Lichtfarbeffizienz

Aug 28, 2023

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 13850 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Für eine bessere Erkennung und Behandlungsbeurteilung von Augenerkrankungen ist eine Weitfeld-Funduskamera wünschenswert, die selektiv die Netzhaut und die Aderhaut beurteilen kann. Die transpalpebrale Beleuchtung wurde für die Weitfeld-Fundusfotografie demonstriert, ihre Anwendung für die naturgetreue Bildgebung der Netzhaut ist jedoch eine Herausforderung, da die Lichteffizienz, die durch das Augenlid und die Sklera abgegeben wird, stark von der Wellenlänge abhängt. Ziel dieser Studie ist es, die Machbarkeit einer farbtreuen Netzhautbildgebung mit effizienzausgeglichener Beleuchtung mit sichtbarem Licht zu testen und die multiple spektrale Bildgebung (MSI) der Netzhaut und der Aderhaut zu validieren. Lichtemissionsdioden (LEDs) mit 530 nm, 625 nm, 780 nm und 970 nm werden verwendet, um die spektrale Effizienz der transpalpebralen Beleuchtung quantitativ zu bewerten. Im Vergleich zur 530-nm-Beleuchtung sind die Lichtausbeuten bei 625 nm, 780 nm und 970 nm um das 30,25-, 523,05- und 1238,35-fache höher. Die Lichteffizienz-ausgeglichene 530-nm- und 625-nm-Beleuchtungssteuerung kann verwendet werden, um ein farbgetreues Netzhautbild mit Kontrastverstärkung zu erzeugen. Das 780-nm-Lichtbild verbessert die Sichtbarkeit des Aderhautgefäßsystems, und das 970-nm-Bild zeigt überwiegend große Venen in der Aderhaut. Ohne die Notwendigkeit einer pharmakologischen Pupillenerweiterung wird in einem Schnappschuss-Fundusbild ein Augenwinkel-Sichtfeld (FOV) von 140° demonstriert. In Abstimmung mit einem Fixierungsziel kann das Sichtfeld problemlos über den Äquator des Auges erweitert werden, um Wirbelampullen sichtbar zu machen.

Die Fundusfotografie ist für das Screening, die Diagnose und die Behandlung von Augenerkrankungen in der Augenheilkunde unverzichtbar. Da viele Augenerkrankungen sowohl zentrale als auch periphere Bereiche der Netzhaut betreffen können, hat sich die Weitfeld-Fundusfotografie als nützlich für die klinische Behandlung von Augenerkrankungen wie diabetischer Retinopathie (DR)1 und altersbedingter Makuladegeneration (AMD)2 erwiesen , Glaukom3, hypertensive Retinopathie4, Netzhautablösungen5 und Gefäßerkrankungen (Gefäßverschlüsse, Vaskulitis usw.)6 mit Augenmetastasen. Zusätzlich zur Netzhautbildgebung kann die Aderhautbildgebung eine wertvolle Ergänzung zur herkömmlichen Netzhautbildgebung für eine bessere Behandlung von Aderhauterkrankungen darstellen. AMD kann beispielsweise eine choroidale Neovaskularisation (CNV) hervorrufen7. Eine diabetische Choroidopathie (DC) kann zum Verlust der Choriocapillaris (CC), zu gewundenen Blutgefäßen und zu einer Verringerung des Blutflusses im subfovealen Aderhautgefäßsystem führen8. Außerdem wurde über eine signifikante Verringerung des Aderhautvaskularitätsindex (CVI) bei Glaukom und Retinitis pigmentosa9 berichtet. Es wurde berichtet, dass die multispektrale Bildgebungstechnologie (MSI), die mehrere Wellenlängen vom sichtbaren bis zum nahen Infrarot verwendet, den Aderhauthintergrund sichtbar machen kann. Derzeit verfügbare MSI-Systeme haben jedoch ein begrenztes Sichtfeld, typischerweise 45° Sichtwinkel (68° Augenwinkel)10,11,12.

Aufgrund der Beleuchtungsmechanismen ist es technisch schwierig, Weitwinkel-Funduskameras zu konstruieren13. Herkömmliche Funduskameras nutzten die transpupilläre Beleuchtung; eine Donut-förmige, gemusterte Beleuchtung, die an das Innere des Auges abgegeben wird14. Basierend auf dem Gullstrand-Prinzip müssen Beleuchtungs- und Abbildungspfad getrennt werden15. Andernfalls verursacht der Beleuchtungsstrahl starke Reflexionen an der Hornhaut und der Augenlinse, was zu einer Verschlechterung der Bildqualität führt. Daher begrenzt die transpupilläre Beleuchtung das Sichtfeld (FOV), typischerweise 30° oder 45° Sichtwinkel (45°–68° Augenwinkel), von Fundusbildern, da nur ein kleiner Teil der Pupille für die Bildgebung verwendet wird Für die Beleuchtung muss der Pupillenrandbereich genutzt werden16. Für die Weitfeld-Fundusbildgebung ist typischerweise eine Pupillenerweiterung erforderlich. Eine pharmakologische Pupillenerweiterung führt dazu, dass Patienten stunden- und in manchen Fällen sogar tagelang unter Lichtblendung und Fokussierungsschwierigkeiten leiden. Die miniaturisierte indirekte Ophthalmoskopie wurde für die Weitfeld-Fundusbildgebung entwickelt, indem der Beleuchtungsanteil der verfügbaren Pupille minimiert wird17,18. Eine nichtmydriatische Fundusbildgebung mit einem Sichtwinkel von 67° (101° Augenwinkel) wurde durch die Nutzung der NIR-Führung zur Bildausrichtung und Fokuseinstellung erreicht. Die Daytona- und California-Serie (Optos, Dunfermline, UK), ein auf dem Scanning-Laser-Ophthalmoskop (SLO) basierender Fundus-Imager, wurde für die Ultraweitfeld-Fundus-Bildgebung mit einem Sichtwinkel von 134° (200° Augenwinkel) FOV19,20 entwickelt. Allerdings sind mehrere Laserlichtquellen und ein kompliziertes Scansystem erforderlich, was die Komplexität und die Gerätekosten erhöht. Außerdem können die Wimpern und Augenlider den Randbereich dieser Fundusbilder verdecken. Der Sichtwinkel wurde verwendet, um das Sichtfeld der konventionellen Fundusfotografie darzustellen. In jüngster Zeit taucht der Augenwinkel als Einheit in der Weitfeld-Fundusfotografie auf, was zu Verwirrung über die FOV-Interpretation führt. Es gibt Bemühungen, die Beziehung zwischen Sehwinkel und Augenwinkel zu verstehen21. In dieser Studie geben wir sowohl den Sehwinkel als auch den Augenwinkel an, um Verwirrung zu vermeiden.

Es wurde untersucht, dass transpars-planare Beleuchtung das Sichtfeld von Fundusbildern ohne pharmakologische Pupillenerweiterung erweitert14,16,22. Die Parsplana ist ein hinterer Teil des Ziliarkörpers, dem es an Muskeln, Blutgefäßen und Pigmentierung mangelt. Daher kann es als Fenster verwendet werden, um das Beleuchtungslicht in das Auge zu leiten. Es wurde sowohl kontaktbehaftete als auch kontaktfreie trans-pars-planare Beleuchtung demonstriert. Wang et al. Archivierte 60°-Sichtwinkel- (90°-Augenwinkel-)Weitfeld-Fundusbilder durch berührungslose trans-pars-planare Beleuchtung. Es wurde auch gezeigt, dass die Helligkeitsanalyse von Fundusbildern, die an verschiedenen Orten gesammelt wurden, die Transparenz der Pars-Plana bestätigt16. Toslak et al. validierte die trans-pars-planare Beleuchtung im Kontaktmodus in einer tragbaren Funduskamera mit ultraweitem Feld (134° Sichtwinkel; 200° Augenwinkel) für pädiatrische und erwachsene Probanden14,22. Da die gesamte Pupille nur für Bildgebungszwecke frei war und die Linse das Auge berührte, ermöglichte das Fundusbild die Visualisierung sowohl der zentralen als auch der peripheren Netzhaut bis hin zur Ora serrata. Der sklerale Kontakt des transpars-planaren Illuminators kann jedoch zu klinischen Komplikationen führen, wie z. B. einer möglichen Kontaktentzündung und der anschließenden Notwendigkeit einer Sterilisation.

Die transpalpebrale Beleuchtung hat sich als eine sklerale kontaktfreie Alternative zur transpars-planaren Beleuchtung für die Weitfeld-Fundusfotografie erwiesen23. Anstelle des direkten Kontakts des transpars-planaren Illuminators mit der Sklera liefert der transpalpebrale Illuminator das Licht durch das Augenlid und verspricht eine einfache Lösung für eine kostengünstige Weitfeld-Bildgebung, ohne dass eine Kontamination durch direkten Kontakt der Linse berücksichtigt werden muss der Augapfel. Allerdings ist die praktische Anwendung der transpars-planaren Beleuchtung für die farbgetreue Netzhautbildgebung eine Herausforderung, da die Lichteffizienz, die durch das Augenlid und die Sklera abgegeben wird, stark von der Wellenlänge abhängt. In dieser Studie testen wir die Machbarkeit einer farbgetreuen Netzhautbildgebung mithilfe einer Beleuchtung mit sichtbarem Licht mit ausgeglichener Effizienz und validieren die multiple spektrale Bildgebung (MSI) der Aderhaut mithilfe einer Beleuchtung mit Nahinfrarotlicht (NIR).

Die Strahlfleckpositionen auf der Sensorebene wurden simuliert, um das Sichtfeld des Fundus-Bildgebungssystems zu bewerten (Abb. 1A). Die Spots mit Feldwinkeln von 0° bis 45° wurden im Quadrat von 6,12 mm auf der Sensorebene positioniert. Der maximale Feldwinkel kann auf ~ 46° geschätzt werden, wenn man bedenkt, dass die Kamerasensorgröße 6,25 mm beträgt. Daher beträgt das maximale Sichtfeld ~ 93° Sichtwinkel (140° Augenwinkel). Es wurde gezeigt, dass die Punktdiagrammsimulationen von vier Feldwinkeln die Auflösung aus verschiedenen Feldwinkeln charakterisieren (Abb. 1B). Der quadratische Mittelwert (RMS) der Spotradien in jedem Feldwinkel lag zwischen 2,38 und 26,75 µm. Die Punktgröße vergrößerte sich und die Form wurde aufgrund der Strahlaberration mit zunehmendem Feldwinkel zu einer Ellipse. Die MTF wurden aufgezeichnet, um die Bildqualität zu charakterisieren (Abb. 1C). Die Darstellung zeigte, dass bei allen Feldwinkeln ~ 900 Zyklen/mm aufgelöst werden können. Es lässt sich feststellen, dass die beugungsbegrenzte Leistung bei 0° geschlossen war und sich bei Feldwinkeln ungleich Null verschlechterte. Im Allgemeinen gilt bei MTF > 0,3 das Bild als deutlich erkennbar, bei MTF > 0,6 gilt das Bild als gut und bei MTF > 0,8 gilt die Bildqualität als sehr gut24. Die MTFs betragen 40, 50, 100 und 200 Zyklen/mm bei Feldwinkeln von 0°, 15°, 30°, 45°, wenn MTF > 0,6.

Leistung des Bildgebungssystems und Simulation des Pupillengangs des vorgeschlagenen Fundus-Bildgebungssystems. Simulation des Systemsichtfelds (A), des Spotdiagramms (B) und der Modulationsübertragungsfunktion (C) bei verschiedenen Feldwinkeln. Pupillengang abhängig von der Pupillengröße. Größe und Position der Eintrittspupille an der Augenpupillenebene (D) und entsprechende relative Beleuchtungsänderungen (E) aus verschiedenen Feldwinkeln. Schwarze Kreise im Feld (D) zeigen die minimal zulässige Augenpupillengröße, um alle Eintrittspupillen abzudecken.

Das Pupillenwandern, die Position der Eintrittspupille, um sich zu bewegen oder ihre Größe zu ändern, wurde auf der Ebene der Augenpupille beobachtet (Abb. 1D). Die Eintrittspupillepositionen von 15°, 30° und 45° Feldwinkel wurden in vertikale Richtung verschoben. Auch die Formen der Eintrittspupille bei Feldwinkeln von 15°, 30° und 45° zeigten bei kleiner Augenpupillengröße eine Verformung in tangentialer Richtung und veränderten sich mit zunehmender Augenpupillengröße allmählich zu einer Kreisform. Die schwarzen Kreise in Abb. 1D zeigten die minimal zulässige Augenpupillengröße, um alle Eintrittspupille aus verschiedenen Feldwinkeln abzudecken. Diese zulässige Augenpupille erreichte ihr Maximum bei 4,25 mm und vergrößerte sich nicht. Beachten Sie, dass die maximale Größe der Eintrittspupille bei jedem Feldwinkel ~ 2,5 mm betrug. Die maximale Größe der Eintrittspupille wurde durch die Größe der Kameraöffnung bestimmt. Die Blendengröße der Kamera wurde auf 6,66 mm eingestellt (die Blendenzahl des Kameraobjektivs beträgt F/1,8 und die Brennweite beträgt 12 mm). Die Vergrößerung zwischen Linsenkombination (L1, L2, L3) und Triplet-Linse (L4) betrug basierend auf der Zemax-Simulation 2,66. Daher betrug die projizierte Kameraöffnungsgröße auf der Augenpupillenebene ~ 2,5 mm. Die relativen Beleuchtungsänderungen aus allen Feldwinkeln wurden simuliert, um den Effekt des Pupillengehens zu validieren (Abb. 1E). Die relative Beleuchtung nahm mit zunehmendem Feldwinkel bei einer Augenpupillengröße von 4,5 mm und 5,0 mm allmählich von 100 auf 87 % ab. Die relativen Beleuchtungen wurden bis zu einem Feldwinkel von etwa 25° verringert und erreichten ihr Minimum, um dann bei 2,5 mm, 3,0 mm, 3,5 mm und 4,0 mm Augenpupille zuzunehmen. Außerdem zeigte die größere Pupillengröße eine höhere relative Beleuchtung.

Die repräsentativen Weitfeld-Fundusbilder aus mehreren Wellenlängen sind in Abb. 2A dargestellt. Es ist zu beobachten, dass das Netzhautgefäßsystem, einschließlich der Arterien und Venen, mit der 530-nm-Grünlichtbeleuchtung deutlich abgebildet wurde (Abb. 2A1). Im Gegensatz dazu kann eine 625-nm-Rotlichtbeleuchtung das Aderhautgefäßsystem sichtbar machen (Abb. 2A2). Das Gefäßsystem der Netzhaut wurde ebenfalls abgebildet, war jedoch bei der Beleuchtung mit grünem Licht nicht deutlich zu erkennen. Eine weitere Verbesserung des Aderhautgefäßsystems wurde mit einer 780-nm-Beleuchtung erreicht (Abb. 2A3). Es zeigte mehr Aderhautgefäße im Vergleich zur Rotlichtbeleuchtung. Bei 970-nm-Beleuchtung wurden Aderhautvenenstrukturen selektiv abgebildet (Abb. 2A4).

(A) Repräsentative Weitfeld-Multispektralfundusbilder von 530 nm (A1), 625 nm (A2), 780 nm (A3) und 970 nm (A4) Wellenlänge. (B) Lichtquellenspektren und Kameraquanteneffizienz. (C) Beleuchtungseffizienz aus mehreren Wellenlängen.

Die spektrale Effizienz der transpalpebralen Beleuchtung wurde berechnet, um die Beleuchtung jeder Wellenlänge zu optimieren. Die Bildhelligkeit Bλ lässt sich auf schätzen

Dabei ist Iλ die Beleuchtungseffizienz, Pλ die Beleuchtungsleistung, Qλ die Quanteneffizienz des Kamerasensors, Gλ die Verstärkung des Kamerasensors und tλ die Belichtungszeit für jede Beleuchtungswellenlänge (λ). Daher wird Iλ berechnet als:

Für alle abgebildeten Bilder in diesem Artikel wurden die Beleuchtungsleistungen auf P530 = 40 mW, P625 = 18 mW, P780 = 8 mW und P970 = 4 mW eingestellt. Die Quanteneffizienzen des Kamerasensors sind bekannt als Q530 = 75 %, Q625 = 58 %, Q780 = 22 % und Q970 = 4 % (Abb. 2B). Die Bandbreite jeder LED (35 nm, 17 nm, 30 nm und 60 nm für 530 nm, 625 nm, 780 nm bzw. 970 nm) wurde berücksichtigt. Die Beleuchtungsleistungen und Quanteneffizienzen einer einzelnen Wellenlänge jeder Bandbreite wurden auf der Grundlage von Abb. 2B ermittelt, dann multipliziert und gemittelt. Die Verstärkungen des Kamerasensors wurden auf G530 = 24, G625 = 10, G780 = 10 und G970 = 10 eingestellt. Die Belichtungszeiten waren t530 = 500 ms, t625 = 100 ms, t780 = 100 ms und t970 = 100 ms . Alle anderen Kameraparameter wurden für alle Wellenlängen beibehalten. Um die spektralen Effizienzen zu quantifizieren, wurde der gemittelte Pixelwert als Bλ für jede Beleuchtungswellenlänge verwendet. Die Beleuchtungseffizienzen jeder Wellenlänge von sieben Probanden wurden in Abb. 2C dargestellt. Die quantitative Beleuchtungseffizienz ist in Tabelle 1 dargestellt. Die Beleuchtungseffizienz hängt stark von der Wellenlänge ab. Je höher die Effizienz bei höherer Wellenlänge und umgekehrt. Zum einfacheren Vergleich werden die Beleuchtungseffizienzen von 625 nm, 780 nm und 970 nm auf die von 530 nm normiert, d. h. Iλ/I530 (Tabelle 2). Die normalisierten Beleuchtungseffizienzen von 625 nm, 780 nm und 970 nm werden auf 30,25, 523,05, 1238,35 Mal höher als die 530 nm geschätzt. Zwischen den beiden Gruppen wurde ein t-Test mit Schülerpaaren durchgeführt und alle p-Werte zeigten weniger als 0,01.

Das farblich ausgeglichene Fundusbild wurde erstellt, um die Sichtbarkeit des Gefäßsystems basierend auf der spektralen Effizienz zu verbessern (Abb. 3). Die für grünes Licht optimierte Beleuchtung zeigte klare Netzhautgefäße, Papille und Makularegion im grünen Fundusbild (Abb. 3A1), wohingegen das Fundusbild gesättigt war und die Details im roten Fundusbild schwer zu erkennen waren (Abb. 3A2). Das farbige Fundusbild, das aus Abb. 3A1 und A2 zusammengeführt wurde, zeigte ein rot dominiertes Fundusbild, obwohl Papille und Makula sichtbar waren (Abb. 3A3). Das grüne Fundusbild zeigte keine auffälligen Details (Abb. 3B1) und im roten Fundusbild waren die Papille, die Makula und die Aderhautgefäße bei für Rotlicht optimierter Beleuchtung deutlich sichtbar (Abb. 3B2). Das farbige Fundusbild der für rotes Licht optimierten Beleuchtung zeigte eine Papille und ein kleines Aderhautgefäßsystem, das Bild ist jedoch dunkel und die meisten detaillierten Strukturinformationen gehen verloren (Abb. 3B3). Das farblich ausgeglichene Fundusbild (Abb. 3C) stellte im Vergleich zu nicht farblich ausgeglichenen Fundusbildern (Abb. 3A3, B3) sowohl das Netzhaut- als auch das Aderhautgefäßsystem deutlich dar. Die quantitative Verbesserung der Schiffssichtbarkeit wurde in Abb. 3D bewertet. Das Gefäßintensitätsprofil aus dem farblich ausgeglichenen Fundusbild (Abb. 3C) ist etwa 2,5-mal höher als das für 530 nm optimierte Fundusbild (Abb. 3A3), wohingegen im für 625 nm optimierten Fundusbild kein Gefäßintensitätsprofil erkannt wurde (Abb. 3B3).

Fundusbilder mit grüner (A) und roter (B) optimierter Beleuchtung. Farbfundusbilder (A3 und B3), die aus entsprechenden grünen (A1 und A2) und roten (B1 und B2) Fundusbildern zusammengeführt wurden. Farblich ausgewogenes Fundusbild (C), das aus den Fundusbildern (A1) und (B2) zusammengeführt ist. Verbesserung der Gefäßsichtbarkeit des farbigen Fundusbildes aus den Regionen I (D1), II (D2), III (D3). Jede orange, grüne und rote Linie zeigt das Gefäßintensitätsprofil aus dem farblich ausgeglichenen Fundusbild (C), dem 530-nm-optimierten Fundusbild (A3) bzw. dem 625-nm-optimierten Fundusbild (B3).

Die Fundusbilder von Probanden mit geringer, mittlerer und hoher Pigmentierung wurden aufgenommen, um den Pigmentierungseffekt auf Fundusbildern zu zeigen (Abb. 4). Der Pigmentierungsgrad beeinflusst die Gesamthelligkeit des Bildes (Abb. 4, obere Reihe). In den Fundusbildern aller pigmentierten Probanden wurden die Makula, der Sehnerv und das Netzhautgefäßsystem beobachtet. Das Aderhautgefäßsystem wird bei Patienten mit hoher und niedriger Pigmentierung allmählich klarer. Außerdem waren nach der Helligkeitsnormalisierung klarere Netzhaut- und Aderhautinformationen verfügbar (Abb. 4, untere Reihe).

Farblich ausgewogene Fundusbilder von verschiedenen Pigmentierungsthemen. Fundusbilder vor (obere Reihe) und nach (unten unten) Normalisierung von einem Motiv mit geringer (A), mittlerer (B) und hoher Pigmentierung (C).

Das Sichtfeld des Schnappschuss-Weitfeld-Fundusbildes wurde mit dem Fundusbild des kommerziellen Fundusbildgebers Pictor Plus (VP2RET, Volk Optical Inc., Mentor, OH, USA) in Abb. 5A verglichen. Das FOV des Weitfeld-Fundusbildes kann als ~ 92° Sichtwinkel (138° Augenwinkel) gemessen werden, wenn man bedenkt, dass das FOV des Fundusbildes von Pictor Plus 45° Sichtwinkel (68° Augenwinkel) beträgt. Das gemessene FOV des Weitfeld-Fundusbildes stimmt gut mit dem Simulationsergebnis in Abb. 1A überein. Die sieben Standardfelder für die Studie zur Frühbehandlung diabetischer Retinopathie (ETDRS) können durch das einzige Weitfeld-Fundusbild vollständig abgedeckt werden. Außerdem zeigte das Fundusbild des Prototyps der Funduskamera im Vergleich zur kommerziellen Funduskamera eine ausgeglichenere Farbe und somit eine bessere Gefäßsichtbarkeit. Die Ultraweitfeld-Fundusbilder wurden durch ein Mosaik aus fünf Snapshot-Weitfeld-Fundusbildern erstellt (Abb. 5B, C). Das Aderhautgefäßsystem wurde von der Mitte zur Peripherie abgebildet (Abb. 5B). Die blauen Pfeile in Abb. 5B deuteten auf die Wirbelampullen hin, die als Äquator für den 60°-Sichtwinkel (90°-Augenwinkel) von der zentralen Netzhaut entfernt dienten. Somit kann das FOV des Ultraweitfeld-Fundusbilds auf > 134° Sichtwinkel (200° Augenwinkel) geschätzt werden. Im 970-nm-NIR-Fundusbild wurden die Strukturen der Aderhautvene detailliert dargestellt (Abb. 5C). Die Wirbelampullen (blaue Pfeile) wurden beobachtet und es wurden auch mehrere kurze und lange Ziliarnerven beobachtet (grüne Pfeile).

(A) Sichtfeldvergleich mit dem Fundusbild des kommerziellen Fundus-Imagers Pictor (~ 45° Sichtwinkel; 68° Augenwinkel). ETDRS sieben Standardfelder (~ 80° Sichtwinkel; 120° Augenwinkel), abgedeckt durch das Fundusbild, das mit dem vorgeschlagenen Bildgebungssystem aufgenommen wurde. (B und C) Ultraweitfeld-Aderhautfundusbilder von 780 nm (B) und 970 nm (C) durch Mosaik aus fünf Weitfeld-Fundusbildern. Die blauen und grünen Pfeile in (B und C) zeigen Wirbelampullen bzw. Ziliarnerven.

Das Weitfeld-Fundusbildgebungssystem wurde für die nichtmydriatische Fundusbildgebung entwickelt (Abb. 6A). Die transpalpebrale Beleuchtung wurde verwendet, um eine Weitfeldbildgebung zu erreichen (Abb. 6A, B). Durch die Freigabe des gesamten Pupillenbereichs für den Bildpfad wurde das Schnappschuss-FOV bis zu einem Augenwinkel von ~ 140° erreicht. Anders als bei der Scanning-Laser-Ophthalmoskopie (SLO) wie Optos, bei der mehrere Laser mit unterschiedlichen Wellenlängen und mechanischer Abtastung zum Einsatz kommen, verwendete diese Funduskamera LEDs, um ein kostengünstiges, tragbares Gerät zu ermöglichen, das die neu entstehende Telemedizin für ländliche oder unterversorgte Gebiete fördert . Wir haben auch die optische Leistung des vorgeschlagenen Fundus-Bildgebungssystems anhand von Punktdiagrammen und MTFs untersucht (Abb. 1B, C). Die RMS-Punktdiagramme, die die optische Auflösung widerspiegeln, werden mit zunehmendem Feldwinkel größer und gehen mit Astigmatismus einher (Abb. 1B). Da die Strahlen unterschiedliche Positionen in der Linse durchlaufen, die kleiner als der Linsendurchmesser sind (Abb. 6C), treffen die außeraxialen Strahlen aufgrund der unterschiedlichen Linsenkrümmung asymmetrisch in der Tangential- und Sagittalebene auf die Linse. Dies führt zu Astigmatismus dritter Ordnung und verschlechtert die Bildqualität25,26. Diese Verschlechterung wurde auch durch die MTFs (Abb. 1C) bestätigt, die zur Bewertung der Abbildungsqualität des optischen Abbildungssystems verwendet werden können. Mit zunehmendem FOV entfernt sich die MTF-Kurve allmählich von der Beugungsgrenze. Die MTF kann die meisten optischen Aberrationseffekte wie sphärische Aberration, Koma, Astigmatismus, Bildfeldkrümmung und Verzerrung widerspiegeln27,28. Wir haben durch Seidel-Koeffizienten bestätigt, dass die meisten Aberrationen auf die Verzerrung zurückzuführen sind, insbesondere auf die tonnenförmige Verzerrung, bei der Punkte im Sichtfeld zu nahe am Zentrum erscheinen. Die Verzerrung wird als geometrische Fehlplatzierung von Informationen betrachtet und verringert nicht die Bildinformation29. Die optische Leistung des vorgeschlagenen Weitfeld-Fundus-Bildgebungssystems kann durch Hinzufügen weiterer Linsen zur Aberrationskorrektur verbessert werden. Dies kann jedoch die Systemkomplexität und die Kosten erhöhen und andere Probleme verursachen. Wir arbeiten derzeit an einem kundenspezifischen Linsendesign und einer kundenspezifischen Herstellung, um die optische Leistung zu verbessern und damit zum klinischen Einsatz des Snapshot-Weitfeld-Fundusbildes überzugehen.

Nichtmydriatische Weitfeld-Funduskamera mit transpalpebraler Beleuchtung für multispektrale Bildgebung. (A) Fotografische Darstellung des vorgeschlagenen Systems. (B) Schematische Darstellung der transpalpebralen Beleuchtung. (C) Optisches Layout des vorgeschlagenen Systems. Die Feldwinkel in (C) repräsentieren die Hälfte des Sehwinkels.

Die minimale Augenpupillengröße wurde mit 4,25 mm bewertet (Abb. 1D), was bei schwachem Licht problemlos erreicht werden kann. Die relative Beleuchtung zeigte, dass die niedrigste relative Beleuchtung bei einer Augenpupillengröße von 4,0 mm, was bei Lichtbedingungen der normalen Pupillengröße entspricht, 87 % beträgt. Dieses Ergebnis zeigte, dass das vorgeschlagene Fundus-Bildgebungssystem das Weitfeldbild ohne pharmakologische Pupillendilatation erfassen kann. Der Pupillenwandereffekt wurde auf der Pupillenebene beobachtet. Sie wird durch die sphärische Aberration der Abbildungsoptik hervorgerufen und ist ein häufiger Effekt bei Weitwinkelobjektiven30,31,32,33. Die Linsenkombination (L1-, L2- und L3-Linsen) wurde für das Weitwinkel-Fundusbild entwickelt, sodass das Pupillenwandern beobachtet werden konnte. Außerdem verursachte diese einzigartige Linsenkombination eine unregelmäßige Verschiebung der Position der Eintrittspupille. Die Eintrittspupille bewegte sich bei Feldwinkeln von 15° und 30° nach oben und bei Feldwinkeln von 45° nach unten. Die Verformung der Eintrittspupillenform trat auch bei kleinen Augenpupillen auf und bildete mit zunehmender Augenpupillengröße allmählich eine Kreisform. Dies ist hauptsächlich auf die mechanische Vignettierung zurückzuführen, die auftritt, wenn Lichtstrahlen, die von außerhalb der Achse liegenden Objektpunkten ausgehen, teilweise durch externe Objekte wie dicke oder gestapelte Filter, Sekundärlinsen und falsche Gegenlichtblenden blockiert werden34.

Multispektrale Fundusbilder wurden durch transpalpebrale Beleuchtung demonstriert (Abb. 2). Die Beleuchtung mit grünem Licht zeigt überwiegend Netzhautgefäße, während die rote und NIR-Beleuchtung Aderhautgefäße sichtbar macht. Da die Aderhaut und die Choriokapillaris die hohe Stoffwechselrate der äußeren Netzhautschichten und des retinalen Pigmentepithels aufrechterhalten und so zur Sauerstoffversorgung der Photorezeptoren beitragen, kann die Bildgebung der Aderhaut für die klinische Behandlung von Augenerkrankungen wertvoll sein35,36. Es ist bekannt, dass die Aderhaut, die sich unter dem retinalen Pigmentepithel (RPE) befindet, reichlich Melaninpartikel enthält, um den Großteil des sichtbaren Lichts zu absorbieren, und diese Absorption hängt stark von der Wellenlänge ab. Daher haben wir die spektrale Effizienz der transpalpebralen Beleuchtung zur Bildoptimierung untersucht und die Beleuchtung unter dem Sicherheitsniveau gehalten. In Tabelle 2 zeigte das Beleuchtungseffizienzverhältnis eine um mehrere Größenordnungen höhere Effizienz bei längeren Wellenlängen als 530 nm Wellenlänge. Diese spektrale Effizienz wird von mehreren Faktoren beeinflusst, wie z. B. den optischen Eigenschaften von Sklera, Augenlid, RPE-Melanin und der Größe der Augenpupille. Vogel et al.37 und Hwang et al.38 stellten dar, dass die Lichtdurchlässigkeit menschlicher Lederhaut und Augenlider bei längeren Wellenlängen höher ist und umgekehrt. Da die Lichtdurchlässigkeit des Augenlids durch den Pigmentierungsgrad beeinflusst wird und einen Unterschied in der Bildhelligkeit verursacht (Abb. 4), wurden Probanden mit Hauttyp III (hellbraun) bis IV (mäßig braun) nach Fitzpatrick-Skala rekrutiert, um den Effekt des Pigmentierungsgrads zu minimieren zwischen Fächern39. Außerdem nimmt die Absorption von RPE-Melanin mit zunehmender Wellenlänge ab und somit nimmt die Helligkeit des Bildes zu. Abhängig von der Beleuchtungsstärke, die bei jeder Wellenlänge unterschiedlich angepasst wurde, kann die Pupillengröße des Auges verändert werden. Die hohe Beleuchtungsleistung verkleinert die Augenpupille, daher wird die Helligkeit dunkel. Basierend auf der spektralen Effizienz der transpalpebralen Beleuchtung wurde ein lichteffizienzkompensiertes, farblich ausgeglichenes Fundusbild erzielt (Abb. 3C). Die Farbmerkmale sind wichtig, um Merkmale wie Blutungen, Pigmente oder Lipide zu unterscheiden, die die korrekte Diagnose oder Einstufung einer Augenerkrankung beeinflussen können40,41. Wie in Abb. 3D gezeigt, verbessert das farblich ausgewogene Fundusbild die Sichtbarkeit des Gefäßes. Daher kann eine genaue Farbwiedergabe von entscheidender Bedeutung sein. Bei vielen Fundusstudien wurde das Farbverhältnis digital ausgeglichen, indem die Intensitäten der roten und grünen Kanäle angepasst wurden, um die Farbeigenschaften zu verbessern42. Allerdings kommt es bei herkömmlichen Funduskameras, die eine Breitspektrumbeleuchtung verwenden, zu einer Übersättigung im roten Kanal und zu einer Verwaschung im grünen Kanal, sodass ein Netzhautbild oft rötlich aussieht und möglicherweise weniger aussagekräftig ist. Sobald es übersättigt oder ausgewaschen ist, ist es schwierig, die Informationen wiederherzustellen. Durch die getrennte Steuerung der Beleuchtung kann der Dynamikbereich von Rot- und Grünkanal individuell gesteuert werden, ohne dass sie sich gegenseitig beeinflussen.

Das FOV des Schnappschuss-Fundusbildes wurde mit dem Fundusbild des kommerziellen Fundus-Imagers und den sieben Standardfeldern von ETDRS verglichen. (Abb. 5A). Ein einzelnes Fundusbild deckt sieben ETDRS-Standardfelder ab. Es ist bekannt, dass Augenerkrankungen sowohl die zentralen als auch die peripheren Bereiche des Augenhintergrundes betreffen. Daher haben wir in dieser Studie die Machbarkeit einer Ultraweitfeld-Fundusaufnahme unter Verwendung transpalpebraler Beleuchtung demonstriert, um einen Sichtwinkel von > 134° (200° Augenwinkel; Abb. 5B, C) zu erreichen. Die 780-nm-Beleuchtung stellte das Aderhautgefäßsystem mit Wirbelampullen dar, während die 970-nm-Beleuchtung nur große Venen mit Wirbelampullen sichtbar machte. Die Farbumkehr der Venen und des Hintergrunds bei der 970-nm-Beleuchtung im Vergleich zu 780 nm könnte auf das von der tiefen Sklera reflektierte Licht zurückzuführen sein, während an den großen Wirbelvenen, die mit hoher Flussrate den Globus durch die Sklera verlassen, eine erhebliche Lichtdämpfung auftritt. Über die Verformung der Wirbelvene wurde bei zentraler seröser Chorioretinopathie und polypoidaler Aderhautvaskulopathie berichtet. Damit verspricht es eine praktische Lösung zur objektiven Beurteilung von Aderhauterkrankungen aufgrund von Augenerkrankungen. Im Vergleich zu Indocyaningrün (ICG), das in Kliniken häufig zur Aufnahme der Aderhautangiographie verwendet wird, ist die berichtete multispektrale Fundusbildgebung markierungsfrei und somit völlig nichtinvasiv, ohne dass allergische Reaktionen durch exogene Farbstoffinjektion befürchtet werden müssen. Obwohl die Angiographie mit optischer Kohärenztomographie (OCT) das Aderhautgefäßsystem sichtbar machen kann, ist das Sichtfeld relativ kleiner als bei den vorgeschlagenen Weitfeld-Fundusbildern. Auch die Ziliarnerven wurden beobachtet (Abb. 5C). Wir vermuten, dass die dunklen Ränder des Ziliarnervs auf die Lichtabsorption der Ziliararterien zurückzuführen sein könnten, die mit dem Nerv einhergehen.

Die transpalpebrale Beleuchtung ermöglichte eine Weitfeld-Funduskamera mit einem Schnappschuss-FOV von 93° Sichtwinkel (140° Augenwinkel) für MSI. Mit Hilfe eines Fixierungsziels kann problemlos eine Ultraweitfeld-Fundusbildgebung bis zu einem Sichtwinkel von 134° (200° Augenwinkel) erreicht werden. Die optische Leistung der Funduskamera wurde systematisch bewertet und die minimale Augenpupillengröße, die für die nichtmydriatische Fundusbildgebung erforderlich ist, wurde quantitativ auf 4,25 mm geschätzt. Das MSI bestätigte, dass das 530-nm-Bild überwiegend von der Netzhautstruktur geprägt ist, das 625-nm-Bild aus Beiträgen sowohl der Netzhaut als auch der Aderhaut besteht, das 780-nm-Bild sowohl Arterien als auch Venen in der Aderhaut zeigt und das 970-nm-Bild nur große Venen zeigt . Im Vergleich zur 530-nm-Beleuchtung sind die Lichtausbeuten bei 625 nm, 780 nm und 970 nm um das 30,25-, 523,05- und 1238,35-fache höher. Die lichteffizienzkompensierte 530-nm- und 625-nm-Beleuchtung kann effektiv zur Verbesserung des Bildkontrasts für die Echtfarben-Fundusfotografie eingesetzt werden.

Abbildung 6A zeigt eine fotografische Darstellung der nichtmydriatischen Weitfeld-Funduskamera mit transpalpebraler Beleuchtung. Der transpalpebrale Illuminator besteht aus 4 optischen Fasern mit einem Durchmesser von 600 µm und einer numerischen Apertur von 0,39 (Abb. 6A). Jede Faser ist mit LED-Lichtquellen verbunden, die 530 nm (M530L4, Thorlabs Inc, Newton, NJ, USA), 625 nm (M625L4, Thorlabs Inc, Newton, NJ, USA), 780 nm (M780L3, Thorlabs Inc, Newton, NJ, USA) und 970 nm (M970L4, Thorlabs Inc, Newton, NJ, USA). Die Wellenlängen der LEDs wurden sorgfältig ausgewählt, um das Netzhaut- und Aderhautgefäßsystem zu erfassen. Das schematische Diagramm des transpalpebralen Illuminators und des Auges veranschaulicht die Beleuchtungsposition und die Pars-Plana-Position (Abb. 6B). Der detaillierte optische Aufbau des Weitfeld-Fundus-Bildgebungssystems ist in Abb. 6C dargestellt. Die erste, zweite und dritte Linse (L1, L2 und L3) des Bildgebers sind eine Meniskuslinse (LE1234-A, Thorlabs Inc., Newton, NJ), eine Plankonvexlinse (67–152, Edmund Optics Inc., Barrington, NJ) bzw. Doppelkonvexlinse (63–688, Edmund Optics Inc., Barrington, NJ, USA). Diese Linsenkombination erzeugt ein Luftbild der Netzhaut vor der Relaisoptik, der achromatischen Triplet-Linse L4 (67–422, Edmund Optics Inc., Barrington, NJ, USA). In Abstimmung mit der Relaisoptik und einem Kameraobjektiv mit einer Brennweite von 12 mm (33–303, Edmund Optics Inc., Barrington, NJ, USA) wird das Luftbild an den Kamerasensor weitergeleitet. Für MSI wurden eine Farb-CCD-Kamera (GS3-U3-41S4C-C, Flir Systems Inc, Wilsonville, OR, USA) und eine Monochromkamera (GS3-U3-41S4M-C, Flir Systems Inc, Wilsonville, OR, USA) verwendet (Abb. 2 und 5) bzw. farbige Fundusbildgebung (Abb. 3). Beide Kameras haben eine Bildrate von 18 Bildern pro Sekunde, eine Bildauflösung von 2016 × 2016 Pixel und eine Pixelgröße von 3,1 μm × 3,1 μm. Der Sensor bietet Quanteneffizienzen von 75 %, 58 %, 22 % und 4 % bei 530 nm, 625 nm, 780 nm bzw. 970 nm Wellenlänge.

Das optische System für die Weitfeld-Fundusbildgebung (~ 93° Sichtwinkel; ~ 140° Augenwinkel) wurde durch Zemax-Simulation (Zemax OpticStudio 18.7, ZEMAX LLC., Kirkland, WA, USA) entworfen und evaluiert, um das zu optimieren Bildqualität zu verbessern und eine optimale Leistung zu gewährleisten. Wie in Abb. 6C dargestellt, beginnt die Simulation bei der Augenpupille. Alle handelsüblichen Objektive wurden aus dem Objektivkatalog in den Zemax-Bibliotheken ausgewählt (Abb. 6C). Als letzte Linsenoberfläche wurde eine paraxiale Oberfläche verwendet, um das Kameraobjektiv nachzuahmen, das nicht im Objektivkatalog verfügbar ist, und außerdem wurde die Blende so eingestellt, dass sie als Blende fungiert, um Strahlenvignetten zu simulieren. Die Systemoptimierung erfolgte anhand von Sichtfeld, Punktdiagramm und Modulationsübertragungsfunktion (MTF), deren Modul der optischen Übertragungsfunktion aus verschiedenen Feldwinkeln bei 0°, 15°, 30° und 45° Sichtwinkel (0°) ausgewertet wurde , 23°, 45° und 68° Augenwinkel). Beachten Sie, dass der Feldwinkel die Hälfte des Sichtwinkels beträgt. Die minimale Augenpupillengröße für das Weitfeld-Fundusbild wurde validiert, indem die Form der Eintrittspupille und die Positionsverformung aus verschiedenen Feldwinkeln simuliert wurden. Die Größe der Augenpupille wurde von 2,5 auf 5 mm Durchmesser geändert, wobei die Kameraöffnungsgröße auf 6,66 mm festgelegt war. Um den Einfluss der Pupillengröße auf die Bildqualität zu validieren, wurde die relative Beleuchtung simuliert.

Diese Studie wurde vom Institutional Review Board der University of Illinois in Chicago genehmigt und folgte den ethischen Standards der Helsinki-Erklärung. Sieben gesunde Probanden ohne Vorgeschichte einer Augenerkrankung wurden rekrutiert, um den vorgeschlagenen Funduskamera-Prototyp zu validieren. Die Einverständniserklärung wurde von jedem Probanden eingeholt. Die informierte Einwilligung zur Veröffentlichung des identifizierenden Bildes (Abb. 6A) in der Online-Open-Access-Publikation wurde vom Probanden eingeholt.

Die Fundusbilder wurden in einer Dunkelkammer aufgenommen. Der Kopf des Probanden wurde zur stabilen Bildgebung auf die Stirn-/Kinnstütze gelegt (Abb. 6A). Der transpalpebrale Illuminator wurde am Augenlid positioniert (Abb. 6A, B). Der Illuminator kann je nach Motiv die horizontale, vertikale Position und den Winkel anpassen. Unter Berücksichtigung der Pars-Plana-Breite und des Abstands vom Limbus wurde die Mitte des Illuminators etwa 6 mm vom Limbus entfernt platziert und die Ausrichtung der Beleuchtung an der Normalrichtung der Sklera ausgerichtet. Der optimale Beleuchtungsort, also die Parsplana, konnte anhand der Bildqualität durch Feineinstellung des Illuminators identifiziert werden. Während der Bildaufnahme wurde eine Live-Ansicht des Fundusbildes gestreamt, um den Ort der Aufnahme zu überwachen und die Feineinstellung des Fokus vorzunehmen. Der Beleuchtungsort wurde während der multispektralen Fundusbildgebung beibehalten. Die Belichtungszeiten wurden auf 500 ms bzw. 100 ms für LEDs mit 530 nm und den Rest anderer Wellenlängen eingestellt. Für das farbige Fundusbild wurden 530-nm- und 625-nm-LEDs nacheinander für grüne bzw. rote Fundusbilder ein- und ausgeschaltet. Die Kamerabelichtung wurde für alle Bildsequenzen gleich eingestellt, mit Ausnahme des Motivs mit hoher Pigmentierung (Abb. 4A). Die Belichtungszeit wurde bei Personen mit hoher Pigmentierung im Vergleich zu Personen mit mittlerer und niedriger Pigmentierung zweimal verlängert. Und die Beleuchtungsleistung wurde für grün- und rotoptimierte Fundusbilder auf 40 mW und 1,5 mW angepasst. Für die fünf Fundusbilder wurden von verschiedenen Orten aus aufgenommen, um das Sichtfeld von MSI durch die Verwendung eines Fixierungsziels zu erweitern. Zuerst wurde der auf die Mitte gerichtete Fundus erfasst und die anderen vier Bildpositionen wurden ungefähr in einem Sichtwinkel von 33°–40° (Augenwinkel 50°–60°) vom mittleren Fundusbild in jede diagonale Richtung entfernt positioniert.

Die Augenlichtsicherheit wurde gemäß der ISO-Norm „Ophthalmic Instruments – Fundus Cameras“ (10940:2009)43 bewertet, deren Sicherheitsgrenzwerte für Netzhautschwellenschäden mindestens zehnmal niedriger sind. Sowohl die photochemischen als auch die thermischen Gefahren der Netzhaut wurden quantitativ bewertet. Um die Fundusbilder innerhalb der Sicherheitsgrenzen aufzunehmen, wurde die maximale durchlässige Belichtungszeit für alle Wellenlängen berechnet. Die Beleuchtungsleistung jeder Wellenlänge betrug 40 mW, 15 mW, 10 mW und 4 mW für 530 nm, 625 nm, 780 nm bzw. 970 nm. Berücksichtigt wurde die Transmission der Sklera und des Augenlids für verschiedene Wellenlängen. Gemäß der ISO-Norm ist eine gewichtete Bestrahlungsstärke von maximal 10 J/cm2 auf die Netzhaut zulässig, ohne dass eine photochemische Gefährdung besteht. Die gewichtete Bestrahlungsstärke wurde mithilfe der in der ISO-Norm bereitgestellten photochemischen Gefahrengewichtungsfunktion berechnet. Für eine konservative Abschätzung des schlimmsten Falls, unter der Annahme, dass das gesamte Licht direkt auf die Netzhaut hinter dem beleuchteten Sklerabereich gelangt, wurde die beleuchtete Netzhautfläche auf 0,2826 mm2 geschätzt, wenn man berücksichtigt, dass der Faserdurchmesser 600 µm beträgt. Die Einzelheiten zur Berechnung der Netzhautsicherheit wurden in Lit. 14 beschrieben. Die maximale durchlässige Belichtungszeit betrug ~ 35 Minuten für die 530-nm-Beleuchtung und > 24 Stunden für die übrigen Wellenlängen. Die maximal zulässige gewichtete Leistungsintensität auf der Sklera ohne Bedenken hinsichtlich einer thermischen Gefährdung beträgt 700 mW/cm2. Die äquivalenten Leistungen für die Abschätzung der thermischen Gefährdung betrugen 191 mW/cm2, 127 mW/cm2, 154 mW/cm2 und 62 mW/cm2 für Lichtquellen mit 530 nm, 625 nm, 780 nm bzw. 970 nm, was dem 4–11-fachen entspricht unten im Vergleich zur maximal zulässigen gewichteten Leistungsintensität auf der Sklera ohne Bedenken hinsichtlich thermischer Gefährdung.

D. Toslak und X. Yao haben Patentanmeldungen für die Weitfeld-Fundusfotografie.

Die den Ergebnissen zugrunde liegenden Daten werden in diesem Artikel vorgestellt. Weitere Informationen können auf begründete Anfrage beim entsprechenden Autor eingeholt werden.

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Devrim Toslak

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RV Paul Chan & Xincheng Yao

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TS simulierte und validierte das System, erfasste und analysierte die Daten und bereitete das Manuskript vor, JM konstruierte das System und erfasste die Daten, DT entwarf und konstruierte das System, AR und HK erfassten die Daten, RVPC rekrutierte und validierte die Daten und XY überwachte das Projekt und trug zum Studiendesign, zur Datenanalyse und zur Manuskripterstellung bei. Alle Autoren haben das Manuskript überprüft.

Korrespondenz mit Xincheng Yao.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

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Eingegangen: 17. März 2022

Angenommen: 04. August 2022

Veröffentlicht: 16. August 2022

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

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