Ординатура / Офтальмология / Немецкие материалы / Fluoreszenzangiographie in der Augenheilkund_Dithmar, Holz_2008

1.3 · Indozyaningrün

Bei einigen Patienten kann es nach der intravenösen Injektion von Fluoreszein zu Übelkeit, Erbrechen und Schwindel kommen, typischerweise ca. 5 Minuten nach Injektion. Diese Beschwerden sind im allgemeinen sehr schnell reversibel. Schwerwiegende Komplikationen im Sinne eines allergischen Schocks wurden nur sehr selten berichtet. In der älteren Literatur wird die Inzidenz von Todesfällen nach Fluoreszein-Injektion auf 1:222.000 geschätzt. Da heutzutage aufgrund neuer Gerätetechnik die Fluoreszeindosis deutlich reduziert werden kann, ist möglicherweise auch das Risiko schwerer Komplikationen noch geringer. Dennoch müssen bei der Angiographie zwingend entsprechende Notfallmedikamente vorrätig sein und das Personal für einen möglichen Notfall instruiert sein.

Als Kontraindikationen für die intravenöse Applikation von Fluoreszein gelten: Schwangerschaft, schwere frühere Reaktion gegen Fluoreszein und nicht abgeklärte schwere allergische Reaktionen in der Anamnese.

1.3Indozyaningrün

Indozyaningrün (ICG) ist ein Tricarbocyaninfarstoff, bei dem das Absorptionsspektrum und das Emissionspekturm im Infrarotbereich liegen (Absorptionsspektrum: 790–805 nm, Emissionspektrum: 825–835 nm) ( Abb. 1.2). Infrarotstrahlung hat eine höhere Transmission als sichtbares Licht, kann also besser durch Pigment (Melanin des retinalen Pigmentepithels), Blutungen oder Exsudationszonen hindurchdringen. ICG wird zu 98% an Plasmaproteine gebunden und hat somit

eine viel höhere Proteinbindung als Fluoreszein. Daher verbleibt ICG im Gegensatz zu Fluoreszein fast vollständig intravasal. Die Fluoreszenzintensität von ICG ist schwächer als die von Fluoreszein. Bei der ICG-Angiographie werden bis zu 25 mg ICG intravenös appliziert, wobei analog zur Fluroreszein-Angiographie durch Verwendung moderner Angiographiegeräte die benötigte ICG-Menge deutlich reduziert werden kann. ICG wird über die Leber abgebaut. ICG ist im allgemeinen gut verträglich und Nebenwirkungen treten seltener auf als bei der Injektion von Fluoreszein. In der älteren Literatur wird die Inzidenz von Todesfällen nach ICG-Injektion auf 1:333.333 geschätzt. Zur Stabilisierung des Farbstoffes enthalten ICG-Injektionslösungen 5% Jod. Hierbei handelt es sich um anorganisches Jod und Risiken bei Patienten mit Allergien gegen organisches Jod sind nicht bekannt. Bei bekannter Jod-Allergie und klinischer Notwendigkeit für eine ICG-Angi- ographie kann aber statt Indocyaningrün das Jodfreie Infrazyaningrün verwendet werden. Auch bei Patienten mit Schilddrüsenüberfunktion, Allergie gegen Schalentiere oder fortgeschrittener Leberinsuffizienz sollte eine ICG-Angiographie nicht durchgeführt werden. ICG kann die Plazentaschranke nicht passieren, es liegen aber keine Untersuchungen zur Verwendung während der Schwangerschaft vor.

Die ICG-Angiographie ist insbesondere auch für die Darstellung der Aderhautzirkulation geeignet, da die Infrarotstrahlung eine höhere Transmission durch das retinale Pigmentepithel im Vgl. zur Fluoreszein-Angiographie hat und ICG im Ggs. zu Fluoreszein nicht aus der Choriocapillaris austritt.

Gegenwärtige bildgebende Verfahren für die Flu- oreszein-/ICG-Angiographie und die Autofluoreszenzuntersuchung umfassen im wesentlichen

2modifizierte Funduskameras und Scanning-Laser- Ophthalmoskope. Die Entwicklung der Scanning Laser Angiographie hat zu einer wesentlichen Verbesserung der Fluoreszenzangiographie geführt. In diesem Kapitel wird auf die Grundlagen der Scanning Laser Angiographie eingegangen.

2.1Grundlegender Aufbau eines Scanning Laser Ophthalmoskops

Der prinzipielle optische Aufbau eines Scanning Laser Ophthalmoskops ist in Abb. 2.1 schematisch dargestellt. Der Laserstrahl tritt, nachdem er den Strahlteiler (BSP) passiert hat, in die Scannereinheit ein. Die Scannereinheit besteht im Wesentlichen aus 2 synchronisierten, oszillierenden Spiegeln, die den Laserstrahl in 2 Dimensionen ablenken. Gewöhnlich erfolgt in horizontaler Richtung (X-Achse) die sehr viel schnellere Ablenkung innerhalb einer Zeile, während in vertikaler Richtung (Y-Achse) der Vorschub zwischen 2 Zeilen realisiert wird ( Abb. 2.2).

Zusätzlich zur Ablenkung in lateraler Richtung kann der Fokuspunkt des Laserstrahls axial verändert werden, d.h. die Fokalebene im Objekt wird verschoben, so dass die Aufnahme von Serien zweidimensionaler Schnittbilder eines dreidimensionalen Objekts möglich ist. Hierfür ist zusätzlich

Abb. 2.1. Schematischer Aufbau eines konfokalen Scanning Laser Ophthalmoskops

zu den Scanspiegeln noch ein Teleskop notwendig, mit dem z.B. durch präzises Verschieben einer Linse die Divergenz des Laserstrahls verändert und damit die Fokalebene im Objekt variiert wird.

Befinden sich Fluoreszeinmoleküle im Laserfokus, so können diese durch Absorption von Photonen in einen höheren elektronischen Zustand gebracht werden. Beim Rückgang in den elektronischen Grundzustand werden dann Lichtquanten emittiert. Die Wellenlänge dieses emittierten Photons ist rotverschoben, d.h. die Wellenlänge ist größer und die Frequenz bzw. Energie geringer im Vergleich zum anregenden Lichtquant. Das emittierte Fluoreszenzlicht, was durch die Pupille nach

Abb. 2.2. Abtastprozedur bei der Bildaufnahme

außen gelangt, wird an dem Strahlteiler (BSP) in den Detektionsarm gelenkt. Um zu gewährleisten, dass kein Laserlicht das Fluoreszenzsignal verfälscht, ist ein Filter eingebaut, der die anregende Wellenlänge effizient unterdrückt und gleichzeitig eine möglichst hohe Transmission im Wellenlängenbereich der emittierten Strahlung aufweist. Das parallele Fluoreszenz-Lichtbündel wird mit einer Fokussierlinse auf eine kleine Pinhole fokussiert (Durchmesser ca. 100 µm) ( Abb. 2.3), wodurch Fluoreszenzlicht aus Schichten oberoder unterhalb der eigentlichen Objektebene, d.h. der Netzhaut, ausgeblendet wird. Dieses sogenannte konfokale Abbildungsprinzip ermöglicht eine sehr effiziente Unterdrückung von Streulicht, was insbesondere bei Kataraktpatienten zu einer erheblichen Kontrastverbesserung der Angiographiebilder führt.

2.2Lichtquellen

In konventionellen Funduskameras werden helle Blitzlampen zur großflächigen Beleuchtung des Augenhintergrunds eingesetzt, so dass der gesamte Fotofilm bzw. der gesamte Chip einer CCD Kamera für mehrere Millisekunden belichtet wird. Im Gegensatz hierzu wird beim Scanning Laser Ophthalmoskop jeder Bildpunkt seriell (d.h. zeitlich nacheinander) aufgenommen. Die typische

Belichtungszeit pro Bildpunkt liegt jedoch im Nanosekundenbereich und ist damit um einen Faktor von ca. 1.000.000 geringer. Daher muss die gesamte Lichtmenge exakt auf den momentan abgebildeten Punkt fokussiert werden. Hierfür sind punktförmige Lichtquellen mit hoher räumlicher Kohärenz notwendig, deshalb kommen in einem SLO ausschließlich Laser als Lichtquellen zum Einsatz.

2.2.1Laser für die FluoreszeinAngiographie

Das bei den meisten Angiographieuntersuchungen verabreichte Kontrastmittel Fluoreszein hat sein Absorptionsmaximum bei ca. 490 nm. Hier ist jahrelang der Argon-Ionen-Laser zum Einsatz gekommen, u. a. auch in der ersten Version des Heidelberg Retina Angiographen (HRA, Heidelberg Engineering), da dieser Laser neben anderen Wellenlängen eine stark ausgeprägte Laserlinie bei 488 nm aufweist ( Abb. 2.4). Gaslaser, wie der Argon-Ionen-Laser, haben neben einigen Vorteilen – wie z.B. geringes Rauschen und sehr gutes Strahlprofil – leider auch zahlreiche Nachteile, die diese Systeme relativ aufwendig und unhandlich machen: zum Betrieb der Laserröhren sind aufwendige Netzteile notwendig, die sowohl Hoch- spannungs-Pulse zur Zündung der Gasentladung,

als auch hohe Ströme zur Aufrechterhaltung des Plasmastroms bereitstellen müssen. Hinzu kommt der extrem niedrige Wirkungsgrad des Lasers: um einige Milliwatt an Laserleistung zu generieren, werden Leistungsaufnahmen im Kilowattbereich benötigt, so dass Laserkopf und Netzteil mit großen Lüftern gekühlt werden müssen. Die mittlere Lebensdauer der Laserröhren ist auf etwa 5 Jahre begrenzt und häufig wird schon nach kürzerer Zeit aufgrund einer Degradierung des Strahlprofils ein Austausch der Laserröhre notwendig.

Erst seit dem Jahr 2002 ist für den benötigten Wellenlängenbereich eine Alternative zum Argon-Ionen-Laser kommerziell erhältlich: die Strahlung eines optisch gepumpten Halbleiterlasers bei 976 nm wird mittels eines nichtlinearen Kristalls im Laserresonator frequenzverdoppelt, so dass nach Herausfilterung der Grundwellenlänge Laserstrahlung bei 488 nm generiert wird ( Abb. 2.4). Um eine mit dem Argon-Ionen-La- ser vergleichbare oder noch bessere Stabilität der Laserstrahlung zu erreichen, ist jedoch eine sehr aufwendige Temperaturregelung des Laserresonators notwendig. Diese wird mit einem mehrstufigen Peltierelement (thermoelektrische Kühlung) auf einem mechanischen Kühlkörper realisiert.

Die Wärmeabfuhr kann mit einem kleinen kompakten Lüfter bewerkstelligt werden, da die gesamte elektrische Leistungsaufnahme wesentlich geringer ist (ca. 50 W).

2.2.2Laser zur Aufnahme »rotfreier« Reflektionsbilder

In Ergänzung zur Angiographieuntersuchung können mit einem Scanning Laser Ophthalmoskop auch sogenannte rotfreie Reflektionsbilder, d.h Aufnahmen mit Laserquellen im grünen oder nahen blauen Spektralbereich durchgeführt werden. Diese sind von besonderem Interesse, da manche pathologische Strukturen, wie z.B. Mikroaneurysmen, bei der Bildaufnahme mit rotem Licht aufgrund der Kontrastschwäche kaum sichtbar sind. Außerdem zeigen insbesondere die Nervenfaserbündel eine erhöhte Reflektivität im kurzwelligen Spektralbereich, so dass lokalisierte Defekte im »rotfrei«-Modus relativ gut dargestellt werden können.

Der im Heidelberg Retina Angiograph 2 (HRA 2, Heidelberg Engineering) ohnehin integrierte Halbleiterlaser für die Fluoreszein-Angiographie

(s.o.) kann auch für die »rotfrei«-Aufnahmen eingesetzt werden. Hierzu muss lediglich der Angi- ographie-Sperrfilter herausgeklappt werden, welcher ja das blaue Licht bei 488 nm absorbieren würde.

2.2.3Laser für die Indozyaningrün (ICG) Angiographie

Indozyaningrün wird im nahen infraroten Spektralbereich angeregt; das Absorptionsmaximum liegt bei ca. 800 nm. In diesem Spektralbereich sind einfache Laserdioden verfügbar, wie sie auch z.B. in der Unterhaltungsindustrie eingesetzt werden. Allerdings muss hier sorgsam auf die Strahlqualität und das Spektrum der Bauteile geachtet werden, um eine optimale Qualität der ICG-Bilder zu gewährleisten. Aufgrund der großen Streuung der Lasereigenschaften müssen die Laserdioden speziell selektiert und getestet werden.

2.2.4Laser für die Aufnahme von Infrarot-Reflektionsbildern

Für die Aufnahme von Infrarot (IR)-Reflektions- bildern können ebenfalls relativ einfache IR-Laser- dioden (Wellenlängenbereich 810 nm – 830 nm) eingesetzt werden. Die große Streuung der Laserwellenlänge bei der Chipherstellung ist hier nicht so kritisch wie bei der ICG-Angiographie, so dass auf eine spezielle Selektion verzichtet werden kann.

2.3Grundlegendes zur optischen Abbildung

2.3.1 Das konfokale Prinzip

In Abb. 2.5 ist das konfokale Messprinzip schematisch dargestellt. Eine Punktlichtquelle – ein paralleler Laserstrahl stellt eine Punktlichtquelle im Unendlichen dar – wird mittels eines optischen Abbildungssystems auf die Objektebene fokussiert. Das zurückkommende Licht (reflektiert oder gestreut) wird auf einer Lochblende

Abb. 2.5. Prinzip der konfokalen Abbildung

abgebildet, die in einer Bildebene zur Objektebene positioniert ist. Die Lochblende unterdrückt sehr effektiv Licht aus tiefer oder höher gelegenen Schichten des dreidimensionalen Objekts. Wird der Fokuspunkt in lateraler Richtung periodisch verschoben, ist somit die Aufnahme eines zweidimensionalen optischen Schnittbildes möglich. Verschiebt man die Fokalebene nach der Aufnahme eines Bildes sukzessive tiefer in das Objekt hinein, so können Serien von zweidimensionalen Schnitten mit äquidistanten Abständen aufgenommen werden, d.h. das Objekt wird durch einen dreidimensionalen Datenwürfel beschrieben. Der HRA2 ermöglicht die Aufnahme solcher Datensätze, die dazu dienen können, z.B. die Durchblutung von Tumoren zu erfassen.

2.3.2 Tiefenauflösung

Die theoretische Tiefenauflösung, d.h. der minimale axiale Abstand, den zwei Objekte voneinander haben müssen, um separat sichtbar zu sein,

ist durch die numerische Apertur des Objektivs, also das Verhältnis aus Pupillendurchmesser und Brennweite begrenzt. Die numerische Apertur

2des auf 6 mm geweiteten Auges ist ca. 0,23, damit wäre eine Tiefenauflösung von ca. 80 µm möglich. In der Praxis ist die Tiefenauflösung schlechter, da bei geweiteten Pupillen die optischen Abbildungsfehler zunehmen. Studien haben gezeigt, dass die Optik von menschlichen Augen ohne größere Aberrationen bis zu einem Pupillendurchmesser von ca. 3 mm beugungsbegrenzt ist, damit ergibt sich eine Tiefenauflösung von ca. 300 µm.

Im HRA ist jedoch bewusst eine größere Lochblende eingesetzt worden. Dadurch wird zwar die Tiefenauflösung weiter reduziert, dafür gelangt jedoch wesentlich mehr Licht zum Detektor, was eine Verbesserung der Bildqualität insbesondere von signalschwachen Aufnahmen, wie etwa Autofluoreszenz oder Spätphasen-Angiographien, zur Folge hat. Zudem ist auch gewünscht, dass insbesondere bei ICG-Angiographien Fluoreszenzlicht aus dem retinalen und choroidalen Gefäßsystem in einem Bild überlagert dargestellt werden, d.h. das optische Volumen eines Schnittbildes muss eine Tiefe von ca. 500 µm haben.

Die konfokale Apertur im HRA2 ist hilfreich zur Unterdrückung von Streulicht, welches aus anderen Schichten als der Netzhaut (z.B. der Linse) herrührt. So können aufgrund der konfokalen Optik auch Untersuchungen an Patienten mit Katarakt durchgeführt werden, was in konventionellen Systemen mit Bildsensoren (Fotofilm oder CCD-Chip) nur sehr begrenzt möglich ist. Hier verursacht die Fluoreszenz der Peroxidationsprodukte innerhalb der Linse einen kontinuierlichen Grauschleier, der mehr oder weniger über das gesamte Bild verteilt ist und eine erhebliche Kontrastverminderung zur Folge hat. Bei HRA-Aufnahmen ist der Bildkontrast der Netzhaut nahezu unverändert hoch, da die durch die Katarakt verursachte Fluoreszenz an der konfokalen Apertur vollständig abgeblockt wird. Eine Beeinträchtigung der Bildqualität resultiert lediglich aus der unvermeidbar geringeren Signalstärke, da aufgrund der Streuung innerhalb der Katarakt sowohl weniger Laserlicht

die Netzhaut als auch weniger Fluoreszenzlicht den Detektor erreicht.

2.3.3 Laterale Auflösung

Die Auflösung innerhalb eines zweidimensionalen Bildes wird durch die Größe des Fokuspunkts bestimmt (optische Auflösung). Diese ist theoretisch wiederum abhängig von der numerischen Apertur. In der Praxis ist diese beugungsbegrenzte Auflösung jedoch auch bei nicht fehlsichtigen Augen nur bis Pupillendurchmesser von ca. 3 mm erreichbar. Für weitgetropfte Augen wird die Abbildungsqualität durch die in der Peripherie immer stärker werdenden optischen Aberrationen (Astigmatismus, Koma und höhere Ordnungen) des menschlichen Auges limitiert, so dass trotz des höheren Öffnungswinkels die Auflösung verschlechtert wird.

Daher wird beim HRA der Durchmesser des auf die Pupille auftreffenden Laserstrahls auf 3 mm gesetzt. Die dann für optisch einwandfreie Augen erreichbare Auflösung kann durch die Formel für Fraunhofer’sche Beugung an einer kreisförmigen 3 mm Blende abgeschätzt werden und beträgt ca. 5 µm für 488 nm bzw. ca. 8 µm für 800 nm. Die digitale Abtastrate (Pixelabstand) muss an diese optische Auflösung angepasst werden; eine deutlich höhere Abtastrate kann keine weitere Auflösungsverbesserung erbringen.

2.4Der Heidelberg Retina Angiograph 2

Die in diesem Buch enthaltenen Fluoreszeinund Indozyaningrün-Angiographiebilder sowie die Autofluoreszenzbilder, die »rotfrei«- und IRAufnahmen wurden mit dem Heidelberg Retina Angiograph 2 (HRA2) des Herstellers Heidelberg Engineering GmbH, Heidelberg, gewonnen ( Abb. 2.6). Der HRA2 ist ein wie oben beschriebenes konfokales Scanning Laser Ophthalmoskop, das speziell für die kontraststarke und hochaufgelöste Angiographie der Netzhaut ausgelegt ist.

mittelbaren Vergleich der Darstellung von Pathologien in den beiden Angiographiemodi. Ebenso sind Simultanaufnahmen mit FA / IR-Reflektion,

2ICGA / IR-Reflektion oder »rotfrei« Reflektion / IR-Reflektion möglich.

2.4.3 Composite-Modus

Neben der Aufnahme von Zeitserien und Tiefensequenzen können auch sogenannte Compo- site-Bilder aufgenommen werden. Hier wird die Kamera während der Aufnahme von Einzelbildern vom Bediener horizontal und vertikal geschwenkt. Die Einzelbilder werden von der HRA2 Auswertesoftware automatisch zu einer großen Composite-Aufnahme (z.B. 100° x 80°) zusammengefügt, dabei werden mithilfe extrem schneller Bildverarbeitungsroutinen Augenbewegungen weitestgehend erkannt und eliminiert.

2.4.4 Fixationshilfen

Um eine stabile Fixation des Patienten zu gewährleisten, stehen sowohl ein internes als auch ein externes Fixationslicht zur Verfügung. Das externe Fixationslicht ist mit einem »Schwanenhals« frei beweglich. Als interne Fixationshilfe steht eine Matrix von 3 x 3 Leuchtdioden zur Verfügung, die wahlweise eingeblendet werden können. So können dem Patienten neben einem zentralen Fixationslicht alternativ auch 8 weitere Fixationslichter angeboten werden, wenn eine gezielte Untersuchung von Netzhautarealen in der Peripherie notwendig ist.

2.4.5 Weitwinkelobjektiv

Das Standardobjektiv ist mittels eines einfachen Bajonettverschlusses abnehmbar und kann durch ein zusätzliches Weitwinkelobjektiv ersetzt werden.

Mit diesem Spezialobjektiv kann die Bildfeldgröße auf bis zu 57° erweitert werden, was insbesondere die Darstellung von Pathologien in

der Peripherie erleichtert. Das Weitwinkelobjektiv wird automatisch von der Kamera erkannt und sämtliche Grundmodi (mit gewissen Einschränkungen bei der »rotfreien« Reflektion) stehen bei gleichen Abtastund Bildrateparametern bei 57°, 35° und 27° zur Verfügung. Dieses Weitwinkelobjektiv kann auch im Composite-Modus betrieben werden, so dass eine weitere Vergrößerung des Bildfeldes möglich ist.

2.4.6 ART-Modul

Das ART (Automatic Realtime) Modul ist ein Software-Modul, welches die Augenbewegungen in Echtzeit detektiert und korrigiert. Bei Aktivierung dieses Moduls, wird das aktuelle LiveBild unter Korrektur von Augenbewegungen wie Translation, Rotation, Scherung etc. einem Referenzbild überlagert und aufsummiert. Dieses sogenannte »Realtime Mean« Bild wird live auf dem Bildschirm dargestellt und kann jederzeit abgespeichert werden. Somit ist es möglich, durch Mittelung das Signal-zu-Rausch Verhältnis von Bildern mit schwachem Signal wesentlich zu verbessern, ohne Artefakte aufgrund von Augenbewegungen zu erhalten. Dies ist insbesondere bei der Aufnahme von Autofluoreszenzbildern und Angiographien in der Spätphase, aber auch generell bei Patienten mit trüben Medien oder starkem Astigmatismus hilfreich.

Neben diesem »ART Mean«-Modus gibt es noch den »ART Composite«-Modus, bei dem das durch horizontales und vertikales Schwenken der Kamera erzeugte Composite-Bild ebenfalls live am Bildschirm aufgebaut wird. Dadurch kann der Bediener direkt bei der Aufnahme die Bildqualität des Composite-Bildes beurteilen und gezielt verbessern, indem z.B. etwas schwächer ausgeleuchtete Areale noch einmal angefahren werden.

2.4.7Untersuchung des vorderen Augenabschnitts

Mit dem HRA2 kann ohne zusätzliche Vorsatzlinse der vordere Augenabschnitt untersucht und

beispielsweise eine Iris-Angiographie durchgeführt werden. Hierzu muss lediglich die Kamera auf ca. +40 Dioptrie gestellt und der Abstand der Kamera zum Auge für die Fokuseinstellung optimiert werden.

Veränderung des Blickwinkels auf die Netzhaut zur Folge hat. Betrachtet man diese Stereo-Bilder mit einem speziellen Stereo-Viewer, so erhält man einen häufig sehr hilfreichen dreidimensionalen Eindruck der untersuchten Struktur.

Für die genaue Analyse von komplizierten Pathologien (z.B. Verlauf von bestimmten Gefäßen bei choroidalen Neovaskularisationen) ist es oft hilfreich, einen dreidimensionalen Eindruck der untersuchten Strukturen zu bekommen. Mit dem HRA2 können zu diesem Zweck Stereo-Bilder aufgenommen werden. Diese bestehen aus zwei aufeinanderfolgenden Einzelbildern (z.B. ICGAngiographien) mit gleichem Bildinhalt, die aber aus etwas unterschiedlichem Blickwinkel aufgenommen werden. Hierzu wird lediglich zwischen den beiden Aufnahmen die Kamera um ca. 1– 2 mm seitlich verschoben, was die gewünschte

Die HRA2-Auswertesoftware umfasst neben den oben bereits angedeuteten Möglichkeiten wie der Darstellung von Stereobildern, dem Abspielen von Zeitsequenzen oder Z-Scans und der Berechnung von »Mean«- bzw. »Composite«-Bil- dern weitere wichtige Elemente: so können in abgespeicherten Bildern Areale markiert und beschriftet werden und diese z.B. in andere Bildmodi mit gleichem Bildinhalt transferiert werden. Eine Messfunktion zur Vermessung von linearen Distanzen, Flächeninhalten von markierten Arealen und deren mittlerer Grauwerte steht zur Verfügung.