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Journal Français d'Ophtalmologie
Vol 30, N° HS1  - mai 2007
pp. 70-74
Doi : JFO-02-2007-30-HS1-0181-5512-101019-200702946
L’optique adaptative et l’imagerie rétinienne haute résolution
 

J.-F. Le Gargasson, F. Lacombe, M. Glanc, C. Bellmann, M. Pâques, P. Lena, J.-A. Sahel

L’observation, l’étude et la compréhension des altérations cellulaires lors des atteintes rétiniennes est un élément essentiel pour développer et évaluer des traitements efficaces. L’invention de l’ophtalmoscopie directe par Von Helmholtz en 1851, représente le premier outil d’étude clinique de la rétine du sujet vivant. Ce progrès considérable a permis la description de nombreuses maladies jusqu’alors inconnues et est le fondement de notre connaissance actuelle sur les maladies rétiniennes. Vinrent ensuite des progrès importants comme l’ophtalmoscopie indirecte, la photorétinographie sans ou avec l’utilisation de colorants vitaux. Les progrès techniques enregistrés sont marquants, mais ne touchent pas les principes optiques fondateurs de l’ophtalmoscopie, tels qu’ils furent décrits au dix-neuvième siècle ; ils permettent d’améliorer le champ de vision, les conditions d’éclairage, la qualité des images, cependant, la résolution reste sensiblement inchangée, de l’ordre d’une trentaine de micromètres. Un premier progrès majeur dans le domaine de la résolution fut l’avènement d’une imagerie tomographique avec l’invention quasi simultanée de l’ophtalmoscopie confocale laser à balayage (cSLO) et de l’imagerie rétinienne de cohérence optique (Optical Coherence Tomography, OCT). Ces techniques ont permis de faire des études volumétriques de la papille grâce au cSLO et de réaliser des images qui sont des coupes optiques de la rétine dont la résolution dans le sens de l’épaisseur est de l’ordre d’une dizaine de micromètres avec l’OCT de dernière génération. Si ces appareils apportent une réelle amélioration de la résolution dans le sens de l’épaisseur de la rétine, ils ont toujours une résolution limitée à plusieurs dizaines de micromètres, lorsque l’on observe la rétine en face, comme c’est le cas avec un rétinographe conventionnel. L’optique adaptative semble pouvoir apporter une solution possible au problème de la résolution des images en face de la rétine, mais elle nécessite l’utilisation couplée à d’autres techniques confocales ou interférométriques.

POSITION DU PROBLÈME ET SOLUTION PROPOSÉE

La résolution transverse des images rétiniennes est limitée par les caractéristiques de l’optique de l’œil. En effet, notre œil est adapté aux performances possibles du tissu rétinien et en particulier à la taille et à la densité des photorécepteurs, une résolution optique meilleure que les possibilités d’analyse de la neurorétine est parfaitement inutile dans la vie courante et les phénomènes de maturation participent certainement à cet accord entre les performances de l’optique de l’œil et la répartition des photorécepteurs. La visualisation des cellules nécessite donc une amélioration artificielle des performances naturelles du système optique oculaire pour atteindre des résolutions de l’ordre du micromètre. Cette augmentation de la résolution de l’optique oculaire est rendue possible grâce à l’utilisation de l’optique adaptative. Il s’agit d’une technique largement utilisée depuis de nombreuses années en astrophysique. « Le principe est simple, son application est diabolique » ; il consiste à introduire dans le dispositif d’observation de la rétine, un élément optique permettant de mesurer les aberrations de l’œil et de les compenser en temps réel. Cette compensation dynamique des aberrations procure une amélioration d’un facteur dix de la résolution sur les grands télescopes.

L’OPTIQUE ADAPTATIVE APPLIQUÉE À L’ŒIL

L’œil est lui-même un système à optique adaptative, la boucle d’autofocalisation réalisée par le cristallin, la rétine, les muscles ciliaires et les voies corticales de commande, représente un dispositif optique dynamique. Mais cette optique adaptative physiologique est adaptée au type de traitement du signal et à la résolution requise pour avoir une vision normale. L’œil humain comporte deux sortes d’aberrations : celles qui sont dynamiques, variables dans le temps (quelques dizaines de millisecondes), elles sont le résidu de ce que ne peut pas compenser le cristallin et celles qui sont statiques, liées à la forme, à la disposition et au centrage des différents dioptres de l’œil. Le dispositif d’optique adaptative ajouté au montage optique va donc avoir pour mission de compenser les aberrations dynamiques et statiques, afin d’atteindre une limite qui sera celle de la diffraction. Mais, même dans le cas d’une optique adaptative aux performances permettant d’atteindre les limites de performance de l’optique adaptative, les images seront toujours limitées par la diffraction, cette limitation est incontournable, car elle est l’expression des lois de la physique fondamentale. Cette limite de diffraction est déterminée par la longueur d’onde utilisée, le diamètre de la pupille et la longueur de l’œil. Il est cependant possible d’obtenir une résolution compatible avec la visualisation des photorécepteurs en utilisant un faisceau lumineux entrant dans l’œil ayant le diamètre le plus grand possible. Cette condition ne sera obtenue qu’après une dilatation pupillaire complète (supérieure à 7 mm). Dans ce cas, les surfaces de cristallin et de cornée utiles sont supérieures à celles utilisées dans la vie courante (de 1 mm à 5 mm) et sont au-delà de ce qui représente le meilleur compromis optique pour l’œil humain (pupille de 3 mm de diamètre). Les aberrations à compenser sont particulièrement importantes, sollicitant le dispositif d’optique adaptative de façon intensive. Il est donc nécessaire d’utiliser un dispositif de compensation dont les performances sont à la limite de ce que sait faire la technologie actuelle et l’un des axes de recherche dans ce domaine consiste à concevoir de nouveaux modèles de miroirs déformables ayant des performances jusqu’alors inconnues.

LE PRINCIPE DE L’OPTIQUE ADAPTATIVE

L’optique adaptative comporte deux éléments, l’un mesure les aberrations du système optique, alors que le second les compense en utilisant les informations fournies par le premier (fig. 1).

La mesure des aberrations (fig. 2)

La mesure des aberrations du système optique se fait en utilisant un dispositif dit de Hartmann Shack, celui-ci consiste à mesurer les déformations du front d’onde au niveau de la pupille de l’œil du sujet. Pour cela, la pupille est divisée en une série de microsurfaces pour chacune desquelles on mesure la trajectoire des rayons lumineux. Plus le nombre de sous-pupilles est élevé, plus la mesure sera précise. Mais cette mesure ne peut pas être réalisée directement au niveau de la pupille du sujet, car elle est inaccessible de manière non invasive, aussi utilise-t-on le conjugué optique de celle-ci engendré grâce à un ensemble de lentilles convenablement disposées. Une série de microlentilles est disposée dans le plan conjugué ainsi constitué, chaque microlentille étant dévolue à la mesure des déformations de front d’onde au niveau de la sous-pupille du sujet qui lui est optiquement conjuguée. Une matrice CCD est ensuite placée au niveau du plan focal de toutes les microlentilles. Pour réaliser la mesure, il faut disposer d’une source lumineuse issue de la rétine. Celle-ci est constituée à l’aide d’un laser de très faible puissance focalisé sur le tissu rétinien ; la rétine agit alors comme une source secondaire et une partie du flux d’illumination est réfléchie vers le dispositif de mesure de front d’onde. Lorsque le faisceau réfléchi traverse les différents dioptres de l’œil, il subit des variations de trajectoires ou de front d’onde en rapport avec les aberrations du système optique oculaire. Si l’on imagine le cas d’un œil parfait ou le front d’onde émergeant de l’œil est plan, sans déformation, la batterie de microlentille focalise les rayons lumineux des sous-pupilles dans le plan du CCD et sur le trajet des axes optiques de chaque sous-pupille. On obtient alors une matrice régulière de points lumineux dont on mesure la position des centres. S’il existe des aberrations, le front d’onde est déformé et les points deviennent des tâches de lumière dont le centre est dévié dans une direction en fonction de la variation du front d’onde. Les images ainsi obtenues sont ensuite analysées et permettent de déduire les aberrations géométriques des ordres les plus bas tels que le tilt, le piston et le défocus, mais également des ordres les plus élevés comme par exemple le trefoil. Cette mesure est renouvelée trente fois par seconde.

Compensation des aberrations (fig. 2)

La compensation des déformations du front d’onde au niveau de la pupille du sujet est obtenue grâce à la déformation inverse d’une surface réfléchissante. Cette surface réfléchissante déformable est constituée d’une surface de type miroir dont la déformation est induite par des actionneurs électromécaniques. La mesure du front d’onde réalisée par le dispositif de Hartmann Shack est utilisée pour commander les actionneurs du miroir, ce qui a pour effet de corriger les déformations du front d’onde en temps quasi réel, puisque cette compensation est réalisée trente fois par seconde. Ce dispositif constitue une boucle d’asservissement ; les mesures du dispositif de Hartmann Shack servant à mesurer les écarts à zéro après que les premières compensations aient été réalisées.

La voie d’imagerie (fig. 3)

Pendant que les compensations des aberrations sont réalisées, il est possible de faire des images de la rétine dont la résolution est proche de la limite de diffraction, soit quelques micromètres dans le sens dit en face (image de fond d’œil de type rétinographe). Le choix du dispositif d’imagerie dépend de ce que l’on désire obtenir comme résolution tomographique dans le sens de la profondeur du tissu rétinien. Si l’on utilise une caméra classique, on a une résolution en profondeur de plusieurs centaines de micromètres pour moins de 2 µm en face, qui ne permet pas de voir les cellules de la rétine en dehors des photorécepteurs qui sont très longs (environ 60 µm dans le sens de la profondeur) et fins (5 µm en moyenne dans le sens en face), dans le cas de l’utilisation d’un cSLO la profondeur de champ peut être réduite à quelques dizaines de micromètres et il est alors possible de discerner les vaisseaux. Enfin, le couplage du dispositif d’optique adaptative à un OCT permet d’obtenir une résolution de quelques micromètres dans les trois directions de l’espace, il est alors théoriquement possible de distinguer les corps cellulaires et les fibres du nerf optique. Le premier prototype français basé sur ce couplage doit être opérationnel à la fin de l’année 2006. Les travaux publiés utilisent des caméras de fond d’œil classiques ou des dispositifs confocaux, c’est la raison pour laquelle ils portent essentiellement sur les photorécepteurs et plus particulièrement sur les cônes dont les articles externes sont plus volumineux que ceux des bâtonnets.

FOND D’ŒIL DES SUJETS NORMAUX ET OPTIQUE ADAPTATIVE
Visualisation des photorécepteurs (fig. 4)

Les premières images de photorécepteurs furent réalisées par Liang et al. [1], puis par notre équipe [2]. Elles montrent les cônes situés à quelques degrés d’angle visuel de la fovéola. Des travaux sur la modification de taille et la concentration des cônes en fonction de l’excentricité confirment les données connues de la littérature [3].

Des programmes développés en France par la société Mauna Kea Technologies et appliqués sur les images obtenues, en utilisant le prototype français réalisé à l’Observatoire de Meudon, permettent de calculer la distance entre les photorécepteurs. Les mesures réalisées confirment les variations de diamètre et l’espacement de distance entre photorécepteur depuis le centre fovéolaire vers la périphérie maculaire. Roorda et al. s’interrogent sur les grandes variations de réflectivité observées entre les différents cônes, y compris entre cônes voisins. Ils en déduisent que le comportement optique de l’article externe des photorécepteurs peut être assimilé à celui d’une fibre optique [4]. L’une des difficultés majeures liées à la visualisation d’éléments microscopiques est l’existence de microfluctuations de la fixation qui font que la surface imagée est en général supérieure à celle du champ exploratoire de l’appareil. Sur les images non traitées, les photorécepteurs se déplacent dans le champ, rendant le comptage et l’étude morphoscopique aléatoire. Là encore, l’Observatoire de Meudon et la société Mauna Kea Technologies ont développé des logiciels de recalage des images les unes par rapport aux autres qui permettent d’obtenir une image stable du fond d’œil et qui procurent accessoirement une image de surface rétinienne supérieure à celle du champ d’observation de l’appareil.

Répartition des différentes populations de cônes dans la rétine (fig. 5)

Grâce à l’utilisation de l’adaptation sélective à certaines longueurs d’ondes et à la soustraction d’images avant et après blanchiment de la rétine à la longueur d’onde choisie Roorda et al. ont mis en évidence les différentes populations de cônes [3].

Les premiers travaux ont lieu sur le primate, mais ils sont rapidement suivis de publications concernant l’œil humain. Roorda et al. montrent la grande diversité de pourcentage relatif entre les diverses populations de cônes. Ainsi trouvent-ils des fluctuations de 1 à 16 entre les populations de cônes L et M. De même, retrouvent-ils une répartition groupée par îlots des cônes L et M, alors que les cônes S sont régulièrement dispersés sur les surfaces de rétine étudiées comme d’autres auteurs l’avait déjà décrit à partir de coupes histologiques. Brainard et al. en déduisent un certain nombre de conséquences physiologiques [5], ils s’interrogent en particulier sur la constance de l’égalisation colorée dans le jaune, malgré les variations interindividuelles de populations des cônes L et M. Ils établissent également les modifications induites par l’illumination d’un seul cône [4].

Visualisation de la circulation (fig. 6)

Deux équipes se sont intéressées à la microvascularisation. Martin et al. [6] proposent de suivre le cheminement d’éléments qui peuvent être identifiés comme étant des leucocytes. Ils comparent la position de ces derniers entre deux images séparées de quelques dizaines de millisecondes. Pour réaliser ces mesures, ils utilisent un couplage entre l’optique adaptative et le SLO. Le diamètre des vaisseaux étudié est de l’ordre de quelques dizaines de micromètres. Nous nous sommes également intéressés à la microvascularisation. En réalisant des images dans le temps d’une microsurface de 100 µm de rétine, nous avons visualisé les stigmates du passage des éléments figurés du sang dans des vaisseaux où le diamètre est beaucoup plus réduit (de 5 à 15 µm) que ceux étudiés par Marin et al. Ils ne comparent pas les positions d’un même élément entre deux images, car le champ réduit ne permet pas d’obtenir systématiquement deux positions visibles pour le même élément. Nous avons choisi de nous intéresser à la déformation et aux variations de réflectance des parois des vaisseaux et de leur contenu. Cette image de l’activité circulante permet, de façon surprenante, de visualiser des vaisseaux qui ne sont pas clairement discernables sur les images non traitées de rétine. Ces mesures se font sans injection de colorant, contrairement à l’angiographie à la fluorescéine ou au vert d’indocyanine. L’étude de l’activité circulatoire nécessite le développement d’outils de recalage d’images dans le temps qui permettent d’être certain d’analyser une même surface à deux instants successifs. Ces éléments performants seront également indispensables pour toutes les autres études morphofonctionnelles des éléments de la rétine.

FOND D’ŒIL DES SUJETS PATHOLOGIQUES
L’exploration des dyschromatopsies

Caroll et al. ont utilisé l’optique adaptative pour étudier les dyschromatopsies qui se sont révélées comme ayant des génotypes et donc des phénotypes différents [7]. Ils ont démontré que pour certaines dyschromatopsies de type deutan ou protan, il pouvait exister une disparition complète de l’une des populations de cônes. Ils démontrent également dans cette étude que la perte d’un tiers des photorécepteurs correspondant à une des trois catégories S, M et L n’entraîne pas d’autre conséquence que la dyschromatopsie sur les performances visuelles.

L’exploration des trous maculaires (fig. 7)

Notre équipe étudie actuellement les micro-trous maculaires. Les résultats préliminaires confirment l’absence de neurorétine dans la zone du trou et montrent que certaines portions du bord possèdent des photorécepteurs bien visibles avec une organisation et une densité dans les limites de la normale, alors que d’autres territoires en bordure de la lésion présentent une désorganisation complète ; dans ces zones, les photorécepteurs ne sont plus discernables. Il est actuellement impossible de dire si l’image est réellement celle des photorécepteurs désorganisés devenus « invisibles », ou s’il s’agit d’une désorganisation complète du tissu avec des phénomènes optiques empêchant de voir les cônes.

CONCLUSION

L’imagerie haute résolution utilisant l’optique adaptative constitue un outil de choix pour l’étude de microsurfaces lésées de rétine. Il est possible désormais d’étudier la morphologie des photorécepteurs cônes, ainsi que leur densité et leur répartition sur la surface étudiée. On peut également espérer distinguer le devenir de chaque catégorie de cônes indépendamment des autres. L’étude des modifications de la microcirculation sans injection de colorant est aussi un élément d’importance pour une meilleure connaissance des modifications anatomiques et fonctionnelles précoces survenant dans ces pathologies. Les appareillages qui combineront l’optique adaptative et d’autres dispositifs optiques, telles que la microscopie confocale ou l’interférométrie de plein champ, permettront de visualiser les différentes cellules de la rétine et en particulier les cellules ganglionnaires et les fibres du nerf optique. L’utilisation de l’optique adaptative couplée à la spectro-imagerie permettra également de mieux cerner les activités métaboliques des différentes cellules de la rétine en fonction de la stimulation et/ou de la pathologie.

RÉFÉRENCES

[1]
Liang J, Williams DR, Miller DT. Supernormal vision and high-resolution retinal imaging through adaptive optics. J Opt Soc Am A Opt Image Sci Vis, 1997;14:2884-92.
[2]
Le Gargasson JF, Glanc M, Lena P. Retinal imaging with adaptive optics. Comptes rendus de l’Academie des sciences. Série IV. Physique astrophysique, 2001;2:1131-8.
[3]
Roorda A, Williams DR. The arrangement of the three cone classes in the living human eye. Nature, 1999;397:520-2.
[4]
Roorda A, Williams DR. Optical fiber properties of individual human cones. J Vis, 2002;2:404-12.
[5]
Brainard DH, Roorda A, Yamauchi Y, et al. Functional consequences of the relative numbers of L and M cones. J Opt Soc Am A Opt Image Sci Vis, 2000;17:607-14
[6]
Martin JA, Roorda A. Direct and non-invasive assessment of parafoveal capillary leukocyte velocity. Ophthalmology, 2005;112: 2219-24.
[7]
Carroll J, Neitz M, Hofer H, et al. Functional photoreceptor loss revealed with adaptive optics: an alternate cause of color blindness. Proc Natl Acad Sci USA, 2004;101:8461-6.




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