojo, la imagen del fondo de ojo permitió la visualización de la retina central y periférica hasta la ora serrata. Sin embargo, el contacto escleral del iluminador transparsplanar puede crear complicaciones clínicas, como una posible inflamación por contacto y luego la necesidad de esterilización.

La iluminación transpalpebral se ha demostrado como una alternativa escleral sin contacto a la iluminación transparsplanar para la fotografía de fondo de ojo de campo amplio23. En lugar del contacto directo del iluminador transparsplanar con la esclerótica, el iluminador transpalpebral suministra la luz a través del párpado, lo que promete una solución simple para lograr imágenes asequibles de campo amplio sin considerar la contaminación por el contacto directo de la lente con la esclerótica. el globo ocular. Sin embargo, la aplicación práctica de la iluminación transpars-planar para obtener imágenes de retina en color verdadero es un desafío debido a que la eficiencia de la luz transmitida a través del párpado y la esclerótica depende en gran medida de la longitud de onda. En este estudio, probamos la viabilidad de obtener imágenes de retina en color verdadero utilizando iluminación de luz visible con eficiencia equilibrada y validamos imágenes espectrales múltiples (MSI) de la coroides utilizando iluminación de luz infrarroja cercana (NIR).

Se simularon las ubicaciones de los puntos de rayos en el plano del sensor para evaluar el campo de visión del sistema de imágenes del fondo de ojo (Fig. 1A). Los puntos con ángulos de campo de 0° a 45° se colocaron en cuadrados de 6,12 mm en el plano del sensor. El ángulo de campo máximo se puede estimar en ~ 46° considerando que el tamaño del sensor de la cámara es de 6,25 mm. Por lo tanto, el campo de visión máximo es de ~ 93° de ángulo visual (140° de ángulo visual). Se mostraron las simulaciones del diagrama de puntos de cuatro ángulos de campo para caracterizar la resolución desde varios ángulos de campo (Fig. 1B). Los radios de punto de la raíz cuadrática media (RMS) en cada ángulo de campo oscilaron entre 2,38 y 26,75 µm. El tamaño del punto aumentó y la forma se volvió elíptica a medida que aumentaba el ángulo de campo debido a la aberración del rayo. Se trazaron los MTF para caracterizar la calidad de la imagen (Fig. 1C). El gráfico mostró que se pueden resolver ~ 900 ciclos/mm en todos los ángulos del campo. Se puede encontrar que el rendimiento limitado de la difracción se cerró a 0° y se degradó para ángulos de campo distintos de cero. Para casos generales, cuando MTF > 0,3 se considera claramente reconocible, cuando MTF > 0,6 la imagen se considera buena y cuando MTF > 0,8 la calidad de la imagen se considera muy buena24. Los MTF son 40, 50, 100 y 200 ciclos/mm en ángulos de campo de 0°, 15°, 30°, 45° cuando MTF > 0,6.

Rendimiento del sistema de imágenes y simulación de la marcha de la pupila del sistema de imágenes de fondo de ojo propuesto. Simulación del campo de visión del sistema (A), diagrama de puntos (B) y función de transferencia de modulación (C) en diferentes ángulos de campo. Pupila que camina dependiendo del tamaño de la pupila del ojo. Tamaño de la pupila de entrada y deformaciones de posición en el plano de la pupila del ojo (D) y cambios de iluminación relativos correspondientes (E) desde diferentes ángulos de campo. Los círculos negros en el panel (D) muestran el tamaño mínimo permitido de la pupila para cubrir todas las pupilas de entrada.

La pupila caminando, la posición de la pupila de entrada para moverse o cambiar su tamaño, se observó en el plano de la pupila del ojo (Fig. 1D). Las posiciones de la pupila de entrada desde el ángulo de campo de 15°, 30° y 45° se cambiaron a la dirección vertical. Además, las formas de la pupila de entrada desde ángulos de campo de 15°, 30°, 45° mostraron deformación en dirección tangencial en un tamaño de pupila pequeño y cambiaron gradualmente a una forma circular a medida que aumenta el tamaño de la pupila. Los círculos negros en la Fig. 1D mostraron el tamaño mínimo permitido de la pupila del ojo para cubrir toda la pupila de entrada desde diferentes ángulos de campo. Esta pupila ocular permitida alcanzó un máximo de 4,25 mm y no aumentó. Tenga en cuenta que el tamaño máximo de la pupila de entrada fue de ~ 2,5 mm en cada ángulo de campo. El tamaño máximo de la pupila de entrada estuvo determinado por el tamaño de apertura de la cámara. El tamaño de apertura de la cámara se estableció en 6,66 mm (el número f de la lente de la cámara es F/1,8 y la distancia focal es 12 mm). El aumento entre la combinación de lentes (L1, L2, L3) y la lente triple (L4) fue de 2,66 según la simulación de Zemax. Por lo tanto, el tamaño de apertura de la cámara proyectada en el plano de la pupila del ojo fue de ~ 2,5 mm. Los cambios relativos de iluminación desde todos los ángulos del campo se simularon para validar el efecto de desplazamiento de la pupila (Fig. 1E). Las iluminaciones relativas disminuyeron gradualmente del 100 al 87% a medida que el ángulo de campo aumentaba con un tamaño de pupila de 4,5 mm y 5,0 mm. Las iluminaciones relativas se redujeron hasta un ángulo de campo de ~ 25° y alcanzaron su mínimo y luego aumentaron a 2,5 mm, 3,0 mm, 3,5 mm y 4,0 mm de pupila. Además, el tamaño de pupila más grande mostró una mayor iluminación relativa.

En la Fig. 2A se muestran imágenes representativas del fondo de ojo de campo amplio de múltiples longitudes de onda. Se observa que la vasculatura de la retina, incluidas las arterias y las venas, se obtuvieron imágenes claras con la iluminación de luz verde de 530 nm (Fig. 2A1). Por el contrario, la iluminación con luz roja de 625 nm puede visualizar la vasculatura coroidea (Fig. 2A2). También se tomaron imágenes de la vasculatura de la retina, pero no era tan clara como la iluminación de luz verde. Se logró una vasculatura coroidea aún mayor con una iluminación de 780 nm (Fig. 2A3). Mostró más vasculatura coroidea en comparación con la iluminación con luz roja. Con una iluminación de 970 nm, se obtuvieron imágenes selectivas de las estructuras de la vena coroidea (Fig. 2A4).

(A) Imágenes representativas de fondo de ojo multiespectral de campo amplio de longitud de onda de 530 nm (A1), 625 nm (A2), 780 nm (A3) y 970 nm (A4). (B) Espectros de fuentes de luz y eficiencia cuántica de la cámara. (C) Eficiencia de iluminación de múltiples longitudes de onda.

La eficiencia espectral de la iluminación transpalpebral se calculó para optimizar la iluminación de cada longitud de onda. El brillo de la imagen Bλ se puede estimar en

donde, Iλ es la eficiencia de iluminación, Pλ es la potencia de iluminación, Qλ es la eficiencia cuántica del sensor de la cámara, Gλ es la ganancia del sensor de la cámara y tλ es el tiempo de exposición para cada longitud de onda de iluminación (λ). Por lo tanto, Iλ se calcula como,

Para todas las imágenes ilustradas en este artículo, las potencias de iluminación se establecieron en P530 = 40 mW, P625 = 18 mW, P780 = 8 mW y P970 = 4 mW. Las eficiencias cuánticas del sensor de la cámara se conocen como Q530 = 75%, Q625 = 58%, Q780 = 22% y Q970 = 4% (Fig. 2B). Se consideró el ancho de banda de cada LED (35 nm, 17 nm, 30 nm y 60 nm para 530 nm, 625 nm, 780 nm y 970 nm, respectivamente). Las potencias de iluminación y las eficiencias cuánticas de una sola longitud de onda de cada ancho de banda se obtuvieron según la Fig. 2B, luego se multiplicaron y promediaron. Las ganancias del sensor de la cámara se establecieron como G530 = 24, G625 = 10, G780 = 10 y G970 = 10. Los tiempos de exposición fueron t530 = 500 ms, t625 = 100 ms, t780 = 100 ms y t970 = 100 ms. . Todos los demás parámetros de la cámara se mantuvieron iguales para todas las longitudes de onda. Para cuantificar las eficiencias espectrales, el valor de píxel promediado se tomó como Bλ para cada longitud de onda de iluminación. En la Fig. 2C se representaron las eficiencias de iluminación de cada longitud de onda de siete sujetos. La eficiencia de iluminación cuantitativa se muestra en la Tabla 1. La eficiencia de iluminación depende en gran medida de la longitud de onda. La mayor eficiencia a mayor longitud de onda y viceversa. Para facilitar la comparación, las eficiencias de iluminación de 625 nm, 780 nm y 970 nm están normalizadas a las de 530 nm, es decir, Iλ/I530 (Tabla 2). Las eficiencias de iluminación normalizadas de 625 nm, 780 nm y 970 nm se estiman en 30,25, 523,05, 1238,35 veces mayores que las de 530 nm. Se realizó la prueba t pareada de Student entre cada dos grupos y todos los valores de p mostraron menos de 0,01.

La imagen del fondo de ojo con equilibrio de color se construyó para mejorar la visibilidad de la vasculatura en función de la eficiencia espectral (Fig. 3). La iluminación optimizada con luz verde mostró una vasculatura retiniana clara, el disco óptico y la región macular en la imagen del fondo de ojo verde (Fig. 3A1), mientras que la imagen del fondo de ojo estaba saturada y era difícil ver los detalles en la imagen del fondo de ojo rojo (Fig. 3A2). La imagen del fondo de ojo en color que se fusionó en las Fig. 3A1, A2 mostró una imagen del fondo de ojo dominada por el rojo, aunque se visualizaron el disco óptico y la mácula (Fig. 3A3). La imagen del fondo de ojo verde no visualizó ningún detalle notable (Fig. 3B1) y, en la imagen del fondo de ojo rojo, el disco óptico, la vasculatura macular y coroidea se visualizaron claramente (Fig. 3B2) con una iluminación optimizada con luz roja. La imagen en color del fondo de ojo con iluminación optimizada con luz roja mostró el disco óptico y una pequeña vasculatura coroidea; sin embargo, la imagen es tenue y pierde la mayor parte de la información estructural detallada (Fig. 3B3). La imagen de fondo de ojo con color equilibrado (Fig. 3C) visualizó claramente la vasculatura retiniana y coroidea en comparación con las imágenes de fondo de ojo sin color equilibrado (Fig. 3A3, B3). La mejora cuantitativa de la visibilidad de los vasos se evaluó en la Fig. 3D. El perfil de intensidad de los vasos de la imagen de fondo de ojo con color equilibrado (Fig. 3C) es ~ 2,5 veces mayor que la imagen de fondo de ojo optimizada de 530 nm (Fig. 3A3), mientras que no se detectó ningún perfil de intensidad de los vasos en la imagen de fondo de ojo optimizada de 625 nm (Fig. 3B3).

Imágenes de fondo de ojo con iluminación optimizada en verde (A) y rojo (B). Imágenes de fondo de ojo en color (A3 y B3) fusionadas a partir de imágenes de fondo de ojo verdes (A1 y A2) y rojas (B1 y B2) correspondientes. Imagen de fondo de ojo con equilibrio de color (C) que fusiona las imágenes de fondo de ojo (A1) y (B2). Mejora de la visibilidad de los vasos de la imagen en color del fondo de ojo de la región I (D1), II (D2), III (D3). Cada línea naranja, verde y roja indica el perfil de intensidad del vaso de la imagen de fondo de ojo con equilibrio de color (C), la imagen de fondo de ojo optimizada de 530 nm (A3) y la imagen de fondo de ojo optimizada de 625 nm (B3), respectivamente.

Las imágenes del fondo de ojo de sujetos con pigmentación baja, media y alta se adquirieron para mostrar el efecto de la pigmentación en las imágenes del fondo de ojo (Fig. 4). El nivel de pigmentación afecta al brillo general de la imagen (Fig. 4 fila superior). La vasculatura macular, del disco óptico y de la retina se observaron en las imágenes del fondo de ojo de todos los sujetos con pigmentación. La vasculatura coroidea se aclara gradualmente desde sujetos de alta a baja pigmentación. Además, se dispuso de información retiniana y coroidea más clara después de la normalización del brillo (Fig. 4, fila inferior).

Imágenes de fondo de ojo con equilibrio de color de diversos sujetos con pigmentación. Imágenes del fondo de ojo antes (fila superior) y después (inferior inferior) de la normalización de sujetos con pigmentación baja (A), media (B) y alta (C).

El campo de visión de la imagen instantánea del fondo de ojo de campo amplio se comparó con la imagen del fondo de ojo del generador de imágenes de fondo de ojo comercial Pictor Plus (VP2RET, Volk Optical Inc., Mentor, OH, EE. UU.) en la Fig. 5A. El FOV de la imagen del fondo de ojo de campo amplio se puede medir como un ángulo visual de ~ 92° (ángulo ocular de 138°), considerando que el FOV de la imagen del fondo de ojo de Pictor Plus es un ángulo visual de 45° (ángulo ocular de 68°). El FOV medido de la imagen del fondo de ojo de campo amplio coincide bien con el resultado de la simulación en la Fig. 1A. Los siete campos estándar para el estudio de tratamiento temprano de la retinopatía diabética (ETDRS) pueden cubrirse completamente con una única imagen de fondo de ojo de campo amplio. Además, la imagen del fondo de ojo del prototipo de cámara de fondo de ojo mostró un color bien equilibrado en comparación con la cámara de fondo de ojo comercial y, por lo tanto, tiene una mejor visibilidad de los vasos. Las imágenes de fondo de ojo de campo ultra amplio se lograron mediante un mosaico de cinco imágenes instantáneas de fondo de ojo de campo amplio (Fig. 5B, C). Se tomaron imágenes de la vasculatura coroidea desde el centro hacia la periferia (Fig. 5B). Las flechas azules en la Fig. 5B indicaron las ampollas del vórtice que se usaron como ecuador para el ángulo visual de 60 ° (ángulo ocular de 90 °) lejos de la retina central. Por lo tanto, el campo de visión de la imagen de fondo de ojo de campo ultra amplio se puede estimar en un ángulo visual > 134° (ángulo ocular de 200°). En una imagen de fondo de ojo NIR de 970 nm, se visualizaron en detalle las estructuras de la vena coroidea (Fig. 5C). Se observaron las ampollas del vórtice (flechas azules) y también se observaron múltiples nervios ciliares cortos y largos (flechas verdes).

(A) Comparación del campo de visión con la imagen del fondo de ojo del generador de imágenes de fondo de ojo comercial Pictor (ángulo visual de ~ 45°; ángulo ocular de 68°). ETDRS siete campos estándar (~ 80° de ángulo visual; 120° de ángulo ocular) cubiertos por la imagen del fondo de ojo adquirida por el sistema de imágenes propuesto. (B y C) Imágenes de fondo de ojo coroideo de campo ultra amplio de 780 nm (B) y 970 nm (C) mediante mosaico de cinco imágenes de fondo de ojo de campo amplio. Las flechas azul y verde en (B y C) muestran ampollas de vórtice y nervios ciliares, respectivamente.

El sistema de imágenes del fondo de ojo de campo amplio se desarrolló para imágenes del fondo de ojo no midriáticos (Fig. 6A). Se utilizó la iluminación transpalpebral para lograr imágenes de campo amplio (Fig. 6A, B). Al liberar toda la región de la pupila para la ruta de la imagen, se logró el campo de visión instantáneo hasta un ángulo ocular de ~ 140°. A diferencia de la oftalmoscopia láser de escaneo (SLO), como Optos, que involucra múltiples láseres con diferentes longitudes de onda y escaneo mecánico, esta cámara de fondo de ojo utilizó LED para habilitar un dispositivo portátil de bajo costo para fomentar la telemedicina emergente recientemente para áreas rurales o desatendidas. . También examinamos el rendimiento óptico del sistema de imágenes de fondo de ojo propuesto a través de diagramas de puntos y MTF (Fig. 1B, C). Los diagramas de puntos RMS que reflejan la resolución óptica aumentan a medida que aumenta el ángulo de campo y se acompañan de astigmatismo (Fig. 1B). A medida que los rayos pasan a través de posiciones diferentes en la lente con un tamaño más pequeño que el diámetro de la lente (Fig. 6C), los rayos fuera del eje inciden en la lente asimétricamente en el plano tangencial y sagital debido a la diferencia de curvatura de la lente. Esto produce astigmatismo de tercer orden y degrada la calidad de la imagen25,26. Esta degradación también fue confirmada por los MTF (Fig. 1C), que pueden usarse para evaluar la calidad de imagen del sistema de imágenes ópticas. A medida que aumenta el FOV, la curva MTF se aleja gradualmente del límite de difracción. El MTF puede reflejar la mayoría de los efectos de las aberraciones ópticas, como la aberración esférica, el coma, el astigmatismo, la curvatura del campo y la distorsión27,28. Confirmamos que la mayoría de las aberraciones se deben a la distorsión, específicamente la distorsión de barril donde los puntos en el FOV aparecen demasiado cerca del centro, según los coeficientes de Seidel. La distorsión se considera como una mala colocación geométrica de la información y no reduce la información de la imagen29. El rendimiento óptico del sistema de imágenes de fondo de ojo de campo amplio propuesto se puede mejorar agregando más lentes para corregir la aberración. Sin embargo, esto puede aumentar la complejidad del sistema, el costo y producir otros problemas. Actualmente estamos buscando un diseño y fabricación de lentes personalizados para mejorar el rendimiento óptico y así pasar a implementaciones clínicas de la imagen instantánea del fondo de ojo de campo amplio.

Cámara de fondo de ojo no midriática de campo amplio con iluminador transpalpebral para imágenes multiespectrales. (A) Ilustración fotográfica del sistema propuesto. (B) Diagrama esquemático de la iluminación transpalpebral. (C) Diseño óptico del sistema propuesto. Los ángulos de campo en (C) representan la mitad del ángulo visual.

El tamaño mínimo de la pupila del ojo se evaluó como 4,25 mm (Fig. 1D), lo que se puede lograr fácilmente en condiciones de poca luz. La iluminación relativa mostró que la iluminación relativa más baja es del 87 % con un tamaño de pupila de 4,0 mm, que es el tamaño de pupila normal en condiciones de luz. Este resultado demostró que el sistema de imágenes del fondo de ojo propuesto puede adquirir la imagen de campo amplio sin dilatación pupilar farmacológica. El efecto de marcha de la pupila se observó en el plano pupilar. Es inducido por una aberración esférica de la óptica de imagen y es un efecto común en lentes gran angular30,31,32,33. La combinación de lentes (lentes L1, L2 y L3) se diseñó para la imagen de fondo de ojo de gran angular, por lo que se observó la marcha de la pupila. Además, esta combinación única de lentes provocó un cambio irregular en la posición de la pupila de entrada. La pupila de entrada se movió hacia la dirección superior en ángulos de campo de 15° y 30° y hacia la dirección inferior con un ángulo de campo de 45°. La deformación de la forma de la pupila de entrada también se produjo en el tamaño de la pupila del ojo pequeño y gradualmente formó una forma de círculo a medida que aumenta el tamaño de la pupila del ojo. Esto se debe principalmente al viñeteado mecánico que se produce cuando los haces de luz que emanan de puntos de objetos ubicados fuera del eje son parcialmente bloqueados por objetos externos como filtros gruesos o apilados, lentes secundarias y parasoles inadecuados34.

Las imágenes multiespectrales del fondo de ojo se demostraron mediante iluminación transpalpebral (Fig. 2). La iluminación de luz verde muestra predominantemente la vasculatura retiniana, mientras que la iluminación roja y NIR revela la vasculatura coroidea. Dado que la coroides y los coriocapilares sostienen la alta tasa metabólica de las capas externas de la retina y el epitelio pigmentario de la retina, contribuyendo al suministro de oxígeno de los fotorreceptores, las imágenes coroideas pueden ser valiosas para el tratamiento clínico de las afecciones oculares35,36. Se sabe que la coroides, ubicada debajo del epitelio pigmentario de la retina (EPR), tiene abundantes partículas de melanina para absorber la mayor parte de la luz visible y esta absorción depende en gran medida de la longitud de onda. Por lo tanto, investigamos la eficiencia espectral de la iluminación transpalpebral para optimizar las imágenes y mantener la iluminación por debajo del nivel de seguridad. En la Tabla 2, la relación de eficiencia de iluminación mostró una eficiencia mayor de múltiples órdenes en longitudes de onda más largas que la longitud de onda de 530 nm. Esta eficiencia espectral se ve afectada por varios factores, como las propiedades ópticas de la esclerótica, el párpado, la melanina del EPR y el tamaño de la pupila. Vogel et al.37 y Hwang et al.38 representaron que la transmitancia de luz de la esclerótica y el párpado humanos es mayor en longitudes de onda más largas, y viceversa. Dado que la transmitancia de luz del párpado se ve afectada por el nivel de pigmentación para causar una diferencia de brillo en la imagen (Fig. 4), se reclutó a sujetos con piel tipo III (marrón claro) a IV (marrón moderado) según la escala de Fitzpatrick para minimizar el efecto del nivel de pigmentación. entre sujetos39. Además, la absorción de melanina del EPR disminuye a medida que aumenta la longitud de onda y, por tanto, aumenta el brillo de la imagen. El tamaño de la pupila se puede cambiar dependiendo de la potencia de iluminación, que se ajustó de forma diferente según cada longitud de onda. El alto poder de iluminación reduce la pupila del ojo, por lo tanto, el brillo se vuelve oscuro. Con base en la eficiencia espectral de la iluminación transpalpebral, se logró una imagen del fondo de ojo con equilibrio de color compensado por la eficiencia de la luz (Fig. 3C). Las características del color son importantes para distinguir características, como hemorragias, pigmentos o lípidos, que pueden afectar el correcto diagnóstico o estadificación de la enfermedad ocular40,41. Como se muestra en la figura 3D, la imagen del fondo de ojo con color equilibrado mejora la visibilidad del vaso. Por lo tanto, una reproducción cromática precisa puede ser vital. Muchos estudios de fondo de ojo equilibraron digitalmente la proporción de color ajustando las intensidades de los canales rojo y verde para mejorar las características del color42. Sin embargo, las cámaras de fondo de ojo tradicionales que utilizan una iluminación de amplio espectro resultan sobresaturadas en el canal rojo y descoloridas en el canal verde, por lo que una imagen de la retina a menudo parece rojiza y potencialmente menos informativa. Una vez que se sobresatura o se borra, es difícil recuperar la información. Mediante el control separado de la iluminación, el rango dinámico de los canales rojo y verde se puede gestionar individualmente sin afectarse entre sí.

El campo de visión de la imagen de fondo de ojo instantánea se comparó con la imagen de fondo de ojo del generador de imágenes de fondo de ojo comercial y ETDRS de siete campos estándar. (Figura 5A). Una única imagen del fondo de ojo cubre siete campos estándar del ETDRS. Es bien sabido que las enfermedades oculares afectan tanto a las regiones centrales como a las periféricas del fondo de ojo. Por lo tanto, en este estudio, demostramos la viabilidad de una imagen de fondo de ojo de campo ultra amplio utilizando iluminación transpalpebral para lograr un FOV de ángulo visual > 134° (ángulo ocular de 200°; Fig. 5B, C). La iluminación de 780 nm representó la vasculatura coroidea con ampollas de vórtice, mientras que la iluminación de 970 nm revela solo venas grandes con ampollas de vórtice. La inversión de color de las venas y el fondo en la iluminación de 970 nm en comparación con la de 780 nm podría ser la luz reflejada desde la esclerótica profunda, mientras que se produce una atenuación de luz significativa en las grandes venas de vórtice que salen del globo a través de la esclerótica con un alto flujo. La deformación de la vena en vórtice se ha informado en la coriorretinopatía serosa central y en la vasculopatía coroidea polipoidea. Por tanto, promete una solución práctica para fomentar la evaluación objetiva de las afecciones coroideas debidas a enfermedades oculares. En comparación con el verde de indocianina (ICG), que se utiliza comúnmente en las clínicas para adquirir la angiografía coroidea, las imágenes multiespectrales del fondo de ojo informadas no tienen etiquetas y, por lo tanto, son totalmente no invasivas y no preocupan las reacciones alérgicas inducidas por la inyección de tinte exógeno. Aunque la angiografía por tomografía de coherencia óptica (OCT) puede visualizar la vasculatura coroidea, el FOV es relativamente más pequeño que las imágenes de fondo de ojo de campo amplio propuestas. Además, se observaron los nervios ciliares (Fig. 5C). Especulamos que los bordes oscuros del nervio ciliar podrían deberse a la absorción de luz de las arterias ciliares acompañadas del nervio.

La iluminación transpalpebral permitió una cámara de fondo de ojo de campo amplio con un FOV instantáneo de ángulo visual de 93° (ángulo ocular de 140°) para MSI. Con la ayuda de un objetivo de fijación, se pueden lograr fácilmente imágenes del fondo de ojo de campo ultra amplio con un ángulo visual de hasta 134° (ángulo ocular de 200°). Se evaluó sistemáticamente el rendimiento óptico de la cámara de fondo de ojo y se estimó cuantitativamente el tamaño mínimo de pupila requerido para la obtención de imágenes de fondo de ojo no midriático en 4,25 mm. El MSI confirmó que en la imagen de 530 nm predomina la estructura de la retina, la imagen de 625 nm consta de contribuciones tanto de la retina como de la coroides, la imagen de 780 nm revela arterias y venas en la coroides y la imagen de 970 nm revela solo venas grandes. . En comparación con la iluminación de 530 nm, las eficiencias luminosas de 625 nm, 780 nm y 970 nm son 30,25, 523,05 y 1238,35 veces mayores. La iluminación de 530 nm y 625 nm con eficiencia lumínica compensada se puede utilizar eficazmente para mejorar el contraste de la imagen en fotografías de fondo de ojo en colores reales.

La Figura 6A muestra una ilustración fotográfica de la cámara de fondo de ojo de campo amplio no midriática con iluminación transpalpebral. El iluminador transpalpebral consta de 4 fibras ópticas que tienen un diámetro de 600 µm y una apertura numérica de 0,39 (Fig. 6A). Cada fibra está conectada a fuentes de luz LED que tienen 530 nm (M530L4, Thorlabs Inc, Newton, Nueva Jersey, EE. UU.), 625 nm (M625L4, Thorlabs Inc, Newton, Nueva Jersey, EE. UU.), 780 nm (M780L3, Thorlabs Inc, Newton, Nueva Jersey, EE. UU.) y 970 nm (M970L4, Thorlabs Inc, Newton, Nueva Jersey, EE. UU.). Las longitudes de onda de los LED se seleccionaron cuidadosamente para adquirir la vasculatura retiniana y coroidea. El diagrama esquemático del iluminador transpalpebral y el ojo ilustra la posición de iluminación y la ubicación de la pars plana (Fig. 6B). El diseño óptico detallado del sistema de imágenes del fondo de ojo de campo amplio se muestra en la Fig. 6C. La primera, segunda y tercera lente (L1, L2 y L3) del generador de imágenes son una lente de menisco (LE1234-A, Thorlabs Inc., Newton, Nueva Jersey), una lente plano convexa (67–152, Edmund Optics Inc., Barrington, Nueva Jersey) y lente doble convexa (63–688, Edmund Optics Inc., Barrington, Nueva Jersey, EE. UU.), respectivamente. Esta combinación de lentes produce una imagen aérea de la retina frente a la óptica de relé, lente acromática triplete L4 (67–422, Edmund Optics Inc., Barrington, Nueva Jersey, EE. UU.). En coordinación con la óptica del relé y una lente de cámara con una distancia focal de 12 mm (33–303, Edmund Optics Inc., Barrington, Nueva Jersey, EE. UU.), la imagen aérea se transmite al sensor de la cámara. Se utilizó una cámara CCD en color (GS3-U3-41S4C-C, Flir Systems Inc, Wilsonville, OR, EE. UU.) y una cámara monocromática (GS3-U3-41S4M-C, Flir Systems Inc, Wilsonville, OR, EE. UU.) para MSI. (Figs. 2 y 5) e imágenes del fondo de ojo en color (Fig. 3), respectivamente. Ambas cámaras tienen una velocidad de fotogramas de 18 fotogramas por segundo, una resolución de fotogramas de 2016 × 2016 píxeles y un tamaño de píxel de 3,1 μm × 3,1 μm. El sensor proporciona eficiencias cuánticas del 75%, 58%, 22% y 4% a longitudes de onda de 530 nm, 625 nm, 780 nm y 970 nm, respectivamente.

El sistema óptico para la obtención de imágenes de fondo de ojo de campo amplio (ángulo visual de ~ 93°; ángulo ocular de ~ 140°) fue diseñado y evaluado mediante simulación Zemax (Zemax OpticStudio 18.7, ZEMAX LLC., Kirkland, WA, EE. UU.) para optimizar la calidad de imagen y para garantizar un rendimiento óptimo. Como se muestra en la Fig. 6C, la simulación comienza desde la pupila del ojo. Todos los lentes disponibles en el mercado se seleccionaron del catálogo de lentes de las bibliotecas de Zemax (Fig. 6C). Se utilizó una superficie paraxial para la última superficie de la lente para imitar la lente de la cámara que no está disponible en el catálogo de lentes y también se configuró la apertura para que funcione como un tope para simular viñetas de rayos. La optimización del sistema se realizó mediante el campo de visión, el diagrama de puntos y la función de transferencia de modulación (MTF), cuyo módulo de evaluación de la función de transferencia óptica desde varios ángulos de campo en ángulos visuales de 0°, 15°, 30° y 45° (0° , ángulo ocular de 23°, 45° y 68°). Tenga en cuenta que el ángulo de campo es la mitad del ángulo visual. El tamaño mínimo de la pupila para la imagen del fondo de ojo de campo amplio se validó simulando la forma de la pupila de entrada y la deformación de la posición desde varios ángulos de campo. El tamaño de la pupila del ojo se cambió de 2,5 a 5 mm de diámetro con un tamaño de apertura de cámara fijo de 6,66 mm. Para validar el efecto del tamaño de la pupila sobre la calidad de la imagen, se simuló la iluminación relativa.

Este estudio fue aprobado por la Junta de Revisión Institucional de la Universidad de Illinois en Chicago y siguió los estándares éticos establecidos en la Declaración de Helsinki. Se reclutaron siete sujetos sanos sin antecedentes de enfermedades oculares para validar el prototipo de cámara de fondo de ojo propuesto. Se tomó el consentimiento informado de cada sujeto. Se obtuvo del sujeto el consentimiento informado para la publicación de la imagen identificativa (Fig. 6A) en la publicación online de acceso abierto.

Las imágenes del fondo de ojo se tomaron en una habitación oscura. La cabeza del sujeto se colocó sobre el apoyo para la frente y la barbilla para obtener imágenes estables (Fig. 6A). El iluminador transpalpebral se colocó en el párpado (Fig. 6A, B). El iluminador puede ajustar la posición transversal, vertical y el ángulo según el sujeto. Teniendo en cuenta el ancho de la pars plana y la distancia desde el limbo, el centro del iluminador se colocó a ~ 6 mm de distancia del limbo y la orientación de la iluminación se alineó con la dirección normal de la esclerótica. La ubicación de iluminación óptima, es decir, la pars-plana, podría identificarse basándose en la calidad de la imagen mediante un ajuste fino del iluminador. Durante la adquisición de la imagen, se transmitió una vista en vivo de la imagen del fondo de ojo para monitorear la ubicación de la imagen y se realizó el ajuste fino del enfoque. La ubicación de la iluminación se mantuvo durante la obtención de imágenes multiespectrales del fondo de ojo. Los tiempos de exposición se establecieron en 500 ms y 100 ms para 530 nm y el resto de LED de otras longitudes de onda, respectivamente. Para la imagen del fondo de ojo en color, se encendieron y apagaron secuencialmente los LED de 530 nm y 625 nm para la imagen del fondo de ojo verde y rojo, respectivamente. La exposición de la cámara se configuró de la misma manera para todas las secuencias de imágenes, excepto para el sujeto con alta pigmentación (Fig. 4A). El tiempo de exposición aumentó dos veces para los sujetos con alta pigmentación que para los sujetos con pigmentación media y baja. Y la potencia de iluminación se ajustó a 40 mW y 1,5 mW para imágenes de fondo de ojo optimizadas en verde y rojo. Para las cinco imágenes del fondo de ojo se adquirieron desde diferentes ubicaciones para ampliar el campo de visión de MSI mediante la utilización de un objetivo de fijación. Primero, se adquirió el fondo de ojo dirigido al centro y se colocaron otras cuatro ubicaciones de imágenes aproximadamente a un ángulo visual de 33° a 40° (ángulo ocular de 50° a 60°) lejos de la imagen central del fondo de ojo en cada dirección diagonal.

La seguridad de la luz ocular se evaluó de acuerdo con la norma ISO “Ophthalmic Instruments—Fundus Cameras” (10940:2009)43 cuyos límites de seguridad son al menos 10 veces más bajos para el daño del umbral de la retina. Se evaluaron cuantitativamente los riesgos fotoquímicos y térmicos de la retina. Para adquirir las imágenes del fondo de ojo dentro del límite de seguridad, se calculó el tiempo de exposición permeable máximo a partir de todas las longitudes de onda. La potencia de iluminación de cada longitud de onda fue de 40 mW, 15 mW, 10 mW y 4 mW para 530 nm, 625 nm, 780 nm y 970 nm, respectivamente. Se consideró la transmisión de la esclerótica y el párpado para diferentes longitudes de onda. Según la norma ISO, se permite una irradiancia ponderada máxima de 10 J/cm2 en la retina sin riesgo fotoquímico. La irradiancia ponderada se calculó utilizando la función de ponderación de riesgos fotoquímicos proporcionada en la norma ISO. Para una estimación conservadora del peor caso, asumiendo que toda la luz llega directamente a la retina detrás del área de la esclerótica iluminada, el área de la retina iluminada se estimó en 0,2826 mm2 considerando que el diámetro de la fibra es de 600 µm. Los detalles sobre el cálculo de la seguridad de la retina se describen en la referencia 14. El tiempo máximo de exposición permeable fue ~ 35 min para la iluminación de 530 nm y > 24 h para el resto de longitudes de onda. La intensidad de potencia ponderada máxima permitida en la esclerótica sin riesgo térmico es de 700 mW/cm2. Las potencias equivalentes para la estimación del riesgo térmico fueron 191 mW/cm2, 127 mW/cm2, 154 mW/cm2 y 62 mW/cm2 para fuentes de luz de 530 nm, 625 nm, 780 nm y 970 nm, respectivamente, lo que es de 4 a 11 veces por debajo en comparación con la intensidad de potencia máxima ponderada permitida en la esclerótica sin riesgo térmico.

D. Toslak y X. Yao tienen solicitudes de patente relativas a la fotografía de fondo de ojo de campo amplio.

Los datos subyacentes a los resultados se presentan en este artículo. Se puede obtener información adicional del autor correspondiente previa solicitud razonable.

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TS simuló y validó el sistema, adquirió y analizó los datos y preparó el manuscrito, JM construyó el sistema y adquirió los datos, DT diseñó y construyó el sistema, AR y HK adquirieron los datos, RVPC reclutó y validó los datos y XY supervisó el proyecto y contribuyó al diseño del estudio, análisis de datos y preparación del manuscrito. Todos los autores revisaron el manuscrito.

Correspondencia a Xincheng Yao.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Recibido: 17 de marzo de 2022

Aceptado: 04 de agosto de 2022

Publicado: 16 de agosto de 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-18061-7

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