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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^
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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.
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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
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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
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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
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INTRODUZIONE
La t o mo gra fia a co ere nza o tt ic a (Opt ica l Co here nce t o m o grap hy, OCT) rap pres e nt a fo ndamentalmente una nuo va mo dalit à di diagnost ica per immagini.L’OCT nasce co me tecno logia nel 1992 ad opera dell’Advanced Opht halmic Devices(AOD) ,con l’immissio ne sul mercato del primo strumento diagnost ico OCT nel 1995.
L’OCT fornisce immagini ad alt a riso luzione, nella scala dei micron,sotto forma d i sez io ne t ras vers a le o to mo gra fica,d e lle micro st ru tt ure de i t es sut i b io lo g ic i,t ra mit e la misura del ritardo dell’eco e dell’int ensit à della luce retrodiffusa o r ifle ss a. Qu ind i i pr inc ip i d i fu nz io na me nt o so no s imilar i a que ll i dell’ultrasonorografia co n la so la differenza del mezzo imp iegato per la rilevazio ne dei part ico lari t issutali. Rispetto agli u ltrasuoni,con l’OCT non è po ss ib ile o tt enere in fo r ma z io ni d i e le vat a prec is io ne p er pro fo nd it à s uper io r i a 3 mm;t ut t avia co n qu est o met o do di ind a g ine è po ss ib ile o tt enere p art ico lar i a r iso luz io ne s paz ia le s uper io re (3-5μ m d i r iso luz io ne a ss ia le co nt ro i 0.3 mm de g l i u lt rasuo ni e 20 μ m co nt ro 1 mm p er la r iso lu z io ne t ras ver sa le).
L’OCT rappresenta una potente tecnic a di diagnost ica per immagini po iché co ns e nt e la v isu a liz zaz io ne in t e mpo re a le, in s it u,de lle micro st rutt ure t iss ut a li se nz a la nec es s it à d i o tt enere ed a na lizz are un c a mp io ne t ra mit e bio p s ia e st ud io ist o pat o lo g ico (d imo st rand o s i u n met o do d i ind ag ine no n inva s ivo ).
L’OCT può avere tre t ipi di applicazio ne clinica:
Essere u na va lid a a lt er nat iva a lla bio psia esc iss io na le, qua lo r a si mo st rasse t ro ppo risc hio sa d a es egu ire
Co me gu id a ne lla g iu st a lo ca liz zaz io ne de lla p art e d i t ess ut o da est rarre ne lla bio p s ia
Co me gu id a a pro cedure d i int er ve nt o chir urg ico qua li a nast o mo si vasco lar i e ner vo se,gu ida a l po s iz io na me nt o d i st e nt ed art eriect o mie neg li int er ve nt i d i c ard io lo g ia
L’OCT è part ico larmente importante in o ftalmo logia perché f ornisce in tempo rea le immag in i d i sez io ni t rasversa li de lla ret ina o de lla ca me ra a nt er io re dell’occhio.
8 Dal mo mento che produce un’immagine sotto forma di sezio ne della morfo logia ret inic a, fo r nis ce in fo r ma z io ni d iag no st ic he es se nz ia li,co mp le me nt ar i a lla
fo t o grafia de l fo ndo , a ll’a ng io gra fia( co n fluo resce ina o verd e indo c ia nina) e all’autofluorescenza.Con questa tecnica è possibile visu alizzare ad esempio la fo ve a e il d is co ott ico (fig ura 1), ma a nc he la mo r fo lo g ia arc hit et t urale int er na de lla ret ina,c io è lo st rat o de lle fibre ner vo se (RNFL),de lle ce llu le g a ng lio nar i o de i fo t o recett ori. L’imma g ine O CT de lla c a mera a nt er io re de ll’o c c hio per met t e la visualizzazio ne della cornea,dell’iride del cristallin o e delle strutture
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.
9 L’OCT si è dimo strata utile per la diagnosi ed il fo llow -up di una varietà di
pat o lo g ie macu lar i,co me ed e ma mac u lare, fo r i macu la r i, co r io ret ino pat ia de lla siero sa ce nt ra le,deg e ner az io ne co ro ide a le e me mbr a ne e p ir et inic he.
Ino t re può anc he es sere ut iliz zat a per o tt enere mis ure qu a nt it at ive,o vvero per effettuare la morfo metria della ret ina.E’ partico larmente indicata per la diagnosi ed il fo llo w -u p d i ma lat t ie co me il g lau c o ma o l’ed e ma mac u lare a sso c iat o a lla ret ino pat ia d ia bet ica,per c hé fo r nis ce u na mis uraz io ne qua nt it at iva d i para met r i co me lo sp es so re de llo st rato de lle fibre nervo se ,ut ili p er va lut are la pro gress io ne de lla ma lat t ia o ver ificar e la r ispo st a ad una t erap i a c urat iva La t ec no lo g ia OCT è o gg i in co nt inuo s viluppo co n i seg ue nt i o biet t ivi:
Au me nt ar e se mpr e p iù la r iso lu z io ne a ssia le,p ara met ro impo rt ant e per ott enere qu a lit à de i d et t agli a pro fo nd it à s e mpre magg io r i
Au me nt ar e la r iso lu z io ne t rasver sa le p er a u me nt are la d e fin iz io ne dell’immagine B-scan(2D) ottenuta
Au me nt ar e la ve lo c it à d i acqu isiz io ne de lle imma g in i e qu ind i d e lle sca ns io n i as s ia li p er seco ndo a l fine d i r idurre a l min imo art e fat t i do vut i al mo vimento dell’occhio
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1 CENNI DI ANATOMIA OCULARE
Figura3-visione d’insieme della struttura dell’occhio in cui sono visibili camera anteriore e posteriore.
1.1 Palpebra
Fo r ma z io ne c ut aneo - me mbra no sa c he r ic o pre l’o cc hio e s vo lge u n impo rt ant e la vo ro d i prot ez io ne, co nt r ibu e ndo a lla d ist r ibu z io ne de l liqu ido lacr ima le.
1.2 Congiuntiva
Me mbra na muco sa c he r ivest e la facc ia po st er io re de lle pa lp e bre e la part e anteriore dell’o cchio.
1.3 Cornea
La cornea è la lente esterna dell’o cchio e, quindi, la prima lente che i raggi lu mino s i inco nt rano ne l lo ro perco rso vers o la ret ina do ve a ndra nno a fo r mare le imma g in i, c he po i g iu ngera nno a l cer ve llo att raver so i l ner vo ott ico .
E’ necessario 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 resto è completato dal cristallino che è la lente interna dell’occhio.E’ cost ituita da cinque strat i succ essiv i: e p it e lio co rnea le, me mbr a na d i Bo w ma nn, st ro ma, me mbr a na d i Des ce met , endo t e lio .
11 figura4-Raffigurazione della cornea in un occhio normale
1.4 Cristallino
E’ la lente naturale trasparente e bico nvessa dell’ o cchio, una struttura che, insieme a lla co rne a, co ns e nt e d i met t ere a fuo co i ragg i lu mino s i su lla ret ina. Ha il
co mp it o spec ifico d i var iare la d ist a nza fo ca le de l s ist e ma o tt ico , ca mb ia ndo la pro pria fo r ma, per ad at t arlo a lla d ist a nza de ll’o gget t o da met t ere a fuo co .
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1.5 Limbus
Rappre se nt a u na barr ier a ce llu la re carat t er iz zat a da u n ep it e lio d i 10 - 12 st rat i co nt ene nt e me la no c it i, c e llu le d i La ng hera ns e va s i s a n gu ig n i. L’impo rt anza d i questa struttura dipende dalla presenza di cellule stamina li dell’ep itelio corneale, le quali per tutta la vit a proliferano e permettono alle cellule dell’epit elio di r inno vars i.
Figura6-Raffigurazione del limbus,ovvero dell’interfaccia tra cornea e sclera.
1.6 Sclera
E’ il cosiddetto “bianco dell’occhio”. Si tratta di una membrana fibrosa opaca che co st it u isc e i 5/ 6 de lla t unic a e st erna d e l b u lbo o cu lare. La s c lera ha u na fu nz io ne st rutt urale e prot ett iva: ma nt ie ne la fo r ma de l l’o cc hio e ne l co nt e mpo prot egge le strutture in esso contenute.Consente ino ltre l’inserzio ne della musco latura oculare est r insec a. La s c lera è fo r mat a da due st ra t i: qu e llo p iù est er no ,
de no minat o ep isc lera,r ic co d i va s i sa ngu igni e t es sut o co nnet t ivo . Lo st rato più int er no è la sc lera, pro pr ia me nt e det t a, compo st a da t essut o co nnet t ivo las so .
13 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 delimitato dallo stroma corneale e dall’ iride posteriormente. Lateralmente, presso l’ango lo vero e proprio, è presente il siste ma trabeco lare . Quest’ult imo ha un ruo lo fondamentale per il drenaggio dell’umor acqueo.
1.8 Iride
E’ una struttura pigmentata ( colorata) dalla forma anulare, convessa
a nt er io r me nt e, c he ag is c e qua le d ia fra mma mu sco lare per rego lare il d ia met ro del suo fo ro cent ra le, la pu p illa e qu ind i il p a ssagg io d i luc e.
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 co rpo , o pro cesso c iliare, è la zo na med ia d e lla t o naca va sco lare de ll’o cc hio che, facendo seguito all’iride, si estende fino alla coroide, da cui è separata da un so lco a nu lare c he pre nde il no me d i o ra se rrat a. La part e princ ip a le d e l co rpo c ilia re è co st it u it a da u n a ne llo musco lare ( il mu sco lo c iliar e) c he s i pro iet t a ver so l’interno dell’occhio, ed è rivest ito da un epitelio ripiegato su se stesso a formare de lle cre st e, de fin it e pro cess i c ilia r i, su lle qua li s i ins er isco no i lega me nt i
so spe nso r i (o fibre zo nu lar i) de l cr ist a llin o . La fu nz io ne pr inc ipa le d e l co rpo c ilia re è d i pro durre l’u mo r acqueo .
1.10 Vitreo
Co st it u is ce i 4 \5 de l vo lu me t o t ale d e l bu lbo o cu lare.E’ u na st rutt ura inco lo re co st it u it a pre va le nt e me nt e d a acqu a (99% de l t o t ale). È d ist ingu ib ile u na part e est erna d i co ns ist e nz a ge lat ino s a, che pres e nt a fibr e co lla ge ne d i t ipo II e un part ico lar e t ipo d i ce llu le fa go c it ar ie mo no nuc le at e, dett e ia lo c it i, c he pro duco no l’acido ialuronico . La parte interna del corpo vitreo è quasi liquida e ricca di acido ia luro nico .
1.11 Coroide
La co ro id e è u no st rato p ig me nt at o e vasc o lar izz at o, pro secuz io ne po st er io re de l co rpo c iliare, a bbr acc ia i 5 \6 d e lla c irco nfere nza d e ll’o cc h io co n u no spe sso re variabile che giunge sino a 160 µm dietro la macula. E’ separata
da lla ret ina, da ll’o r a serrat a ed è a co nt at to co n la sc ler a t ra mit e la sua la mina so praco r io ide a. V ie ne ino lt re p er fo rat a post er io r me nt e da l ner vo ott ico . La sua fu nz io ne è qu e lla d i rappre se nt are u na so rt a di filt ro per le so st a nze c he da i
capillari fenestrat i della coriocapillare giungo no presso l’epit elio pigmentato della ret ina.
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1.12 Retina
Sott ile st rato ce llu lar e (spe s so 100 µ m, e c ir ca 300 µ m pres so la fo ve a) co llo c at o po st erio r me nt e a lla co ro ide e a nt er io r me nt e al co rpo vit reo , che ha co me limit e anteriore l’ora serrata e come limite posteriore il disco ottico e il nervo ottico. Ne lla ret ina s i d ist inguo no una zo na per ifer ica e u na zo na ce nt ra le. La zo na
ce nt ra le è app ro ss imat iva me nt e c irco lare e co llo c at a infer io r me nt e a l d is co ott ico , è rappres e nt at a da lla ma cu la lut ea e, ne l suo cent ro , da lla fo ve a e da lla fo veo la, c he no n so no ir ro rat e. Tutto ciò c he vi è a ll’e st erno de lla ma cu la lut ea è la ret ina per ifer ic a. Ma lgr a do la ret ina s ia so tt ile, s i d ist inguo no 10 st rat i so vrappo st i c he dal più superfic iale a l più pro fondo sono: l’epit elio pigmentato (strato epiteliale p ig me nt at o ), lo st rato de i co ni e de i bast o nce lli, la me mbra na limit a nt e est er na, lo st rato nuc leare e st e rno , lo st rato p le ss ifo r me e st erno , lo st rato nuc leare int er no , lo st rato ple ss ifo r me int er no , lo s t rato de lle ce llu le g a ng liar i, lo st rat o delle fibre nervo s e e la me mbra na limit a nt e int er na. In ge nera le g li st rat i 2 -5 so no o ccupat i da i fo t o recett ori d e lla ret ina, o vvero i co ni e i ba st o nce lli.
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
Fo r mat o da i due t ip i d i mu sco lat ura - INTRINSECA :
mu sco lo c iliare ;
mu sco lo s fint ere d e lla pup illa ; mu sco lo d ilat ato re de lla pup illa. - ESTRINSECA:
4 mu sco li ret t i = super io re, in fer io re, med ia le e lat era le ; 2 mu sco li o bliq u i = gra nde e p ic co lo o bliquo ;
mu sco lo e le vat o re della p a lpe br a sup er io re mu sco lo o rbico lar e
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2 PRINCIPI DI FUNZIONAMENTO
Per pot er ott enere imma g in i o tt ic he d i t es sut i bio lo g ic i so tt o fo r ma d i sez io ne o to mo gra fic he,è pr ima nec es sar io mis u rar ne le st rutt ure int erne.Ne ll’O CT il pr imo pas so per ott enere t a li immag in i è misurar e la d ist a nza a ss ia le a ll’ int er no de l t essut o ;qua ndo un fa sc io d i luc e è d ir et to a ll’ int er no de ll’o cc hio , s i r iflet t e a live llo de lle int er fac ce t ra i d iffer e nt i t ess ut i e d iffo nd e in ma n iera d ive rs a da t essut i c he ha nno pro priet à o tt ic he d iffer e nt i. Le d ist a nz e e le d ime ns io ni d e lle d iffere nt i st rutt ure o cu lar i po sso no esser e det er minat e misura ndo il t e mpo d i
ritardo dell’eco di luce che viene riflessa o retrodiffusa dalle d ifferent i strutture al var iare de lla d ist a nza a s s ia le.
Si definisce con ΔT=
V z
la r iso luz io ne t e mpo ra le as so c iat a a llo st ru me nt o atto a misurare il ritardo dell’eco lumino so ; Δz è la distanza che percorre l’eco,mentre v è la ve lo c it à d i pro paga z io ne d e ll’eco ne l t essut o .Quind i p er va lo r i t ip ic i d i Δz d i 5 μm,con v pari a 3×108
m/ s s i a vr a nno r iso lu z io ni t e mpo ra li d i c irca 15 fe mt o se co nd i.
L’unico modo per poter rilevare segnali tanto rapidi è avvalersi di strument i di rilevazio ne che sfruttano il princip io dell’int erfero metria.
2.1 Luce:interferenza e coerenza
La luc e è u n o nda e let t ro mag net ic a . Un ra gg io d i lu ce è co mpo st o da ca mp i e let t ric i e mag net ic i c he o sc illa no ne l t e mpo e ne llo sp az io ed è c arat t erizzat o da un’a mpiezza e da una lunghezza d’onda. A seco nda del mezzo i n cui si propaga,la lu ce r iduce la pro pr ia ve lo c it à d i u n fat to re det to ind ic e d i r ifraz io ne de l me zzo n:
n
c
v
Qua ndo due ragg i so no co mbinat i t ra lo ro i due c a mp i e let t ro mag net ic i
18 verifichi un’interferenza è necessario che le due onde rico mbinate abbiano lo
st esso per io do d i o sc illa z io ne,o vvero la st essa fr eque nza. Se i ragg i c he s i
inco nt rano ha nno i ca mp i in co nco rda nza fa se si p ar la d i int er fere nza co st rutt iva e il s eg na le r isu lt a nt e ha a mp iez za par i a lla so mma de lle a mp ie zz e de lle du e o nde. Al co nt rar io , s i ha int er fer e nza d ist rut t iva qua ndo il seg na le s i a nnu lla a cau sa de i ca mp i in o ppo s iz io ne d i fa s e.
figura 11-rappresentazione di un’interferenza costruttiva e distruttiva
Ne i ca si r ea li le o nd e so no so gget t e a flut tuaz io ni at t orno ad un cert o va lo re med io , c io è ha nno u na pro pr ia lar g hez za d i ba nda Δf.
La perturbazio ne elettrica risult ante ha un’ampiezza e una fase che rimangono co st ant i so lo per un c ert o int erva llo d i t e mpo det to t empo d i co ere nz a :
19 Δt=
f
1
Dura nt e t ale int er va llo la pert urba z io ne s i co mpo rt a appro ss imat iva me nt e co me una rad iaz io ne mo no cro mat ica.
Ana lo g a me nt e s i de fin is ce lu ng he zza d i c o erenz a (Δl ) il br e ve s paz io in c u i la rad iaz io ne può ess ere co ns iderat a per fet t ame nt e s inu so ida le:
Δl=c∙ Δt
Co ns ider ia mo p er ese mp io due pu nt i P1 e P2 g ia ce nt i su lla se miret t a usce nt e da una so rge nt e S (figura 12).
figura 12-distanza tra due punti P1 e P2 giacenti sulla semiretta uscente dalla sorgente S. Se Δ l > > r1,2 a llo ra da P1 a P2 s i prese nt a un s ingo lo t reno d’o nda e la
pert urbaz io ne in P1 è fo rt e me nt e co rre lat a co n que lla in P2. In c aso co nt rar io , se Δl << r1,2 , le pert urba z io ni ne i du e pu nt i so no co mp let a me nt e sco rre lat e e so no present i mo lt i treni d’o nda. Se il raggio d i luce è coerente e quindi ha una lu ng hez za d i co ere nz a e le vat a,si o sser vera nno o sc illa z io n i d i int er fere nz a per u n a mp io int er va llo fra le re lat ive d iffere nze d i lu ng hez za d i t ra iet to ria. Per
app lica z io ni in a mb it o ott ico è ne ce ssar io misurare co n prec is io ne la po siz io ne d i una st rutt ura in u n t essut o ;è qu ind i è r ic hiest a lu ce a ba ssa co ere nza o lu ng hez za
20 d i co ere nz a bre ve . Ne lla prat ic a OCT, que st o vie ne i mp le me nt at o att raverso u n d io do super lu mine sc e nt e.
S i t ratt a di u n d is po s it ivo s imile ad u n d io do la ser, ba sat o su ll’ a z io na me nt o
e let t rico d i u na g iu nz io ne p - n c he, qua nd o po lar izzat o , dive nt a ott ica me nt e at t ivo e ge nera e mis s io ne spo nt a nea a mp lificat a in u n a mp io int er va llo d i lu ng he zze d'o nda . So lit a me nt e il s e mico nd ut to re imp ie gat o per pro durre t ale d ispo s it ivo è a llu min io o arse niuro d i ga llio . All’ int er no de l mat er ia le ve ngo no rea lizz at e due g iu nz io ni p - n e n-p + a d iffere nt i dro gagg io e ind ic e d i r ifra z io ne . Ne l mo me nt o in cu i vie ne fo r nit a e nerg ia su ffic ie nt e ad u n e let t ro ne,quest o vie ne pro mo sso a l live llo e nerg et ico super io r e ;a l ce s sare de lla st imo la z io ne, l’e let t ro ne r it o rna a llo stato fondamentale, rilasciando per intero l’energia fornita. Tale energia è rilasciata sottoforma di fotoni ad una specifica lunghezza d’onda (fascio mo nocro mat ico).I fotoni prodotti rimba lzano tra una giunzio ne e l’altra senza usc ire d a l d is po s it ivo ,st imo la ndo la pro duz io ne d i a lt r i fo t o ni a lla st ess a lu ng hezz a d’onda e ottenendo l’amplificazio ne del segnale originario . La produzio ne di luce può anc he es sere vis t a co me la r ico mbina z io ne d i vet t o ri e let t ric i po s it iv i ( la cu ne) e negat ivi (e let t ro ni) .C ia scu na g iu nz io ne p -n è pro get t at a in mo do t a le c he
e let t ro ni e la cu ne pre se nt ino u na mo lt it u d ine d i st at i po ss ib ili ( ba nde d i e nerg ia ) co n e nerg ie d iffer e nt i. Pert ant o , la r ico mbina z io ne d i e let t ro ni e la cu ne g e nera lu ce in u na va st a ga mma d i fr eque nze o tt ic he , c io è la luce a ba nda larg a.
2.2 Interferometria a bassa coerenza
L’interfero metria a bassa coerenza è un metodo semplice che può m isurare le d ist anze t ra g li o gget t i co n e le vat a prec isio ne, mis ura ndo la luc e r ifle s sa da que st i e co nfro nt ando la co n u n fa sc io lu mino so che via gg ia su u n perco rso d i r ifer i me nt o . Un int er fero met ro ott ico fu nz io na fa ce ndo so vrappo rre o int er fer ire le o nde
e let t ro mag net ic he c he co mpo ngo no due ragg i lu mino s i. F igura 13 mo st ra lo sc he ma d i fu nz io na me nt o di u n int er fero met ro se mp lic e d i t ipo M ic he lso n. Un’o nda lumino sa inc ide su uno specchio semiriflettente o beamsplitter, che
separa in due part i il fascio emesso:una parte funge da riferimento,l’ altra da raggio d i misuraz io ne o ragg io d i seg na le .I ragg i perco rro no det erminat e d ist anze ne i du e bracci dell’int erfero metro , chia mate percorsi ottici.Il raggio di misurazio ne è
21 r ifle sso o diffu so da l t essut o ed è rapprese nt at o da l s eg na le E sig , me nt re qu e llo
r ifle sso da llo sp ecc h io d i r ifer ime nt o è rapprese nt at o dal seg na le E ref . I due ragg i si co mbinano,generando un’int erferenza in corrispond enza dello specchio
se mir iflet t ent e. In usc it a da ll’ int er fero met ro si a vr à qu ind i il s eg na le
E out=Esig +E r e f
L’intensità dell’emissio ne lumino sa verrà rilevata da un fotorivelatore.
figura 13-schema base di un interferometro di tipo Michelson
L’equazio ne 1 fornisce l’int ensità di emissio ne in funzio ne di E sig , E ref e de lla d iffere nza t ra le t ra iet to rie d i s eg na le e d i r ifer ime nt o ΔL:
I out (t)≈ (1/4)|
E
ref |2 +(1/4) |E
s i g|2+(1/2)E
refE
sigcos[2 (
2
22 l’ult imo termine è quello di int erferenza.
Da questa equazio ne si vede che se ΔL ≈0 si genera un’interferenza totalmente d ist r utt iva o co st r utt iva de lle o nde d i s eg na le e de l r ife r ime nt o all’o sc illar e de llo spec c hio d i r ife r ime nt o ;s i ha in fat t i E sig≈ E ref e Iout≈E2.
Qu ind i, per u na s pec ific a po s iz io ne de llo s pecc hio d i r ifer ime nt o sarà po ss ib ile r ile vare u n seg na le d i int er fere nz a, ge nera to ad una pro fo nd it à co rr ispo nd e nt e. Facendo variare la posizio ne dello specchio di riferimento all’interno di un range predefinito,corrispondente all’estensio ne della regio ne da indagare,s arà quindi po ss ib ile r ile vare le int er fere nze o tt ic he p ro ve nie nt i d a i var i t es sut i a d iffere nt i pro fo nd it à. La re la z io ne t ra la var ia z io ne d i lu ng hezz a de i due per co rs i o tt ic i e la lu ng hez za d i co ere nz a Δz è mo st 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 ac ce nnat o in prec ede nza,a ffinc hé t ale met o do di r ile va z io ne d eg li ec h i o tt ic i r is u lt i e ffic a ce,è nec es sar io c he la so rge nt e e met t a luc e a ba ss a co ere nza. I n quest a maniera si rileverà un’int erferenza so ltanto quando la differenza di ritardo
temporale tra l’eco retrodiffuso dal tessuto e quello del riferimento sarà minore de l t e mpo d i co ere nza d e lla so rge nt e d i lu ce. Qu ind i l’erro re int ro dotto dalla misuraz io ne de lla d ist a nz a sarà p ar i a lla lu ng hez za d i co ere nz a.
23
2.3 Sensibilità
Per la pro duz io ne d i imma g in i de lle st ru tture o cu lar i, è r ic hie st a un’a lt a s e ns ib ilit à , po ic hé la ret ina è prat ic a me nt e t raspare nt e e l’int e ns it à deg li e c hi lu mino s i
pro do tt i da i t essut i è mo lt o bas sa. Per i t e ssut i o tt ica me nt e p iù r iflet t ent i, la se ns ib ilit à det er mina la pro fo nd it à e sp lo ra bile in u n t es sut o ,po ic hé la luc e inc idente è attenuata dall’assorbimento e dalla dispersio ne nei tessut i.
Co me ac ce nnat o in prec ede nza, graz ie a ll’ int er fero met r ia è po ss ib ile rac co g lier e dat i re lat ivi a nc he a seg na li r et ro diffu s i mo lt o debo li . Que st o lo s i può r ic a vare dall’equazio ne 1,dove l’intervallo di int erferenza del segnale è proporzionale a
E sig E ref .Quest o è il pro do tto del ca mpo de l s eg na le a sso c iat o al t essut o ,mo lt ip lic at o per q ue llo de l r ife r ime nt o.
I l s eg na le d er iva nt e da l t essut o E sig può esse re de bo le, ma vie ne mo lt ip lic at o per il
ca mpo e let trico fo rt e E ref ,au me nt a ndo co sì la gra ndez za de l t er mine d i int er fere nz a o sc illat o ria c he vie ne mis urat o dal r ile vat o re.
La s pec ific a su lla se ns ib ilit à è rappre se nt at a da l rappo rto segna le -ru mo re (SNR) .I n generale l’SNR per un segnale rilevato,è dato da:
SNR=10log(ηP/2hνNEB), dove
η è l’efficienza quant ica del rivelator e,2hν è l’energia fotonica ,P è la potenza del seg na le r ile vat o e NEB è l’a mp ie zz a d i ba nd a equ iva le nt e de l ru mo re de l s ist e ma d i r ile va me nt o .
La s e ns ib ilit à d i u n O CT è d iret t a me nt e pro po rz io na le a lla po t enz a ed
inve rs a me nt e pro porz io na le a l l’a mp iez za d i ba nda de l ru mo re . Acqu is ir e immag in i p iù rap id a me nt e o c o n r iso luz io ne magg io re r ic hie derà u na magg io re a mp iez za d i ba nda. S i ver ific a per c iò u na re la z io ne in versa t ra le pre st az io ni ed il rappo rto seg na le ru mo re, per la qu a le è nec essar io t ro vare u n g iust o t rade -o ff.
T ip ic i va lo r i d e ll’SN R d i O CT at t uali so no 9 5 dB;sig n ific a c he il sist e ma è se nsib ile a d u n seg na le co n int e nsit à r ifle ssa o ret ro d iffu sa fino a 95 dB p iù p icco le d e l se g na le inc ide nt e.
24
2.4 Risoluzione spaziale
Per qua nt o riguarda la r iso luz io ne po ssia mo d ist ingu ere que lla as s ia le e que lla t rasver sa le.
Le pr ima rappre se nt a la prec is io ne co n cu i può ess ere mis urat a una d ist a nza, ed è inve rs a me nt e pro porz io na le a ll'a mp ie zza d i ba nda de lla lu ng he zz a d 'o nda d e lla fo nt e lu mino s a (Δλ), co me d imo st ra la s eg ue nt e fo r mu la c he de fin is ce la
r iso luz io ne a ss ia le:
Δz=( 2 ln 2 )( 2 )
D i co ns egue nza la r iso luz io ne a ss ia le è st rett a me nt e co lle gat a a lla lu ng hezz a d i co erenza de lla fo nt e lu mino sa c he, co me s i è g ià vist o , è in re la z io ne d i
pro po rz io na lit à inver sa co n l'a mp ie zza d i ba nda.
T ip ic a me nt e per l'OCT s i ut iliz za no o nde lu mino s e co n l u ng hezz a d 'o nd a d i 84 0-880 nm (pro ss ime a ll' in fraro sso ) e un'a mp ie zza d i ba nda de lla lu ng hezz a d 'o nda d i 40 nm. Te ne ndo co nt o di u n mez zo d i pro pagaz io ne d iver so da ll'ar ia ne co ns egue una riso luzio ne assiale pari c irca a 5 μm.
E’ ino ltre necessario specificare che esistono due tipo logie di riso luz io ne assiale: ott ica e d ig it a le. La pr ima è o tt enut a va lut a ndo le pre st az io ni de l s ist e ma o t t ico d i lent i ut ilizzato per produrre l’immagine,mentre la seconda è ottenuta attraverso r ico st ruz io ne d ig it a le ba sat a su d iver se sc a ns io n i la s er e ffet t uat e su l t essut o in esa me e po i so vr appo st e, med ia ndo i r isu lt at i o tt enut i .
Ap pro ss imat iva me nt e s i può d ire c he la r iso luz io ne d ig it a le è nu mer ic a me nt e met à d i qu e lla o tt ic a.
La r iso luz io ne t rasversa le, inve ce, der iva d a i pr inc ip i de lla micro s co p ia o tt ica convenzio na le e corrisponde all’a mpiezza dello spot luminoso (Δx ) risult ante da lla fo ca liz z az io ne de l r agg io e sp lo ra nt e:
Δx=( 4 )( d f ), do ve
co n f /d è ind ic at o il rappo rto t ra la lu ng hezza fo c a le de lla le nt e e co n d il d ia met ro del ragg io o tt ico inc id e nt e.
25 Qu ind i la larg hezz a de llo sp ot può esser e rego lat a fa ce ndo var iare o ppo rt una me nt e il d ia met ro de l ragg io e la lu ng he zza f o c a le, co me mo st ra figura 15.
figura 15-Risoluzione di immagine nella OCT.La risoluzione trasversale Δx è det er minat a da l d ia met ro t rasvers a le de llo spo t lu mino so .La r iso luz io ne as s ia le o lo ng it ud ina le Δ z è dat a da lla lu ng he zza d i co ere nz a de lla s o rgent e lu mino sa.
Es ist e ino lt re u n para met ro co nfo ca le b,c he det er mina la pro fo nd it à d i ca mpo :
b= 2 ) (x2
Minore è l’ampiezza dello spot lumino so (maggiore riso luzio ne trasversale) , più r ido tt a ne r isu lt a la pro fo nd it à de l fuo co .
Ge nera lme nt e ne lle app lic a z io ni OCT è pr e fer ib ile a vere u na gra nd e pro fo nd it à d i ca mpo ( magg io re de lla lu ng hez za d i co ere nza) a d is cap it o de l gr ado d i
fo c a liz zaz io ne, gara nt e ndo co mu nque u n’e le vat a r iso lu z io ne a ssia le.
In ca mpo o ft a lmico , ad ese mp io per la ret ina, va lo r i t ip ic i de l d ia met ro de llo spot so no atto rno a 15-20 μm.
26
2.5 Densità dei pixel e tempo di acquisizione
dell’immagine
Da no t are che la r iso lu z io ne spa z ia le d i u no st ru me nt o OCT è differ e nt e da lla grandezza e dalla densità dei pixe l che co st ituiscono l’immagine prodotta. L’immagine deve avere una sufficie nte densità di pixe l al fine di riuscire a vis ua liz z are p icco le carat t er ist ic he co n u na dat a riso lu z io ne.
Figur a 16 mo st ra una des cr iz io ne sc he mat ic a de lla d e ns it à e de lla gr a nde zza de i p ixe l ne lle d ire z io ni a s s ia le e t ras ver sa le.
I l nu mero d i p ixe l ne lla d ire z io ne t ras ver sa le è dat o dal nu me ro d i sc a ns io ni a ss ia li eseg u it e ;d at i Nx p ixe l t ras vers a li ed u na lung hez za d i s ca ns io ne Lx o g ni p ixe l a vrà una larg he zza Lx/ Nx. Per s frut t are app ie no la r iso luz io ne de llo st ru me nt o o cco rre c he t a le d ime ns io ne s ia in fer io re a lla r iso luz io ne t ras ver sa le.
La mis ura in pro fo nd it à d i u n p ixe l è inve ce legat a a lla ve lo c it à d i a cqu is iz io ne dell’immagine ad opera del s istema di co nversio ne analo gico /digitale;dat i Nz pixel as s ia li ed u na pro fo nd it à a ss ia le L z o gni p ixe l a vrà u na pro fo nd it à par i a Lz/ Nz. Avere u n t e mpo d i a cqu is iz io ne rap ido è impo rt ant e per le ap p lica z io ni c lin ic he, in qua nt o riduc e la po ss ib ilit à d i acqu is ire imma g in i r icc he d i art e fat t i da mo vime nt o dell’occhio e di ridurre il tempo di esaminazio ne per il paziente.
I l t e mpo d i a cqu is iz io ne è st rett a me nt e le gat o a lla se ns ib ilit à d e lla
misurazio ne;aumentando la rapid ità di acquisizio ne di un’immagine si prov oca una forte diminuzio ne dell’ SNR,a causa dell’aumento dell’amp iezza di banda di
r ive la z io ne de l ru mo re ( ind ic at a co n NEB ne ll’equa z io ne 1).
La per fo r ma nce po t rebbe e ss ere mig lio rat a au me nt a ndo la po t enza d e l seg na le r ile vat o P;t utt avia e s ist o no no r me c he fissa no de i limit i d i po t enza ed e spo s iz io ne del paziente a luce laser. E’ quindi necessario trovare un gius to compro messo tra la qualità de ll’immagine ottenuta e l’int ensità lumino sa inc idente sicura per il paz ie nt e.
Il tempo di acquisizio ne aumenta anche all’aumentare del numero dei pixe l
t rasver sa li. Se u no st rume nt o OCT effet t ua misure d i pro fo nd it à co n Nx sca nsio n i assia li ad u na freq ue nz a R,avr e mo u n t e mpo di a cqu is iz io ne T=
R Nx
27 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 d ispo s it iv i OCT co mmer c ia liz zat i o gg i p o sseggo no u na fr eque nza d i de c ine d i mig lia ia d i s ca ns io ni a s s ia li per s eco ndo ,c o nse nt e ndo l’a cqu is iz io ne d i imma g in i ad e le vat a de ns it à d i p ixe l in u n t e mpo br e viss imo . Se ad e se mp io s i vuo le
ricostruire un’immagine di 1024 pixel trasversali,sarà necessario un tempo T di a lcu ne d ec ine d i millis e co nd i .
2.6 Modalità di produzione dell’immagine
Co me ne ll'eco gra fia, co n l'O CT s i po sso no ott enere t re d iver s i t ip i d i immag in i de fin it e A-s ca n, B- sca n, e C- sca n.I t racc ia t i A-s ca n, o mo no d ime ns io na li, a na liz za no la r i flet t iv it à de lle st rutt ure e la lo ro pro fo nd it à lu ngo un s ingo lo ragg io lu mino so .
In OCT so no ut iliz za t e mo lt o di rado , so pratt ut to per misurar e co n prec is io ne la lu ng hez za de ll'o cc h io .
I tracc iat i B- sca n, o bid ime nsio na li, ve ng o no ott enut i a ffia nca ndo c irca 160 0 sca nsio n i A- sc a n, ese gu it e lu ngo u na l ine a d i c irc a 6 mm d i lu ng hez za in se nso
28 t rasver sa le. So no le rappre se nt az io ni p iù fr eque nt e me n t e ut ilizz at e in
o cu list ica ;so no ino lt re imma g in i mo lt o simili a lle se z io ni ist o lo g ic he ( i pr eparat i ut iliz zat i p er g li esa mi mic ro sco p ic i t rad iz io na li) de i t es sut i. Co nse nt o no d i va lut are la st rutt ura int erna de i t essu t i, e d i e seg u ir e misure d eg li sp es so r i.
I tracc iat i C- sca n, o trid ime ns io na li, ve ng o no ott enut i a ffia nca ndo 265 sc a ns io ni B-sc a n o r izzo na li.
Co ns e nt o no di a pprez zare r igo nfia me nt i r et in ic i, i lo ro rappo rt i co n la t o po grafia ret inic a, ed e ve nt ua li d e fo r ma z io n i d e lla s uper fic ie ret inic a.
Ind ip e nde nt e me nt e da qua le met o do di c a mp io na me nt o ve ng a ut ilizz at o ,il r is u lt at o dell’insie me dei dat i racco lt i è essenzialmente un array o un campo scalare di va lo r i d i r iflet t anz a. Per quest o i va lo r i o tt enut i in us c it a t ra mit e sca ns io ne so no d ig it a liz zat i.
I pro cess i d i e la bo raz io ne e vis u a lizz az io ne so no ana lo g hi a d a lt re t ecn ic he d i ima g ing med ico co me TC ed RM N .
2.6.1 Singola A-scan
Ne l ca so d i u na s ingo la A- sca n la vis u a liz zaz io ne è ba na le: i dat i p er o gni p u nt o po sso no ess ere rappre se nt at i in u n gra fico t empo -a mp ie zza ( fig.17).
Finchè l’informazio ne è so lo lungo una sola direzio ne,nessuna informazio ne può es sere perdut a e i mo d e lli o i c a mb ia me nt i s ig n if icat i po s so no ess ere fac ilme nt e ind iv iduat i.
figura 17-rappresentazione in A-mode dell’intensità del segnale retro diffuso in funzione della distanza
29
2.6.2 B-scan
Per p iù A- sca n a ffia ncat e,a nco ra no n r isu lt a diffic ile v isu a liz zare il dat a set . Co me s ugger is ce il no me,t ratt ando la pro fo nd it à e la po s iz io ne de lla sca ns io ne lu ngo le co o rdinat e x e y in u n’imma g ine e visua liz z a ndo la r iflet t anza a cqu is it a da i t es sut i in u na sca la d i gr ig i , s i r ie sc e g ià ad a vere u na visu a liz zaz io ne p iù int u it iva, in cu i o gni co lo nna rapprese nt a una singo la A -s ca n.
Spes so per per met t e re un mig lio re co nt rasto t ra va lo r i d iffere nt i e qu ind i, re ndere p iù c h iara me nt e vis ib ili le d iffere nze,si a lt erna no a lla ra ppres e nt az io ne in c h iaro -scuro map pe a co lo r i.
Un e se mp io d i B-s ca n è rappr es e nt at a in figu r a 18.
figura 18-immagine OCT B-scan del corpo ciliato
2.6.3 C-scan o 3D -OCT
Ne l 3D-OCT, la vis ua liz za z io ne è mo lt o p iù co mp le ss a. E’ po ss ib ile ra ppre se nt are i dat i acqu is it i co me u n ins ie me d i vo xe l co lo rat i in fu nz io ne de i va lo r i r et ro diffu s i acqu is it i, a ffia nca ndo p iù B - sca n l’u na a ll’a lt ra in u no spa z io t rid ime ns io na le. Quest o pro cesso spe sso po rt a ad ott enere imma g in i po co chiare ;p er la
r ico st ruz io ne so no qu ind i ut iliz za t e t ecnic he imp iegat e in a lt re met o do lo g ie d i ima g ing.
30 Un met o do po ss ib ile è s e mp lic e me nt e v isu a liz z are se z io ni lu ngo un as se e
permettere all’operatore di scegliere la profond ità alla quale le si voglio no co mbinare,o per met t ere all’o perat o re di sc eg liere u n a lt ro p ia no d i se z io ne ( fig.19).
Un’alternat iva è mo strare una sezio ne di immagine per tutti e tre i piani che pas sa no per un d at o punt o ,e visua liz zar li per ott enere l’ imma g ine d i u na sez io ne 3D de l ca mp io ne. Oppure ut iliz zar e u na q ua lc he a lt ra t ecnic a d i mo de lla z io ne de i dat i tridimensio nali,co me considerarli un’isosuperficie di pro fondità rego labile ( figura 20).
31
3 LA NUOVA TECNOLOGIA
FREQUENCY-DOMAIN
In que st a sez io ne vie ne de scr it t o il perco rso e ffet t uat o per passar e da lla t ec no lo g ia OCT di analisi dell’interferenza nel do minio dei tempi a quella nel do minio di Fo ur ier, descr ive ndo i va nt agg i po rt at i da lla nuo va t ec no lo g ia su lle imma g in i pro do tt e.
Co me det t o in pre ced e nz a, il mo do co n cu i si r ie sc e a r ile vare l’ int e ns it à deg li ec h i lu mino s i ret ro diffu s i è ut iliz zare u n int er fero met ro. A part ir e da u na so rge nt e lu mino s a a ba nd a larga vie ne pro dotto un ragg io , c he vie ne sep arat o in due d a u no spec c hio se mir iflet t ent e .Una part e s i d ir ige verso il t ess ut o, me nt re l’a lt ra va verso uno spe cc hio d i r ifer ime nt o . I t essut i d a l ca mp io ne es a minat o pro duco no echi
lu mino s i ret ro diffu s i c he s i co mbina no co n il fasc io lu mino so d i r ifer ime nt o r ifle sso da llo sp ecc h io d i r ifer ime nt o .
L’intensità del segnale in uscit a viene rilevata da un fotorivelatore. Questo è il t ip ico fu nz io na me nt o di u n TD OCT (T ime D o ma in O CT ).
3.1 Time Domain Oct
In u n TD OCT ( figur a 21 ) lo spec c hio d i r ifer ime nt o o sc illa t ra un min imo e u n ma s s imo per per met t ere d i acq u is ire t utt i g li e c hi a lle va r ie pro fo nd it à d e l tessuto;infatt i co me detto in precedenza si verifica un’interferenza so lo se la distanza da cu i pro viene l’eco retrodiffuso è la stessa alla quale si trova lo spec c hio d i r ife r ime nt o rispet to al BS( be a msp lit t er).
De fine ndo co n lc la lu ng hezz a d i co ere nza de lla so rge nt e, co n xdepth la ma s s ima escur s io ne de llo s pec c hio d i r ifer ime nt o e co n T il t e mpo tot a le d i sc a ns io ne per ott enere u na B-s ca n,s i può de fin ir e co n (l c/xdept h)T la durat a de ll’a cqu is iz io ne d i u n seg na le d i int er fere nza. No no st ant e il fo t o rive lat o re co lle z io n i i fo t o ni retrodiffusi dall’int erfaccia di interesse per l’intera durata dell’acquisizio ne,T,lo sc he ma d i r ile va z io ne è se let t iva me nt e at tivo so la me nt e per qu e i fo t o ni c he
appartengono all’int erferenza che sta rilevando. Si ha quindi un’inevit abile perdita d i in fo r ma z io ne e d iminuz io ne de l rappo rto segna le -ru mo re.
32 Nu mer ica me nt e è po s s ib ile d et er minar e la se nsib ilit à d i u n TD OCT ca lco la ndo il nu me ro de i fo t o ni de l seg na le ut ile e co mpara ndo lo co n que lli pro ve nie nt i a l d i fuo r i de l p ia no fo ca le.
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 nu mero tot a le de i fo t o ni de l seg na le ut ile so no dat i d a
S ig na lTDOCT= h x lcT ef Psig depth Pr 2 ,do ve
Pre f e Ps ig so no la po t enz a de l se g na le d i r ifer ime nt o e de l t essut o in es a me, ε è l’efficienza quant ica e hν è l’energ ia fotonica.
I l s eg na le ru mo r e è dat o dalla r ad ice qu ad rat a de i fo t o ni t ot ali r ile vat i da llo st ru me nt o : No iseTDOCT= h x lcT ef depth Pr
33 Co me det t o in pre ced e nz a la spe c ifica su lla se nsib ilit à è r appre se nt at a da ll’SR N dat o da:
SNRTDOCT=10log( )2 10log(4 )(dB)
h x lcT Psig Noise Signal depth TDOCT TDOCT
3.2 Fourier Domain Oct
Un s ist e ma in grado d i fare u n p ie no uso de i fo t o ni re lat iv i a l s eg na le ut ile dura nt e l’intero tempo di acquisiz io ne, è il Fourier Domain OCT (FD OCT).
Un t ip ico s ist e ma S pect ra l (SD O CT) è mo lt o s imile ad u n TD O CT.I l mo vime nt o de llo sp ecc h io d i r ifer ime nt o è e liminat o ed il fo t o rive lat o re vie ne so st it u it o co n uno spet t ro met ro,che reg ist ra le var iaz io ni spet t rali de l seg na le r ile vat o .
La t ras fo r mat a d i Fo ur ier, app lic at a ne lla fo r ma inver sa a llo spet t ro acqu is it o , per met t e di o tt enere u n pro filo d i sc a nsio ne line are mo lt o s imile a d u n TD OCT. In que st o caso il nu mero tot a le d e i fo t o ni de l seg na le ut ile è dat o da
S ig na l S DSDOCT= h T ef Psig Pr 2
Me nt re il nu mero de i fo t o ni ru mo ro s i è se mpre d at o da lla rad ic e qu adrat a de i fo t o ni t ot a li de l s eg na le r et ro diffu so : No iseSDOCT= h efT Pr D i co ns egue nza s i o tt ie ne u n SN R d i:
SNRSDOCT=10log( )2 10log(4 )(dB)
h PsigT Noise Signal SDOCT SDOCT
La pro fo nd it à d i sc a nsio ne Xdepth,si t raduce per un SDO CT, ne l ra nge d e lle
34 uno spet t ro met ro co n N p ixe l, la ma gg io re o sc illa z io ne per io d ic a sp et t rale c he è in grado d i r ile vare è par i a N/2.O lt r e que st o va lo r e, le o sc illaz io ni po rt ano in
sat uraz io ne lo st ru me nt o e genera no a lia sing.U sa ndo quest o crit er io s i p uò veder e c he: lc N k N x N x k depth depth ) 2 ( 2 2 ) 2 ( 2 ,co n lc = k
Ora è po ss ib ile st abilir e u n co nfro nt o t r a un SD O CT ed u n TD OCT. Dato un sist e ma Spe ct ra l a N p ixe l co n u na pro fo nd it à d i sc a ns io ne
lc N
xdepth )
2 (
,un’acquisizio ne tramite TD OCT della stessa durata temporale avrà un SNR par i a: SNRTDOCT= ) 2 log( 10 ) ) 2 ( 4 log( 10 SNR N h T N Psig SDOCT
Da t a le equ az io ne s i ve de c hiar a me nt e c he un sist e ma S D OCT è int r ins eca me nt e p iù se ns ib ile d i u n TD OCT d i u n fat to re N/2.Que st o mig lio ra me nt o è do vuto a l fat to che u n SD OCT è ca pac e d i co lle z io nare seg na li de l c a mp io ne pro ve nie nt i da t utt e le pro fo nd it à,p er l’int er a durat a de l t e mpo d i acqu is iz io ne.
I vantaggi principali introdotti dall’ut ilizzo di questa nuo va tecno logia sono stati
Un a u me nt o de lla fr eque nza d i sca nsio ni a ssia li Un a u me nt o de lla se ns ib ilit à d i r ile vaz io ne
La r iduz io ne de i t e mp i d i a cqu is iz io ne de lle imma g in i
La r iduz io ne d i art e fat t i d a mo vime nt o ottico a c ir ca 1/30 r ispet to ad un TD r ipet ere p iù vo lt e la st essa sc a nsio ne, per eseg u ire la so mmat o ria de i va lo r i
misurat i in o gni pu nt o esa minat o , ed ott enere de lle imma g in i co n mig lio ra me nt o de l rappo rto segna le ru mo re
eseg u ire mo lt e sca nsio ni B -sc a n a ffia nc at e per ott enere u na r ico st ruz io ne t rid ime ns io na le d e i t es sut i (C - sca n) e d esa minar li a nc he per st rat i (sca ns io n i e n- fa ce) da lla sup er fic ie ver so la pro fo nd it à
35 In figura 22 è mo st rat a la d iffere nza ne ll’ int erpret az io ne d ia g no st ica d i
un’immagine relat iva allo stesso paziente prodotta con un TD OCT (A) e con un SD OCT(B).In e nt ra mbe le imma g in i è vis ib ile u n acc u mu lo d i liqu ido
int rar et inico ,c he ne l TD s i mis ce la a l ru mo re di fo ndo , me nt re ne ll’SD O CT è c hiara me nt e d ist ingu ib ile t ra i var i st rat i. Le fr ecc e bia nc he ind ic a no le are e d i liqu ido , e g li a st er isc h i ner i ind ica no la me mbr a na neo va sco lare co ro id ea le. Spes so la r iso lu z io ne as s ia le r isu lt a il par a met ro p iù ut iliz zat o in fa se d i co mmercia lizzazio ne per esibire le prestazio ni di un OCT. L’evo luzio ne ha po rt ato ad un co nt inuo au me nt o de lla lar g hezz a d i ba nda d e lla so rge nt e,o vvero d i u na mino re lu ng hezz a d i co erenza,c he sig nific a mig lio re r iso luz io ne a ss ia le. In u n s ist e ma TD O CT,au me nt are la larg hezza d i ba nda de lla so rge nt e,s ig nifica ridurre l’SNR,in quanto viene incrementata anche l’amp iezza della banda
re lat iva a l ru mo re. Per ma nt e nere lo st es s o SNR sare bbe ne ce ss ar io d iminu ire la frequ e nz a de lle s ca ns io ni a s s ia li o il r a ng e d i pro fo nd it à d i sc a ns io ne
(peggiorat ivo dal punto di vista tecno logico),o incrementare l’intensità dell’illu minazio ne sul camp io ne(una maggiore potenza del fascio incidente s ig nific a espo rre il p az ie nt e a r isc h io mag g io re).Per quest i mo t ivi,u n re ce n t e au me nt o ,att raver so la t ecno lo g ia Fo ur ier Do ma in,de lla fre que nza deg li A - sca n/s e l’aver ottenuto più a mpi range di scansione di pro fo ndità,ha reso superat i gli OCT T ime Do ma in.
figura 22-immagine OCT ottenuta con tecnologia Time Domain (in alto) e Spectral Domain (in basso)
36
3.3 Spectral Oct e Swept Source Oct
C i so no due mo d i d iffer e nt i per imp le me n t are un FD O CT:Spe ct ra l Do ma in O CT o ppure Swept So urce OCT.
Un SD O CT ( fig.23) è mo lt o s imile ad u n TD OCT se no n a lt ro per l’immo bilit à de llo sp ecc h io d i r ifer ime nt o e de lla pr ese nza d i u no spet t ro met ro a bas sa perd it a a l po st o del fo t o rive lat o re .Lo spet tro met ro al suo int erno è co st it u it o da una sc hier a linear e d i e le me nt i se ns ib ili a lla luce (CC D o CMOS);no n app e na que st i ve ngo no invest it i d a l fa s c io r ic o mbinat o , so no in gra do d i r ile vare le var ie
int er fere nz e su l s eg na le lu mino so inc id e nt e in ba se a lla lo r o lu ng he zz a d’o nda λ. I l seg na le in ingre sso a llo sp et t ro met ro è di t ipo a na lo g ico ; a ll’u sc it à de l l’arra y il seg na le è g ia st ato ca mp io nat o (e qu ind i c o nvert it o in d ig it a le ). I dat i spet t ra li so no me s s i in sc a la r isp et to al do min io d e i nu mer i d ’o nd a e r ica mp io nat i pr ima
dell’esecuzio ne della trasformata di Fourier ,esegu ita dal so ftware,che permette di ott enere u na rappre se nt az io ne in A- mo de de ll’int e ns it à de g li ec hi ret ro diffu s i. Un’elevata riso luzio ne spaziale,parametro altamente desiderabile,imp lica l’uso di una so rge nt e ad a mp ia larg he zza d i ba nda (o pic co la lu ng hez za d i
co erenza).Que st o imp lic a c he ,per o tt ener e un ’e le vat o dett ag lio , sar à r ic h ie st o un e le vat o nu mero d i p ixe l,N,de ll’arr a y linea re.Ne lla prat ic a c iò s i o tt ie ne r iduc e ndo la d ime ns io ne de i p ix e l ed au me nt a ndo il lo ro nu mero ; d i co ns egue nza s i o t t ie ne un incr e me nt o de lla ma ss ima o sc illa z io ne r ile va bile d a llo sp et t ro met ro ,che sig nific a u n p iù a mp io int er va llo d i s ca ns io ne.
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.
37 In u n SS OCT( fig. 2 4) l’in fo r ma z io ne in fr eque nza no n è e st ratt a co me in u n SD OCT usa ndo uno spet t ro met ro . Si d ispo ne invece d i u na so rge nt e in grado d i
emettere un fascio laser ad una specifica lunghezza d’ onda. L’uscita della sorgente è una fu nz io ne S[k(t )] ed è ma nt e nut a line are . Essa può es sere s cr it t a co me
k(t ))=K0 kt,
dove δk=Δk/Δt. Δk rappresenta l’ampiezza della banda ottica entro cui può variare il segnale sorgente,mentre Δt è il tempo totale impiegato per fare assu mere alla sorgente tutti i valori di lunghezza d’onda nell’intervallo . Idealmente un sistema SS OCT r ic hie dere bbe M nu mer i d ’o nda e qu isp az iat i a ll’ int er no de ll’ int er va llo d i definizio ne,del t ipo M×δ k=Δk.In questo contesto, il range di scansio ne è dato da
c depth l M k k M x 2 2 2
I l s eg na le d i int er fere nz a può ess ere r ile v at o da un s ingo lo det ett ore o da un a coppia di detettori bilanciat i per co mpensare l’int ensità delle fluttuazio ni di segnale.Non appena viene acquisita un’int erferenza, corrispondente ad una
spec ific a lu ng hez za d ’o nda ,può ess ere t rasfo r mat a seco ndo Fo ur ier ed o tt enere il pro filo in A- mo d e co rrispo nde nt e.
Uno d i va nt agg i r is pet t o ad un SD OCT st a ne lla po ss ib ilit à d i imp ieg are int er va lli di lunghezza d’onda di 1000-1300 nm; ciò permette la visualizzaz io ne ad alta r iso luz io ne d i st rutt ure mo lt o in pro fo nd it à co me la co ro id e e la sc lera, a lt r ime nt i po co vis ib ili t ra mit e u no S pect ra l. Ino lt re la line a d i s ca ns io ne O CT r isu lt a
inv is ib ile per il p az ie nt e ,co nse nt e ndo g li d i no n d iro tt are l’at t enz io ne d a lla mira d i fis sa z io ne int er na de llo st ru me nt o , ridu ce ndo la durat a de ll’e s a me .
Co n u n SS OCT è ino lt re po ss ib ile r agg iu ng ere ve lo c it à d i s ca ns io ne mo lt o p iù elevate (dell’ordine di 80 ˙000-100˙000 A-scan/s).Grazie a questa specifica si r ie sc e ad acqu is ire u na B -s ca n in 0.01 s, in vece de i 0.02 s nece s sar i ad u no Spectral;ma la grossa differenza sta nell’acquisiz io ne di immagini 3D,dove allo SS-OCT so no su ffic ie nt i 0.9 s co nt ro gli 1 .9 s d i u no Spect ra l Do ma in.
38 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 mo st ra la d iffere nza t ra le imma g ini d i fo ve a e d is co ott ico ott enut e att raver so la t ecno lo g ia Sp ect ra l Do ma in (a s in ist ra) e que lla Sw ept So urce (a destra).Si nota come l’immagine prodotta dallo SS -OCT permetta una più chiara vis io ne d i sc ler a e co ro ide,qu as i inv is ib ili co n lo Spect ra l.I no lt re,no no st a nt e l’immagine SS-OCT sia stata ottenuta con un minor numero di immag ini
mediate,l’int era struttura retinica risulta apparire mo lto più nit ida rispetto a quella ott enut a co n lo Spect ra l.
figura 25-confronto tra le immagini di fovea e disco ottico ottenute con la tecnologia SS-OCT (a destra) e SD-OCT (a sinistra).
39
3.4 Inconvenienti della tecnologia e loro risoluzione
3.4.1 Dispersione
La di spe rsi one è u n fe no me no che d egrad a la qu a lit à d i u n’imma g ine O CT e
d ive nt a e le vat a ne l ca so d i imp iego d i so rge nt i a ba nd a larga. I l fe no me no co ns ist e nella sco mposizio ne di un’onda e lettromagnet ica in un fascio di onde
mo no cro mat ic he, ne l mo me nt o in cu i qu est a att raver sa u n co rpo ,ave nt e uno
spec ifico ind ic e d i r ifraz io ne. L a ve lo c it à co n cu i s i pro paga l’o nda d ip e nd e da l la lunghezza d’onda λ. Sicco me ciascuna onda mo nocromat ica possiede una λ
d iffere nt e,t end erà a viagg ia re ne l t es sut o ad u na ve lo c it à d iffere nt e. L’e ffet to nett o è l’allargamento dell’impulso sorgente,con co nseguente distorsione del segnale e,talvo lta,l’impossibilità di rileva re un segnale di interferenza. Quest i fattori nel lo ro ins ie me pro duco no una r iduz io ne de lla r iso luz io ne a ss ia le.
So lit a me nt e la d isp ers io ne su lla pro fo nd it à assia le è t rascur a bile ed è pr inc ipa lme nt e c aus at a da uno s bila nc ia me nt o ott ico ne i du e brac c i
de ll’int er fero met ro . Nel c aso d i imma g in i ret inic he, la ma gg io r part e de lla d isper s io ne nas ce da l vit reo ,c he co st it u isc e gra n part e de lla lu ng he zza dell’occhio.Il metodo correntemente usato per eliminare tale effetto è la
co mpe nsa z io ne d i d is per s io ne. Ta le met o do s i ser ve d i spe cc hi c hirp at i, r ico pert i da mat er ia le d ie let t rico ;ve ngo no pro gett at i in mo do che a d iver se lu ng hezz e d’o nda ge nerat e per d isp ers io ne ne l mat er ia le co rr ispo nda no d iffer e nt i lu ng hez ze d i
pe net raz io ne e d i co ns egue nza d iver si r it a rd i d i gru ppo .S i po sso no qu ind i ge nerare st rat i d i co pert ura ave nt i r it ard i d i grup po t ali da co mpe nsare qu e lli pro dott i da l me zzo att raver sat o . O lt re a l met o do har dw are, esist e a nc he u na co rrez io ne de lla d isper s io ne t ramit e so ft ware .
Un e se mp io d i imma g in i se nza co rrez io ne d i d isper s io ne ( A) e co n co rrez io ne t ramit e sp ecc hio (B) o so ft ware (C) so no prese nt at e in figura 26 .
40
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-Off è un feno meno causato dal no n perfetto mantenimento della
mo no cro mat ic it à de ll’o nda dura nt e l’acqu is iz io ne de l s eg na le. N e llo SS OCT, la larghezza di linea corrispondente ad ogni numero d’onda è così pi cco la che questo fat to re può esse r e t rascurat o . L’SN R Drop -O ff ne llo SS OCT è pr inc ip a lme nt e caus at o dalla no n line ar it à de l s eg na le in usc it a da lla so rgent e . So lit a me nt e le no n line ar it à no n so no co sp icue,co s ì la ca dut a de ll’S NR no n è pro mine nt e e può e s sere ig no rat a.
Nell’SD OCT l’SNR non è lo stesso durante l’in t ero range di scansio ne; esso
aumenta all’aumentare della differenza di lunghezza tra il bracc io di riferimento e de l ca mp io ne. L’SNR Dro p -O ff può essere descr it t o co me la co nvo luz io ne t ra una fu nz io ne rect , rapprese nt a nt e la larg he zza fin it a d e i p ixe l de l CCD e d e l seg na le d i int er fere nz a ne l do min io d e lla fr eque nza. Ne i sist e mi SD O CT t ale e ffet t o può
41 arrivare fino a 20 dB sul valore medio dell’SNR. Tutto ciò può essere migliorato d iminu e ndo la d ime ns io ne d e i p ixe l de lla ca mera C CD o muo ve ndo la reg io ne int eressat a de l ca mp io ne vic ino a l pu nt o di equ id ist a nz a.
3.4.3 Segnale simmetrico
Finc hè lo sp et t ro de l s eg na le acqu is it o è una fu nz io ne re a le, la s ua t ras fo r mat a d i Fo ur ier è simmet r ic a r ispet t o a l pu nt o di e qu id ist a nz a. Quest o po rt a a rid urre il contenuto informat ivo acquisibile sull’int era scansio ne di dat i. Per ovviare a ciò è nece ss ar io co st ru ire u n s eg na le co mp le s so ,e qu ind i r ic a vare in fo r ma z io ni su lla fa se de l seg na le. U n appro cc io è il me t o do f ive-f rame, ne l qua le il seg na le co mp le sso è r ico st ru it o prende ndo c inqu e mis uraz io ni co nse cut ive de llo sp et tro co n incre me nt i d i fa se d i π/ 2.
42
4 INTERPRETAZIONE DELLA
TOMOGRAFIA A COERENZA OTTICA
4.1 Proprietà ottiche del tessuto
La luc e inc ide nt e su l t es sut o , un mez zo ot t ic a me nt e r ifra nge nt e e to rbido , è t ras me ss a, as so rbit a o diffu sa.
La luc e t ras mes sa r ima ne ina lt erat a e d è libera d i int erag ire co n g li st rat i t issut a li p iù pro fo nd i.
La luc e asso rbit a vie ne e s se nz ia lme nt e r imo ss a da l fa sc io inc id e nt e.
L’assorbimento si verifica perché i cro mofori t issutali, co me l’emoglo bina o la me la n ina, ha nno u no spet t ro di as so rbime nt o simile a ll’e nerg ia d e lla luc e
inc ide nt e. Alle lu ng hezz e d’o nda pro ssime a ll’ infraro s so usat e ne lla d iag no st ica OCT, la mag g io r part e de lla lu ce a sso rbit a pro duce so lo e ffet t i t er mic i, a l
co nt rar io de lla lu ce vis ib ile c he pro duce e ffet t i fit o chimic i. Tutt avia, po ic hé le potenze del fascio incidente sono mo lto basse, diviene trascurabile l’effetto di surr isc a lda me nt o de l t es sut o pro dotto .
La d iffus io ne o tt ic a è u na pro pr iet à de i mezz i o mo ge ne i e no n s i ver ifica qu a ndo so no prese nt i zo ne a ve nt i ind ic e d i r ifr az io ne d iffer e nt e a ll’ int er no d i u n t essut o . La d iffus io ne co mpo rt a che la lu ce inc id e nt e sia pro iet t at a in d ire z io ni mu lt ip le. La luc e c he invert e co mp let a me nt e il suo perco rso di a ndat a è det t a ret ro diffu sa. Ne i t es sut i c he as so rbo no fo rt e me nt e o che d if fo ndo no , l’int e ns it à de l fa sc io
inc ide nt e decre sc e es po ne nz ia lme nt e co n la pro fo nd it à,ad u n t asso c he d ip e nde da i re lat ivi co e ffic ie nt i d i a sso rb ime nt o e diffusio ne.
Co me det t o in pre ced e nz a la OCT per met te d i r ive la re le var ie st rat ific az io ni in t essut i app are nt e me nt e t raspare nt i, per il lo ro es iguo spe sso re, co me la ret ina. Qua ndo un fa sc io d i luc e inc id e su u n t essuto ,è dappr ima at t enuat o
dall’assorbimento e dalla diffusio ne,mentre si propaga nel tessuto stesso. Poi la lu ce è ret ro diffusa a live llo d e lle st rutt ure a d iffere nt e pro fo nd it à. In u lt imo , la
43 luce è ulteriormente attenuata dall’assorbimento e dallo scattering nel percorso di r it o rno ,prima d i e ss ere r ive lat a da llo st rume nt o OCT.
Al fine d i e liminare la luc e d iffu sa no n vo lut a s i ut iliz za no part ico la r i t ec nic he d i fo c a liz zaz io ne de l fa sc io .
Co me risultato,l’immagine OCT si può considerare una singo la luce retrodiffusa. La po t enza d i u n s eg na le OCT pro ve n ie nt e da u na part ico lare st rut t ura t is sut a le ad una cert a pro fo nd it à d ipe nde da lla lu ce t rasme ssa s e nza e ss ere a sso rbit a o
d iffu sa,da lla p erce nt ua le d i qu est a c he è d iret t a me nt e ret ro diffu s a e da lla fr az io ne d i luc e d iret t ame nt e ret ro diffu sa c he r it o rna a l r ile vat o re.
Qua ndo s i ver ific a u n fo rt e asso rb ime nt o ,a cau sa d i u n e mo rrag ia in u n t es sut o gli st rat i p iù in pro fo nd it à t e ndo no ad es sere o scurat i.
4.2 Interpretazione delle immagini di OCT del segmento
posteriore normale
4.2.1 Asse papillomaculare
Figur a 27 mo st ra un t o mo gra mma O CT ad a mp io c a mpo d i u na ret ina no r ma le, inc lu se la reg io ne ma cu lare e p erip ap illare.
L’immagine è stata ottenuta con una riso luzio ne assiale di 10 μm alla lunghezza d’onda di 800 nm. L’immagine si estende per una lunghezza trasversale di 1 mm,evidenziata nell’immagine del fo ndo dell’occhio.
E’ chiaramente evidente l’int erfac cia vitreoretinica dall’incremento nella ret rid iffu s io ne t ra vit reo e ret ina int er na.La fo vea app are co me u na legger a
depress io ne de lla ret ina ;in co rr ispo nd e nz a de lla q ua le s i no t a un a sso t t ig lia me nt o de llo st rat o de lle fibre ner vo se ( N FL) ed un is pe ss ime nt o de llo st rato
fo t o recetto ria le.I l d is co ott ico appare co n il car at t erist ico pro filo de l ner vo ott ico . I l limit e po st er io re de lla ret ina è e vide nz iat o da uno st rat o a lt a me nt e
r iflet t ent e,o vvero il co mp le sso ep it e lio p ig me nt ato ret in ico -co rio cap illa re. So pra t a le st rat o s i t ro vano i seg me nt i int erno ed est er no ,anc h’es si a lt a me nt e r iflet t ent i. Ta li st rat i s i int erro mpo no in c o rrispo nde nza d e l d is co ot t ico ,do ve si
44 t ro va la la mina cr ibro sa. Po st er io r me nt e a lla co r io ca p illare t ro via mo la co ro id e e la sc ler a, p o co mes se a fuo co a causa d e ll’at t enua z io ne d e l fa sc io da part e deg li st rat i p iù su per fic ia li.
figura 27-immagine OCT di fovea e disco ottico (sopra) associati all’immagine del fondo (sotto).
4.2.2 Microstruttura retinica
La d iag no st ica O CT per met t e anc he d i vis ua lizz are i var i st rat i c he co mpo ngo no la ret ina.
Figur a 28- A mo st ra un’imma g ine O CT de lla ma cu la no r ma le, d i larg he zz a 6 mm e co mpo st a da 512 p ixe l, me nt re la 20 - B ne mo st ra un suo ingra nd ime nt o .
La mo r fo lo g ia d e lla micro st rutt ura ret in ic a può essere d iffere nz iat a e si co rre la co n la be n no t a mo r fo lo g ia de lle re g io ni fo vea le e p ara fo ve a le.
45 La ret ina può essere d es cr it t a in fu nz io ne d i 10 st rat i d ist int i, c he inc ludo no 4 st rat i ce llu lar i e 2 d i co nnes s io ne neuro na le.
G li st rat i de lle fibr e ner vo s e e p le ssifo r me so no co st it u it i d a st rutt ure asso na li ott ica me nt e a lt a me nt e r iflet t ent i ed ap pa io no ro ss i ne lle immag in i in fa ls i co lo r i. Al co nt rar io g li s t rat i nu c le ar i so no de bo lme nt e r iflet t ent i e d appa io no d i co lo re blu- nero .
I l pr imo st rat o a lt a me nt e r iflet t ent e, visib i le nasa na lme nt e è lo st rat o de lle fibre nervo s e (RN FL).I t re st rat i de bo lme nt e r iflet t ent i so no lo st rato de lle ce llu le ga ng liar i(SC G) , lo st rato nuc le are int er no (SNI) e lo st rato nuc lear e est er no (SNE).
Lo SCG au me nt a d i spe sso re in p ro s simit à de lla fo vea.
Lo st rat o ples s ifo r me int er no (SPI), mo derat a me nt e r iflet t ent e, è ad iac e nt e a llo SCG ed a llo SNI. Spes se vo lt e g li asso ni de i fo t o recett ori c he de co rro no
o bliq ua me nt e so no co ns ider at i u no st rat o separ at o dal SPE, c hia mat o st rato de lle fibre d i Ha n le.
I l co nfine t ra seg me nt o int erno (SI) ed esterno (SE) è rapprese nt ato da una so tt ile banda alt amente riflettente,posta immediatamente sopra l’epit elio pigmentato ret inico (EPR) e la co ro ide. Lo spe s so re deg li st ra t i fo t o recetto ria li SI ed S E au me nt a in co rr ispo nde nz a de lla fo vea, a caus a de ll’au me nt o di lu ng hez za de i co ni.
46
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 me mbr a na limit a nt e e st erna (ELM) può ess ere visu a liz zat a co me u n so t t ile st rato riflet t ent e t ra l’S NE e l’SI ; es sa rap prese nt a u n a lline a me nt o t ra i fotorecettori e le cellule di Műller.
L’EPR si presenta co me uno strato fortemente riflettente e spesse vo lte risulta vis ib ilme nt e co ng lo bat o a lla co r io cap illa r e. La su a fu nz io ne pr imar ia è que lla d i det er minar e il met a bo lis mo de i fo t o recetto ri, fago c it a ndo i ve cc hi e r imp ia zz a ndo li co n de i nuo vi.
