Tomografia de coerência ótica

O OCT foi desenvolvido na década de 90, com a primeira publicação descrevendo a técnica em 1991 153_.

O OCT é uma tecnologia de diagnóstico médico por imagem e fundamentalmente uma generalização da interferometria de baixa coerência 154_{, sendo o interferómetro mais utilizado}

o interferômetro de Michelson 155_{. O objeto de estudo é “seccionado oticamente” através do}

deslocamento do espelho de referência do interferómetro, e o sistema de fotodeteção recolhe a luz retro-refletida ao longo da direção de propagação do feixe incidente na amostra. O feixe ótico de baixa coerência ilumina a amostra e executa o seu seccionamento longitudinal com uma resolução espacial muito elevada (da ordem de 1 a 10 µm), de forma não-invasiva, em tempo-real e in vivo. Nos tecidos biológicos, o sinal interferométrico do fotodetetor resulta da sobreposição da refletividade da amostra que é constituída por meios estruturados (fotões que são retro-difundidos por propagação nos tecidos) e com distribuições contínuas de centros difusores (absorção da radiação pelos tecidos). Na presença de múltiplas camadas refletoras ao longo do percurso da amostra, o varrimento do espelho de referência, com uma precisão mais fina que o comprimento de coerência, revelará conjuntos de franjas de interferência localizadas sempre que o atraso da referência sintoniza o interferómetro para cada uma das superfícies refletoras. Assim, associado a este seccionamento longitudinal o seccionamento ótico na direção transversal ao feixe sobre a amostra, permite a construção de mapas tridimensionais com resoluções longitudinais e transversais (sub)micrométricas. Daqui resulta o nome tomografia (dos termos gregos tomos, que significa “parte” ou secção” e grafein que significa “escrever”).

Há duas formas principais em que a luz refletida pode ser detetada: (1) deteção por domínio de tempo (TD, do inglês Time Domain); (2) deteção por domínio de Fourier (FD, do inglês Fourier

Domain), o qual ainda é dividido em Domínio Espetral (SD, do inglês Spectral Domain) e Swept Source (SS).

Assim, no TD-OCT, conforme descrito, a luz do braço de referência e a luz refletida a partir do tecido sofrem interferência. Esta interferência ao longo do tempo é usada para gerar uma imagem da profundidade (A-scan) da retina num único ponto. Movendo-se o braço da amostra e a fonte de luz, um em relação à outra, são gerados múltiplos A-scans que são combinados numa imagem linear transversal chamada B-scan. As velocidades de digitalização do TD-OCT são cerca de 400 A-scans/segundo.

Contudo, a necessidade de obter imagens tomográficas em “tempo-real”, implicava aumentar a velocidade de varrimento do espelho de referência e consequentemente o sistema de processamento de sinal. Na tentativa de resolver este problema obteve-se a imagem da amostra a partir do interferograma espectral (também conhecido como FD). Com esta técnica, o percurso de referência fica estático visto que a informação contida no interferograma é adquirida por detetores espectralmente separados (com uma rede de difração e uma série de fotodetetores lineares, como CCDs). Desta forma, melhorou-se a velocidade de aquisição de imagem, reduzindo as perdas óticas durante o varrimento o que por sua vez melhora a relação sinal-ruído da deteção. Uma outra variante da técnica no domínio espectral consiste em utilizar uma fonte laser sintonizável (ou de varrimento) e um fotodetetor. Neste caso, a frequência ótica de emissão do laser é “varrida” ao longo de uma banda espectral larga, e os componentes espectrais deixam de ser codificados por uma separação espacial, passando a ser codificados por uma separação temporal. Pela utilização de um comprimento de onda sintonizável ao longo de toda a banda espectral de emissão, a configuração ótica torna-se mais simples do que no caso SD-OCT, visto que o problema do varrimento é transferido para a fonte ótica e não para o percurso do espelho de referência. A vantagem é a elevada relação sinal-ruído da tecnologia de fotodeteção e nas fontes de laser sintonizáveis que apresentam riscas espectrais de emissão muito estritas e conseguem frequências de varrimento altas (200 KHz). Esta técnica com fonte de laser sintonizável é geralmente designada pela sigla SS-OCT, do inglês Swept Source Optical

Coherence Tomography.

Nas duas últimas décadas, o OCT tem sido um dos dispositivos mais utilizados tanto na prática clínica como na investigação clínica e básica.

Nos doentes diabéticos, o SD-OCT é um dos meios complementares de diagnóstico mais utilizado, por ser um exame não-invasivo, fiável, reprodutível, que nos fornece importante informação sobre: (1) diagnóstico e classificação do EMD, (2) interface vítreo-retiniana, (3)

eficácia dos tratamentos cirúrgicos, laser e/ou médicos com corticosteroides e/ou anti-VEGFs, e (4) espessura de todas as camadas da retina e coróide apoiando o diagnóstico precoce da RD enquanto doença neurodegenerativa e avaliação da coroidopatia diabética.

O EMD pode ser classificado de acordo com os aspetos morfológicos do OCT em EMD difuso ou “em esponja”, cistoide ou descolamento seroso da retina neurosensorial isolado ou associado ao edema difuso ou cistoide. Tem havido uma tentativa de correlacionar estes padrões tomográficos com os angiográficos (padrão petaloide na área foveal, padrão em favo de mel na área parafoveal e padrão difuso). O OCT permite uma avaliação mais precisa do edema macular não só de forma transversal mas também avaliando as várias camadas da retina que podem estar afetadas.

Quanto à interface vítreo-retiniana no doente diabético, esta pode ter várias alterações que comprometem a função visual, desde membranas epirretinianas a trações vítreomaculares, classificadas da seguinte forma: T0 - ausência de linha hiperrefletiva; T1 - presença de linha hiperrefletiva contínua, aderente à retina mas que não promove distorção da mesma; T2 - presença de linha hiperrefletiva com múltiplos pontos de união à superfície da retina que promove distorção da mesma; e T3 - tração anteroposterior com configuração em “asa de gaivota”.

Quanto à monitorização da resposta aos diferentes tratamentos para a RD, diferentes estudos como o RESTORE, RISE/RIDE e READ-2, utilizaram a espessura subfoveal obtida pelo OCT como

outcome secundário, relacionado com a melhoria da acuidade visual 156–159.

Recentemente diferentes algoritmos têm permitido a segmentação automática das camadas da retina, originando uma visualização in vivo de todas as estruturas retinianas como se de cortes histológicos se tratassem. Esta segmentação foi não só possível a nível da retina como também a nível da coróide após obtenção de imagens da mesma através do SD-OCT com o software

Enhanced Depth Imaging (EDI) ou com o SS-OCT. Estas novas capacidades de segmentação têm

sido úteis para o entendimento da patogénese da RD.

O OCT Doppler tem tido utilidade clínica na análise do fluxo sanguíneo em doentes com RD e na avaliação da arquitetura tridimensional de complexos neovasculares na RDP.

Através do OCT podemos ainda obter segmentações do plano coronal, em que, após obtenção dos B-scans, um software irá produzir C-scans formando uma imagem en-face para posterior análise. En-face OCT pode ser obtido através do TD, SD e SS-OCT.

Por último, a mais recente técnica de imagem do SD-OCT, a angiografia OCT (OCTA, do inglês

coroideus sem injeção de corante. A técnica baseia-se no movimento dos eritrócitos nos vasos sanguíneos entre os diferentes scans. Na RD, a OCTA pode ser utilizada para visualizar as áreas de isquémica e sua progressão no polo posterior e média-periferia, a zona avascular foveal, tortuosidade dos vasos e loops capilares, microaneurismas e espaços cistoides associados ao EMD. No entanto, a AF continua a ser o gold standard para estudar a vasculatura retiniana in

vivo nos doentes diabéticos, por ser um exame dinâmico que permite detetar áreas de