Masarykova univerzita Lékařská fakulta

Transkript

1 Masarykova univerzita Lékařská fakulta Zobrazovací metody v diagnostice onemocnění makuly Bakalářská práce Vedoucí bakalářské práce: Autor: Eva Smrčková doc. MUDr. Svatopluk Synek, CSc. Studijní obor: Optometrie Brno 2009

2 Masarykova univerzita Lékařská fakulta Katedra optometrie a ortoptiky ANOTACE jméno: obor: zadání práce: vedoucí práce: Eva Smrčková Optometrie Zobrazovací metody v diagnostice onemocnění makuly doc. MUDr. Svatopluk Synek, CSc Tato bakalářská práce se zabývá moţnostmi zobrazení zadního pólu oka za účelem diagnostiky makulárních onemocnění. V práci jsou popsány jednotlivé přístroje, které lze pouţít při různých onemocněních makuly. Velká kapitola je věnována optické koherentní tomografii jako metodě poskytující zobrazení sítnicových onemocnění, které se stalo nepostradatelným pro léčbu těchto onemocnění. 2

3 Masaryk University Faculty of Medicine Department of Optometry and Orthoptics ANNOTATION Name: Specialization: Theme of the work: Leader of the work: Eva Smrčková Optometry Imaging methods in diagnostic of macular diseases doc. MUDr. Svatopluk Synek, CSc This bachelor thesis deals with the ways and means of fundus imaging with a view to the diagnostics of macular diseases. In this thesis are described different methods of imaging, which can be apllied with various macular diseases. Large chapter deals with the optical coherent tomography as a method of providing a view of the macular disease, which became indispensable for the treatment of these diseases. 3

4 Prohlašuji, ţe jsem bakalářskou práci vypracovala samostatně, pod vedením doc. MUDr. Svatopluka Synka, CSc., a uvedla v seznamu literatury všechny pouţité literární a odborné zdroje. Dále souhlasím, aby tato práce byla uloţena v knihovně fakulty a byla pouţívána ke studijním účelům. 4

5 Obsah 1. ÚVOD 8 2. FOTOGRAFIE 9 3. FLUORESCENČNÍ ANGIOGRAFIE Vyhodnocení nálezu FAG Normální nález FAG Patologický nález FAG INDOCYANINOVÁ ANGIOGRAFIE Vyhodnocení nálezu ICGA Simultánní ICGA a FAG ULTRAZVUK Dopplerovské ultrazvukové zobrazení OPTICKÁ KOHERENTNÍ TOMOGRAFIE Technické údaje Spektrální optická koherentní tomografie (OCT/SLO) Vyhodnocení nálezu Normální obraz sítnice Reflektivita a strukturální změny tkání SKENOVACÍ LASEROVÁ OFTALMOSKOPIE Scanning laser tomography TopSS laserová skenovací topografie Scanning laser angiography HEIDELBERGSKÝ RETINÁLNÍ TOMOGRAF Technické údaje Vyhodnocení záznamu v makulárním modulu Edema Index Retinal Thickness Vyhodnocení záznamu v glaukomovém modulu Moorfieldská regresní analýza Normativní databáze Normalizované parametry terče zrakového nervu Heidelberg Retina Flowmeter GDX NERVE FIBER ANALYZER 35 5

6 9.1. Technické údaje Normativní databáze Vyhodnocení nálezu Reprodukovatelnost vyšetření RTA RETINA THICKNESS ANALYZER Technické údaje Vyhodnocení záznamu ZÁVĚR ABECEDNÍ SEZNAM ZKRATEK POUŽITÁ LITERATURA 47 6

7 Seznam obrázků Obr.1 Topcon TRC-50DX (Geodis) str. 9 Obr.2 Normální obraz fundu zobrazený fundus kamerou str. 10 Obr.3 Red-free snímek - edém makuly ve fluoresceinu str. 10 Obr.4 Patologický nález na fundu na pravém oku str. 10 Obr.5 Excitace a emise u FAG str. 12 Obr.6 Normální fluorescenční angiografie str. 14 Obr.7 Normální tranzitní fáze 17. sekunda str. 16 Obr.8 Normální tranzitní fáze 30. sekunda str. 16 Obr.9 Normální A-scan str. 18 Obr.10 Normální B-scan str. 19 Obr.11 Michelsonův interferometr str. 22 Obr.12 Spektrální OCT/SLO (Erilens) str. 23 Obr.13 OCT obraz vitremakulárníá trakční syndrom str. 25 Obr.14 OCT obraz cystoidní makulární edém str. 25 Obr.15 Heidelbergský retinální tomograf (Heidelberg Engineering) str. 28 Obr.16 CME Index Map str. 30 Obr.17 Retinal Thickness normální a abnormální obraz str. 31 Obr.18 3D CME - 3D Thickness Map str. 31 Obr.19 CME - Reflectance image str. 31 Obr.20 Záznam vyšetření terče na HRT str. 32 Obr.21 MRA hodnocení nálezu na HRT str. 33 Obr.22 Přístroj GDx VCC str. 35 Obr 23 Birefringence = dvojlomnost nervových vláken sítnice str. 36 Obr.24 Symetrická analýza pravé a levé oko str. 40 Obr.25 Sériová analýza str. 41 Obr.26 Přístroj RTA (Talia) str. 42 Obr.27 Thickness Map 2D obraz str. 43 Obr.28 RTA nález str. 44 7

8 1. ÚVOD Téměř 80 % všech smyslových vjemů člověka je zprostředkováno sítnicí. Zachycuje obraz a zrakovým nervem jej posílá do zrakových center v mozku. Zpracování informací přicházejících ze sítnice zabírá zhruba třetinu kapacity lidského mozku. Přesto, ţe zrakový vjem je výsledkem mozkové činnosti, hraje sítnice výsadní roli při zachycování světelné energie, následné přeměně fotochemickou reakcí na impulzy nervové tkáně a prvním zpracováním signálu buněčnými elementy retiny. Specifický retinální okrsek v centrální části retiny zadního pólu oka je makula. Slouţí k dosaţení co nejlepší rozlišovací schopnosti zrakového analyzátoru. Makula má výjimečné postavení. V její vyhloubené centrální části se nachází foveola centralis obsahující pouze čípky, které mají své bipolární a gangliové buňky. Vzhledem k takovémuto specifickému anatomickému uspořádání je foveola místem neostřejšího vidění. Příčin postiţení sítnice můţe být celá řada. V malém procentu se jedná o vrozené vady. Daleko častější jsou však místní i celkové patologické procesy. Onemocnění sítnice se projevují poklesem její funkce, tedy zhoršením vidění. Diagnostika onemocnění makuly pomocí zobrazovacích metod má zásadní význam pro oftalmology, kteří potřebují patologické procesy diagnostikovat a monitorovat co nejdříve, objektivně, spolehlivě a především cenově dostupně. V oftalmologické praxi je moţné se nejčastěji setkat s těmito zobrazovacími metodami: vyšetření fundus kamerou, optická koherentní tomografie, jenţ umoţňuje histologii a biomorfometrii sítnice, fluorescenční a indocyaninová angiografie pro diagnostiku sítnicových cév a ultrazvuk, který je vyuţíván zejména pokud optická média nejsou čirá a není moţné fundus zobrazit předchozími metodami. Dále Heidelbergský retinální tomograf, který je vyuţíván zejména pro vyšetření oblasti makuly a papily zrakového nervu, přístroj GDx a RTA (Retina Thickness Analyzer) které zobrazují topografii sítnice a terče zrakového nervu a umoţňují přímé měření tloušťky sítnice. 8

9 2. FOTOGRAFIE V rámci komplexního vyšetření stavu očního pozadí je pro dokumentaci a sledování přirozeného či léčbou ovlivněného vývoje jakéhokoliv onemocnění sítnice vhodné fotografické vyšetření. Nález lze zaznamenávat fundus kamerou (obr. 1) na klasický fotografický film, díky němuţ je získán obraz s nejvyšším rozlišením. Vzhledem k vývoji nových technologií a usnadňování přenosu obrazu prostřednictvím záznamových médií, jejichţ kapacita se postupně zvětšuje a cena naopak zmenšuje, je výhodnější pouţití digitálních zobrazovacích systémů. Za pomocí digitálních systémů získáme kvalitní digitální fotografie, moţnost počítačové analýzy, přesnější kvantifikaci a tím i srovnávání různých nálezů na očním pozadí v delším časovém období při dispenzarizaci pacienta. Fundus kamera je optický přístroj nahrazující přímou oftalmoskopii. Poskytuje přímý, zvětšený obraz fundu. V podstatě se jedná o speciálně přizpůsobenou kameru připevněnou na mikroskop, který je tvořen soustavou pomocných čoček a zrcadel umoţňující fokusaci paprsku skrz optická média oka. Intenzivní světelný zdroj dovoluje pořídit fotografickou dokumentaci očního pozadí při zvětšení 2,5 aţ 5x, přičemţ při zvětšení 5x získáme zobrazení větší oblasti zadního segmentu ve stupních na úkor velikosti obrazu, který se zmenší. Obr.1 Topcon TRC-50DX (Geodis) [12] 9

10 V současnosti existuje na trhu několik verzí tohoto přístroje. Mydriatické, non-mydriatické a kombinace obou. Často je také fundus kamera kombinována s jinými diagnostickými přístroji jako je například OCT, kde se během vývoje osvědčilo sledování aktuálního nálezu na fundu při OCT s odpovídající fotografií očního pozadí., které si vzájemně odpovídají nejen přesnou lokalizací, ale i časově. Na sítnicové kameře je moţné pořídit barevné (obr.2) nebo red-free snímky (při angiografickém vyšetření obr.3). U nejnovějších přístrojů díky pouţití 3 CCD-kamer pracující ve viditelném i infračerveném spektru je moţno získat počítačovou analýzu zaznamenaných snímků, coţ je vyuţíváno zejména při vyhodnocování fluorescenční angiografie. [10] [12] [13] [14] [18] Obr. 2 Normální obraz fundu zobrazený fundus kamerou (Geodis) Obr. 3 Red-free snímek - edém makuly ve fluoresceinu Obr.4 Patologický nález na fundu na pravém oku diabetická retinopatie po olaserování loţisek 10

11 3. FLUORESCENČNÍ ANGIOGRAFIE V diagnostice sítnicových onemocnění znamenala fluorescenční angiografie (FAG) zásadní zlepšení monitorování léčby zejména cévních retinálních defektů. Rozšířila znalosti z anatomie, patologie a patofyziologie sítnice a cévnatky. Fluoresceinum natricum bylo poprvé syntetizováno v roce 1871 J. Baeyerem. Poprvé pouţili intravenózně podaný fluorescein A. L MacLean a A. E. Maumenee při angioskopii melanomu choroidey v roce 1960, výsledky vyšetření však nedokázali zdokumentovat. Fotografie cirkulujícího fluoresceinu v sítnici člověka prezentovala jako první dvojice H. R. Novotný a D. L. Alvis v roce Původně byla FAG určena pouze pro vyšetření cév sítnice. V praxi se však záhy ukázalo, ţe FAG poskytuje cenné informace i o stavu retinálního pigmentového epitelu (RPE). Fluoresceinum natricum je ţlutozelené barvivo se sumárním vzorcem C 20 H 10 Na 2 O 5 s molekulární hmotností 376 g/mol, spektrem absorpce nm (modrá sloţka viditelného spektra elektromagnetického záření) a excitací ve vlnové délce nm (ţlutozelená sloţka). Molekula fluoresceinu rychle difunduje do tekutých prostředí oka, ale nemůţe projít přes těsné spoje endotelu retinálních cév a přes zonula occludens retinálního pigmentového epitelu. Tím je umoţněno indikovat funkční integritu vnitřní a zevní hematoretinální bariéry. Retinální a choroidální cirkulace jsou dva oddělené cévní systémy, které jsou při FAG simultánně hodnoceny. Mezi nimi leţí retinální pigmentový epitel, který vytváří nejen optickou bariéru, ale i fyziologickou bariéru pro volný pohyb molekul fluoresceinu z extravaskulárního prostoru v cévnatce do subretinálního prostoru. Samotné zaznamenání fluorangiografické dokumentace je zprostředkováno fundus kamerou. Na kameře se získávají rychlé sekvenční fotografie s časovým intervalem kratším neţ jedna vteřina na film nebo video-digitálním zařízením. Široké spektrum elektromagnetického záření zdroje kamery prochází kobaltovým filtrem, mění se na modré světlo vlnové délce 465 nm a vstupuje do oka. Tímto světlem je excitován fluorescein v intravaskulárních a extravaskulárních prostorách fundu. Barvivo pak emituje ţlutozelené světlo o vlnové délce 525 nm, které 11

12 prochází druhým filtrem před kamerou. Tento bariérový filtr selektivně blokuje modré světlo. Obr. 5 Excitace a emise u FAG Vlastní FAG spočívá v rychlé intravenózní injekci 5 ml 10% sodné soli fluoresceinu do kubitální ţíly. Po sekundách se barvivo objeví v zadním segmentu oka skvrnité oblasti fluorescence cévnatky. Během 3 5 min se fluorescein rozloţí v celém tělesném krevním oběhu včetně intravaskulárních prostor retiny a choroidey. Poté je do jedné hodiny vyloučen ledvinami. U méně jak 5 % pacientů můţe dojít k přechodné nevolnosti a nauzey. K závaţnějším vedlejším účinkům dochází pouze u méně jak 1% vyšetřovaných pacientů. [8][10] 3.1. VYHODNOCENÍ NÁLEZU FAG Ve většině případu začíná choroidální perfuze před retinální, někdy uţ po dvou sekundách před objevením se fluoresceinu v sítnicové cirkulaci. Do cévnatky se barvivo dostává zadními ciliárními artériemi, plní lobuly v choriokapilaris a pak prosakuje fenestracemi do Bruchovy membrány. Za několik minut se intravaskulární koncentrace fluoresceinu ředěním a difuzí sniţuje. Středně velké choroidální cévy se na angiogramu zobrazují ve srovnání s okolní tkání tmavě. Hlubší cévy choroidey se v pozdních fázích angiografie prokreslují jako tmavé siluety oproti fluorescenci vnitřních sklerálních vláken a okolní extravaskulárních tkání. Přetrvává to do té doby, neţ je fluorescein z těla vyloučen. 12

13 Na rozdíl od cévnatky je retinální cirkulace uzavřeným systémem. Fluorescein se dostává do cévního řečiště sítnice centrální retinální arterií, barvivo prochází kapilárami a je drénováno zpět venózním systémem. Retinální kapilární řečiště je nefenestrované, takţe na rozdíl od choroidey nedochází k průniku fluoresceinu do normální sítnice Vysoká koncentrace ţlutého pigmentu xantofylu vyskytujícího se v makulární krajině spolu s vyšším obsahem pigmentu v retinálním pigmentovém epitelu makuly způsobuje, ţe má makula tmavší zbarvení. To umoţňuje jasnější prokreslení perifoveálních kapilár. Retinální cirkulaci bychom mohli rozdělit dle FAG na 3 funkční části: 1. Retinální vaskulární plnění včetně arteriální fáze, kapilární a tranzitní fáze, která kulminuje ve venózním plnění. 2. Recirkulační fáze, ke které dochází asi za 3-5 minut rovnoměrnou distribucí fluoresceinu v retinálních arteriolách, venulách a v choroidálním prostoru 3. Pozdní nebo eliminační fáze, v níţ dochází k úplnému vyprázdnění fluoresceinu z cév NORMÁLNÍ NÁLEZ FAG Za normálních okolností dochází k projevům perfuze cévnatky a sítnice téměř součastně. Kdyţ dochází k plnění choriokapilaris, nastává arteriální fáze. V průběhu laminární retinální venózní fáze, kdy ze zadního segmentu vstupuje barvivo do venul nejdříve podél vnitřní stěny cévy, zatímco krev bez fluoresceinu z periferie proudí středem cévního lumina, je extravaskulární a intravaskulární koncentrace fluoresceinu v cévnatce přibliţně stejná. V necirkulační fázi laminární uspořádaní barviva v retinálních cévách mizí, plnění arteriol a venul je téměř stejné. Koncentrace barviva v extravaskulárním prostoru je v cévnatce větší. Po 30 minutách přetrvává fluorescence z hluboké extravaskulární choroidální tkáně. Do jedné hodiny je z oční tkáně většina fluoresceinu odstraněna. 13

14 Obr. 6 Normální fluorescenční angiografie PATOLOGICKÝ NÁLEZ FAG Při hyperfluorescenci pozorujeme abnormální mnoţství barviva, které můţe být zapříčiněno window efektem způsobeným defektem pigmentového epitelu, takţe je patrná choroidální cirkulace (atrofie RPE). Dále plněním (pooling) loţiska v oblasti odchlípení RPE nebo loţiska pod senzorickou retinou (centrální serózní retinopatie, ablace RPE). Prosakování barviva extravazálně při porušené hematookulární bariéry, subretinálně (subretinální neovaskulární membrána u vlhké formy VPMD), intraretinálně (z kapilár u DR, cystoidní makulární edém u DR či po okluzi VCR) a preretinálně (z neovaskularizací u proliferativní DR). Obarvení (staining) akumulací barviva ve strukturách sítnice a cév, které se zvolna rozptyluje periferně - retinálně (venózní okluze u DR a subretinální drúzy). Hypofluorescence způsobená optickou blokádou normální perfuze se vyskytuje u pigmentových lézí. Dalšími lézemi, které blokují normální fluorescenci, jsou preretinální, intraretinální nebo subretinální hemoragie, oblasti hyperplazie RPE a exsudáty. [8] 14

15 4. INDOCYANINOVÁ ANGIOGRAFIE Angiografie s indocyaninovou zelení (ICGA) zobrazuje hlavně choroidální cévní řečiště a vyuţívá se především u diagnostiky okultních forem CNV. Oproti FAG má ICG několik výhod. Vzhledem ke špatné transmisi fluorescence pigmentacemi na fundu a patologickými defekty, jako jsou hemoragie a exsudáty, se současným rychlým prosakováním barviva z choriokapilaris, se sniţuje míra vyuţití ke sledování choroidální cirkulace. Senzitivita filmů ICG je však velice nízká na to, aby zachytila nízkou fluorescenci ICG. Účinnost ICG je tak pouze 4% oproti FAG. ICG barvivo bylo zavedeno jako diagnostické agens v medicíně Eastman Kodak Laboratories a Mayo Clinic v USA v 50. letech 20. století. V té době bylo vyuţíváno při diagnostice vrozených srdečních vad. Poprvé bylo barvivo aplikováno intravenózně v roce 1972 R.W. Flowerem a Hochheimerem. Flower fundus kameru tak, aby umoţnil rutinní pouţití ICG v oftalmologické praxi. Digitální ICG videoangiografie s vysokým rozlišením byla představena D. R. Gruyerem a kol. a L.A. Yanuzzii a kol. Digitální systém dovolil zobrazit a tím zároveň i hodnotit choroidální fluorescenci v pozdních fázích, a to aţ po 30 minutách po aplikaci barviva. ICG je ve vodě rozpustné trikarbocyaninové barvivo se sumárním vzorcem C 43 H 47 N 2 NaO 6 S 2, s molekulární hmotností 775g/mol, spektrem absorpce v séru ( nm) a excitací (835 nm) v infračervené části spektra elektromagnetického záření. Ve srovnání s viditelným světlem proniká infračervené záření více PE, hemoragiemi a zákaly optických médií. ICGA můţe být provedena bezprostředně před nebo po FAG. Pro získání dostatečně kontrastních angiogramů se intravenózně aplikuje mg ICG ve vodném roztoku do kubitální ţíly. Z 98% se barvivo váţe na bílkoviny v krevní plazmě (z 80% na globuliny a 20% na albumin). Velikost molekuly ICG a téměř úplná vazba na proteiny omezuje volný prostup barviva přes malá fenestra cév v choriokapilaris a tím umoţňuje zobrazit choroidální řečiště. Neţádoucí reakce se vyskytují podstatně méně časté neţ po podání fluoresceinu. Barvivo je metabolizováno játry a je vylučováno do ţluče. Neproniká do cerebrospinálního laloku ani do placenty (přesto se nedoporučuje provádět toto vyšetření během těhotenství). ICGA by neměla být prováděna u pacientů 15

16 alergických na jod, u pacientů s těţkým onemocněním ledvin a jaterním onemocněním. [8][10] 4.1. VYHODNOCENÍ NÁLEZU ICGA ICG angiogram má následující fáze: 1. Preinjekční monochromatické zobrazení (red-free photo) 2. Tranzitní fáze (10 aţ 30 sekund) 3. Střední a pozdní necirkulační fáze Kaţdá z těchto fází se dělí podle plnění choroidálního a retinálního arterionálního nebo venózního řečiště. Tranzitní fáze začíná plněním středně velkých choroidálních artérií sekund zůstávají lobuly choriokapilaris tmavé a nenaplněné. V dalších sekundách (15-17 sekund) se naplňují středně velké choroidální vény a projasňuje se cévnatka. Ke kompletnímu naplnění vén dochází do 30. sekundy. Obr. 7 Normální tranzitní fáze 17. sekunda [9] Obr. 8 Normální tranzitní fáze 30. sekunda [9] 16

17 Během recirkulační fáze ( minuta) dochází k rovnoměrnému naplnění cévnatky a retinálních cév. V pozdní necirkulační fázi ( minuta) je barvivo odplavováno z choroidálních cév a je patrný pouze reliéf cév na pozadí lehce vaskulárního prostoru cévnatky. V pozdních fázích ICGA je hypoflourescentní terč zrakového nervu a jsou zvýrazněny aktivní choroidální nevaskulární membrány a jizevnatá tkáň. V diagnostice onemocnění makuly se ICGA nejvíce vyuţívá k zobrazení choroidálních lézí a exsudativních změn nebo hemoragií v makule, kdy FAG špatně zobrazuje ohraničenou hypofluorescentní oblast. Dále také u ablace RPE se subretinálními hemoragiemi nebo exsudacemi, kdy na FAG pozorujeme hyporfluorescenci celé ablace RPE, ale pod ní leţící struktury nelze prokázat. Dobře ohraničené neovaskulární membrány se pomocí FAG zobrazují dobře, ale při diagnostice okultních membrán jsou její moţností omezené. Asi u 30 % z případů můţe nastat situace, ţe ICGA přehodnotí okultní membrány podle FAG obrazu na klasické ohraničené membrány, které uţ jsou vhodné pro laserovou léčbu. Kombinace FAG a ICGA je nejlepší zobrazovací strategií při odhalování subretinálních neovaskulárních membrán. 4.2 SIMULTÁNNÍ ICGA A FAG Provádí se po intravenózní injekci 5 ml roztoku 20% sodné soli fluoresceinu kombinované s 1ml (25mg) ICG. Současně se snímá jak FAG tak i ICGA obraz. Okamţitě po injekci je prováděn záznam a pokračuje asi sekund. Při podezření na choroidální neovaskularizační membránu se zaznamenávají v 20. aţ 30 min i pozdní fáze simultánního zobrazení. [8] 17

18 5. ULTRAZVUK Ultrazvukové vyšetření (UZV) je bezpečná, neinvazivní a dynamická zobrazovací metoda umoţňující bezprostřední zhodnocení vitreoretinálních onemocnění. Oční ultrazvuk je zaloţen na stejném principu jako celostní diagnostický ultrazvuk. V oftalmologii se pouţívá ultrazvuk o frekvenci 8-10 MHz. Při těchto vysokých frekvencích vznikají velmi krátké vlny (kratší neţ 0,2 mm), které velmi dobře pronikají všemi očními strukturami. Odraţenou ultrazvukovou vlnu označujeme jako echo. Rychlost šíření ultrazvuku je dána akustickou impedancí jednotlivých tkání, kterými prochází. V oku rozlišujeme celkem 5 akusticky definovaných rozhraní: rohovka komorová voda, komorová voda čočka, čočka sklivec, sklivec sítnice a rozhraní bělima retrobulbární tkáň. Ultrazvukový přístroj se skládá ze sondy, generátoru, zesilovače, synchronizátoru, zdroje časové základny a obrazovky. V očním lékařství se pouţívají přímé sondy přizpůsobené pro kontaktní nebo imerzní způsoby vyšetření. Pro zobrazení A se pouţívají nefokusované sondy o průměru 5 mm, Průměr fokusované sondy pro zobrazení B bývá 10 mm. Zobrazení A (A-scan) umoţňuje jednorozměrný lineární způsob zobrazení ve směru vysílaných ultrazvukových vln. Na časové základně lze odečíst dobu průchodu impulzu. Vzdálenost amplitud odpovídá poměru skutečných vzdálenosti tkáňových rozhraní. Výška impulsu dává informaci o velikosti přijímaného akustického tlaku impulsu. Zobrazení A je metodou popisnou poskytující informace především o přítomnosti, velikosti a druhu léze. Obr. 9 Normální A-scan [9] 18

19 Zobrazení B (B-scan) zobrazuje dvourozměrný obraz vyšetřované oblasti. Jako zobrazovací technika je přínosem především v podání informace o poloze, tvaru a velikosti patologického defektu a zároveň poskytuje dostatečné topografické údaje. U B-scanu rozlišujeme statický a dynamický obraz. Statický obraz je řezem vyšetřované oblasti v rovině, kterou určuje osa ultrazvukové sondy a směr pohybu sondy. Echa o různých intenzitách se zobrazují na obrazovce v odstínech šedi. Dynamické zobrazení je vyšetření v čase, které na základě postupného záznamu jednotlivých obrazů na obrazovce umoţňuje sledovat dynamiku vyšetřovaných tkáňových struktur. Obr. 10 Normální B- scan [9] Obraz lze na monitoru zmrazit za účelem detailnějšího prostudování obrazu a zhotovení dokumentace echografického nálezu. Pro potřeby porovnání existuje standardizovaná echografie se standardizovaným obrazem A a kontaktním zobrazením B v reálném čase. UZV je indikováno, pokud opacity optických médií znemoţňují vyšetření a zobrazení očního pozadí. [4][8] [10] 5.1. DOPPLEROVSKÉ ULTRAZVUKOVÉ ZOBRAZENÍ Barevné dopplerovské ultrazvukové vyšetření (BDU) je v oftalmologické praxi pouţíváno od konce 80. let 20. století. Pomocí BDU lze vyhodnotit krevní průtok prostřednictvím zachycených změn ve frekvenci ultrazvukových vln odraţených od pohybujících se krevních elementů. Tímto způsobem lze určit směr toku a průtokové rychlosti cévního řečiště. Záznamem průtokových rychlostí v průběhu různých částí srdečního cyklu můţeme posuzovat hemodynamiku vyšetřovaných cév spektrální dopplerovskou analýzou a semikvantitativně hodnotit perfuzi u retinálních choroidálních vaskulárních onemocnění. 19

20 Technika duplexního zobrazení umoţňuje současné zobrazení tkáně ve standardním B-módu a dopplerovskou spektrální analýzu, pomocí které můţeme hodnotit ráz krevního toku v cévách. Při BDU je krevní tok v cévách graficky kódován a vytvářen v reálném čase na B- scanu, čímţ je získán topografický souhrn vyšetřované oblasti a je moţná lokalizace vaskulárních struktur zobrazující se barevně, přičemţ červená barva zobrazuje tok směrem k sondě a modrá směrem od sondy. Při zaměření dopplerovské sondy na vyšetřovanou cévu můţeme zobrazit pulzační křivku jejího krevního toku. Na ose X je zapisován čas v sekundách a na ose Y rychlost krevního toku v cm/s. Do kladné části osy Y se zobrazí krevní proud vedoucí k sondě, do záporné části proudění od sondy. V praxi se pouţívají dopplerovské sondy o frekvenci 1 10 MHz. V rámci zachování kvalitního rozlišení je v oftalmologické praxi vhodné pouţití sond o frekvenci 7,5 10 MHz. Novější přístroje umoţňují snímání v tzv. reţimu power Doppler zvyšující senzitivitu a umoţňují zobrazit i velmi malé cévy nebo velmi pomalý tok v cévách. Oproti konvenčnímu barevnému zobrazení rychlosti toku vyuţívá tato metoda celou energii dopplerovského signálu. Výhodou této technologie zpracování je velmi malá závislost na tzv. dopplerovském úhlu, která umoţňuje zobrazení i při téměř kolmém dopadu dopplerovského signálu na zobrazovanou cévu. Tok je u této metody kódován nejčastěji odstíny oranţové barvy. Nevýhodou této metody je chybění informace o směru toku. Tento nedostatek se snaţí odstranit metoda nazvaná směrový energetický doppler (Directional Power Doppler). V klinické praxi lze pomocí dopplerovského ultrazvuku detekovat arteriální stenózy a abnormality, které omezují nebo narušují průtok (okluze a. centralis retinae, diabetická retinopatie, oční ischemický syndrom). Při opakních optických médiích lze BDU velice dobře vyuţít k odlišení amocí sítnice od fibrózních pruhů ve sklivci. [4] [5] 20

21 6. OPTICKÁ KOHERENTNÍ TOMOGRAFIE Optická koherentní tomografie (OCT - Carl Zeiss Meditec, AG, Dublin, USA) je nekontaktní a neinvazivní zobrazovací diagnostická metoda, která umoţňuje zobrazení struktur sítnice a měření tloušťky nervových vláken v jejich příčném průřezu obdobně jako A-scan při ultrazvukovém vyšetření. Za posledních 10 let se OCT zobrazení sítnice stalo nepostradatelným pro léčbu sítnicových onemocnění. V roce 1997 byl jak první z těchto přístrojů vyvinut přístroj OCT I, brzy následován přístrojem OCT II a poté o 6 let později nejmodernějším STRATUS OCT III. Tyto první generace přístrojů umoţnily zlepšit diagnostiku onemocnění jako je např. makulární edém. V dnešním době se jiţ uţívá nejnovější spektrální OCT/SLO a také 3D UHR OCT. Oba tyto přístroje umoţňují získat mnohem vyšší rozlišení jednotlivých skenů. Tato technologie je v oftalmologii hojně uţívána především k diagnostice velmi širokého spektra patologií lokalizovaných v makulární aţ středně periferní oblasti očního pozadí. Dále při diagnostice makulárních děr a rizika jejich vývoje zobrazením vitreoretinálního rozhraní, forem edému makuly a při měření tloušťky edému. Při objektivním sledování dokáţeme kvantifikovat mnoţství subretinálních tekutin u pacientů s centrální serózní chorioretinopatií a při vyšetřování suchých a vlhkých forem věkem podmíněné makulární degenerace. Zároveň poskytuje časnou diagnostiku a monitorování pacientů s glaukomovým onemocněním. 6.1 TECHNICKÉ ÚDAJE OCT je zobrazovací technika, která místo ultrazvuku vyuţívá infračervené záření a při vyšetření zadního pólu oka má vyšší rozlišovací schopnost (v axiálním a transverzálním směru µm, u novějších přístrojů dokonce 1-2 µm) oproti rozlišení 200 µm s ultrazvukem. Lze zachycovat obraz vysokorozlišných skenů jednotlivých anatomických struktur sítnice a měřit jejich tloušťku. Přístroj funguje na principu nizkokoherentní interferometrie. Laserový světelný paprsek o vlnové délce 850 nm (OCT I, II), 820 nm (OCT III) nebo 800 nm (UHR OCT) je vyslán superluminiscenční diodou, prochází skrz zornici pomocí Michelsonova inferferometru a měří časové rozdíly v odrazu kontrolního paprsku od referenčního zrcadla a paprsku odraţeného od jednotlivých struktur sítnice (obr.11) Ve zvolené délce vyšetřovací linie od jednotlivých pod sebou leţících struktur retiny odráţí

22 (OCT I, II) nebo 512 aţ 768 (OCT III) těchto paprsků (A-scanů). Naměřená latence odrazu paprsků je poté barevně kódována a z jednotlivých A-scanů je zkonstruován dvojrozměrný obraz průřezu tkání. Barevná mutace výsledného obrazu slouţí k jednodušší diferenciaci jednotlivých vrstev sítnice. Vysoce reflektující tkáně se zobrazují červeně aţ bíle, naopak tkáně s nízkou mírou odrazu paprsku jsou zobrazeny modře aţ černě. Mezi těmito póly pak leţí struktury zobrazované ţlutozeleně. Hloubka skenu u všech typů OCT je 2 mm, axiální rozlišení méně neţ 10 μm. Ohraničení papily je provedeno automaticky v kaţdém radiálním skenu v místě, kde končí reflexe RPE, choriokapilaris a skléry. Obr.11 Michelsonův interferometr - princip optické koherentní tomografie Limitace vyšetření jsou dány především transparentností optických médií. U typů I a II je částečně limitující i nutnost semimydriázy. Minimální šířka zornice k získání uspokojivého výsledku se pohybuje u typu OCT I a II okolo 5 mm, u OCT III je to 3,2 mm s dobou skenování přibliţně 1 sekunda. Nejkvalitnější skeny u OCT III jsou sloţeny aţ z bodů a vznikají rychlostí 400 A-skenů za sekundu. [2][3][6][8][10][11][15] 6.2 SPEKTRÁLNÍ OPTICKÁ KOHERENTNÍ TOMOGRAFIE (OCT/SLO) Jedná se o nejmodernější metodu, která umožňuje zobrazení struktury sítnice s vysokou rozlišovací schopností až 3 µm formou řezu. Spektrální OCT/SLO je kombinací OCT a skenovacího laserového oftalmoskopu (SLO) popsaného v kapitole 7. Umožňuje zobrazovat vitreoretinální, retinální a choroidální struktury, stejně tak jako snímat oční pozadí. Měření je svázáno s B-scanem, který umožňuje 22

23 přesnou orientaci. Kromě B-scanu zobrazuje i tzv. C-scan. C-scan zobrazuje řez sítnice ve frontální rovině. Vyšetření lze provést vysokou rychlostí bez nutnosti rozšíření zornice. Přístroj lze využít kromě diagnostiky makulárních onemocnění také k vyšetření funkční citlivosti centra ostrého vidění a přilehlé paracentrální sítnice ve formě tzv. mikroperimetrie. SOCT/SLO umožňuje vytvořit podrobnou mapu tloušťky a povrchu sítnice makuly tzv. retinální topografii. Vyšetření na SOCT/SLO lze libovolně opakovat a sledovat anatomické i funkční změny sítnice makuly v čase. [16] Obr. 12 Spektrální OCT/SLO(Erilens) [19] 6.3 VYHODNOCENÍ NÁLEZU Základní formou zobrazení výsledku je barevné kódovaná mapa průřezu sítnicí podle zvolené oblasti a tvaru skenu s odlišením jednotlivých vrstev sítnice. Pro ilustraci je zařazen i černobílý videozáběr skenované oblasti (makuly). Přehled výsledků je zakončen tabulkou, která obsahuje údaje o pacientovi, typu parametrech vyšetření a je zde také uvedena celková zjištěná průměrná tloušťka RNFL. [2] Normální obraz sítnice zadního pólu oka Vitreoretinální rozhraní je vymezeno kontrastem mezi minimálně reflektivním sklivcem a zpětně rozptylujícím povrchem sítnice. Vnitřní hranici sítnice tvoří oblast výrazného rozptylu (na tomogramu se zobrazuje červeně obr.13 a 14), která svým umístěním odpovídá RNFL Tloušťka RNFL se zvětšuje směrem od makuly k terči zrakového nervu. Zevní hranici sítnice vymezuje na tomogramu červená vrstva představující vysokou reflektivitu a odpovídá PE a choriokapilaris. PE a choriokapilaris je 23

24 obtíţné optickou koherentní tomografií od sebe odlišit. Z choroidey se vlivem zeslabení energie signálu po projití neurosenzorickou sítnicí, PE a choriokapilaris vrací relativně slabý rozptyl záření. Úzká tmavá vrstva představující minimální reflektivitu, je zřejmá před PE a znázorňuje zevní segmenty fotoreceptorů sítnice. Bezprostřední vrstvy sítnice před těmito segmenty se projevují mírným zpětným rozptylem. Fovea centralis má charakteristickou, těţko zaměnitelnou konturu. Hranice při fovea centralis není tak reflektivní jako při jejím okraji. Její zevní hranice je vymezena vysoce reflektivní vrstvou, která odpovídá komplexu PE/choriokapilaris. Pouze přímo pod fovea centralis, kde je nejvýraznější pigmentace, lze někdy od sebe odlišit PE a choriokapilaris. Nad minimálně reflektivními fotoreceptory se znázorňuje struktura sítnice se střídajícími se vrstvami mírné a nízké reflektivity. Sítnicové cévy nelze OCT přímo zobrazit. Větší cévy lze jen tušit dle optického stínu PE/choriokapilaris Reflektivita a strukturální změny tkání Při změně struktury neuroretiny se mění její optické vlastnosti. Zjevná reflektivita tkáně měřená OCT je kombinací reflektivity skutečné a rozptylových a absorpčních vlastností výše se nacházejícího média tzn. média umístěného blíţ ke zdroji záření. Zjevná reflektivita tkání zadního pólu oka je ovlivněna zejména abnormalitami v rohovce (včetně slzného filmu), komorové tekutině, čočce, sklivci a vnějších a v vnitřních vrstvách sítnice. Pigmentace, CNV, fibrózní tkáň, tvrdé exsudáty a hemoragie jsou příčinou zvýšené reflektivity. Zeslabení procházejícího záření závisí na tloušťce rozptylujícího média, které můţe záření i úplně blokovat, a tím je vytvářen optický stín. Sníţená reflektivita neuroretiny můţe být způsobena edémem. Nahromadění tekutiny vede ke sníţené hustotě mikroskopických rozptylů a odpovídajícímu sníţení koeficientu rozptylu. Atrofická loţiska PE se také v některých případech projevují sníţenou reflektivitou. Většinou lze tyto léze zaznamenat pouze nepřímo podle zvýšeného zpětného rozptylu od choroidey (tzv. window efekt). Sníţená reflektivita zobrazených tkání nemusí vţdy znamenat jejich strukturální změny. [9] [11] 24

25 Obr. 13 OCT obraz - vitreomakulární trakční syndrom [1] Obr. 14 OCT obraz - cystoidní makulární edém [1] 25

26 7. SKENOVACÍ LASEROVÁ OFRALMOSKOPIE Scanning laser ophtalmoscopy (SLO) je alternativní metodou zobrazení zadní segmentu oka. Poprvé byla pouţita SLO v 80. letech 20. století. Princip spočívá ve vysokorychlostním skenováním bod po bodu zobrazovanou plochou sítnice a vytváření rastrového obrazu. Kaţdý obraz je sloţen z 256 aţ 768 řad a sloupců. Přesný počet závisí na typu přístroje a jeho výrobci. Za 1 sekundu je moţno získat 20 aţ 30 obrazů. 1 bod zobrazované tkáně je osvětlen po dobu menší neţ 1μs. Zdrojem elektromagnetického záření je laser emitující záření jedné vlnové délky. U některých přístrojů je vyuţíváno pro zobrazení 3 vlnových délek díky pouţití různých laserových zdrojů. SLO pracuje jako obrácený nepřímý oftalmoskop. Záření vstupuje do oka malou pupilou a vracející se záření emitované okem je zachycováno na velké ploše vlastními fotodetektory přístroje. Ve srovnání s fundus kamerou poskytuje SLO obraz s mnohem větší hloubkou zobrazení. Digitální obrazy následující po sobě v krátkých časových intervalech a při stejném počtu provedených snímků tak vystavují vyšetřovaného niţší expozici záření SCANNING LASER TOMOGRAPHY V současnosti principu SLO v klinické praxi vyuţívají 3 různé přístroje, které poskytují 3D topografické obrazy. Jedná se o Heidelbergské sítnicové tomografy (HRT,HRT II) a TopSS (Laser Diagnostic Technologies). Přístroj HRT je popsán v samostatné kapitole TopSS laserová skenovací topografie (oftalmoskopie) Tento přístroj je řazen k laserům 1.třídy. Je zde pouţit laserový paprsek o vlnové délce 780 nm. Základem měření je série 32 vrstev zobrazení počínajících nad papilou ve sklivci a končících pod lamina cribrosa ve zvolené tloušťce 1, 2 nebo 3 mm. Osvětlením jednotlivých bodů sítnice vzniká topografický 3D obraz, který je sloţen z více jak 2 milionů bodů. Vlastní měření probíhá po dobu 0,9 sekundy, Přístroj je moţno zaostřit aţ na ametropii 8 D. Vyšší refrakční vady musí korigovány kontaktní čočkou, aby bylo měření validní. Přístroj pracuje při minimální šířce zornice 1,5 mm, není proto nutná mydriáza. 26

27 Topografický systém firmy LDT TopSS XL-2020 s moţností ICG angiografie lze vyuţít k hodnocení perfuze papily zrakového nervu. Měření perfuze optického nervu je obtíţné pro malý objem sledované tkáně a pro jemný strukturu cév, které nejsou přímo viditelné. Pro zobrazení takových cév s pouţívá indocyaninová zeleň, jejíţ velká molekula je těsně vázaná na bílkovinu, neprosakuje skrz choriokapilaris a proto nezakrývá spodní choroidální cévy. Tyto vlastnosti umoţňují zobrazení cévnatky. Na ICG angiogramu lze přímo sledovat rychlost plnění v peripapilární a zejména makulární oblasti a čas maximálního nasycení choroidálního řečiště. V oblasti terče se mohou objevit peripapilární defekty perfuze loţiskové nebo cirkulární hypofluorescence. Ze všech přístrojových zobrazovacích technik se TopSS v ČR pouţívá nejdéle. Poskytuje nerozsáhlejší databázi sledující změny u pacientů v čase. [8][11] 7.2. SCANNING LASER ANGIOGRAPHY Skenovací laserová angiografie byla první aplikací SLO. Lze vyuţít 4 přístrojů Heidelbergské sítnicové angiografy HRA a HRA II, AngioScan (Laser Diagnostic Technologies) a Rodenstock SLO. Některé z nich umoţňují simultánní angiografii s fluoresceinem a indocyaninovou zelení. [10] 27

28 8. HEIDELBERGSKÝ RETINÁLNÍ TOMOGRAF Heidelbegrský retinální tomograf (HRT Heidelberg Engineering, Německo) je konfokální laserový skenovací systém. V klinické praxi se přístroj HRT pouţívá od roku Typ HRT II je k dispozici od roku Nejmodernější verzí tohoto přístroje je HRT 3 poskytující moţnost dlouhodobého sledování. HRT II v současné době nabízí 3 základní funkce. Základní glaukomový modul poskytuje kvantitativní popis topografie zrakového nervu a posouzení jeho změn v čase. Jeho nejvýznamnějším klinickým vyuţitím je detekce glaukomové progrese. Makulární modul slouţí ke kvantitativnímu měření edému sítnice. Je určen k diagnostikování a monitorování onemocnění v makulární oblasti, zejména diabetické makulopatie, makulárního edému, věkem podmíněné makulární degenerace a makulární díry. Rohovkový modul umoţňuje intrastromální mikroskopii s optickou pachymetrií. Obr. 15 Heidelbergský retinální tomograf (Heidelberg Engineering) [14] 8.1 TECHNICKÉ ÚDAJE Zařízení patří mezi lasery 1. třídy. Využívá 1000x menší osvětlení než fundus kamera. K získání digitálních konfokálních obrazů slouží monochromatické koherentní záření, jehož zdrojem je u HRT II diodový laser s vlnovou délkou 670 nm. Laserový paprsek je periodicky vychylován za pomoci systému speciálních oscilujících zrcadel a tím je umožněno postupné skenování sítnice. Množství odraženého světla měří v každém bodě speciální detektor. V konfokálním optickém systému je možné světlo detekovat pouze z malého prostoru obklopujícího zvolenou ohniskovou rovinou. Světlo odražené mimo tuto rovinu je odstraněno 28

29 vřazenou clonou s úzkou štěrbinou. Získaný 2D obraz je optickým průřezem vyšetřované struktury v místě ohniskové roviny. Ze série optických řezů z různých míst ohniskové roviny pak vzniká vrstevnatý trojrozměrný (3D) obraz. Každý bod vyšetřované části sítnice přesně definovaný souřadnicemi (x, y) má vrchol odrazivosti v závislosti na své výšce v jiné fokální rovině (v jiném řezu). Z absolutní výše tohoto vrcholu odrazivosti s přihlédnutím ke tvaru křivky odrazivosti lze určit přesnou výškovou souřadnici (z) každého vyšetřovacího bodu. Každý jednotlivý bod je pak definován souřadnicemi (x, y, z). Tímto způsobem získaný matematický popis vyšetřovaného prostoru lze převést barevným kódováním do grafického výstupu nebo dále analyzovat číselně. Trojrozměrný obraz se vygeneruje ze série 16 až 64 po sobě jdoucích a stejně vzdálených (1/16 mm) dvojrozměrných optických řezů orientovaných paralelně k rovině sítnice. Měření dosahuje hloubky maximálně 4 mm. Každý řez je vytvořen z celkem měření (384 x 384 pixelů). Jeden trojrozměrný obraz je generován z 64 řezů s trojnásobným skenováním vyšetřované oblasti a současným stanovením průměru. Znamená to tedy celkem měření. Velikost zobrazovaného pole je přibližně 3x3 mm s axiální rozlišovací schopností µm. Směrodatná odchylka měření pro každý bod a pro celý obraz udává kvalitu měření, přesnost a reprodukovatelnost. Optimální hodnota je méně jak 15 µm. Vyšetření lze provádět bez mydriázy, kvalita obrazu je však limitována stavem optických médií. [2][3][8][10][11] 8.2 VYHODNOCENÍ ZÁZNAMU V MAKULÁRNÍM MODULU Vyšetřením v makulární modulu lze znázornit oblast s edémem sítnice. Při vyšetření lze definovat průměr a centrum sledované plochy a vyhodnotit nález v souladu s definicemi klinicky významného makulárního edému. Následná vyšetření se analogicky stejně jako u glaukomového modelu opírají o superpozici předchozích skenů. K vyšetření není nutná mydriáza a je výhodné zejména pro screening pacientů s diabetickou makulopatií a pro monitorování efektu fotokoagulační léčby v makulární oblasti.[2] 29

30 8.2.1 Edema index Jedná se o černobílou mapu sítnice, která odhaluje oblasti zvýšeného obsahu tekutiny. Odraţené světlo od sítnice vydává charakteristické záření. Při přerušení záření je daná oblast zvýrazněna. Přerušení světelného toku je nejčastěji spojeno právě s akumulací tekutiny. Na obrazu se nacházíme charakteristický nález obdobný jako u fluorescenční angiografie. Jsou zde však patrné rozdíly. Na rozdíl od FAG není sledováno barvivo v cévách. Software sleduje vitreoretinální rozhraní a hledá očekávané penetrace a reflexe od tkáňových struktur. Čím více je záření více přerušeno, tím vyšší je index. Vyšší hodnoty se odráţejí zpět světlé a bílé, niţší hodnoty se odráţejí zpět tmavé nebo šedé. Edema index je relativní číslo. Normální hodnota signálu je 1,0. Hodnoty vyšší neţ 1,0 indikují přerušení signálu. Pokud je hodnota vyšší neţ 1,8 velmi pravděpodobně se jedná o edém. Obr. 16 CME - Index Map [16] Retinal Thickness Tloušťka sítnice je měřena na milimetrovou přesnost. Na rozdíl od Edema Index je měřeno jak vitreoretinální rozhraní, tak pigmentový epitel sítnice (RPE). Světelný paprsek skenuje sítnici a testuje dva hlavní výstupní signály. Nejvyšší signál odpovídá vnější limitující membráně (MLI), druhá nejvyšší hodnota odpovídá RPE. Software pak vypočítá rozdíl mezi těmito hodnotami. Za účelem zmapování a diagnostiky defektů je moţné zobrazit mapu sítnice jak v 2D tak v 3D modelu. [16][18] 30

31 Obr. 17 Retinal Thickness normální a abnormální obraz [16] Obr. 18 CME - 3D Thickness Map [16] Obr. 19 CME - Reflectance image [16] 8.3 VYHODNOCENÍ ZÁZNAMU V GLAUKOMOVÉM MODULU Při prvním vyšetření je nutno na okraji terče lokalizovat několik bodů, které přístroj automaticky propojí a vytvoří tzv. konturní křivku. Tato křivka je pouţita dále při vyhodnocení výsledků všech následujících vyšetření daného oka a odpovídá řezu vrstvou RNFL v peripapilární oblasti. Toto ohraničení musí být přesné, neboť při nesprávném ohraničení mohou vyjít zcela falešné hodnoty. Velmi mohou pomoci barevné snímky z fundus kamery. Při posouzení prvního vyšetření se provádí porovnání konkrétního nálezu na papile s normou. Výsledek vyšetření je vytvořen na základě matematické analýzy topografického obrazu terče zrakového nervu tzv. Moorfieldskou regresní analýzu (MRA) a na základě zhodnocení naměřených stereometrických parametrů. Na souřadnicovém systému os x, y nebo 31

32 na výškovém profilu konturní křivky můţeme studovat průřez papilou. Profil konturní křivky odpovídá řezu RNFL v peripapilární oblasti. K základní orientaci se vyuţívá zobrazení papily formou reflexního a topografického obrázku. Součástí reflexního obrazu jsou symboly MRA získané porovnáním aktuálního nálezu s normativní databází. Obr. 20 HRT- záznam vyšetření papily [15] Na topografickém obraze terče zrakového nervu je barevně rozlišena exkavace (červeně) a neuroretinální lem (modře a zeleně). Exkavace je definována jako prostor, který je ohraničen okrajem papily vymezeným konturní křivkou leţící pod úrovní tzv. referenční roviny. Neuroretinální lem je ohraničen okrajem papily a leţí nad úrovní referenční roviny. Referenční rovina je paralelní s povrchem sítnice a je umístěna 50 μm pod jejím povrchem na hranici papily v oblasti papilomakulárního svazku ( ). Pro hodnocení nálezu lze vyuţít prostorového zobrazení terče s moţností rotace obrazu libovolným směrem. Získaná data jsou automaticky ukládána do paměti počítače a mohou být archivována na záloţní paměťová média nebo vytištěna. 32

33 8.3.1 Moorfieldská regresní analýza (MRA) Regresní analýza se týká vztahu logaritmu plochy neuroretinálního lemu k ploše celého terče. Pro snadnější orientaci je terč rozdělen na šest sektorů označených zkratkou názvu (např. TS temporal superior). Konečná hodnota pro celý terč i pro jednotlivé sektory je pak porovnána s normativní databází s ohledem na věk a pohlaví. Kalkulovaná pravděpodobnost zařazení nálezu do kategorie v normě, hraniční, a mimo hranice normálních hodnot je vyjádřena pro lepší interpretaci pomocí tří grafických symbolů, nebo ji lze detailněji studovat ve sloupcovém grafu. Obr. 21 MRA hodnocení nálezu na HRT [14] Výstupní graf nálezu je tvořen dohromady 7 sloupci, přičemţ první z nich ukazuje celkové shrnutí (G global) a ostatních šest popisuje situaci v jednotlivých sektorech (T, TS, TI, N, NS, NI). Kaţdý sloupec vyjadřuje relativní celkovou plochu terče v příslušném sektoru. V MRA jsou pouţity barevné základní symboly k lepší interpretaci. Zelený symbol označuje normu - poměr plochy lemu k ploše terče u vyšetřovaného oka spadá do intervalu, který zahrnuje 95% zdravých jedinců z normativní databáze (zelenočervené rozhraní se nachází nad křivkou Low 95,0 % ). Ţlutý vykřičník označuje stav hraniční, kdy se rozhraní mezi exkavací a lemem nachází mezi křivkami Low 95,0 % a Low 99,9 %. Červený kříţ indikuje nález patologický, tedy situaci, kdy se poměr plochy lemu k ploše terče 33

34 nachází v intervalu, do kterého spadá méně neţ 0,1% zdravých jedinců z normativní databáze (zelenočervené rozhraní se nachází pod křivkou Low 99,9 % ) Normativní databáze Normativní databáze pro MRA (Wollstein, 1998) tvoří vyšetření 112 očí s normálním nálezem a 77 očí s glaukomem s počínajícími změnami v zorném poli. Normativní databáze pro parametry zrakového nervu tvoří soubor vyšetření 743 očí, z nichţ 349 očí má normální nález v zorném poli a 192 očí má počínající změny v zorném poli Normalizované parametry zrakového terče Mezi 5 základních parametrů terče patří Rim Area, Rim Volume, Cup Shape Measure, Height Variation Contour a Mean RNFL Thickness. Rim Area je plocha neuroretinálního lemu a je ohraničena konturní křivkou. Leţí nad referenční rovinou a v topografickém obrazu papily je znázorněna zeleně a modře. Rim Volume označuje objem neuroretinálního lemu je tvoří ho prostor ohraničený konturní křivkou leţící nad referenční rovinou. Cup Shape Measure je trojrozměrný tvar oblasti pod referenční rovinou a určuje index popisující tvar exkavace, který je určen dle křivky získané měřením hloubky exkavace v jednotlivých bodech ve vztahu k četnosti výskytu kaţdé tímto způsobem naměřené hodnoty. Height Variation Contour jevýšková variace konturní křivky, která udává výškový rozdíl mezi nejvyšším a nejniţším bodem na sítnici podél konturní křivky. Poslední parametr Mean RNFL Thickness je střední tloušťka peripapilárního řezu RNFL vyjadřující průměrnou tloušťku vrstvy nervových vláken podél konturní křivky. [2][3][8][9][11][17] 8.4 HEIDELBERG RETINA FLOWMETER Jde o laserový skenovací měřič rychlosti pohyblivých částic (erytrocytů) v pozorovaném objektu, respektive v krevní řečišti sledované oblasti sítnice. Metoda vyuţívá dopplerovské princip, pracuje se světelnou vlnou diodového laseru. Lze odečíst rychlost a mnoţství pohybujících se částic ve sledované oblasti sítnice. Dle toho lze posoudit velikost průtoku retinálním řečištěm. Klinické vyuţití je zatím omezeno na výzkumná pracoviště a v běţné praxi se nepouţívá. [9] 34

35 9. GDX - NERVE FIBER ANALYZER GDx (Glaucoma Diagnostic, Laser Technologies. Inc., Sandiego, CA) je skenovací konfokální laserový oftalmoskop umoţňující měření tloušťky vrstvy nervových vláken sítnice. K měření je vyuţito polarizačních vlastností sítnice. Primárním cílem vyšetření je detekce změn tloušťky RNFL v peripapilární oblasti terče zrakového nervu. Kromě vlastní topografie papily a měření tloušťky nervových vláken v peripapilární oblasti je důleţité i měření tloušťky sítnice v oblasti okolí makuly, protoţe u glaukomu zde dochází ke ztenčení v důsledku úbytku gangliových buněk. Prvním produktem firmy byl v roce 1993 TopSS (Topography Scanning System), který byl později rozšířen o moţnost ICG angiografie. GDx je třetí generací ve své vývojové řadě. První verze tohoto přístroje se začala pouţívat v roce Od roku 1999 je moţno pouţívat variantu Acess, kde jsou všechny komponenty zabudovány v jednom přístroji. Obr. 22 Přístroj GDx VCC 9.1 TECHNICKÉ ÚDAJE Hlavním principem této technologie je měření retardace (fázového posunu) polarizovaného světla, který prochází vrstvou RNFL sítnice, která vykazuje dvojlomné vlastnosti lineární birefringenci. Tyto vlastnosti jsou dané přítomností 35

36 neurotubulů v kaţdém nervové vlákně retiny. Čím je větší počet neurotubulů, tím je větší fázový posun polarizovaného světla. Stanovená hodnota změny fáze polarizovaného světla je přímo úměrná tloušťce vrstvy nervových vláken. Zdrojem světla je u GDx diodový laser o vlnové délce 780 nm a primárním výkonem 40mW. Naměřené tloušťky RNFL jsou získány v retinálních bodech (256x256 pixelů), v mříţce 15 x15 centrované na papilu zrakového nervu a kaţdý bod je navíc proměřen ve dvaceti rotacích. Poté je pro kaţdý jednotlivý bod sítnice vypočítána hodnota retardace. Rozlišení při měření tloušťky RNFL je méně neţ 15 μm/pixel. Měření probíhá bez dilatace pupil po dobu 0,7 sekundy. Získaný obraz je zpracován za 45 sekund přístrojovým softwarem. Tři obrazy získané z kaţdého oka jsou zprůměrňovány a vytvářejí základní nebo tzv. základní obraz. Obr. 23 Birefringence = dvojlomnost nervových vláken sítnice [9] Za účelem odstranění ovlivnění měření polarizačním efektem rohovky a čočky, byl vyvinut tzv. optický kompenzátor předního segmentu. Původně byl pouţíván fixní kompenzátor. Od roku 2002 je u verze GDx VCC pouţíván variabilní korneální kompenzátor (Variable Conrneal Compensator) pomocí kterého se stanovuje kompenzace dvojlomných vlastností rohovky u kaţdého vyšetřovaného oka individuálně. Kompenzaci rohovky měříme před prvním vyšetřením. Její hodnota je uchována v databázi a je pouţita při dalších vyšetřeních daného oka. Před kaţdým dalším vyšetřením po zákroku, po kterém předpokládáme změny v architektonické struktuře rohovky (např. refrakční zákrok, operace 36

37 katarakty), se doporučuje kompenzaci rohovky zopakovat a to pro kaţdé oko zvlášť. Způsob stanovení kompenzace je podobný vlastnímu vyšetření, ale laserový paprsek není zaměřen do oblasti papily zrakového nervu, nýbrţ na makulární krajinu, kde je přesně definované uspořádání vrstev retiny. Hodnoty získané měřením makulární oblasti jsou následně pouţity pro správné hodnocení vyšetření peripapilární tloušťky RNFL. Kvalitu stanovení rohovkové kompenzace přístroj vyhodnotí pomocí číselného skóre v rozmezí 1 10, přičemţ hodnota 8 10 znamená dobrou kvalitu a akceptovatelnost vyšetření. U hodnoty niţší neţ 6 se objeví chybové hlášení s moţností určení přesnějšího typu závady (např. špatná fixace, pohyb hlavy pacienta nebo špatná světelnost snímku. 9.2 NORMATIVNÍ DATABÁZE Normativní databáze byla pro GDx VCC získána z mnohých center po celém světe a byla zahrnuta do analytického softwaru přístroje. Obsahuje 540 normálních a 262 glaukomových očí ve věkovém rozpětí roků, coţ neumoţňuje vyuţívat přístroj pro pacienty v dětském věku. Pře začátkem vyšetření pacienta je nutné zadat co nejpřesnější hodnotu jeho refrakce. Rozpětí refrakčních vad je od +5,0 D do -10,0 D. Při měření tloušťky RNFL u pacientů s vyšší refrakční vadou nemusí být naměřené hodnoty zcela validní. V nabídce programu je moţné před zahájením vlastního měření označit případnou patologii, jako je například pozitivní glaukomová anamnéza, makulární patologie, steroidní terapie. Dle toho je výsledek porovnán s příslušnými daty v normativní databázi. 9.3 VYHODNOCENÍ NÁLEZU Výsledek vyšetření je prezentován ve dvou formách, v symetrické a sériové analýze. Symetrická analýza zahrnuje první vyšetření pacienta a současně porovnává symetrii nálezu na obou očích. Sériová analýza umoţňuje zobrazit několik skenů jednoho oka uspořádané chronologicky ve vztahu k prvnímu (referenčnímu vyšetření). V případě symetrické analýzy je k dispozici výsledek vyšetření sloţený z následujících částí. Obraz očního pozadí pořízený v monochromatickém světle určuje kvalitu měření, zda je adekvátní k další analýze. Navíc se pouţívá k centraci peripapilární elipsy. Denzitní snímek je barevně kódovaná mapa, 37