ALMA MATER STUDIORUM-UNIVERSITA’DI BOLOGNA
SEDE DI CESENA
SECONDA FACOLTA’ DI INGEGNERIA CON SEDE A CESENA
CORSO DI LAUREA IN INGEGNERIA BIOMEDICA
TOMOGRAFIA A COERENZA OTTICA:
PRINCIPI DI FUNZIONAMENTO,STUDIO DELLA
TECNOLOGIA ED APPLICAZIONI NEL SETTORE
CLINICO
Elaborata in
Ingegneria clinica
Relatore
Presentata da
DOTT. CLAUDIO LAMBERTI
FILIPPO GIOVANNINI
Sessione 2^
Anno Accademico 2011-2012
1
Alla mia famiglia, che mi ha concesso questa splendida
opportunità e alla mia ragazza,che mi è stata vicina
nei momenti di sconforto.
Un ringraziamento è rivolto ai reparti di ingegneria clinica dell’ausl di Rimini e di
oculistica di Riccione,
in particolare dell’ingegnere Cenni che mi ha seguito durante il progetto.
2
INDICE
INTRODUZIONE .................................................................................................... 7
1.CENNI DI ANATOMIA OCULARE.........................................................................10
1.1 PALPEBRA………………………………………………………………………………………………………………………….10
1.2 CONGIUNTIVA……………………………………………………………………………………………………………….…..10
1.3 CORNEA……………………………………………………………………………………………………………………………..10
1.4 CRISTALLINO………………………………………………………………………………………………………………………11
1.5 LIMBUS………………………………………………………………………………………………………………………………12
1.6 SCLERA………………………………………………………………………………………………………………………………12
1.7 ANGOLO IBRIDO-CORNEALE……………………………………………………………………………………………..13
1.8 IRIDE………………………………………………………………………………………………………………………………….13
1.9 CORPO CILIATO………………………………………………………………………………………………………………….14
1.10 VITREO…………………………………………………………………………………………………………………………….14
1.11 COROIDE………………………………………………………………………………………………………………………….14
1.12 RETINA……………………………………………………………………………………………………………………………..15
1.13 APPARATO MUSCOLARE…………………………………………………………………………………………………..16
2.PRINCIPI DI FUNZIONAMENTO..........................................................................17
2.1 LUCE: INTERFERENZA E COERENZA ........................................................................................17
2.2 INTERFEROMETRIA A BASSA COERENZA ................................................................................20
2.3 SENSIBILITÀ .............................................................................................................................23
2.4 RISOLUZIONE SPAZIALE ...........................................................................................................24
2.5 DENSITA’ DEI PIXEL E TEMPO DI ACQUISIZIONE DELL’IMMAGINE..........................................26
2.6 MODALITA’ DI PRODUZIONE DELL’IMMAGINE.......................................................................27
2.6.1 A-scan............................................................................................................................28
2.6.2 B-scan............................................................................................................................29
2.6.3 C-scan o 3D Oct.............................................................................................................29
3
3. LA NUOVA TECNOLOGIA FOURIER DOMAIN .....................................................31
3.1 TIME DOMAIN OCT……………………………………………………………………………………………………………..31
3.2 FOURIER DOMAIN OCT……………………………………………………………………………………………………….32
3.3 SPECTRAL OCT E SWEPT SOURCE OCT…………………………………………………………………………………36
3.4 INCONVENIENTI DELLA TECNOLOGIA E LORO RISOLUZIONE……………………………………………39
3.4.1 DISPERSIONE…………………………………………………………………………………………………………………………39
3.4.2 SNR DROP-OFF………………………………………………………………………………………………………………………40
3.4.3 SEGNALE SIMMETRICO………………………………………………………………………………………………………….41
4. INTERPRETAZIONE DELLA TOMOGRAFIA A COERENZA OTTICA..........................42
4.1 PROPRIETA’ OTTICHE NEL TESSUTO…………………………………………………………………………………….42
4.2 INTERPRETAZIONE DELLE IMMAGINI OCT DEL SEGMENTO POSTERIORE NORMALE…………..43
4.2.1 ASSE PAPILLOMACULARE…………………………………………………………………………………………………………43
4.2.3 TESTA DEL NERVO OTTICO……………………………………………………………………………………………………….44
4.2.2 MICROSTRUTTURA RETINICA…………………………………………………………………………………………………..47
4.3 INTERPRETAZIONE DELLE IMMAGINI OCT DEL SEGMENTO ANTERIORE NORMALE…………….49
4.3.1 CAMERA ANTERIORE……………………………………………………………………………………………………………….49
4.3.2 CORNEA ED ANGOLO………………………………………………………………………………………………………………49
4.4 INTERPRETAZIONE DELLE IMMAGINI OCT DELLE PATOGIE RETINICHE……………………………….50
4.4.1 CARATTERI GENERALI ASSOCIATI ALLA PATOLOGIA……………………………………………………………….50
4.4.2 FORI MACULARI……………………………………………………………………………………………………………………..51
4.4.3 ANOMALIE VITREALI E DELL’INTERFACCIA VITREO-RETINICA………………………………………………..53
4.4.4 LIQUIDO SOTTORETINICO,EMORRAGIA E PROLIFERAZIONE FIBROVASCOLARE…………………….55
4.4.5 EDEMA MACULARE……………………………………………………………………………………………………………….58
4.4.6 EPITELIO PIGMENTATO RETINICO E CORIOCAPILLARE………………………………………………………….59
4.4.7 ATROFIA DELLO STRATO DELLE FIBRE NERVOSE E DELLA RETINA:GLAUCOMA E DISTROFIA..61
5 PROTOCOLLI DI SCANSIONE ED ELABORAZIONE DELL’IMMAGINE OCT……………..63
5.1 PROTOCOLLI DI SCANSIONE LINEARE………………………………………………………………………………….63
5.2 PROTOCOLLI DI SCANSIONE VOLUMETRICA……………………………………………………………………….63
5.2 PROTOCOLLI DI SCANSIONE CIRCOLARE…………………………………………………………………………….64
5.3 OTTIMIZZAZIONE TEMPORALE O SCANSIONI VELOCI……………………………………………………..….65
5.4 PROTOCOLLI DI ELABORAZIONE DELL’IMMAGINE……………………………………………………………..66
5.4.1 SPESSORE RETINICO E MAPPA DELLO SPESSORE RETINICO…………………………………………………….67
5.4.2 STRATO DELLE FIBRE NERVOSE……………………………………………………………………………………….……..70
4
5.4.3 DISCO OTTICO…………………………………………………………………………………………………………………………74
6 PARAMETRI DA CONSIDERARE NELLA SCELTA DI UN OTTIMO OCT…………………..76
6.1 VELOCITA’ DI SCANSIONE…………………………………………………………………………………………………..76
6.2 EYE TRACKING ATTIVO……………………………………………………………………………………………………….78
6.3 SISTEMA DI RIDUZIONE DEL RUMORE……………………………………………………………………………….81
6.4 SISTEMA DI ALLINEAMENTO AUTOMATICO………………………………………………………………………82
6.5 CAPACITA’ DI PENETRAZIONE DEL FASCIO………………………………………………………………………...82
6.6 CAPACITA’ NEL DISCRIMINARE I VARI STRATI RETINICI……………………………………………………..83
6.7 SISTEMA DI MESSA A FUOCO AUTOMATICA……………………………………………………………………..85
6.8 ELEVATA RISOLUZIONE SPAZIALE………………………………………………….…………………………………..85
6.9 IMMAGINE DEL FONDO…………………………………………….……………………………………………………...86
7 IL FUTURO DEGLI OCT E GLI SPECTRAL ATTUALI……………………………………………….88
7.1 OTTICA ADATTATIVA…………………………………………….……………………………………………………………88
7.2 CONCLUSIONI…………………………………………….…………………………………………………………………91
BIBLIOGRAFIA…………………………………………………...………………92
SITOGRAFIA………………………………………………………………………93
5
6
INTRODUZIONE
La t o mografia a coerenza ott ica (Opt ical Coherence t om ography, OCT) rappresent a
fo ndament alment e una nuo va mo dalit à di diagnost ica per immagini. L’OCT nasce
co me t ecno logia nel 1992 ad opera dell’ Advanced Opht halmic Devices( AOD) ,con
l’ immissio ne sul mer cat o del pr imo st rument o diagnost ico OCT nel 1995.
L’OCT for nisce immagini ad alt a r iso luzione, nella scala dei micron, sotto for ma d i
sezio ne t rasversa le o tomografica,delle microst ru tt ure dei t essut i bio logic i,t ramit e
la
misura
del
r iflessa. Quindi
r it ardo
i
dell’eco
pr inc ipi
dell’ult rasonorografia
co n
la
e
di
so la
dell’ int ensit à
funzio nament o
differenza
del
della
luce
sono
mezzo
ret rodiffusa
similar i
a
imp iegat o
o
quell i
per
la
r ilevazio ne dei part ico lar i t issut ali. Rispet to agli u lt rasuoni,con l’OCT non è
possibile ott enere infor mazio ni di e levat a precis io ne per profondit à super ior i a 3
mm;t ut t avia con quest o met odo di indagine è possibile ott enere part ico lar i a
r iso luzio ne spazia le super iore (3-5μ m di r iso luzio ne assia le co nt ro i 0.3 mm degl i
ult rasuo ni e 20 μ m co nt ro 1mm per la r isoluzio ne t rasver sale).
L’OCT rappresent a una pot ent e t ecnic a di diagnost ica per immagini po iché
consent e la visualizzazio ne in t empo reale, in sit u,delle microst rutt ure t issut ali
senza la necessit à di ott enere ed analizzare un campio ne t ramit e biopsia e st udio
ist opat ologico (dimo st randosi un met odo di indagine no n invasivo).
L’OCT può avere t re t ipi di applicazio ne clinica:

Essere una valida alt er nat iva alla biopsia esciss io nale, qualor a si most rasse
t roppo rischio sa da eseguire

Co me guida nella giust a localizzaz io ne della part e di t ess ut o da est rarre
nella biopsia

Co me guida a procedure di int er vent o chir urgico quali anast o mosi vasco lar i
e ner vose,guida al posizio nament o di st ent ed art eriect omie negli int er vent i
di cardio logia
L’OCT è part ico lar ment e import ant e in o ft almo logia perché f or nisce in t empo
reale immagini di sezio ni t rasversali della ret ina o della camera ant er iore
dell’occhio.
7
Dal mo ment o che produce un’immagine sotto for ma di sezio ne della mor fo logia
ret inica, for nisce infor mazio ni diagnost iche essenz iali,co mple ment ar i alla
fot ografia del fo ndo, all’angiografia( con fluoresceina o verde indocianina) e
all’aut ofluorescenza.Con quest a t ecnica è possibile visu alizzar e ad esempio la
fo vea e il disco ott ico (fig ura 1), ma anche la mor fo log ia archit et t urale int er na
della ret ina,c ioè lo st rat o delle fibre ner vose (RNFL),delle cellule ganglio nar i o
dei fot orecett ori. L’immagine OCT della camera ant er iore dell’occhio per met t e
la visualizzazio ne della cornea,dell’ ir ide del cr ist allin o e delle st rutt ure
dell’ango lo ( figura 2).
figura 1-Immagine OCT del segmento posteriore.Vengono mostrati la depressione foveale e disco
ottico,in connessione con il nervo ottico.
figura 2-Immagine OCT del segmento anteriore.Vengono evidenziati cornea,sclera,cristallino e
iride.Dall’immagine si nota come le diverse strutture riflettano in maniera differente la luce
incidente.
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L’OCT si è dimo st rat a ut ile per la diagnosi ed il fo llow -up d i una var iet à di
pat ologie macular i,co me edema maculare, for i macular i, cor ioret inopat ia della
sierosa cent ra le,degener azio ne coroideale e membr ane epir et iniche.
Inot re può anche essere ut ilizzat a per o tt enere misure quant it at ive,ovvero per
effet t uare la mor fo met r ia della ret ina.E’ part ico lar ment e indicat a per la diagnosi
ed il fo llow-up di ma lat t ie co me il glauc oma o l’edema maculare associat o alla
ret inopat ia diabet ica,per ché for nisce una misurazio ne quant it at iva di para met r i
co me lo spessore dello st rato delle fibre nervose ,ut ili per valut are la progressio ne
della malat t ia o ver ificar e la r ispost a ad una t erapi a curat iva La t ecno logia OCT è
oggi in co nt inuo sviluppo con i seguent i obiet t ivi:

Aument ar e sempr e più la r iso luzio ne assiale,paramet ro import ant e per
ott enere qualit à dei det t agli a pro fond it à sempre maggior i

Aument ar e la r iso luzio ne t rasver sale per aume nt are la definizio ne
dell’immagine B-scan(2D) ott enut a

Aument ar e la velocit à di acqu isiz io ne de lle immagini e quindi delle
scansio ni assiali per seco ndo al fine di r idurre al minimo art efat t i dovut i
al mo viment o dell’occhio
9
1 CENNI DI ANATOMIA OCULARE
Figura3-visione d’insieme della struttura dell’occhio in cui sono visibili camera anteriore e
posteriore.
1.1 Palpebra
For mazio ne cut aneo - membranosa che r icopre l’occhio e svo lge un import ant e
lavoro di prot ezio ne, cont r ibuendo alla dist r ibu zio ne del liquido lacr imale.
1.2 Congiuntiva
Membrana mucosa che r ivest e la facc ia post er iore delle palpebre e la part e
ant er iore dell’o cchio.
1.3 Cornea
La cornea è la lent e est er na dell’o cchio e, quindi, la pr ima lent e che i raggi
luminosi inco nt rano ne l loro percorso verso la ret ina dove andranno a for mare le
immagini, che po i giungeranno al cer vello att raver so i l ner vo ott ico .
E’ necessar io che i ragg i luminosi giungano sulla ret ina a fuoco. La cornea è
responsabile di circa l’80% della messa a fuoco, i l rest o è complet at o dal
cr ist allino che è la lent e int er na dell’occhio.E’ cost it uit a da cinque st rat i
successivi: epit elio corneale, membr ana di Bowmann, st roma, me mbr ana di
Descemet , endot elio.
10
figura4-Raffigurazione della cornea in un occhio normale
1.4 Cristallino
E’ la lent e nat urale t rasparent e e bico nvessa dell’ o cchio , una st rutt ura che, insieme
alla cornea, consent e di met t ere a fuoco i raggi luminos i sulla ret ina. Ha il
co mpit o specifico di var iare la dist anza fo cale del sist ema ott ico, cambiando la
propria for ma, per adat t arlo alla dist anza dell’ogget t o da met t ere a fuoco.
Figura 5-Inserzione tra cristallino e muscolo ciliare.
11
1.5 Limbus
Rappresent a una barr ier a cellulare carat t er izzat a da un epit elio di 10 - 12 st rat i
cont enent e melanocit i, cellule di Langherans e vasi san guigni. L’import anza di
quest a st rutt ura dipende dalla presenza di cellule st amina li dell’ep it elio corneale,
le quali per t utt a la vit a prolifer ano e permet t ono alle cellule dell’epit elio di
r inno varsi.
Figura6-Raffigurazione del limbus,ovvero dell’interfaccia tra cornea e sclera.
1.6 Sclera
E’ il cosiddet to “bianco dell’occhio”. S i t ratt a di una membrana fibrosa opaca che
cost it uisce i 5/ 6 della t unica e st erna del bulbo oculare. La sclera ha una funzio ne
st rutt urale e prot ett iva: mant iene la for ma del l’o cchio e nel cont empo prot egge le
st rutt ure in esso cont enut e.Consent e ino lt r e l’inserzio ne della musco lat ura oculare
est r inseca. La sclera è for mat a da due st rat i: quello più est er no,
deno minat o episclera,r icco di vasi sanguigni e t essut o connet t ivo. Lo st rato più
int er no è la sc lera, propr iament e det t a, compost a da t essut o connet t ivo lasso .
12
figura 7-In figura è mostrato il fondo dell’occhio;vengono mostrate in particolare retina coroide e
sclera,rispettivamente,dallo strato più superficiale a quello più in profondità.
1.7 Angolo ibrido-corneale
Spazio delimit at o dallo st roma corneale e dall’ ir ide post er ior ment e. Lat eralment e,
presso l’ango lo vero e proprio, è present e il sist e ma t rabeco lare . Quest ’ult imo ha
un ruo lo fondament ale per il drenaggio dell’umor acqueo.
1.8 Iride
E’ una st rutt ura pigment at a ( colorat a) dalla for ma anulare, convessa
ant er ior ment e, che agisce quale diafra mma musco lare per rego lare il dia met ro del
suo foro cent rale, la pupilla e quind i il passaggio di luce.
In figura 8 sono mostrate pupilla e iride;di quest’ultimo ne vengono indicate le varie zone di cui è
costiuito.
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1.9 Corpo ciliato
I l corpo, o processo ciliare, è la zona media della t onaca vasco lare dell’o cchio
che, facendo seguit o all’ ir ide, si est ende fino alla coroide, da cui è separat a da un
so lco anulare che prende il no me di ora serrat a. La part e principale del corpo
ciliare è cost it uit a da un anello musco lare ( il musco lo ciliar e) che si pro iet t a ver so
l’ int er no dell’occhio, ed è r ivest it o da un epit elio r ipiegat o su se st esso a for mare
delle crest e, definit e processi ciliar i, sulle quali si inser isco no i legament i
sospensor i (o fibre zo nular i) del cr ist allino. La funzio ne pr inc ipale del corpo
ciliare è di produrre l’umor acqueo.
1.10 Vitreo
Cost it uisce i 4\5 del vo lume t ot ale del bulbo oculare.E’ una st rutt ura inco lore
cost it uit a prevalent ement e da acqua (99% del t ot ale). È dist inguibile una part e
est erna di consist enza gelat inosa, che present a fibr e co llagene di t ipo II e un
part ico lar e t ipo di cellule fagocit ar ie mo nonucleat e, dett e ialo cit i, che producono
l’acido ialuronico . La part e int er na del corpo vit reo è quasi liquida e r icca di acido
ialuro nico.
1.11 Coroide
La coroide è uno st rato pigment at o e vascolar izzat o, prosecuzio ne post er iore del
corpo ciliare, abbr accia i 5 \6 della circo nferenza dell’occhio co n uno spessore
var iabile che giunge sino a 160 µ m diet ro la macula. E’ separ at a
dalla ret ina, dall’or a serrat a ed è a cont at to con la scler a t ramit e la sua lamina
sopracor io idea. Viene ino lt re per forat a post er ior ment e dal ner vo ott ico. La sua
funz io ne è qu ella di rappresent are una sort a di filt ro per le sost anze che dai
capillar i fenest rat i della cor iocapillare giungo no presso l’epit elio pigment at o della
ret ina.
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1.12 Retina
Sott ile st rato cellular e (spesso 100 µ m, e cir ca 300 µ m presso la fo vea) co llocat o
post erior ment e alla coroide e ant er ior ment e al corpo vit reo, che ha co me limit e
ant er iore l’ora serrat a e come limit e post er iore il disco ott ico e il ner vo ot t ico.
Nella ret ina si dist inguono una zona per ifer ica e una zo na cent rale. La zona
cent rale è approssimat ivament e circo lare e co llocat a infer ior ment e al disco ott ico,
è rappresent at a dalla macula lut ea e, nel suo cent ro, dalla fo vea e da lla fo veo la,
che non so no ir rorat e. Tutto ciò che vi è all’est erno della macula lut ea è la ret ina
per ifer ica. Malgr ado la ret ina sia sott ile, si dist inguono 10 st rat i sovrappost i che
dal più super fic iale a l più pro fondo sono: l’epit elio pigment at o (strato epit eliale
pigment at o), lo st rato dei coni e de i bast oncelli, la membrana limit ant e est er na, lo
st rato nucleare est erno, lo st rato plessifor me est erno, lo st rato nucleare int er no, lo
st rato plessifor me int er no, lo s t rato delle cellule gangliar i, lo st rat o delle fibre
nervose e la membrana limit ant e int er na. In generale gli st rat i 2 -5 sono occupat i
dai fot orecett ori della ret ina, ovvero i co ni e i bast oncelli.
Figura 9 rappresenta la retina;essa comprende la macula,la parte più importante del fondo
dell’occhio,nella quale vi è maggiore concentrazione di cellule sensoriali.
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1.13 Apparato muscolare
For mat o dai due t ipi d i musco lat ura
- INTRINSECA :

musco lo ciliare;

musco lo sfint ere della pupilla;

musco lo dilat atore della pup illa.
- ESTRINSECA:

4 musco li ret t i = super iore, infer iore, mediale e lat erale;

2 musco li obliqui = grande e picco lo obliquo;

musco lo elevat ore della palpebr a super iore

musco lo orbico lar e
Figura 10-Visione schematica dell’apparato muscolare oculare
16
2 PRINCIPI DI FUNZIONAMENTO
Per pot er ott enere immagini ott iche di t essut i bio log ic i sott o for ma di sezio ne o
tomografiche,è pr ima necessar io misu rar ne le st rutt ure int erne.Nell’OCT il pr imo
passo per ott enere t ali immagini è misurar e la dist anza ass iale all’ int er no del
t essut o;quando un fascio di luce è dir et to all’ int er no dell’o cchio, si r iflet t e a
live llo delle int er facce t ra i differ ent i t essut i e diffo nde in maniera diversa da
t essut i che hanno propriet à ott iche differ ent i. Le dist anze e le dimensio ni delle
differe nt i st rutt ure ocular i posso no esser e det er minat e misurando il t empo di
r it ardo dell’eco di luce che viene r iflessa o ret rodiffusa dalle d iffer ent i st rutt ure al
var iare della dist anza assiale.
S i definisce con ΔT=
z
la r iso luzio ne t emporale associat a allo st rument o atto a
V
misurare il r it ardo dell’eco lumino so ; Δz è la dist anza che percorre l’eco, ment re v
è la velocit à di propagazio ne dell’eco nel t essut o.Quindi per valor i t ipici di Δz di
5 μ m,con v par i a 3×10 8 m/ s si avr anno r isoluzio ni t emporali di circa 15
femt osecondi.
L’unico modo per pot er rilevare segnali t ant o rapidi è avvalersi di st rument i di
r ilevazio ne che sfrut t ano il pr incip io dell’ int er fero met r ia.
2.1 Luce:interferenza e coerenza
La luce è un onda elet t romagnet ica. Un raggio di luce è co mpost o da campi
elet t rici e magnet ici che oscillano nel t empo e nello spazio ed è carat t erizzat o da
un’a mpiezza e da una lunghezza d’onda. A seco nda del mezzo i n cui si propaga, la
luce r iduce la propr ia velo cit à di un fat tore det to indice di r ifrazio ne del mezzo n:
v
c
n
Quando due raggi sono co mbinat i t ra loro i due campi elet t romag net ici
int eragiscono e si ver ifica un feno meno chia mat o int er fer enza ( fig.11). Affinchè si
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ver ifichi un’int er ferenza è necessar io che le due onde r ico mbinat e abbiano lo
st esso per iodo di oscillazio ne,ovvero la st essa fr equenza. Se i raggi che si
inco nt rano hanno i campi in co ncordanza fase si par la di int er ferenza cost rutt iva e
il segnale r isult ant e ha amp iezza par i alla so mma delle ampiezze delle due onde.
Al co nt rar io, si ha int er fer enza dist rut t iva quando il segnale si annulla a causa dei
campi in opposizio ne di fase.
figura 11-rappresentazione di un’interferenza costruttiva e distruttiva
Nei casi r eali le onde sono sogget t e a flut tuazio ni at t orno ad un cert o valore medio
, cioè hanno una propr ia lar ghezza di banda Δf.
La pert urbazio ne elet t rica r isult ant e ha un’ampiezza e una fase che r imangono
cost ant i so lo per un cert o int erva llo di t empo det to t empo di coerenza:
18
Δt =
1
f
Durant e t ale int er vallo la pert urbazio ne si comport a approssimat ivament e co me
una radiazio ne mo nocro mat ica.
Analogament e si definisce lunghezza di coerenza (Δl ) il br eve spazio in cui la
radiazio ne può essere considerat a per fet t ament e sinuso idale:
Δl=c∙ Δt
Cons ider iamo per ese mpio due punt i P1 e P2 giacent i sulla semiret t a uscent e da
una sorgent e S (figura 12).
figura 12-distanza tra due punti P1 e P2 giacenti sulla semiretta uscente dalla sorgente S.
Se Δl >> r 1, 2 allora da P1 a P2 si present a un s ingo lo t reno d’onda e la
pert urbazio ne in P1 è fort ement e correlat a con quella in P2. In caso cont rar io, se
Δl << r 1, 2 , le pert urbazio ni nei due punt i sono co mplet ament e scorrelat e e sono
present i mo lt i t reni d’o nda. Se il raggio d i luce è coerent e e quindi ha una
lunghezza di coerenz a elevat a,si osser veranno oscillazio ni di int er ferenza per un
ampio int er vallo fra le relat ive differenze di lunghezza di t raiet toria. Per
applicazio ni in ambit o ott ico è necessar io misurare co n precis io ne la posizio ne d i
una st rutt ura in un t essut o;è quindi è r ichiest a luce a bassa coerenza o lunghezza
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di coerenza breve .Nella prat ica OCT, quest o viene imp lement at o att raverso un
diodo super luminescent e.
S i t ratt a di un disposit ivo s imile ad un dio do laser, basat o sull’ azio nament o
elet t rico di una giunzio ne p- n che, quando polar izzat o, divent a ott icament e at t ivo
e genera emiss io ne spont anea amp lificat a in un ampio int er vallo di lunghezze
d'o nda .So lit ament e il semicondut tore impiegat o per produrre t ale disposit ivo è
allu minio o arseniuro di gallio . All’ int er no del mat er iale vengono realizzat e due
giunzio ni p- n e n-p + a different i drogaggio e indice di r ifrazio ne . Nel mo ment o in
cui viene for nit a energia suffic ient e ad un elet t rone,quest o viene pro mosso al
live llo energet ico super ior e;al cessare della st imo lazio ne, l’elet t rone r it orna allo
st ato fondament ale, r ilasciando per int ero l’energia for nit a. Tale energia è
r ilasciat a sot tofor ma di fot oni ad una specifica lunghezza d’onda ( fascio
mo nocro mat ico).I fotoni prodot t i r imba lzano t ra una giunzio ne e l’alt ra senza
uscire dal disposit ivo,st imo lando la produzio ne di alt r i fot oni alla st essa lunghezza
d’onda e ott enendo l’amp lificazio ne del segnale or iginar io . La produzio ne di luce
può anche essere vist a co me la r ico mbinazio ne di vet t ori elet t rici posit ivi ( lacu ne)
e negat ivi (elet t roni).Ciascuna giunzio ne p -n è proget t at a in modo t ale che
elet t roni e lacune present ino una mo lt it udine di st at i poss ibili ( bande di energia )
con energie differ ent i. Pert ant o, la r ico mbinazio ne di elet t roni e lacune genera
luce in una vast a gamma di fr equenze ott iche , cioè la luce a banda larga.
2.2 Interferometria a bassa coerenza
L’int er fero met ria a bassa coerenza è un met odo semplice che può m isurare le
dist anze t ra gli ogget t i con elevat a precisione, misurando la luce r iflessa da quest i
e confro nt ando la con un fascio luminoso che viaggia su un percorso di r ifer i ment o.
Un int er fero met ro ott ico funzio na facendo sovrapporre o int er fer ire le onde
elet t romagnet iche che co mpongo no due raggi luminosi. F igura 13 mo st ra lo
sche ma di funzio nament o di un int er feromet ro semplice di t ipo Michelso n.
Un’o nda lumino sa inc ide su uno specchio semir iflet t ent e o beamsplit t er, che
separ a in due part i il fascio emesso:una part e funge da r ifer iment o,l’ alt r a da raggio
di misurazio ne o raggio di segnale.I raggi percorrono det erminat e dist anze nei due
bracci dell’ int er fero met ro , chia mat e percorsi ott ici.I l raggio di misurazio ne è
20
r iflesso o diffuso dal t essut o ed è rappresent at o dal segnale E sig , ment re quello
r iflesso dallo specchio di r ifer iment o è rappresent at o dal segnale E ref .I due raggi
si co mbinano,generando un’int er ferenza in corr ispond enza dello specchio
semir iflet t ent e. In uscit a dall’ int er fero met ro si avr à quindi il segnale
E out =E sig +E r e f
L’int ensit à dell’emissio ne lumino sa verrà r ilevat a da un fot orivelat ore.
figura 13-schema base di un interferometro di tipo Michelson
L’equazio ne 1 fornisce l’ int ensit à di emis sio ne in funzio ne di E sig , E ref e della
differenza t ra le t raiet torie di segnale e di r ifer iment o ΔL:
I out (t)≈(1/4)|
E ref |
2
+(1/4) |
E
s i g|
2
+(1/2)
E ref E
sig
cos[2(
2

) ΔL],dove
21
l’ult imo t er mine è quello di int er ferenza.
Da quest a equazio ne si vede che se ΔL ≈0 si gener a un’int er ferenza t ot alment e
dist rutt iva o cost rutt iva delle o nde di segnale e del r ifer iment o all’osc illare dello
specchio di r ifer iment o;si ha infat t i E sig ≈ E ref e I out ≈E 2 .
Quindi,per una specifica posizio ne dello specchio di r ifer iment o sarà possibile
r ilevare un segnale di int er ferenza, generato ad una profo ndit à corr ispondent e.
Facendo var iare la posizio ne dello specchio di r ifer iment o all’int er no di un range
predefinit o,corrispondent e all’est en sio ne della regio ne da indagare,s arà quindi
possibile r ilevare le int er ferenze ott iche provenient i dai var i t essut i a different i
profondit à. La relazio ne t ra la var iazio ne di lunghezza dei due per corsi ott ici e la
lunghezza di co erenza Δz è most rat a in figura 14 .
figura 14-rappresentazione di luce ad elevata coerenza (a sinistra) ed una a bassa coerenza (a
destra).Si nota come il segnale a bassa coerenza sia costituito da un insieme di lunghezze d’onda e
non da una sola,come nel caso del segnale sinusoidale(luce ad elevata coerenza).
Co me accennat o in precedenza,affinché t ale met odo di r ilevazio ne degli echi ott ici
r isult i efficace,è necessar io che la sorgent e emet t a luce a bassa coerenza. I n quest a
maniera si r ileverà un’int er ferenza so lt ant o quando la differenza di r it ardo
t emporale t ra l’eco ret rodiffuso dal t essut o e quello del r ifer iment o sarà minore
del t empo di coerenza della sorgent e di luce. Quindi l’errore int rodotto dalla
misurazio ne della dist anza sarà par i a lla lu nghezza di coerenza.
22
2.3 Sensibilità
Per la produzio ne di immagini delle st ru tture ocular i, è r ichiest a un’alt a sensibilit à ,
poiché la ret ina è prat icament e t rasparent e e l’int ensit à degli echi lumino si
prodott i dai t essut i è mo lt o bassa. Per i t essut i o tt icament e più r iflet t ent i, la
sensibilit à det er mina la pro fo ndit à esplorabile in un t essut o,poiché la luce
inc ident e è at t enuat a dall’assorbiment o e dalla dispersio ne nei t essut i.
Co me accennat o in precedenza, grazie all’ int er fero met r ia è poss ibile raccoglier e
dat i relat ivi anche a segnali r et rodiffusi molt o debo li . Quest o lo si può r icavare
dall’equazio ne 1,dove l’int er vallo di int er ferenza del segnale è proporzionale a
E sig E ref .Quest o è il prodotto del ca mpo del segnale associat o al
t essut o,mo lt iplicat o per q uello del r ifer iment o.
I l segnale der ivant e dal t essut o E sig può essere debo le, ma viene mo lt iplicat o per il
campo elet trico fort e E ref ,aument ando così la grandezza del t er mine di
int er ferenza oscillat oria che viene misurat o dal r ilevat ore.
La specifica sulla sens ibilit à è rappresent at a dal rapporto segnale -rumore (SNR).I n
generale l’SNR per un segnale r ilevat o,è dat o da:
SNR=10log(ηP/2hνNEB), dove
η è l’efficienza quant ica del r ivelat or e,2hν è l’energia fot onica ,P è la pot enza del
segnale r ilevat o e NEB è l’ampiezza di banda equiva lent e del ru more del sist ema
di r ilevament o .
La sens ibilit à di un OCT è diret t ament e proporzionale alla pot enza ed
inversament e proporzionale al l’amp iezza di banda del rumore . Acquis ir e immagini
più rapidament e o con r iso luzio ne maggio re r ichiederà una maggiore a mpiezza di
banda. S i ver ifica per ciò una relazio ne inversa t ra le prest azio ni ed il rapporto
segnale rumore,per la quale è necessar io t rovare un giust o t rade -off.
T ipici valor i dell’SNR di OCT at t uali sono 9 5 dB;significa che il sist ema è
sensibile ad un segnale co n int ensit à r iflessa o ret rodiffusa fino a 95 dB più
picco le del segnale inc ident e.
23
2.4 Risoluzione spaziale
Per quant o riguarda la r iso luzio ne possia mo dist inguere quella assiale e quella
t rasver sale.
Le pr ima rappresent a la prec isio ne con cui può essere misurat a una dist anza, ed è
inversament e proporzionale all'a mpiezza di banda della lunghezza d'onda della
fo nt e luminosa (Δλ), co me dimo st ra la seguent e for mula che definisce la
r iso luzio ne assia le:
Δz=(
2 ln 2

)(
2
)

Di co nseguenza la r iso luzio ne assia le è st rett ament e co llegat a alla lunghezza di
coerenza della fo nt e lumino sa che, come si è già vist o, è in relazio ne di
proporzionalit à inver sa con l'a mpiezza di banda.
T ipicament e per l'OCT si ut ilizzano onde luminose con l unghezza d'onda di 840880 nm (prossime all'infrarosso) e un'ampiezza di ba nda della lunghezza d'onda di
40 nm. Tenendo cont o di un mezzo di propagazio ne diver so dall'ar ia ne co nsegue
una r iso luzio ne assiale par i c ir ca a 5 μ m.
E’ ino lt re necessar io specificare che es ist ono due t ipo logie di r iso luz io ne ass iale:
ott ica e digit ale. La pr ima è ott enut a valut ando le prest azio ni del sist ema ot t ico di
lent i ut ilizzat o per produrre l’immagine, ment re la seconda è ott enut a att raverso
r icost ruzio ne digit ale basat a su diver se scansio ni laser effet t uat e sul t essut o in
esame e po i sovr appost e, mediando i r isult at i ott enut i.
Approssimat iva ment e si può dire che la r iso luzio ne digit ale è numer icament e met à
di quella ott ica.
La r iso luzio ne t rasversa le, invece, der iva dai pr inc ipi della microscopia ott ica
convenzio na le e corr isponde all’a mpiezza dello spot luminoso (Δx ) r isult ant e
dalla focalizzazio ne del r aggio esplorant e:
Δx=(
4

)(
f
), dove
d
con f /d è indicat o il rapporto t ra la lunghezza focale della lent e e con d il
diamet ro del raggio ott ico incident e.
24
Quindi la larghezza dello spot può esser e rego lat a facendo var iare opport unament e
il diamet ro del raggio e la lunghezza focale, come most ra figura 15.
figura 15-Risoluzione di immagine nella OCT.La risoluzione trasversale Δx è det er minat a dal
diamet ro t rasversa le dello spot luminoso.La r iso luzio ne assiale o lo ngit udina le Δz
è dat a dalla lunghezza di coerenza della sorgent e lumino sa.
Esist e ino lt re un paramet ro confocale b,che det er mina la pro fondit à di campo:
b=
 (x 2 )
2
Minore è l’ampiezza del lo spot lumino so (maggiore r iso luzio ne t rasversale) , più
r idott a ne r isult a la profo ndit à de l fuoco.
Generalment e nelle applicazio ni OCT è pr efer ibile avere una grande profo ndit à di
campo ( maggiore della lunghezza di coerenza) a discapit o del gr ado di
focalizzazio ne, garant endo comunque un’elevat a r iso luzio ne assiale.
In campo oft almico, ad esemp io per la ret ina, valor i t ipic i del diamet ro dello spot
sono attorno a 15-20 μm.
25
2.5 Densità dei pixel e tempo di acquisizione
dell’immagine
Da not are che la r iso luzio ne spaziale di uno st rument o OCT è differ ent e dalla
grandezza e dalla densit à dei pixe l che co st it uiscono l’immagine prodott a.
L’immagine deve avere una sufficie nt e densit à di pixe l al fine di r iuscire a
visualizzare picco le carat t er ist iche co n una dat a riso luzio ne.
Figur a 16 most ra una descr izio ne schemat ica della densit à e della gr andezza dei
pixel nelle direzio ni assiale e t rasver sale.
I l numero di pixe l nella direzio ne t rasver sale è dat o dal numero di scans io ni assia li
eseguit e;dat i Nx pixe l t rasversali ed una lunghezza di scansio ne Lx ogni p ixel avrà
una larghezza Lx/ Nx.Per sfrut t are appieno la r iso luzio ne dello st rument o occorre
che t ale dimensio ne s ia infer iore alla r iso luzio ne t rasver sale.
La misura in pro fo ndit à di un pixe l è invece legat a alla velocit à di acquis izio ne
dell’immagine ad opera del s ist ema di co nversio ne analo gico /digit ale;dat i Nz pixel
assiali ed una profo ndit à ass iale L z ogni pixe l avrà una pro fondit à par i a Lz/ Nz.
Avere un t empo di acquis izio ne rapido è import ant e per le applicazio ni cliniche, in
quant o riduce la possibilit à di acquis ire immagini r icche di art efat t i da mo viment o
dell’occhio e di r idurre il t empo di esaminazio ne per il pazient e.
I l t empo di acquis izio ne è st rett ament e legat o alla sensibilit à della
misurazio ne;aument ando la rapid it à di acquisizio ne di un’immagine si prov oca una
fort e diminuzio ne dell’ SNR,a causa dell’aument o dell’amp iezza di banda di
r ivelazio ne del rumore ( ind icat a con NEB nell’equazio ne 1).
La per for mance pot rebbe essere migliorat a aument ando la pot enza del segnale
r ilevat o P;t utt avia esist ono nor me che fissano dei limit i di pot enza ed esposizio ne
del pazient e a luce laser. E’ quindi necessar io t rovare un gius t o compro messo tra
la qualit à de ll’immagine ot t enut a e l’int ensit à lumino sa inc ident e sicura per il
pazient e.
I l t empo di acquis izio ne aument a anche all’aument ar e del numero dei pixe l
t rasver sali. Se uno st rument o OCT effet t ua misure di pro fondit à con Nx scansio ni
assiali ad una frequenza R,avr emo un t empo di acquis izio ne T=
Nx
.
R
26
figura 16-Risoluzione di immagine e densità dei pixel.Il numero e la misura dei pixel in direzione
trasversale sono determinati dal numero di scansioni assiali.Il numero dei pixel in direzione assiale
è determinato dalla velocità di acquisizione dei dati al computer
I disposit ivi OCT co mmer cializzat i oggi posseggono una fr equenza di decine di
miglia ia di scansio ni assiali per secondo ,consent endo l’acquis izio ne d i immagini
ad elevat a densit à di pixe l in un t empo br evissimo. Se ad esempio si vuo le
r icost ruire un’immagine di 1024 pixel t rasversali, sarà necessar io un t empo T di
alcune decine di millisecondi.
2.6 Modalità di produzione dell’immagine
Co me nell'ecogra fia, con l'OCT si possono ott enere t re diver si t ipi di immagini
definit e A-scan, B- scan, e C- scan.I t racciat i A-scan, o mo nodimens io nali,
analizzano la r iflet t ivit à delle st rutt ure e la loro profondit à lungo un singo lo
raggio lumino so.
In OCT so no ut ilizzat e mo lt o di rado, sopratt ut to per misurar e con precis io ne la
lunghezza dell'occhio.
I tracciat i B- scan, o bidimensio nali, vengono ott enut i affiancando circa 1600
scansio ni A- scan, eseguit e lungo una l inea di circa 6 mm di lunghezza in senso
27
t rasver sale. So no le rappresent azio ni più fr equent emen t e ut ilizzat e in
oculist ica;sono ino lt re immagini mo lt o simili alle sezio ni ist o logiche ( i pr eparat i
ut ilizzat i per gli esa mi microsco pici t radizio nali) dei t essut i. Consent ono di
valut are la st rutt ura int erna dei t essu t i, e di eseguir e misure degli spessor i.
I tracciat i C- scan, o tridimensio nali, vengono ott enut i affiancando 265 scansio ni
B-scan or izzo nali.
Consent ono di apprezzare r igonfiament i r et inici, i loro rapport i con la t opografia
ret inica, ed event uali defor ma zio ni della super fic ie ret inica.
Indipendent ement e da qua le met odo di campio nament o venga ut ilizzat o,il r isult at o
dell’insie me dei dat i racco lt i è essenzialment e un array o un campo scalare di
valor i di r iflet t anza. Per quest o i valor i ott enut i in uscit a t ramit e scansio ne so no
digit alizzat i.
I processi d i elaborazio ne e visualizzazio ne sono analoghi ad alt re t ecniche di
imaging medico co me TC ed RMN .
2.6.1 Singola A-scan
Nel caso di una singo la A- scan la visualizzazio ne è banale: i dat i per ogni punt o
possono essere rappresent at i in un grafico t empo -ampiezza ( fig.17).
Finchè l’ infor mazio ne è so lo lungo una sola direzio ne,nessuna inf or mazio ne può
essere perdut a e i modelli o i cambiament i signif icat i possono essere facilment e
individuat i.
figura 17-rappresentazione in A-mode dell’intensità del segnale retro diffuso in funzione della
distanza
28
2.6.2 B-scan
Per più A- scan affiancat e,ancora no n r isult a difficile visualizzare il dat a set .
Co me sugger isce il no me,t ratt ando la pro fondit à e la posizio ne della scansio ne
lungo le coordinat e x e y in un’immagine e visualizzando la r iflet t anza acquis it a
dai t essut i in una scala di gr ig i , si r iesce già ad avere una visualizzazio ne più
int uit iva, in cui ogni co lo nna rappresent a una singo la A -scan.
Spesso per per met t ere un migliore co nt rasto t ra valor i different i e quindi, rendere
più chiarament e vis ibili le differenze,si alt ernano alla rappresent azio ne in chiaro scuro mappe a co lor i.
Un esemp io di B-scan è rappr esent at a in figu r a 18.
figura 18-immagine OCT B-scan del corpo ciliato
2.6.3 C-scan o 3D -OCT
Nel 3D-OCT, la visualizzazio ne è mo lt o più complessa. E’ possibile rappresent are i
dat i acquis it i co me un insie me di voxe l colorat i in funzio ne de i valor i r et rodiffusi
acquis it i, affiancando più B- scan l’una all’alt ra in uno spazio t ridimensio nale.
Quest o processo spesso port a ad ott enere immagini poco chiare;per la
r icost ruzio ne so no quindi ut ilizza t e t ecnic he imp iegat e in alt re met odologie di
imaging.
29
Un met odo possibile è semplicement e visualizzare sezio ni lungo un asse e
per met t ere all’operat ore di scegliere la pr ofond it à alla quale le si voglio no
co mbinare,o per met t ere all’o perat ore di scegliere un alt ro piano di sezio ne
( fig.19).
Un’alt er nat iva è mo st rare una sezio ne di immagine per t utt i e t re i piani che
passano per un dat o punt o,e visualizzar li per ott enere l’ immagine di una sezio ne
3D del campio ne. Oppure ut ilizzar e una qualche a lt ra t ecnica di modellazio ne dei
dat i t ridimens io nali,co me considerar li un’isosuper ficie di pro fondit à rego labile
( figura 20).
figura 19-cross section 3D OCT
figura 20-isosuperficie di profondità regolabile
30
3 LA NUOVA TECNOLOGIA
FREQUENCY-DOMAIN
In quest a sezio ne viene descr it t o il percorso effet t uat o per passar e dalla t ecno logia
OCT di analis i dell’ int er fer enza nel do minio dei t empi a quella nel do minio di
Four ier, descr ivendo i vant aggi port at i dalla nuo va t ecno logia sulle immagini
prodott e.
Co me det t o in precedenza, il modo con cui si r iesce a r ilevare l’ int ensit à degli echi
luminosi ret rodiffusi è ut ilizzare un int er feromet ro. A part ir e da una sorgent e
luminosa a banda larga viene prodotto un raggio, che viene separat o in due da uno
specchio semir iflet t ent e .Una part e si dir ige verso il t essut o, ment re l’alt ra va verso
uno specchio di r ifer iment o. I t essut i dal campio ne esaminat o producono echi
luminosi ret rodiffusi che si co mbinano con il fascio lumino so di r ifer iment o
r iflesso dallo specchio di r ifer iment o.
L’int ensit à del segnale in uscit a vien e r ilevat a da un fot orivelat ore. Quest o è il
t ipico funzio nament o di un TD OCT (T ime Do main OCT).
3.1 Time Domain Oct
In un TD OCT ( figur a 21) lo specchio di r ifer iment o oscilla t ra un minimo e un
massimo per per met t ere di acquisire t utt i gli echi alle va r ie profo ndit à del
t essut o;infat t i co me det t o in pr ecedenza si ver ifica un’int er ferenza so lo se la
dist anza da cu i pro viene l’eco ret rodiffuso è la st essa alla quale si t rova lo
specchio di r ifer iment o rispet to al BS( beamsplit t er).
Definendo con lc la lunghezza di coerenza della sorgent e, con xdepth la massima
escur sio ne dello specchio di r ifer iment o e con T il t empo tot ale di scansio ne per
ott enere una B-scan,si può definir e con (l c/xdept h)T la durat a dell’acquis izio ne
di un segnale di int er ferenza. Nono st ant e il fot orivelat ore collezio ni i fot oni
ret rodiffusi dall’ int er faccia di int eresse per l’int era dur at a dell’acquis izio ne,T, lo
sche ma di r ilevazio ne è selet t ivament e at tivo so lament e per quei fot oni che
appart engono all’ int er ferenza che st a r ilevando. Si ha quindi un’inevit abile perdit a
di infor mazio ne e diminuzio ne del rapporto segna le -rumore.
31
Numer icament e è possibile det er minar e la sensibilit à di un TD OCT calco lando il
numero dei fot oni del segnale ut ile e co mparando lo con quelli provenient i al di
fuor i del piano focale.
figura 21-schema di funzionamento di un TD OCT.Il fascio di luce sorgente viene diviso in due
componenti,di cui una va verso lo specchio di riferimento ed una verso il tessuto.Il fascio
ricombinato è rilevato da un fotorivelatore(detector).
I l numero tot ale dei fot oni del segnale ut ile sono dat i da
S ignal TDOCT = 2 Psig Pr ef
lcT 
,dove
xdepth h
Pref e Psig sono la pot enza del segnale di r ifer iment o e del t essut o in esame,ε è
l’efficienza quant ica e hν è l’energ ia fot onica.
I l segnale rumor e è dat o dalla r adice quadrat a dei fot oni t ot ali r ilevat i dallo
st rument o:
Noise TDOCT = Pr ef
lcT 
x depth h
32
Co me det t o in precedenza la specifica sulla sensibilit à è r appresent at a dall’SRN
dat o da:
SNR TDOCT = 10 log(
Signal TDOCT 2
lcT 
)  10 log( 4 Psig
)(dB)
NoiseTDOCT
xdepth h
3.2 Fourier Domain Oct
Un sist ema in grado di fare un pieno uso dei fo t oni relat ivi al segna le ut ile durant e
l’ int ero t empo di acquisiz io ne, è il Four ier Domain OCT (FD OCT).
Un t ipico sist ema S pect ral (SD OCT) è molt o simile ad un TD OCT.I l mo viment o
dello specchio di r ifer iment o è eliminat o ed il fot orivelat ore viene sost it uit o con
uno spet t romet ro,che regist ra le var iazio ni spet t rali del segnale r ilevat o.
La t rasfor mat a di Four ier, applicat a ne lla for ma inver sa allo spet t ro acquisit o,
per met t e di ott enere un pro filo di scansio ne lineare mo lt o simile ad un TD OCT.
In quest o caso il numero tot ale d ei fot oni del segnale ut ile è dat o da
S ignal S D SDOCT = 2 Psig Pr ef T

h
Ment re il numero dei fot oni ru morosi è sempre dat o dalla radice quadrat a dei
fot oni t ot ali del segnale r et rodiffuso:
Noise SDOCT = Pr efT

h
Di co nseguenza s i ott iene un SNR di:
SNR SDOCT = 10 log(
Signal SDOCT 2

)  10 log( 4 PsigT
)(dB)
Noise SDOCT
h
La pro fondit à di scansio ne X depth ,si t raduce per un SDOCT, nel range delle
oscillazio ni spet t rali, in frequenza,che lo spet tromet ro è in grado di r ilevare. Per
33
uno spet t romet ro con N pixe l, la maggiore oscillazio ne per iodica spet t rale che è in
grado di r ilevare è par i a N/2.Olt r e quest o valor e, le oscillazio ni port ano in
sat urazio ne lo st rument o e generano aliasing.Usando quest o crit er io si può veder e
che:
k 2 xdepth  (
N
N
N

)2 
 xdepth 
 ( )lc ,con lc=
2
2k
2
k
Ora è possibile st abilir e un confront o t r a un SD OCT ed un TD OCT. Dato un
sist ema Spect ral a N pixel co n una pro fondit à di scansio ne
xdepth  (
N
)lc ,un’acquis izio ne t ramit e TD OCT della st essa durat a t emporale avr à un
2
SNR par i a:
SNR TDOCT = 10 log( 4 Psig (
2

N
)T
)  SNRSDOCT  10 log( )
N h
2
Da t ale equazio ne si vede chiar ament e che un sist ema S D OCT è int r inseca ment e
più sensibile di un TD OCT di un fat tore N/2.Quest o migliorament o è dovuto al
fat to che un SD OCT è capace di co llezio nare segnali del campio ne provenient i da
t utt e le profo ndit à,per l’int er a durat a del t empo di acquis izio ne.
I vant aggi pr incipali int rodott i dall’ut ilizzo di quest a nuo va t ecno logia sono st at i

Un aument o della fr equenza di scansio ni assia li

Un aument o della sens ibilit à di r ilevazio ne

La r iduzio ne dei t empi di acquis izio ne delle immagini

La r iduzio ne di art efat t i da mo viment o ottico a cir ca 1/30 r ispet to ad un TD

r ipet ere più vo lt e la st essa scansio ne, per eseguire la so mmat oria de i valor i
misurat i in ogni punt o esaminat o, ed ott enere delle immagini con
migliorament o del rapporto segnale ru more

eseguire mo lt e scansio ni B -scan affiancat e per ott enere una r icost ruzione
t ridimensio nale dei t essut i (C - scan) ed esaminar li anche per st rat i (scansio ni
en- face) dalla super fic ie ver so la pro fondit à
34
In figura 22 è mo st rat a la differenza nell’ int erpret azio ne diagnost ica di
un’immagine relat iva allo st esso pazient e prodott a con un TD OCT ( A) e con un
SD OCT(B).In ent rambe le immagini è visibile un accumulo di liquido
int rar et inico,che nel TD si miscela al rumore di fo ndo, ment re nell’SD OCT è
chiarament e dist inguibile t ra i var i st rat i. Le fr ecce bianche indicano le aree di
liquido, e gli ast er ischi ner i ind icano la membr ana neo vasco lare coroideale.
Spesso la r iso luzio ne assiale r isult a il par amet ro più ut ilizzat o in fase di
co mmercia lizzazio ne per es ibire le prest azio ni di un OCT. L’evo luzio ne ha
port ato ad un cont inuo aument o della lar ghezza di banda della sorgent e,ovvero
di una minore lunghezza di coerenza,che significa migliore r iso luzio ne assia le.
In un sist ema TD OCT,aument are la larghezza di banda della sorgent e,significa
r idurre l’SNR, in quant o viene increment at a anche l’amp iezza della banda
relat iva al rumore. Per mant enere lo st esso SNR sarebbe necessar io diminuire la
frequenza delle scansio ni assiali o il r ange di pro fondit à di scans io ne
(peggiorat ivo dal punt o di vist a t ecno logico),o incr ement are l’int ensit à
dell’illu minazio ne sul camp io ne(una maggiore pot enza del fascio incident e
significa esporre il pazient e a r ischio maggiore).Per quest i mot ivi,un recen t e
aument o,att raver so la t ecno logia Four ier Domain,della frequenza degli A - scan/s
e l’aver ot t enuto più a mpi r ange di scansione di pro fo ndit à, ha reso superat i gli
OCT T ime Do main.
figura 22-immagine OCT ottenuta con tecnologia Time Domain (in alto) e Spectral Domain (in
basso)
35
3.3 Spectral Oct e Swept Source Oct
Ci sono due modi differ ent i per implement are un FD OCT:Spect ral Do main OCT
oppure Swept Source OCT.
Un SD OCT ( fig.23) è mo lt o simile ad un TD OCT se no n alt ro per l’immo bilit à
dello specchio di r ifer iment o e della pr esenza di uno spet t romet ro a bassa perdit a
al post o del fot orivelat ore .Lo spet tromet ro al suo int erno è cost it uit o da una
schier a linear e di ele ment i sensibili alla luce (CCD o CMOS);no n appena quest i
vengono invest it i dal fascio r ic o mbinat o,sono in grado di r ilevare le var ie
int er ferenze sul segna le lumino so incident e in base alla lor o lunghezza d’onda λ. I l
segnale in ingresso allo spet t romet ro è di t ipo analogico ; all’uscit à dell’array il
segnale è gia st ato campio nat o (e quindi convert it o in digit ale). I dat i spet t rali sono
messi in scala r ispet to al do minio dei numer i d’onda e r icamp io nat i pr ima
dell’esecuzio ne della t rasfor mat a di Four ier ,esegu it a dal so ft ware ,che per met t e di
ott enere una rappresent azio ne in A- mo de dell’int ensit à degli echi ret rodiffusi.
Un’elevat a riso luzio ne spaziale,paramet ro alt ament e desiderabile, imp lica l’uso d i
una sorgent e ad ampia larghezza di banda (o picco la lunghezza di
coerenza).Quest o implica che ,per ott ener e un ’elevat o dett aglio ,sar à r ichiest o un
elevat o numero di pixel,N,dell’arr ay lineare.Nella prat ica ciò si ott iene r iducendo
la dimens io ne dei pix e l ed aument ando il loro numero; di co nseguenza si ot t iene
un incr ement o della mass ima oscillazio ne r ilevabile dallo spet t romet ro ,che
significa un più ampio int er vallo di scansione.
figura 23-schema di un OCT Spectral.Si nota l’immobilizzazione dello specchio di riferimento e la
presenza di uno spettrometro a bassa perdità per discriminare le varie interferenze in funzione della
lunghezza d’onda.
36
In un SS OCT( fig. 24) l’infor mazio ne in fr equenza non è est ratt a come in un SD
OCT usando uno spet t romet ro.Si dispone invece di una sorgent e in grado di
emet t ere un fascio laser ad una specifica lunghezza d’ onda. L’uscit a della sorgent e
è una funzio ne S[k(t )] ed è mant enut a line are. Essa può essere scr it t a come
k(t ))= K 0  k  t ,
dove δk=Δk/ Δt . Δk rappresent a l’ampiezza della banda ott ica ent ro cui può var iar e
il segnale sorgent e, ment re Δt è il t empo tot ale impiegat o per fare assu mere alla
sorgent e t utt i i valor i di lunghezza d’onda nell’ int er vallo . Idealment e un sist ema
SS OCT r ichiederebbe M numer i d’onda equispaziat i all’ int er no dell’ int er vallo di
definizio ne,del t ipo M×δ k=Δk.I n quest o cont est o, il range di scansio ne è dat o da
xdepth 
M

M


lc
2k 2k
2
I l segnale di int er ferenza può essere r ilevat o da un singo lo det ett ore o da un a
coppia di det et tori bilanciat i per co mpensare l’int ens it à delle flut t uazio ni di
segnale.Non appena viene acquis it a un’int er fer enza, corr ispondent e ad una
spec ifica lunghezza d’onda ,può essere t rasfor mat a seco ndo Four ier ed ott enere il
profilo in A- mode corrispo ndent e.
Uno di vant aggi r ispet t o ad un SD OCT st a nella possibilit à di impiegare int er valli
di lunghezza d’onda di 1000 -1300 nm; ciò per met t e la visualizzaz io ne ad alt a
r iso luzio ne di st rutt ure mo lt o in pro fo ndit à co me la coroide e la sc lera,alt r ime nt i
poco visibili t ramit e uno S pect ral. Ino lt re la linea di scansio ne OCT r isult a
invis ibile per il pazient e ,consent endo gli di non dirott are l’at t enzio ne dalla mira di
fissazio ne int er na dello st rument o , riducendo la durat a dell’esame .
Con un SS OCT è ino lt re possibile r aggiungere velo cit à di scansio ne mo lt o più
elevat e (dell’ordine di 80 ˙000-100 ˙000 A- scan/s).Grazie a quest a specifica si
r iesce ad acquis ire una B -scan in 0.01 s, invece dei 0.02 s necessar i ad uno
Spect ral;ma la grossa differenza st a nell’acquisiz io ne di immagini 3D,dove allo
SS-OCT sono suffic ient i 0.9 s cont ro gli 1.9 s d i uno Spect ral Do main.
37
figura 24-rappresentazione schematica di uno Swept Source OCT.Si nota la presenza di una
sorgente laser ad emissione di lunghezza d’onda variabile.
Figur a 25 most ra la differenza t ra le immagini di fo vea e disco ott ico ott enut e
att raver so la t ecno logia Spect ral Do main (a sinist ra) e quella Swept Source (a
dest ra).S i not a come l’immagine prodott a dallo SS -OCT per met t a una più chiar a
vis io ne di scler a e coroide,quasi invis ibili con lo Spect ral.I no lt re,nonost ant e
l’ immagine SS-OCT sia st at a ott enut a con un minor numero di immag ini
mediat e, l’int era st rutt ura ret inica r isult a appar ir e mo lt o più nit ida r ispet to a quella
ott enut a con lo Spect ral.
figura 25-confronto tra le immagini di fovea e disco ottico ottenute con la tecnologia SS-OCT (a
destra) e SD-OCT (a sinistra).
38
3.4 Inconvenienti della tecnologia e loro risoluzione
3.4.1 Dispersione
La di spersi one è un feno meno che degrada la qualit à di u n’immagine OCT e
divent a elevat a nel caso di impiego di sorgent i a banda larga.I l feno meno cons ist e
nella sco mposizio ne di un’onda e let t romagnet ica in un fascio di onde
mo nocro mat iche, nel mo ment o in cui quest a att raver sa un corpo,avent e uno
spec ifico indice di r ifraz io ne. L a velo cit à con cui si propaga l’o nda dipende dalla
lunghezza d’onda λ. Sicco me ciascuna onda mo nocromat ica possiede una λ
different e,t enderà a viaggiare nel t essut o ad una velo cit à different e. L’effet to nett o
è l’allargament o dell’ impulso sorgent e,con co nseguent e dist orsione del segnale
e,t alvo lt a, l’ imposs ibilit à di r ileva re un segnale di int er ferenza. Quest i fat tori nel
loro insieme producono una r iduzio ne della r iso luzio ne assia le.
Solit ament e la dispersio ne sulla profo ndit à assiale è t rascur abile ed è
pr incipalment e causat a da uno sbilanciament o ott ico nei due bracci
dell’int er fero met ro. Nel caso di immagini ret iniche, la maggior part e della
disper sio ne nasce dal vit reo,che cost it uisce gran part e della lunghezza
dell’occhio. I l met odo corrent ement e usat o per eliminare t ale effet t o è la
co mpensazio ne di disper sio ne. Tale met o do si ser ve di specchi chirpat i, r icopert i da
mat er iale die let t rico ;vengo no progett at i in modo che a diver se lunghezze d’o nda
generat e per dispersio ne nel mat er iale corr ispondano differ ent i lunghezze di
penet razio ne e di co nseguenza diver si r it ardi di gru ppo.S i possono quindi generare
st rat i di copert ura avent i r it ard i di gruppo t ali da co mpensare quelli prodott i dal
mezzo att raver sat o. Olt re al met odo har dware, esist e anche una correzio ne della
disper sio ne t ramit e so ft ware .
Un esemp io di immagini senza co rrezio ne di disper sio ne ( A) e con correzio ne
t ramit e specchio (B) o soft ware (C) sono present at e in figura 26 .
39
figura 26-rappresentazione di un’immagine OCT Spectral ottenuta senza correzione (A),e con
correzione hardware (B) e software (C).
3.4.2 SNR Drop-Off
L’SNR Drop-Of f è un feno meno causat o dal no n per fet to mant eniment o della
mo nocro mat icit à dell’o nda durant e l’acquis izio ne del segnale. Nello SS OCT, la
larghezza di linea corrispondent e ad ogni numero d’onda è così pi cco la che quest o
fat tore può esser e t rascurat o. L’SNR Drop-Off nello SS OCT è pr incipalment e
causat o dalla no n linear it à del segnale in uscit a dalla sorgent e . Solit ament e le no n
linear it à non sono cospicue,così la cadut a dell’S NR non è pro minent e e può e ssere
ignorat a.
Nell’SD OCT l’S NR non è lo st esso durant e l’in t ero range di scansio ne; esso
aument a all’aument are della differ enza di lunghezza t ra il br acc io di r ifer iment o e
del campio ne. L’SNR Drop-Off può essere descr it t o co me la convo luzio ne t ra una
fu nz io ne rect , rappresent ant e la larghezza finit a dei pixel del CCD e del segnale di
int er ferenza nel do minio della fr equenza. Nei sist emi SD OCT t ale effet t o può
40
arr ivare fino a 20 dB sul valore medio dell’SNR. Tutto ciò può essere miglior at o
diminuendo la dimens io ne dei pixel della camera CCD o muovendo la regio ne
int eressat a del camp io ne vic ino al punt o di equid ist anza.
3.4.3 Segnale simmetrico
Finchè lo spet t ro del segnale acqu isit o è una funzio ne reale, la sua t rasfor mat a di
Four ier è simmet r ica r ispet t o al punt o di equidist anza. Quest o port a a ridurre il
cont enut o infor mat ivo acquis ibile sull’ int era scansio ne di dat i. Per ovviare a ciò è
necessar io cost ruire un segnale co mplesso,e quindi r icavare infor mazio ni sulla
fase del segnale. Un approccio è il met odo f ive-f rame, nel quale il segnale
co mplesso è r icost ruit o prendendo cinque misurazio ni consecut ive de llo spet tro
con increment i di fase di π/ 2.
41
4 INTERPRETAZIONE DELLA
TOMOGRAFIA A COERENZA OTTICA
4.1 Proprietà ottiche del tessuto
La luce incident e su l t essut o, un mezzo ott icament e r ifrangent e e torbido, è
t rasmessa, assorbit a o diffusa.
La luce t rasmessa r imane inalt erat a e d è libera di int eragire co n gli st rat i t issut ali
più pro fond i.
La luce assorbit a viene essenzia lment e r imo ssa dal fascio incident e.
L’assorbiment o si ver ifica perché i cro mofor i t issut ali, co me l’emoglo bina o la
melanina, hanno uno spet t ro di assorbime nt o simile all’energia della luce
inc ident e. Alle lunghezze d’o nda prossime all’ infrarosso usat e nella diagnost ica
OCT, la maggior part e della luce assorbit a produce solo effet t i t er mici, al
cont rar io della luce vis ibile che produce effet t i fit ochimic i. Tutt avia, po iché le
pot enze del fascio incident e sono mo lt o basse, diviene t rascurabile l’effet t o di
surr iscaldament o del t essut o prodotto.
La diffusio ne ott ica è una propr iet à dei mezzi o mogenei e non si ver ifica quando
sono present i zo ne avent i indice di r ifr azione differ ent e all’ int er no di un t essut o.
La diffusio ne co mport a che la luce incident e sia pro iet t at a in direzio ni mult iple.
La luce che invert e co mplet ament e il suo percorso di andat a è det t a ret rodiffusa.
Nei t essut i che assorbo no fort ement e o che dif fo ndo no, l’int ensit à del fascio
inc ident e decresce esponenzialment e co n la profond it à,ad un t asso che dipende dai
relat ivi coeffic ient i di assorbiment o e diffusio ne.
Co me det t o in precedenza la OCT per met te di r ivelare le var ie st rat ificazio ni in
t essut i apparent ement e t rasparent i, per il loro esiguo spessore, co me la ret ina.
Quando un fascio di luce incide su un t essuto,è dappr ima at t enuat o
dall’assorbiment o e dalla diffusio ne, ment re si propaga nel t essut o st esso. Poi la
luce è ret rodiffusa a livello delle st rutt ure a different e profo ndit à. In ult imo, la
42
luce è ult er ior ment e at t enuat a dall’assorbiment o e dallo scat t er ing nel percorso di
r it orno,prima di essere r ivelat a dallo st rument o OCT.
Al fine di eliminare la luce diffusa no n vo lut a si ut ilizzano part ico la r i t ecniche di
focalizzazio ne del fascio.
Co me r isult at o,l’immagine OCT si può consider are una singo la luce ret rodiffusa.
La pot enza di un segnale OCT provenient e da una part ico lare st rut t ura t issut ale ad
una cert a profondit à dipende dalla luce t rasmessa s enza essere assorbit a o
diffusa,dalla percent uale di quest a che è diret t ament e ret rodiffusa e dalla fr azio ne
di luce diret t ament e ret rodiffusa che r it orna al r ilevat ore.
Quando si ver ifica un fort e assorbiment o,a causa di un emorragia in un t essut o gli
st rat i più in profo ndit à t endono ad essere oscurat i.
4.2 Interpretazione delle immagini di OCT del segmento
posteriore normale
4.2.1 Asse papillomaculare
Figur a 27 most ra un t o mogramma OCT ad ampio campo di una ret ina
nor male, incluse la reg io ne maculare e peripapillare.
L’immagine è st at a ott enut a con una r iso luzio ne assiale di 10 μ m alla lunghezza
d’onda di 800 nm. L’immagine si est ende per una lunghezza t rasver sale di 1
mm,evidenziat a nell’ immagine del fo ndo dell’occhio.
E’ chiarament e evident e l’int er fac cia vit reoret inica dall’ increment o nella
ret ridiffusio ne t ra vit reo e ret ina int er na.La fovea appare co me una legger a
depressio ne della ret ina;in corr ispondenza della quale si not a un assot t igliament o
dello st rat o delle fibre ner vose ( NFL) ed un ispessime nt o dello st rato
fot orecettoriale.I l disco ott ico appare con il car at t erist ico profilo del ner vo ott ico.
I l limit e post er iore della ret ina è evidenziat o da uno st rat o alt ament e
r iflet t ent e,ovvero il co mplesso epit elio pigment ato ret inico -coriocapillare.
Sopra t ale st rat o si t rovano i segment i int erno ed est er no,anch’essi alt ament e
r iflet t ent i. Tali st rat i si int errompono in corrispondenza del disco ot t ico,dove si
43
t rova la lamina cr ibrosa. Post er ior ment e alla cor iocapillare t roviamo la coroide e
la scler a, poco messe a fuoco a causa dell’at t enuazio ne del fasc io da part e degli
st rat i più super ficiali.
figura 27-immagine OCT di fovea e disco ottico (sopra) associati all’immagine del fondo (sotto).
4.2.2 Microstruttura retinica
La diagnost ica OCT per met t e anche di vis ualizzare i var i st rat i che co mpo ngono la
ret ina.
Figur a 28- A most ra un’immagine OCT della macula nor male, di larghezza 6 mm e
co mpost a da 512 pixel, ment re la 20 - B ne mo st ra un suo ingrandiment o.
La mor fo logia della microst rutt ura ret inica può essere differenziat a e si correla
con la ben not a mor fo logia delle regio ni foveale e parafo veale.
44
La ret ina può essere descr it t a in funzio ne di 10 st rat i dist int i, che inc ludono 4 st rat i
cellular i e 2 di connessio ne neuronale.
Gli st rat i delle fibr e ner vos e e plessifor me sono cost it uit i da st rutt ure assonali
ott icament e alt ament e r iflet t ent i ed appaio no rossi nelle immagini in fals i co lor i.
Al co nt rar io gli st rat i nuc lear i sono debo lment e r iflet t ent i ed appaio no di co lore
blu- nero.
I l pr imo st rat o alt ament e r iflet t ent e, visibi le nasanalment e è lo st rat o delle fibre
nervose (RNFL).I t re st rat i debo lment e r iflet t ent i so no lo st rato delle cellu le
gangliar i(SCG), lo st rato nucleare int er no (SNI) e lo st rato nuclear e est er no
(SNE).
Lo SCG aument a di spessore in p rossimit à della fo vea.
Lo st rat o plessifor me int er no (SPI), moderat ament e r iflet t ent e, è adiacent e allo
SCG ed allo SNI. Spesse vo lt e gli assoni dei fot orecett ori che decorrono
obliquament e so no consider at i uno st rat o separ at o dal SPE, chiamat o st rato delle
fibre di Hanle.
I l confine t ra segment o int erno (SI) ed esterno (SE) è rappresent ato da una sott ile
banda alt ament e r iflet t ent e,post a immediat ament e sopra l’epit elio pigment at o
ret inico (EPR) e la coroide. Lo spessore degli st ra t i fot orecettoria li SI ed S E
aument a in corr ispondenza della fo vea, a causa dell’au ment o di lunghezza dei
coni.
45
figura 28-rappresentazione dei 10 strati retinici.Viene evidenziato il diverso livello di riflettività del
tessuto in scala cromatica dal bianco al blu scuro.
La membr ana limit ant e est erna (ELM) può essere visualizzat a co me un sot t ile
st rato riflet t ent e t ra l’S NE e l’SI ; essa rappresent a un allineament o t ra i
fot orecettori e le cellule di Műller.
L’EPR si present a co me uno st rato fort ement e riflet t ent e e spesse vo lt e r isult a
vis ibilment e conglo bat o alla cor iocapillar e. La sua funzio ne pr imar ia è quella di
det er minar e il met abo lis mo dei fot orecettori, fagocit ando i vecchi e r impiazzando li
con dei nuovi.
46
Le st rutt ure più in profo ndit à r isult ano spesso poco visibili, non so lo a causa dei
limit i dello st rument o,ma anche dalla pr esenza di numerosi vasi sanguigni
che,alt ament e r iflet t ent i,t endo no a creare un effet t o ombr a.
4.2.3 Testa del nervo ottico
Figur a 29 most ra un’immagine OCT del d isco ott ico nor male. I l suo cont orno è
messo in evidenza da ll’int er faccia t ra vit r eo e st rato delle fibr e ner vose.E’ vis ibile
la nor male escavazio ne del disco.
L’immagine OCT most ra un aument o delle fibre ner vose in direz io ne della r ima
neuroret inica fino a quasi cost it uire l’ int ero spessore ret inico.L’int ensit à del
segnale r iflesso dalle fibr e ner vose decresce avvic inandosi al pro filo del
disco;quest o si spiega co l fat to che qui le fibre non sono più perpendico lar i al
fascio inc ident e, bensì si r ipiegano sulla t est a del ner vo ot t ico.
Lo st rat o dei fot orecettori e dell’EPR possono esse re ut ilizzat i co me punt i di
repére per definire i margini est erni del d isco.
L’acquisiz io ne di immagini OCT del ner vo ott ico sono ut ili al fine di
diagnost icare,anche precocement e,alcune pat ologie neuro ft almiche,co me il
glauco ma.
Per rendere maggior ment e evident e lo st rato delle fibr e ner vose anche in
corrispondenza della t est a del ner vo ott ico è st ato elaborato nel 1995 da Schuman
e Hee un protocollo che co nsist eva nell’eseguire scansio ni circumpapillar i, creando
sezio ni cilindr iche della ret ina cent rat e attorno al disco ott ico, in modo che t utt i i
nervi che fuor iuscissero d alla t est a del nervo ott ico at t raversassero il piano
immagine OCT.
Figur a 30 most ra due scansio ni circumpapillar i OCT con diamet r i di 2,3 e 3,4
mm,cent rat e sulla t est a del ner vo ott ico.
S i not a come lo spessore dell’ NFL var ii con la posizio ne at torno alla t est a del
nervo ott ico;in part ico lar e si not a un suo ispessiment o ne lla regio ne supero t emporale ed infero - nasale.
47
figura 29-immagine OCT del disco ottico normale.Si notano i punti di discontinuità dell’EPR,in
corrispondenza della lamina cribrosa.Al tomogramma OCT è associata l’immagine del fondo.
figura 30-scansioni circolari eseguite sulla testa del nervo ottico attraverso due differenti diametri di
scansione.
48
4.3 Interpretazione delle immagini di OCT del segmento
anteriore dell’occhio normale
4.3.1 Camera anteriore
Figur a 31 most ra un’immagine OCT della camera ant er iore dell’o cchio nor male.
L’immagine ha una r iso luzio ne assia le di 15 μ m,ad una lunghezza d’onda di 1300
nm.I n confront o agli 840 -880 nm impiegat i nella diagnost ica ret inica qui è
possibile r idurre l’at t enuaz io ne dovut a alla diffusio ne ott ica e per met t ere la
visualizzazio ne di spes sor i maggior i.I no lt re, dat a la maggior e lunghezza d’onda, è
possibile ut ilizzar e pot enze maggior i, a vant aggio della sensibilit à dello st rument o.
Figur a 31- A most ra st rutt ure chiarament e dist inguibili quali cornea sclera , ir ide e
capsula ant er iore del cr ist al lino.
I segnali più fort i provengo no dalla super ficie epit e liale della cornea,dalla scler a e
dall’ir ide;in generale l’ int ensit à dell’eco ret rodiffuso decresce dalla part e cent rale
della cornea verso la per ifer ia.
I l limbus appar e co me l’ int er faccia t ra cor nea e sclera a livello dell’ango lo.
Poiché la luce è r ifrat t a o inclinat a, quando incide a livello dell’ango lo t r a due
mezzi co n differ ent e indice di r ifrazio ne,come ar ia e cornea, l’immagine OCT della
camera ant er iore deve esser e corrett a att raverso un’elab orazio ne so ft ware.
4.3.2 Cornea ed angolo
At t raver so un rest r ingiment o del campo di vis io ne è poss ibile evidenziare con
maggiore det t aglio le st rutt ure che co mpongo no il segment o ant er iore ( fig.31 - B).
In figura vengono most rat i il pro filo dell’ ir ide e l’e pit elio, il limbus
sclerocorneale,e l’ango lo della camera ant er iore.L e st rutt ure della r egio ne
dell’ango lo,co me il t rabeco lat o,il corpo ciliar e ed il cana le di S chlemm, no n sono
ben visibili po iché la luce che è penet rat a viene at t enuat a dalle st rutt ure scle rali
sovrast ant i.
Figur a 31-C most ra in ingr andiment o maggiore della cornea, evidenziando
nuo vament e la demar cazio ne t ra epit elio e st roma.
49
figura 31-immagine OCT del segmento anteriore.Nell’immagine A si nota l’inserzione tra cornea
(poco riflettente) e sclera (altamente riflettente),oltre che l’iride ed il cristallino.L’immagine B e C
sono state ottenute mediante ingrandimento e visualizzazione in chiaro-scuro,per mettere in
evidenza i dettagli.
4.4 Interpretazione delle immagini di OCT delle
patologie retiniche
4.4.1 Caratteri generali associati alla patologia
Mo lt e malat t ie ret iniche si manifest ano come import ant i alt er azio ni st rutt urali
della nor male archit et t ura della ret ina .Per esempio, le mo dificazio ni nella
mor fo logia della fo vea nel foro maculare , nella t razio ne vit reo macular e e nel
dist acco di ret ina, so no spesso indicat ive di malat t ia.
L’alt er azio ne del profilo fo veale è spesso associat o a lle membr ane epir et iniche e a
pseudo for i macular i o for i lamellar i. L’OCT per met t e di dist inguere i var i st adi di
foro maculare,pseudo foro o foro lamellare.Per esempio , i for i lame llar i in
50
for mazio ne possono essere diagnost icat i da un ispessiment o della fo vea,co n la
for mazio ne di spazi cist ic i e la disorganizzazio ne t ra ret ina int er na e st rat o dei
fot orecettori.
L’accumulo di liquido int raret inico co mport a sia un increment o dello spessore
ret inico che modificazio ni nelle propr iet à di diffusio ne del t essut o.La diffusio ne
può aument are con l’ infiammazio ne, con infilt razio ni negli st rat i r et inic i o nella
coro ide, in caso di fibrosi,essudat i dur i o di emorragie.S ia gli essudat i dur i che le
emorragie so no alt ament e r iflet t ent i e causano effet t o ombr a sulle s t rutt ure
ret iniche più pro fonde;bast i pensar e al no r male effet t o esercit at o dai vasi
sangu igni nei var i dist ret t i ret inic i.
La dist inzio ne t ra sangue, liquido sieroso,ed essudat i può essere effet t uat a anche in
base alla r iflet t ivit à.I l liquido sieroso,cont enent e poche cellule,è prat icament e
t rasparent e all’OCT ; appare co me una regio ne pr iva d i r iflet t ivit à, in
cont rapposizio ne al sangue che mo st ra una r iflet t ivit à maggiore ed un increment o
dell’at t enuazio ne del segnale incid ent e.Gli essudat i sot toret inic i, opachi
t ipicament e all’OCT,hanno un aspet t o int er medio t ra sangue e liquido sieroso.
La diminuzio ne di r iflet t ivit à può essere causat a dall’edema ret inico, in cui il
liquido accumulat o comport a una diminuzio ne della densit à del t essut o e la
for mazio ne di cist i.
Le alt erazio ni della st rut t ura cellu lare,come l’ ipopigment azio ne dell’EPR,posso no
anche co mport are una diminuzio ne della r iflet t ivit à.
Le ano malie de lle st rutt ure che s i int erpongono o dei t essut i che precedono la
part e da esaminar e, co me cat aratt e dense,opacit à dei mezzi,ast igmat is mo, imp iant i
di lent i ocular i scar sament e cent rat e o scarso allineament o dello st rument o OCT,
causano una diminuzio ne diffusa nell’ int ensit à dell’ immagine a livello di t utt i i
t essut i.
4.4.2 Fori maculari
L’OCT per met t e la differenz iazio ne t ra fo ro maculare e foro lamellare o
pseudo foro.
Figur a 32- A most ra l’immagine OCT di un foro maculare a t utto spessore.I l foro
macular e a t ut to spessore è carat t erizzat o dalla perdit a del nor male pro filo fo veale
51
e dall’alt erazio ne della nor male organizzazio ne ret inica che int eressa l’int ero
spessore della ret ina.
figura 32-A-foro maculare a tutto spessore
S i posso no osservar e edema int raret inico e modi ficazio ni cist iche adiacent i al
foro.L’EPR r isult a int at t o alla base de l fo ro e la ret ina adiacent e si present a
so llevat a dall’EPR. Le modificazio ni cist iche si osser vano a l ivello degli st rat i
nuclear e int er no ed est erno.I l vit reo è dist accat o e visibile co me una banda sott ile
sopra la ret ina.
Figur a 32-B most ra uno pseudo foro maculare con membrana epiret inica.E’
present e una disorganizzazio ne della ret ina int er na nell’ar ea d el foro,con
separ azio ne adiacent e della ret ina t ra SPE ed SNE.Tutt avia lo SNE, l’SI e l’SE dei
fot orecettori so no int att i. Fila ment i che pot rebbero rappresent are le cellu le di
Műller,occupano gli sp azi t ra i var i st rat i ret inic i.S i p roduce una t razione sulla
ret ina int er na,co n un aspet to ondulat o della st essa e for mazio ne di picco li spazi
cist ic i nell’NFL.
figura 32-B-foro maculare lamellare
52
L’OCT può essere usat o per la st adiazio ne del foro maculare,effet t uat a in base alle
carat t erist iche mor fo logiche e vident i nelle sezio ni e fornisce infor mazio ni circa la
pat ogenesi dello sviluppo del foro.Dall’ immagine acquis it a è ino lt re possibile
r icavare infor mazio ni di car at t ere quant it at ivo,r iguardant i ad esemp io il dia met ro
del foro, l’est ensio ne dell’edema cist i co int raret inico e dell’accumulo del liquido
sottoret inico circost ant e.Ino lt re,ut ilizzat o nel pr e e post int er vent o chirurgico
per met t e di valut ar ne l’efficacia.
4.4.3 Anomalie vitreali e dell’interfaccia vitreoretinica
L’OCT può fornire infor mazio ni st rutt urali r iguardant i l’int er faccia vit reoret inica
che, nor malment e è t rasparent e al mezzo diagnost ico.La presenza di
infiammazio ni, addensament i vit reali o emorragie co mport ano un aument o della
sua r iflet t ivit à per met t endo la sua visualizzazio ne t ramit e diagnosi OCT.
Figur a 33- A most ra un esemp io di dist acco post eriore del vit reo,con la ialo ide
vis ibile co me una super fic ie sott ile,debo lment e r iflet t ent e, localizzat a poche
cent ina ia di micron sopra la ret ina. La sua r iflet t ivit à è debo le ed irrego lar e a causa
della diver sit à ne ll’indice di r ifrazio ne t ra il gel vit rea le ed il liquido int erpost o.
Se dist accat a di più di 1-2 mm la ialo ide non può essere visualizzat a dall’OCT.
figura 33-A-distacco posteriore del vitreo
53
Figur a 33-B most ra un esempio di t razion e vit reo maculare.I l vit reo è dist accat o
per ifer icament e r ispet to alla fo vea ed eser cit a una t razio ne,causando la
separ azio ne t ra lo SNE e l’SPE.Filament i, che pot rebbero rappresent are le cellu le
di Műller,occupano gli spazi t ra gli st art i ret inic i.
figura 33-B-trazione vitreo-maculare
Figur a
33-C
mo st ra
un
ese mpio
di
membr ana
epir et inica.Una
me mbrana
epir et inica,che è separat a dalla ret ina può essere dist int a dalla ia lo ide per la sua
elevat a r iflet t ivit à ,per lo spessore maggio re e per la differenza di pro filo indott a.
Essa ino lt r e si present a più piat t a rispet to alla ialo ide dist accat a, indicando un
maggiore livello di t ensio ne.Non sono escluse defor mazio ni d ella fo vea e regio ni
cir cost ant i.
figura 33-C-membrana epiretinica maculare,visibile per effetto dell’elevato contrasto col vitreo.
54
4.4.4 Liquido sottoretinico,emorragia e proliferazione
fibrovascolare
Figur a 34- A most ra l’immag ine OCT relat iva ad un caso di cor ioret inopat ia della
sierosa cent rale. L’i mmagine evidenzia un dist acco della r et ina neurosensor iale con
so llevament o piat to della r et ina.E’ present e liquido sott oret inico,evident e co me
uno spazio ott icament e t rasparent e t ra ret ina e d EPR.La mor fo logia nor male
dell’archit et t ura ret inica è conser va t a nell’area del dist acco con la presenza di t utt i
gli st rat i int at t i. Lo st rat o dei fot orecettori si present a più spesso del nor male, forse
a causa di una var iazio ne del suo nor male met abo lis mo.L’EPR e la cor iocapillare
sono vis ibili co me st rat i alt ament e r iflet t ent i.
figura 34-A-corioretinopatia della sierosa centrale.
Figur a 34-B most ra un esempio di dist acco dell’EPR (DEP).L’EPR è vis ibile co me
una banda sott ile, alt ament e r iflet t ent e,aderent e post er ior ment e alla ret ina est er na.
Nonost ant e sia present e un cert o grado di dist orsione della nor male mor fo lo gia
ret inica, viene preser vat a l’int egr it à de lle st rutt ure.L’aument at a r iflet t ivit à
dell’EP R, forse dovut a a differ enze dell’ ind ice di r ifrazio ne o alle modificazio ni
mor fo logiche,co mport a un effet to o mbr a sulla coroide. L’ango lo del dist acco
55
spesso è più acut o rispet to ad un dist acco neurosensor iale a causa della maggiore
aderenza dell’EPR alla me mbrana basale.
figura 34-B-distacco dell’EPR.Si nota l’effetto ombra generato sulla coroide per effetto
dell’accumulo di liquido sotto l’epitelio.
La magg iore r iflet t ivit à dei fot orecett or i che si ver ifica in un dist acco
neurosensor iale può simulare l’alt a r iflet t ivit à dell’EP R ,port ando a diagnost icar e
erroneament e un DEP ;di so lit o però non comport a un significat ivo effet t o ombra
sulla coroide.
Quindi la differenz iazio ne t ra dist acco di ret ina neurosensor iale e DEP spesso
dipende dalla valut azio ne dell’ent it à della r iflet t ivit à present e sotto la racco lt a di
liquido sieroso e dalla valut azio ne de ll’angolo del dist acco.
Figur a 34-C most ra un esempio OCT di DEP emorragico.Quest o si differenzia dal
DEP per la presenza di r iflet t ivit à ott ica provenient e dal sangue diret t ament e al di
sotto dell’EPR dist accat o.La penet razio ne nella ret ina si est ende per circa 100
μ m.I n casi in cui l’emorragia raggiunga valor i di penet razio ne super ior i a 200
μ m,a causa dell’elevat a r iflet t ivit à del sangue divent a quasi impossibile
dist inguere i t essut i sottost ant i.
56
figura 34-C-immagine OCT raffigurante un distacco dell’EPR emorragico.In questo caso si nota un
aumento di riflettività sotto l’EPR per effetto dell’accumulo di sangue.
Figur a 34-D most ra un esemp io di un DEP fibro -vasco lare.S i osser va un aument o
della r iflet t ivit à ott ica che è visibile sot to l’EPR,t alvo lt a con liquido sottoret inico
adiacent e.Tutt avia il t essut o fibrovasco lar e r iflet t e meno del sangue e l’OCT
mo st ra immagini meno lumino se e co n una maggiore penet razio ne,che spesso
raggiunge la coro ide.
Figura 34-D-distacco di EPR fibro-vascolare
57
4.4.5 Edema maculare
L’OCT è in grado di for nire immagini e misure quant it at ive delle modificazio ni
dello spessore ret inico,ut ile nella valut azione e nel fo llow -up dei pazient i con
edema maculare associat o alla ret inopat ia diabet ica o dopo int ervent o di c at arat t a.
Figur a 35- A most ra un esemp io OCT di edema maculare cist o ide. La nor male
depressio ne fo veale viene a sco mpar ire e nei suo i press i lo spessore ret inico ne
r isult a aument at o fino a cir ca 500 μ m.S i evidenziano numerose st rutt ure di
carat t ere cist ico.
figura 35-A-edema maculare cistoide
Figur a 35-B mo st ra un’immagine OCT raffigurant e un’ occlus io ne venosa ret inica
della branca t emporale.S i osser va edema r et inico pronunciat o,t emporalment e
r ispet to alla fo vea,co n alt erazio ne della normale depressio ne fo veale.Sono evide nt i
modificazio ni cist iche a live llo dell’ SNI e dello SNE.
La ret ina nasale r ispet to alla fo vea sembra essere nor male.
figura 35-B-occlusiome venosa retinica della branca temporale
58
Nelle malat t ie venose occlusive , l’OCT r isult a ut ile specialment e ne l mo nit orare
quant it at ivament e lo sviluppo de ll’edema e la r iso luzio ne che segue al t ratt ament o.
Consent e di ident ificar e l’ispess iment o ma culare, la for mazio ne di cist i, for i
macular i lame llar i, accumulo di liquido sottoret inico ed il papilledema.
Grazie alla diagnost ica OCT è possibile prevenire l’at rofia ret inica causat a da
occlusio ne art er iosa degenerat a in edema macular e.
4.4.6 Epitelio pigmentato retinico e coriocapillare
Nelle immagini OCT l’EP R e la cor iocapillar e appaio no so lit ament e un unico
sott ile st rato ad elevat a r iflet t ivit à. La giunzio ne t ra SI ed SE dei fot orecetto ri
appare alt ament e r iflet t ent e,sit uat a ant er iorment e all’EPR ed alla coroide.
Le alt erazio ni di quest a regio ne, che definisce il limit e post er iore delle ret ina, sono
indicat ori di pat o logie quali la degener azione macular e legat a all’et à o la
neovasco lar izzazio ne coroideale.
Un’iperpigment azio ne dell’EPR co mport a un aument o di r iflet t ivit à e gener azio ne
di un effet to ombr a sulla coroide. Al co nt rar io un’ipopigment azio ne dell’EPR
co mport a una r iduzio ne di r iflet t ivit à e per met t e al fascio OCT di penet rare più in
profondit à,per met t endo di visualizzar e meglio le st rutt ure annesse.
Figur a 36- A most ra un esemp io d i ano malia pig ment ar ia provocat a da una
degenerazio ne maculare senile non essuda t iva.S i possono osservare irr ego lar it à
dell’EP R , dell’SI e dell’SE dei fort orecettori.L’EPR e la cor iocapillare appaio no
rugosi ed alt erat i,con disorganizzazio ne o irrego lar it à dei seg ment i est er ni dei
fot orecettori.
figura 36-A-degenerazione maculare non essudativa
59
Figur a 36-B most ra un esempio di neovasco lar izzazio ne coroideale.S i vede
un’a lt eraz io ne dell’EP R,della cor iocapilla re e dei fot orecettori SE.La cr escit a di
nuo vi vasi sanguigni at t raverso la membrana di Bruch co mport a un aspet to
framment ar io ed ispessit o dell’EP R,della coriocapillare e dei fot orecettori
SE.Viene evidenziat o edema per la presenza di leakage di liquido ret inico e
sottoret inico provenient e dalla neo vasco lar izzazio ne.Tut to ciò comport a un
ispessiment o dello sp essore ret inico.
figura 36-B-neovascolarizzazione coroideale
Figur a 36-C most ra un esempio OCT di soft drusen.Le so ft drusen si present ano
co me delle evident i mo dulazio ni o ondulazio ni delle bande sott ili,alt ament e
r iflet t ent i.Quest o si t raduce in un accumulo di mat er iale al di sot to della
membr ana di Bruch.L’aspet to dell’EPR è simile ad un DEP sieroso, ma no n produce
ombr a sulla coro ide ed ha margini più piat t i.
figura 36-C-soft drusen
60
4.4.7 Atrofia dello strato delle fibre nervose e della
retina:glaucoma e distrofia
Le alt erazio ne dello spessore dell’N FL ret inico si so no dimo st ra t edi grande
r ilevanza nella diagnosi del glauco ma e nella valut azio ne della progressio ne della
malat t ia. L’NFL appare co me uno st rato dist int o,alt ament e r iflet t ent e,a live llo della
ret ina super fic iale. Co me già sottolineat o lo spessore dell’NFL può esser e valut at o
su punt i individuali di un t omogramma cilindr ico o lineare nella regio ne
per ipapillar e.S i possono ut ilizzare a lgor it mi di elaborazio ne del l’ immagine per
valut are sia lo spessore ret inico che dell’ NFL.
Figur a 37 most ra un esempio di prot ocollo impiegat o nella diagnosi del glauco ma.
In un’unica scher mat a vengono visualizza t e le mappe degli spessor i in fals i co lor i
dell’occhio dest ro e sinist r o;le co lorazio ni dal blu scuro al bianco vanno verso un
aument o di spessore.Nella part e sottost ant e vengono most rat e le immagini del
fo ndo dell’occhio ;grazie ad un opport uno so ft ware di elaborazio ne è possibile
met t ere in evidenza le zone più dense di cor pi assona li, ind icat e in
rosso.Cent ralment e viene mo st rato att raverso un grafico l’andament o dello
spessore dell’NFL lungo i var i dist ret t i ret inic i. Vengo no effet t uat e delle
misurazio ni precise di alcuni paramet r i quali lo spessore medio dell’NFL, il livello
di simmet r ia t ra i due occhi, l’area della r ima ret inica e de l disco, il rapport o
cup/disc medio e vert icale e il vo lume dell’escavazio ne fo veale.
figura 37-protocollo di elaborazione impiegato nella diagnosi del glaucoma.
61
La ret init e pigment osa ( most rat a in figura 38-B) è un anor male assot t igliament o
dello st rat o dei fot orecet tori al di fuor i della fo vea,e vident e co me una r iduz io ne
del nor male spessore dell’ SNE.
Nella dist rofia di St argardt ( most rat a in figura 3 8-C), l’SNE è abnor mement e
sott ile a live llo della fo vea.La capacit à dell’OCT di for nire misure quant it at ive
della mor fo logia ret inica e part ico lar ment e ut ile, po iché fornisce un mezzo per
confro nt are le misurazio ni ot t enut e con quelle della popo lazio ne nor ma le, in modo
da st imare la pro babilit à di diagnosi.
figura 38-rappresentazione di alcune malattie degenerative della macula,che portano ad
atrofia.All’immagine A della macula normale si contrappone la retinite pigmentosa(B) e la distrofia
di Stargardt(C),nella quale si evidenzia un anormale assottigliamento dello strato dei fotorecettori a
livello della fovea.
62
5 PROTOCOLLI DI SCANSIONE ED
ELABORAZIONE DELL’IMMAGINE OCT
5.1 Protoccolli di scansione lineare
Line è un prot ocollo fo ndament ale di scansio ne OCT che consent e di ot t enere una
scansio ne linear e.La lunghezza e l’ango lazio ne posso no esser e var iat e.At t raver so
l’esist enza di protocolli è possibile co noscere l’or ient ament o di ciascuna scansio ne
lineare .La scansio ne reimpost at a è una linea or izzo nt ale (0°) di 5 mm di
lunghezza.
I l protocollo raster lines è cost it uit o da una ser ie di 6 -25 linee paralle le
equidist a nt i su di una regio ne ret t angolare.I l modello preimpost at o è cost it uit o da
sei linee su di un ret t ango lo di 3mm di lat o. Ogni linea si co mpone di 4096 Ascan. La scansio ne avviene in direzio ne nasale -t emporale.
I l protocollo cross hair è cost it uit o da due linee di scansio ne perpendico lar i che
si int ersecano al cent ro a for mare una croce.La linea di scansio ne è fissat a a 3
mm, ment re la lunghezza delle linee vert icale ed or izzo n t ale può essere fat t a
var iare.
I l protocollo radi al lines co nsist e in 6-24 linee di scansio ne dispost e radicalment e
ed incrociat isi in un punt o.Il mode llo aut omat ico ha 6 linee di 6 mm di
lunghezza.E’ possibile var iar e la lunghezza di scansio ne aggiust ando l’alt ezza
della mira di fissazio ne.
I l protocollo optic di sc è una versio ne da 4mm de l mo dello a linee radiali. Lo scopo
è andare ad analizzare la t est a del ner vo ott ico
I l protocollo x-line consist e di due scansioni che si incrociano al cent ro per
for mare una X.I l modello preimpost at o consist e di due linee per pendico lar i di
3mm di lunghezza. Alt ezza ed ampiezza posso no esser e fat t e var iare.
5.2 Protocolli di scansione volumetrici
I l protocollo cubo maculare 3D 512×128 genera un cubo di dat i su di una gr iglia
quadrat a di 6mm,acquisendo una ser ie d i 128 linee di scansio ne
63
orizzont ali, ciascuna co mpost a da 512 scansio ni assia li.Per pr ima viene acquis it a
una scans io ne ad alt a definiz io ne co mposta da 1024 scansio ni assia li. La scansio ne
avviene su un campo di 20°×20° aut o cent rato sulla scansio ne OCT del fo ndo.
I l t empo di acquis izio ne è di 1,7 seco ndi.
I l protocollo cubo maculare 3D 200×200 genera un cubo di dat i su di una gr iglia
quadrat a di 6mm,acquisendo una ser ie d i 200 linee di scansio ne orizzont ali,
ciascuna co mpost a da 200 scansio ni assiali. Per pr ima viene acquis it a una
scansio ne ad alt a definizio ne co mpost a da 1000 scansio ni assiali . La scans io ne
avviene su un campo di 20°×20° aut o cent rato sulla scansio ne OCT del fo ndo.
I l t empo di acquis izio ne è 1, 5 seco ndi.
La magg iore rapidit à di acquis izio ne rende quest o t ipo di scansio ne
part ico lar ment e diffuso laddove sia necessar io avere una o mogeneit à di scansio ni
al fine di avere una validit à clinica su i r isult at i.
I l protocollo cubo 3D 200×200 disco ottico genera un cubo di dat i su di una
gr iglia quadrat a di 6 mm, acquisendo una ser ie di 200 linee di scansio ne orizzont ali,
ciascuna co mpost a da 200 scansio ni assiali.Rispet t o alla scansio ne maculare
mancano le scans io ni ad alt a definizio ne e la mira di fissazio n e è spost at a per
consent ire di spost are al cent ro del pat t ern di scansio ne la t est a del ner vo
ott ico .Quest ’ult imo si co mpone di cerchi concent r ici che aiut ano l’operat ore ad
allinear e la scansio ne sul d iso ott ico.La scansio ne avviene su un campo di 20° ×20°
aut o cent rat o sulla scansio ne OCT del fo ndo.
I l protocollo cubo 3D 4mm×4mm segment o anteriore , simile a quello
macular e,genera immagini di e t ri dimens ionali della cor nea ad ango lo orient abile
su di un’area par i a 4mm×4mm.
5.3 Protocolli di scansione circolare
I l protocollo circle è una scansio ne di base usat a per ott ener e scansio ni mu lt iple
cir co lar i.I l mo dello preimpost at o è cost it uit o da una circonfer enza di 3,46 mm di
diamet ro.La scansio ne procede in senso orar io per l’occhio dest ro ed ant iorar io per
quello sinist ro.
I l protocollo proporti onal ci rcle per met t e di eseguir e una scansio ne circo lar e
personalizzat a,che t enga in co nsideraz io ne la var iabilit à del diamet ro
papillare,aggiust ando le impost azio ni predefinit e con un fat tore di mo lt iplicazio ne.
64
I l protocollo concent ric 3 rings consist e di 3 scansio ni circo lar i concent r iche
equidist ant i co n i r ispet t ivi raggi in rapporto 1:2:3.I raggi hanno valor i
preimpost at i di 0.9 mm,1.81 mm e 2.71 mm.Le scansio ni procedono dalla più
picco la alla più grande. I l rapport o t rai raggi è modificabile e la concent r icit à può
essere disabilit at a.
I l protocollo nerve head ci rcl e è progett ato per realizzare una singo la scansio ne
cir co lare int orno al d isco ott ico.I l modello preimpost at o ha un diamet ro del
cerchio di mira di 1 .5mm ed un diamet ro del cerchio di scansio ne di 3.46 mm.
I l protocollo reti nal nerve f iber layer(RNFL) è usat o per ott enere 3 scansio ni
cir co lar i di 3.4 mm di diamet ro int orno al diso ott ico.I paramet r i no n sono
modificabili.
I l protocollo RNFL thi ckness è ut ilizzat o per realizzare una s ingo la scansio ne
cir co lare che è 2.27 vo lt e il raggio de l cer chio di mir a.I l raggio del cerchio di mira
è impost at o a 1.5 mm, ma può esser var iat o come il fat t ore di mo lt iplicazio ne.
I l protocollo RNFL map è cost it uit o da un set di 6 scansio ni circo lar i co nce nt r iche
di raggio prefissat o . Le scansio ni procedono in ordine di raggio crescent e co me
segue, in mm,da 1.44 a 1.69 a 1.90 a 2.25 a 2.73 a 3.40.Le dimensio ni preimpost at e
per met tono la visualizzazio ne ott imale dello spessor e delle fibre per ipapillar i.
5.4 Ottimizzazione temporale o scansioni veloci
Esist ono prot ocolli a scansio ne rapida, proget t at i per semplificare l’elaborazio ne e
r idurre il t empo di acquis izio ne delle scansio ni usat e più frequent ement e per il
glauco ma o a lt re patologie ret iniche.Tut t i i protocolli condivido no le st esse
carat t erist iche:

concent rano una ser ie di scansio ni in un’unica scansio ne

t utt i i para met r i sono prest abilit i

l’allineament o ed il posizio nament o della scansio ne è r ichiest o solt ant o una
vo lt a

t endono a miglior are la precis io ne del posizio nament o relat ivo delle
scansio ni linear i e circo lar i r ispet t o ai loro protocolli non rapidi
65

La r iso luzio ne è minore ma è r idott a la pr obabilit à di errore dovut a al
mo viment o del pazient e.
5.5 Protocolli di elaborazione dell’immagine
L’OCT è indicat o principalment e per la diagnost ica ed il fo llow up di co ndizio ni
pat ologiche quali l’at rofia dell’NFL ret inico nel glauco ma o l’edema maculare
associat o a ret inopat ia diabet ica, in quant o for nisce infor mazio ni qua nt it at ive sulla
mor fo logia r et inica.Le immagini OCT possono essere analizzat e quant it at ivament e
ed elaborat e usando algor it mi int elligent i,per r icavare infor mazio ni part ico lar i
co me lo spessore ret inico o dell’NFL.
Al fine di facilit ar ne l’elaboraz io ne, son o st at e sviluppat e delle t ecniche mirat e a
rappresent ar e i dat i relat ivi all’ immagine st essa in un for mat o alt ernat ivo,co me le
mappe t opografiche dello spessore.
I soft ware disponibili in co mmercio per l’ OCT offrono algor it mi mat emat ici per
migliorare l’as pet to dell’ immagine e no n modificano i dat i grezzi della scansio ne.
I l protocollo allign effet t ua un’e laborazione dell’ immag ine che corregge gli
effet t i dovut i al mo viment o del pazient e nella direzio ne assia le.Sebbene la
funz io ne di allineament o sia uno s t rument o pot ent e per r imuovere le “scosse”
ocular i,esso può int rodurre art efat t i nell’immagine po iché il so ft ware n on può
dist inguere picco le reali var iazio ni nello spessore ret inico da var iazio ni dovut e al
mo viment o dell’occhio del pazient e.
I l protocollo normalize è usat o per eliminare il rumore di fo ndo,ed ut ilizzare al
co mplet o la scala cro mat ica nell’ immagine elaborat a della scansio ne. La scala in
fals i co lor i dell’ immagine ott enut a opera in un int er vallo di valor i del segnale
co mpreso da 0 a 255 (8 bit di pro fond it à),ma nei sist emi più modr ni si può arrivare
fino ad una rappresent azio ne a 16 bit .La normalizzazio ne most ra punt i con valor i
minor i o uguali al livello del rumor e co me 0(nero)ed i punt i co n valor i magg ior i o
uguali al ma ssimo valore di segna le, meno una cost ant e fissa, co me 255( bianco).Il
protocollo r idefinisce i valor i di segnale int er medi per mant enere le loro relat ive
posizio ni nel nuovo int er vallo. Le im mag ini r isult ant i ut ilizzano l’int era scala
cromat ica t ra i live lli d i rumor e e sat uraz ione ed appaio no ugualment e vivaci e
nor malizzat e rispet t o al rumore e all’ int ensit à del segnale.I due protocolli
possono essere applicat i in cont emporanea.
66
I l protocollo Gaussian smoot hing effet t ua una media del rumor e e miscela i co lor i
dell’immagine, calco lando una media mo bile dei valor i dei segna li in una finest ra
3×3 seco ndo la funzio ne di Gauss.S icco me i punt i est erni vengono meno
considerat i nel calco lo di quelli cent rali, si può perdere del cont enut o infor mat ivo.
I l protocollo median smoot hing è simile al precedent e t ranne per il fat to che si
calco la il valore mediano nella finest ra 3×3.
I l protocollo proporti onal è usat o per ott enere un’ immagine ne lle sue proporzioni
reali or izzo nt ale e vert icale. Le immag ini nor malment e raffigur at e sono infat t i
espanse nella direzio ne assiale (o longit udina le) per met t ere meglio in evidenza lo
st ato e gli spessor i de i var i st rat i ret inic i. Di co nseguenza ciò che si ott iene è
un’immagine più co mpressa vert icalment e r ispet to alla nor ma.
I l protocollo scan prof ile si usa per aver e un pro filo int erat t ivo di t utt i i valor i di
segnale per ogni singo lo gruppo di scansione.E’ possibile calco lare la dist a nza e
la differenza t ra due pu nt i in una singo la A- scan.
5.5.1 Spessore retinico e mappa dello spessore retinico
Lo spessore ret inico può essere analizzat o att raverso var i protocolli.
I l pr imo passo nella misurazio ne quant it at iva del lo spessore ret inico è la
det er minazio ne dei confini, not a anche come segment azio ne.Gli algor it mi di
det er minazio ne dei confini consist ono ne ll e seguent i
t appe: live llament o( smoothing),r ivelazio ne dei co nt orni( edge detection),e
correzione degli error i.E’ r ichiest a un’a t t enzio ne part ico lare,a i fini
dell’ot t eniment o di un buon r isult at o,in condiz io ni di basso rapporto
segnale/rumore. I l limit e super iore della ret ina è assunt o che si t rovi a live llo
dell’int er faccia vit reo -ret inica e si evidenzi dall’aument o di r iflet t ivit à del segnale
che si ver ifica a t ale live llo.I l limit e t ra SI ed SE dello st rat o dei fot orecet tor i è
ident ificat o da un confine alt a ment e r iflet t ent e,sot t ile,a livello della ret ina
post eriore.
Dopo l’evidenziazio ne dei det t agli si può misurare lo spessore della ret ina
sull’ immagine a livello di ogni posiz io ne t rasver sale.
67
La mappa t opografica ret inica fornisce infor mazio ni grafiche ad diz io nali,che
possono essere co mparat e diret t ament e con quelle del fo ndo dell’occhio.Essa
diviene fo ndament ale nel r ilevare un ispessiment o a live llo della fo vea. S i usa un
pat t ern di scansio ne che concent r i le misurazio ni a livello della fo vea cent rale, in
modo da valut are la dist anza di un ispessiment o dalla regio ne maculare.Sono
disponibili due diver se modalit à di visualizzazio ne della mappa dello spessore
ret inico.Una rappresent azio ne numer ica, att raverso t re cerchi concent r ici di
diamet ro mult iplo divis i in un t ot ale di no ve quadrant i;all’ int er no di c iascun
quadrant e sono r iport at i i va lor i medi dello spessore a live llo locale.Lo spessore
ret inico in ogni quadrant e può essere po i convert it o in una mappa t opografica di
spessore in fals i co lor i.S i effet t ua quindi un’int erpo lazio ne bilineare in coordinat e
polar i per valut are lo spessore nelle reg io ni cuneo t ra le scansio ni radia li OCT.
S i posso no effet t uare anche misurazio ni più grosso lane per r icavare lo spessore
medio fo veale al fine di det er minare pat ologi e quali edema maculare cent rale in
t est di screening su larga scala .
Retinal thickness\volume analysis si può effet t uare con i protocolli radial lines o
macular thickness map .E ’ cost it uit o da due mappe circo lar i divise in no ve set tori
cent rat e sulla macula. La mappa super iore rappresent a lo spessore ret inico ,
ut ilizzando un codice cro mat ico e la mappa infer ior e most ra sia lo spessore che il
vo lume ret inico in ogni area. I l diamet ro delle t re circonfer enze di scan sio ne può
essere fat to var iare. I l valore dello spessore r isult a dal calco lo del valore medio co
annessa deviazio ne st andard.La deviazio ne st andard è elevat a per pazient i affet t i
da ret inopat ia diabet ica.
Retinal thickness/volume tabular for nisce t utt i i r isult at i delle analis i di
spessore/ vo lume r et inico ed una t abella dat i che co mprende le medie di spessore e
vo lume nei quadrant i, i rapport i e le differ enze t ra i quadr ant i e gli occhi.
Retinal thickness/volume change calco la i cambiament i di spessore o volume t ra un
esame e l’alt ro.
Retina thickness analizza una scansio ne a lla vo lt a.I n prat ica è possibile analizzare
lo spessore per ciascuna scans io ne ass iale eseguit a,con annesso grafico dello
spessore.
Retinal map fornisce due mappe circo lar i dello spessore ret inico ed una scansio ne
lineare per un so lo o cchio.
68
Retinal probability map si può usare per avere mappe che indicano la probabilit à
che le aree della ret ina abbiano uno spessore super iore alla nor ma. Figura 39 sotto
r iport at a illust ra un’ int er faccia so ft ware di analisi dell o spessore ret inico per due
esami effet t uat i ad una cert a dist anza di t empo.Grazie al prot ocollo automati c
f ovea f inder è possibile realizzar e il per fetto allineament o delle immagini in
corrispondenza della fo vea.Le immagini OCT B-scan sono corredat e dalle relat ive
mappe dello spes sore numer iche ed in fals i co lor i;la loro sovrapposizio ne al fo ndo
oculare ser ve ad ind ividuar e meglio le st rutt ure esaminat e.
figura 39-protocollo di elaborazione che permette il follow up di un esame datato e confrontarlo con
quello attuale.Vengono effettuate misure della variazione di spessore maculare attraverso mappe
numeriche ed in falsi colori.
69
5.5.2 Strato delle fibre nervose
Lo st rat o delle fibre ner vose appare ne lle immagini OCT co me uno st rat o
est remament e r iflet t ent e a live llo della po rzio ne super ficiale della ret ina,e most ra
un’aument at a densit à ott ica r ispet to agli st rat i più pro fond i della ret ina.S i assume
che il limit e ant er iore dell’NFL sia a live llo dell’ int er faccia vit reoret inica.I l limit e
post eriore deve t rovarsi t ra l’int er faccia vit reoret inica ed il limit e post er iore della
ret ina.Per evidenziare il limit e post eriore si analizza l’ int ensit à del segnale
luminoso ret rodiffuso;una misur a precisa è ott enut a impo nendo un valore sog lia su
ciascuna A- scan che co mpone l’ immag ine.
Gli algor it mi di elaborazio ne dell’ immag ine al co mput er sono st at i sviluppat i per
st imare lo spessore dell’NFL dalle immagini OCT cir cumpapillar i,acquisit e con
sezio ni cilindr iche che cir condano il disco ott ico.S i usa un pat t ern di scansio ne
che ha t ipicament e un diamet ro di 3.4 mm, perché int ercet t a complet ament e t utt e
le fibre de l ner vo che fuor iesco no dal disco ,evit ando misurazio ni inadeguat e che
der ivano dalla presenza dell’at rofia per ipapillar e.
S i r ichiede un’at t ent a valut azio ne delle scans io ni cir co lar i per ident ificar e
imper fezio ni lo cali dell’NFL,che devono essere dist int e da lle nor mali
modificazio ni della r iflet t ivit à e dello spessore dell’NFL.
L’osser vazio ne di depressio ni der ivant i dai margini ant er iore e post er iore è un
ut ile indicat o re di effet t ivo assott iglia mento.
I grafici di una per sona nor male present ano un profilo dell’NFL a doppia gobba,
che è maggiore super ior ment e ed infer ior ment e.I picchi r ilevat i possono essere
vasi sanguigni o difet t i ver i e propr i dell’ NFL.
La migliore va lut azio ne si può ott enere confront ando i grafici con l’occhio
cont rolat erale e la correzio ne c linica è essenziale per una corrett a diagnosi.
Figur a 40 most ra un alt ro esempio di int er faccia grafica per la misurazio ne dello
st rato delle fibr e ner vose,chia mat o RNFL Thickness Analisi s.In quest o caso sono
vis ibili ent rambi i dat i degli occhi sulla st essa scher mat a.Nella part e alt a vengono
present at e le mappe ott enut e da scansio ni di un cubo di dat i 6mm×6mm.Sono
ino lt r e indicat i, all’ int er no di ciascun quadrant e/set tore i valor i degli spessor i dell’
NFL, indicando in verde le regio ni confor mi alla nor ma, in giallo le regio ni al
limit e della nor ma lit à ed in rosso quelle fuori nor ma.
70
Grazie ad un opport uno automat ismo so ft ware è possibile cent rare i calco li dello
spessore sulla t est a del ner vo ott ico. Al cent ro un grafico spessore/posizio ne ind ica
l’andament o dello spessore dell’NFL per ent rambi gli occhi, con la finalit à di
met t ere in evidenza le a ssimmet r ie.Nella part e bassa è ino lt re possibile
visualizzare il grafic o che correla l’andament o dello spessore,per ciascuno dei due
occhi,con fasce di dat i nor malizzat i,est ratt i da sogget t i nor ma li.I n fondo vengono
visualizzat i i due t omogrammi OCT,elaborat i seco ndo algor it mi di segment azio ne
dell’NFL.
Guided Progression A nalysis co nfro nt a le misurazio ni dello spessore dell’ NFL nel
t empo e det ermina se si sia ver ificat a o meno una var iazio ne significat iva.Gli
esami di fo llw-up sono regist rat i sul r ifer iment o per consent ir e un confront o
accurat o.
In figura 41 so no most rat e quatt ro mappe topografiche in fals i co lor i cent rat e sulla
t est a del ner vo ott ico relat ive a quat t ro esami effet t uat i a dist anza di t empo l’uno
dall’alt ro.In giallo so no indicat e le regio ni in cui le var iazio ni hanno un aspet t o
più significat ivo,che co mpar iran no rosse negli esami successivi.
Viene po i t racciat o un grafico dello spessore,che met t e in evidenza le var iazio ni
significat ive in funzio ne della r egio ne scansio nat a.
Sono infine r iport at i grafici sulla velo cit à di var iazio ne di spessore,dove le bande
a co lor i codificano sue var iaz io ni signific at ive.
I l t utto viene r iassunt o nella part e bassa, indicando una possibile perdit a o
incr ement o dello spessore.
71
figura 40-protocollo di acquisizione per ottenere una misurazione dello spessore dello strato delle
fibre nervose (NFL).I dati dello spessore sono ottenuti attraverso una scansione circolare
circumpapillare.Vengono indicati i valori numerici degli spessori in quadranti e settori
circolari.Inoltre i dati vengono confrontati con un database di riferimento e collocati in regioni verdi
(normali),gialle(al limite) o rosse(non accettabili).
72
figura 41-protocollo di acquisizione che mette a confronto quattro diversi esami effettuati a distanza
di tempo.Attraverso una scala cromatica dal blu scuro al bianco sarà possibile identificare le regioni
atrofiche.Vengono inoltre riportati i valori medi dello spessore e la deviazione dai valori di
riferimento.
73
5.5.3 Disco ottico
Le modificazio ni della t est a del ner vo ott ico rappresent ano indicat ori ben
det er minat i della malat t ia glauco mat osa.Possono essere usat i algor it mi avanzat i
per analizzare immagini OCT, in modo da valut are la t est a del ner vo ott ico e
misurare i paramet r i dell’escavazio ne e del disco.La t est a del ner vo ott ico è
t ipicament e analizzat a usando sei scansio ni radia li OCT a var ie ango lazio ni,co me
già accennat o in precedenza.Dall’ immagine scansio nat a ( figura 42) è po i possibile
r icavare alcuni paramet r i ut ili.
I punt i nei quali l’epit elio pigment at o/coriocapillar e t er mina nella lamina cr ibrosa
sono usat i per det er minare i limit i del dis co.I pun t i di repér e del disco possono
essere modificat i sullo scher mo.L’amp iezza delle fibre del ner vo a livello del
disco fino al punt o più vicino a live llo della sup er ficie ant er iore della ret ina, viene
calco lat a facendo la media delle ampiezze.I l diamet ro del disco è det er minat o
t racciando una linea ret t a t ra due punt i di r ifer iment o del disco.Il dia met ro
dell’escavazio ne è det er minat o misurando la lunghezza di un segment o parallelo
alla linea del disco ad una pro fondit à di 150 μ m.
I diamet r i del disco e dell’escavazio ne posso no fornir e una valut azio ne dell’area
del disco,dell’ escavazio ne e della r ima .Sull’ immagine vengono effet t uat e
misurazio ni co mplesse co me l’area ( vo lume) int egrat a vert icale della
r ima, l’ampiezza (area) int egr at a orizzo nt ale della r ima neur ale, l’area del disco ,
l’area dell’escavazio ne, l’area della r ima neurale, il rapporto della aree di
escavazio ne, il r apporto cup/disc orizzont ale e vert icale.
74
figura 42-immagine OCT del disco ottico elaborata dal software per ottenere la misurazione di
alcuni suoi parametri caratteristici,come la rima neuro-retinica,il diametro esterno e quello dell’
escavazione,con i relativi calcoli di volumi,aree e rapporti.
75
6 PARAMETRI DA CONSIDERARE NELLA
SCELTA DI UN OTTIMO OCT
Sono t ali e t ant i i part ico lar i svelat i ed emergent i dall’ indagine t omografica
Spect ral che anche il refert o fina le deve essere reimpost ato rispet to alla t ecno logia
t ime do main: è necessar ia una nuo va t er mino logia, per dare il giust o risal t o ai dat i
emersi e per le evidenze, no n più mor fo lo giche e quant it at ive, ma cit o logiche e
qualit at ive.Dalla dimens io ne anat omica si scende così alla definiz io ne ist o logica e
cellular e.
La possibilit à, infine, di avere con lo st esso st rument o immagini bi e
t ridimensio nali anche del segment o ant er iore rende quest i st rument i ut ilizzabili
per mo lt a part e della pat ologia bulbar e,a tutto campo.
Quest i nuovi OCT so no quindi una vera innovazio ne diagnost ica, indispensabili
nella diagnosi e nel fo llow-up di mo lt e patologie ocular i.
Per la mo lt eplicit à dell’o ffert a e la var iet à delle possibilit à d’indagine che i nuovi
so ft ware offrono , è olt remodo opport uno essere in gr ado di discr iminare i
paramet r i che meglio ident ificano un buo n disposit ivo OCT.
Nel capit o lo vengo no quindi present at i i paramet r i su cu i oggi l’ indust r ia invest e
per promuo vere il propr io prodotto rispet to alla concorrenza.
6.1 Velocità di scansione
Tale paramet ro indica il numero di scansioni assiali che un OCT è in grado di
effet t uare nell’unit à di t empo.In t er mini numer ici quest o si t raduce in un valore di
frequenza,espr esso in A-scan/ s oppure in hert z.
Una velo cit à di scansio ne elevat a è un par amet ro alt ament e desiderat o,in quant o
per met t e di acquis ir e un maggior numero di det t agli a par it à di t empo(covvero di
generare immagini a maggiore densit à di pixel),oppure per acquis ir e immagini co n
maggiore velocit à,r iducendo la possibilit à di generare art efat t i da mo viment o
oculare.
76
Co me vist o in precedenza t ale par amet ro è dipendent e dalla ve locit à di
acquis izio ne del sist e ma,che a sua vo lt a è co mpost o sia da co mponent i hardware
che so ft ware.
I pr imi disposit ivi OCT prodott i,dot at i della t ecno logia TD, toccavano appena i 400
A- scan/s, ment re oggi grazie alla t ecno logia S pect ral si è arr ivat i fino a 53 ˙000
A- scan/s.Un ult er iore passo in avant i è st ato compiut o dalla t ecno logia Swept
Source OCT;i pr imi disposit ivi int rodott i sul mercat o pochi mesi fa sono in grado
di raggiungere velocit à di 100 ˙000 A-scan/s,senza sacr ificare la r iso luzio ne assiale
e la qualit à de lle immagini ott enut e.Figura 4 3 most ra il t rend in cont inuo aument o
del paramet ro a part ir e dai pr imi disposit ivi co mmercializzat i fino ad oggi.
Figura 43-frequenza delle scansioni assiali OCT a partire dai primi dispositivi Time Domain fino
agli attuali Spectral e Swept Source.
77
6.2 Eye tracker attivo
S i t ratt a di un co mponent e in grado di gar ant ire la scansio ne da part e del fascio
OCT della st essa regio ne di t essut o,impost at a inizia lment e, al var iare del
mo viment o dell’occhio sotto esame .Una sua possibile imple ment azio ne è
visualizzat a in figura 44.S i dispo ne di due fasci di luce laser ;uno è quello di un
laser a scansio ne confocale del fo ndo dell’occhio e l’alt ro è il fascio OCT.I l laser
confocale illu mina cost ant ement e la st essa zona ind icat a dall’operat ore
iniz ialment e ed il fascio OCT esegue la scansio ne sull’ar ea illuminat a al var iar e
della posizio ne assunt a dall’occhio durant e l’esame.So no chiar ament e r ichiest e
elevat a rapidit à di r ilevazio ne ed aggiust ament o del fascio laser confo cal e in real
t ime.
figura 44-eye tracker attivo.L a regione del fondo dell’occhio di interesse viene illuminata con un
fascio,che funge da riferimento,mentre con un secondo fascio si esegue la scansione.
L’eye t racker at t ivo è in grado di neut ralizz are gli art efat t i residui in aggiunt a ad
elevat e veloc it à di scansio ne.
La cert ezza di produrre art efat t i, in mancanza dell’eye t racker at t ivo,si rea lizza
quando una singo la A-scan dura più di 10 millisecondi.
Oggi quest o limit e è st at o superato,g razie ad u n avanzament o della
t eno logia ;t utt avia r imane il limit e nella generazio ne di sezio ni B- scan e ancor più
78
di immagini 3D.I nfat t i quest e per essere prodott e,richiedo no un t e mpo super iore a
quello che occorre all’o cchio per muo versi.I n figura 45 è evidenziat o il r ischio di
art efat t i da mo viment o oculare in funzio ne del t empo.
figura 45-rischio di artefatti da movimento oculare in funzione del tempo.In verde rientrano le
immagini ottenute con scansioni più veloci dei movimenti dell’occhio,e quindi prive di artefatti.In
giallo troviamo quelle ottenute con scansioni di tempo comparabile con i movimenti dell’occhio,e
quindi aventi un discreto numero di artefatti.In rosso le scansioni che impiegano un tempo
superiore,e quindi inaccettabili senza l’utilizzo dell’eye tracker.
Dall’ immagine si evince che per produrre un immagine B - sca n(corr ispondent e a
1600 A-scan),sar anno necessar i cir ca 0.04 second i ad una velo cit à di scansio ne
media di 27 ˙000 A- scan/ s ( figura 46).Con un numero di B-scan super ior i a t re è
quindi inevit abile la produzio ne di art efat t i da mo viment o oculare .
Figura 46-numero massimo di B-scan da effettuare al fine di ottenere immagini con un ridotto
contenuto di artefatti,senza l’utilizzo dell’eye tracker.
79
Nelle figure 47 A-B- C vengo no most rat i i t empi imp iegat i da diver si protocolli di
scansio ne per realizzare un’immagine, a l var iare di alcuni paramet r i quali il
numero di bit t rasversali(o scansio ni assiali) per B - scan e d il numero di B-scan
acquis it e.
S i not a una net t a differenza t ra i pr imi disposit ivi T ime Do main, in cui per
acquis ire una semplice scansio ne lineare a 512 bit / B -scan erano necessar i 1.28
s,un t empo inaccet t abile.
figura 47-A-tempi di scansione per parametri di scansione di alcuni protocolli standardizzati
figura 47-B-tempi di scansione per parametri di scansione di alcuni protocolli standardizzati.Si nota
che per scansioni volumetriche il tempo di acquisizione è inaccettabile senza eye tracker.
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figura 47-C-tempistiche di parametri di scansione per alcuni protocolli standardizzati. Aumentando
il numero di scansioni assiali per secondo si riducono sensibilmente i tempi di acquisizione,ma non
abbastanza per quanto riguarda le scansioni volumetriche.
Con i mo der ni S pect ral, grazie ad un increment o della velocit à di produzio ne di
scansio ni assiali, è st ato possibile r idurre not evo lment e i t empi , ma ancora è
r ichiest o t roppo t empo per la produzio ne di immagini 3D. Quest o limit e può essere
aggirat o graz ie all’ impiego dell’eye t racker att ivo che, mant enendo inalt erat i i
t empi di produzio ne delle immagini, le rende più nit ide e liber e da art efat t i.I l
r isult at o è un’immagine ad elevat o valore diagnost ico.
6.3 Sistema di riduzione del rumore
Un disposit ivo OCT d ovrebbe equipaggiar e quest o prot ocollo.S i t ratt a di un
disposit ivo in grado di eliminare frequent i e fast idio si d isa llineament i ass iali in
fase di scansio ne.Non si r iescono t utt avia ad elimina re scosse in senso
t rasver sale.T ale sist ema per met t e ino lt re di r idist r ibuire i bit sui live lli cro mat ici
disponibili, che numer icament e vanno da 0 a 255 (nel caso di 8 bit di
profondit à),ott enendo immagini a maggior e cont rast o e lumino sit à.
81
6.4 Sistema di allineamento automatico
S i t ratt a di un disposit ivo in grado di r iposizio nare una nuo va scansio ne
esat t ament e nella st essa regio ne su cui so no st at i effet t uat i esami
precedent i,garant endo un per fet t o confronto con quest i.E’ ino lt re possibile andare
ad invest igare un punt o nella st essa posizione geografica per due esam i
different i. Tut to ciò per met t e di pot er mo nit orare l’effet t o prodotto da t erapie
curat ive ne l t empo o l’evo lversi di una specifica pat ologia oculare (co me il
glauco ma).
Alcuni disposit ivi OCT di ult ima generazione sono in grado di allineare l’asse
fo vea-d isco ott ico,per met t endo di correggere art efat t i dovut i al mo viment o del
capo o alla rot azione degli occhi da part e del pazient e.
6.5 Capacità di penetrazione del fascio
Tale propr iet à dipende fo nda ment alment e dalla lunghezza d’o nda associat a al
fascio di luce laser che invest e il t essut o. I disposit ivi OCT ut ilizzano un fascio
laser prodott o da un diodo super luminescent e(SLD) nella lunghezza d’o nda di 820 840 nm per invest igare le var ie st rutt ure re t iniche.Tale valore d i lunghezza d’onda
non reagisce co l t essut o chimicament e, ma genera so lament e un suo leggero
surr iscaldament o (per effet t o Joule) .Maggiore è la lunghezza d’onda,t ant o più
elevat a sar à la profo ndit à alla quale sarà possibile spinger si. Quest o princip io
fis ico è descr it t o dalla legge dell’assor bi ment o:
I=Io ℮
2x
,dove
I è l’int ensit à del fascio emesso, Io è l’int ensit à del fascio incident e,α è un
paramet ro st rett ament e correlat o alla frequenza ed x è lo spessore del t essut o
inc ident e.
82
Da t ale equazio ne si co mprende che un segnale arr iverà t ant o più in profo ndit à
quant o più il t essut o è sott ile e quant o meno int ensa sar à la frequenza associat a al
fascio inc ident e.
Con le ult ime t ecno logie int rodott e su l mercat o(Swept Source OCT) si è arr ivat i a
lunghezze d’onda di 1050 nm, per met t endo di ott enere la visualizzaz io n e di t essut i
in pro fondit à con elevat o live llo di det t aglio.
Disporre di un’elvat a lunghezza d’onda per met t e i no lt re di visualizzare part i di
t essut o anche in occhi d i pazient i miopi,avent i camer a ocular e part ico lar ment e
lunga.
6.6 Capacità nel discriminare i vari piani retinici
E’ un prot ocollo di elaboraz io ne in grado di separ are i singo li st rat i ret inic i.Gr azie
a quest a separazio ne aut o mat ica r isult a semplice il calco lo degli spessor i relat ivi
alle diver se sezio ni e la visualizzazio ne morfo logica t r i dimensio nale dei diversi
piani. La separazio ne aut omat ica r isult a ut ile anche nella visualizzazio ne della
mappa degli spessor i macular i in relaz io ne alle diver se segment azio ni ( figura 4 8).
83
figura 48-visualizzazione di sette strati retinici,ottenuti tramite ricostruzione software a seguito di
una segmentazione dello spessore maculare.
L’ausilio della part e t ridimensio nale r isu lt a part ico lar ment e efficace nel caso di
valut azio ne pre o perat oria, in modo part icolare p er gli int er vent i di chirurgia
vit reo -ret inica.La mor fo logia dei paramet r i di acquisiz io ne (dimensio ni e
r iso luzio ne) per met t e un’analis i ad amp io raggio,piut tosto che in una regio ne
limit at a ,ent rando nella pat o logia. Le pat o logie sottoret iniche sono visualizzat e
eseguendo operazio ni di t aglio lungo gli assi cart esiani (cropping) o per strat i
(peeling).La funzio ne di peeling per met t e di suddividere lo spessore ret inico in
due regio ni: super ior e ed infer iore ed event ualment e sfogliar e il vo lume a st rat i.
Acquisendo in 3D sono disponibili alt re due r icost ruzio ni:pro ject ion image e
shadowgram.E nt rambe si basano sui valor i di r iflet t ivit à media punt o a punt o della
regio ne acquisit a; la pro ject ion a t utt o vo lume, ment re lo shadowgram esclude la
part e di ret ina super iore.Tali r icost ruzio ni possono risult ar e ut ili nel caso di
diagnosi di pat ologie degli st rat i super ior i (project io n) o infer ior i ( shadowgram).
84
6.7 Sistema di messa a fuoco automatica
Quest a funzio nalit à è disponibile so lt ant o per OCT dot at i di cS LO per r icost ruire
l’ immagine del fo ndo dell’occhio.
E’ una funzio nalit à che rende semplice l’esecuzio ne dell’esame per l’operat ore.
Bast a met t ere grosso lanament e a fuoco l’immagine della pupilla mediant e
l’ut ilizzo del jo yst ick. Dopodichè, premendo un singo lo pulsant e, la macchina
aut omat icament e r icerca il fuoco ott imale dell’immagine S LO de l fo ndo ret inico e
posizio na al cent ro della finest ra di acquisizio ne l’immagine OCT,garant endo la
sua corrett a focalizzazio ne.
6.8 Elevata risoluzione spaziale
Co me già det t o in pr ecedenza, per aument are la r iso luzio ne assia le è necessar io
diminu ire la lunghezza di coerenza d ella sorgent e lumino sa o e quivalent ement e
aument are la sua ampiezza di banda ,co me mo st rato in figura 49.I n figura viene
ino lt r e mo st rat o quale sia il limit e t eorico della larghezza di banda spet t rale
affinché si ott enga il valore ideale della r iso luzio ne assia le.
figura 49-andamento della risoluzione assiale OCT in funzione dell’ampiezza della banda spettrale
della sorgente.
85
Valor i at t uali t ipic i di r iso luzio ne assiale sono 5 micron per quant o riguarda quella
ott ica e 2.5 o per quella digit ale (ott enut a mediant e r icost ruzio ne da scansio ne
laser).
La r iso luzio ne t rasversa le, invece,dipende dalle dimensio ni dello spot di
focalizzaz io ne.S i ot t iene un suo incr ement o aument ando il dia met ro dello spot o
diminuendo la lunghezza focale. Valor i at tuali t ipici di r iso luzio ne t rasversale sono
12-20 micro n.
6.9 Immagine del fondo
Per operare una corrett a diagnosi della pat ologia,si rende ne cessar io acquis ire in
simult anea al t omogramma OCT l’immagine del fo ndo. Quest o permet t e
all’o perat ore di capire qua le sia la specifica regio ne del fo ndo oculare
scansio nat a,pot endo posizio narsi,t ramit e cursore,su una specifica A scan. L’immagine del fo ndo p uò essere prodott a mediant e ret inografo no n
midr iat ico o tramit e o ft almoscopio a scansio ne laser co nfocale ( figura 51).Nel
pr imo caso si dispo ne di una nor malissima fot ocamera digit ale ad elevat a
r iso luzio ne di pixel,che mediant e flash è in grado di cat t ur are l'immagine del
fo ndo a co lor i e creare una per fet t a corrispondenza con la sezio ne t omografica
prodott a dall'OCT. I l vant aggio nell’ impiego di quest a t ecnica è che si ot t iene
un’immagine vera del fo ndo oculare,a differenza di un’immagine digit ale,prodott a
da una scansio ne laser.
Nel secondo caso si dispo ne di un fascio di luce laser,che viene focalizzat o t ramit e
un sist ema di lent i verso il t essut o da esaminar e;la co mponent e ret rodiffusa viene
racco lt a da una fessura,e po i fat t a convogliar e t ramit e una le nt e al det ect or.Il
vant aggio dell'ut ilizzo di quest a t ecnica di imaging,at t ravers o opport una t arat ura,è
che si raccoglie la so la co mponent e di luce r iflessa dal piano focale.Ciò evit a di
acquis ire anche i r aggi scat t erat i,che co nt r ibuirebbero so l ament e a crear e
un'immagine poco nit ida e sfuocat a.
86
figura 50-schema di funzionamento di un oftalmoscopio laser a scansione confocale.
87
7 IL FUTURO DEGLI OCT E GLI
SPECTRAL ATTUALI
7.1 Ottica adattativa
I l fut uro degli OCT va verso un ult er iore migliorament o della definiz io ne dei
part ico lar i st rutt urali, con possibilit à di scans io ni coroideali e con la possibilit à di
un’indagine vasco lar e no n invasiva, t ramit e l’ausilio dell’ot t ica adat t at iva.
L’Ot t ica Adat t iva o Adat t at iva ( AO) è una t ecno logia che consent e di migliorare la
qualit à di un sist ema ott ico, agendo att ivament e sul front e d’onda del fascio
luminoso, con la correzione dei dist ur bi indot t i dal sist ema st esso a causa, per
esemp io di d isallineament i, microvibrazio n i t rasmesse all’apparat o, ott iche no n
per fet t e, effet t i di calore, o t urbolenze at mo sfer iche.
L’ott ica adat t at iva, int rodott a per la pr ima vo lt a nel 1953, usat a in mo lt i campi,
dalle macchine indust r iali agli apparat i medicali, è st at a sviluppat a
originar iament e in ast rono mia, per r imuovere l’effet t o delle t urbo lenze
at mosfer iche dalle lent i t elescopiche, migliorando la qualit à delle immagini
st ellar i. Lo sviluppo t ecno logico e la sua est ensio ne ver so alt re applicaz io ni,t ra cui
l’Oft almo logia, è dipeso sopra tt utt o dagli invest iment i milit ar i e dalla
“declassificazio ne” di gran part e delle informazio ni segret e in mat er ia di dif esa,
avvenut a nel 1992.
In quest o mo ment o la t ecno logia de ll’ot t ica adat t iva è in fase di sviluppo e di
st andardizzazio ne co mmer ciale, co n un ampio marg ine di
migliorament o,sopratt utto per quant o riguarda l’adat t abilit à ag li st rument i
medicali, anche dal punt o di vist a econo mico.
La st oria dell’ot t ica adat t iva in Oft almo lo gia è abbast anza recent e: il pr imo
sist ema è st at o progett ato all’U niversit à di Rochest er (USA) nel 1996, con la
chiara dimo st razio ne delle pot enzialit à di t ali sist emi nel correggere non so lo le
aberrazio ni d i basso, ma anche quelle di alt o ordine. Le immagini del fo ndo
oculare for nit e dai pr imi st rument i dot at i di ott ic a adat t iva hanno most rat o una
r iso luzio ne st raordinar ia, mai raggiunt a pr ima: è st ato, infat t i, possibile osser vare
il mo saico fotorecett oriale fo veale, con la chiar a dist inzio ne della super ficie dei
segment i est er ni dei coni ( Fig.51).
88
figura 51-immagine prodotta con OCT supportato di ottica adattativa
Con un migliorament o della qualit à delle ott iche, che azzer eranno ogni aberrazio ne
luminosa nel percorso all’ int er no del bulbo ocula re, sar à possibile ott enere
maggiore qua lit à e dinamic it à dei r is ult at i ed una vis io ne quasi cit o logica della
st rutt ura corioret inica; ino lt re, non è azzar dat o prevedere la possi bilit à di una
valut azio ne anche emoreo logica.L’aument at a qualit à di r iso luzio ne di quest a nuo va
generazio ne di OCT consent irà, in un fut uro pros simo,di var care il limit e dell’EPR
ed arr ivare alla coro ide, segment o anat omico poco conosciut o,indagat o solo in
part e dall’esame I CG e dall’ecografia B-Scan.La qualit à migliorat a delle ott iche
adat t ive sarà ino lt re capace di r iso lvere anche il limit e at t u ale della r iso luzio ne
lat erale o t rasver sale degli OCT Spect ral. La r iso luzio ne assiale in pro fo ndit à nel
t essut o è infat t i arr ivat a ad una soglia di 2 - 3 micron, sufficient e per una
discr iminazio ne cellulare della maggior part e delle st rutt ure ret iniche, m ent re, si
dovrà lavorare ancora mo lt o sulla r iso luzione t rasversa le, invar iat a at t ualment e e
mo lt o meno soddisfacent e, con valor i t ra 12 e 20 micro n,che escludono la
possibilit à di individuare le singo le cellule.
L’EPR è a st rett o cont att o con i segment i est erni dei fot orecet tor i,t ant o che
ins ieme cost it uiscono un’unica unit à mor fo -funz io nale. E’ st ato ampiament e
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dimo st rato come senza le cellule dell’EPR, il fot orecet tore non possa sopravviver e,
e cada velocement e nel processo degenerat ivo dell’apopt osi. La funzio ne dell’EP R
è pr incipalment e quella di rego lar e il normale t ur nover dei segment i est erni dei
fot orecettori, fagocit ando li se invecchiat i o non funz io nant i.
La diagnosi precoce ed il t rat t ament o dei dist urbi ret inic i sono st at i, fino a pochi
anni fa, in gran part e ost acolat i dall’ impossibilit à di visualizzare le st rutt ure
microscopiche nell’occhio umano vivent e.In mo lt i casi la pat o logia ret inica è
diagnost icat a solo dopo la co mparsa di danni or mai irreversibili. La diagnosi
precoce e l’appropr iat o t ratt ament o sono fondament ali p er ott enere i massimi
r isult at i; ciò co mport a la necessit à di sviluppare st rument i sensibili ai
cambiament i specific i, propr io come la perdit a dei fot orecet tori e le modifiche
dell’EP R. L’aument o del cont rast o e del pot ere di r i so luzio ne o ffert o dalle ot t iche
adat t ive agli OCT Spect ral è in grado di raggiungere quest o scopo.
Gli Spect ral già ora s’ ino lt rano nella coroide,evidenziando, in modo preciso i vasi
di Haller e Sat t ler e lo spazio sopracoroideale fino alla scler a.La poss ibilit à di
superar e con migliore r iso luzio ne l’EP R,ut ilizzando le ott iche adat t ive, per met t erà
in modo più det t agliat o lo st udio della coroide, con la possibilit à di avere r ispost e
più precise sulle me mbrane neovasco lar i in for mazio ne, o lt re che sulle alt e razio ni
vasco lar i ret iniche per pat ologie sist emiche.
I l t essut o coroideale present a la più est esa vasco lar izzazio ne per millimet ro
quadrat o di t essut o dell’ int ero corpo umano, superando not evo lment e s ia il
musco lo cardiaco sia ogni alt ro dist ret to, co mpre so quello ret inico.La possibilit à
di indagare in modo no n invasivo t ale dist retto,anche dal punt o di vist a
emodinamico, apr ir à quindi sicurament e la st rada verso nuove front iere di
conoscenza.
Probabilment e l’uso delle ott iche adat t ive sarà at t uato in mo do comple ment are
all’ indagine t o mografica Spect ral Do main, come poss ibilit à aggiunt iva per sezio ni
ponderat e di t essut o topograficament e già indagat o, come indagine supplet iva
d’approfo ndiment o mor fo funzio nale. La possibilit à fut ura di avere dei dat a base di
r ifer iment o per met t erà confront i mor fo logici più serrat i t ra il nor male ed il
pat ologico, anche per lo st udio della coroide, capit o lo in part e nuo vo per quest a
met odica.Con gli OCT Spect ral Do main si r iapre, ancora una vot a, il confront o
cult urale sulla va lidit à clinico -diagnost ica t ra il dat o st rutt urale e quello
funz io nale, t ra il r ilievo mor fo logico e quello fis io logico, t ra il dat o oggett ivo e
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quello sogget t ivo, nell’ indagine precoce e nel fo llow -up delle affezio ni ocular i con
mezzi st rument ali. Con gli OCT Spect ral fornit i di ott iche adat t ive quest o
confro nt o pot rà forse fina lment e t rovare una r iso luzio ne unit ar ia, con
l’ar mo nizzazio ne t ra i dat i funzio nali ed emodinamici, que lli ist o logici e
ult rast rutt urali.
7.2 Conclusioni
La st rument azio ne OCT Spe ct ral Do main att uale per met t e una qualit à d’immagine
mo lt o elevat a ed iconografica ment e mo lt o avvincent e, con un livello diagnost ico
di t utto rilievo e di alt a r iso luzio ne.L’avvent o dell’ot t ica adat t iva per met t erà alt re
st raordinar ie possibilit à di immagin i, rendendo ancora più affascinant e e
fut ur ist ica la disciplina, e l’indagine t o mografica ancor p iù in pr imo piano, nel
panorama st rument ale o ft almo logico. I l pr oblema sarà il cost o delle ott iche
adat t ive. Indiscrezio ni indicano cost i t ra i 15 e i 25 mila do llar i, in aggiunt a
nat uralment e al prezzo base dello st rumento.Si spera che la diffusio ne e la
concorrenza indust r iale possano mit igare t ali cost i, per pot er usufruire prest o e
diffusament e di t ale affascinant e no vit à t ecno logica nei nuovi OCT .
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BIBLIOGRAFIA
Schuman J.S.-Puliafito C.A.-Fujimoto J.C. “Tomografia a coerenza ottica delle
patologie oculari”.Verduci Editore,2006.
Mark E. Brezinski. “Optical coherence tomography: principles and applications”.
Elsevier , 2006
John G. Webster. “Strumentazione Biomedica. Progetto ed applicazioni”. EdiSES,
2010
Optical Coherence Tomography For the Proseminar Informatik in der Medizin,
Lorenz Diener, Yaokun Zhang,January 26, 2011
Relazione 3D-OCT versione 2.1, marzo 2012
Topcon brochure DRI-OCT,settembre 2012
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SITOGRAFIA
http://en.wikipedia.org/wiki/Optical_coherence_tomography
http://www.heidelbergengineering.com/
http://www.topcon-medical.it/it/categories/27-diagnostica/#products/it/categories/27diagnostica/28-tomografo-a-coerenza-ottica/
http://www.meditec.zeiss.com/C125679E00525939/ContainerTitel/CirrusOCT/$File/
software-upgrades-60.html
http://it.wikipedia.org/wiki/Laser
http://it.wikipedia.org/wiki/Coerenza_(fisica)
http://it.wikipedia.org/wiki/Interferenza_(fisica)
http://www.biophot.caltech.edu/publications/pdf/Yaqoob_Dec2005_BioTechniques.p
df
http://www.amedeolucente.it/pdf/evoluzioneOCT.pdf
http://www.fondazionemacula.it/pagine/tomografiaacoerenzaottica.php
http://www.aldovarotto.org/occhio/oct.htm
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