La perception colorée n’est possible chez l’homme que du fait de l’existence des cônes.

Ces cellules réceptrices de la lumière sont peu nombreuses en comparaison des bâtonnets (environ 20 fois moins), elles sont réparties sur toute la rétine mais avec une très forte densité dans la région maculaire. Elles sont responsables à la fois de l’acuité visuelle fine et de la vision des couleurs. On peut ainsi logiquement s’attendre à une corrélation entre ces deux fonctions en cas de pathologie maculaire et donc en cas d’œdème, mais ce n’est en fait pas toujours le cas, la vision des couleurs étant plus sensible que l’acuité visuelle.

L’étude de la vision des couleurs est un excellent marqueur de la fonction des cônes maculaires. Nous disposons aujourd’hui de techniques d’imagerie d’une grande finesse permettant d’apprécier l’anatomie de la rétine centrale, mais ne nous renseignant pas directement sur la fonction visuelle. Celle-ci doit être évaluée par d’autres méthodes dont l’ensemble reflète la qualité de notre vision et, plus que l’anatomie, c’est bien cela que les ophtalmologistes s’efforcent de préserver !

Les atouts principaux de cette exploration sont sa simplicité et la précocité de son altération en cas de pathologie maculaire, constituant ainsi un signal d’alarme efficace.

On ne peut imaginer qu’une maladie rétinienne n’atteigne qu’un seul type de cône. Dans le cadre des œdèmes maculaires qui touchent par définition plus spécifiquement la rétine centrale, il faut distinguer les rétinopathies essentiellement fovéales des pathologies intéressant plus globalement l’ensemble de la macula. Les cônes S qui sont les moins nombreux (environ 10 % des cônes) sont situés essentiellement dans l’aire fovéale. Ils sont d’une grande fragilité, sensibles à toute perturbation du fonctionnement rétinien et notamment l’œdème. On ne s’étonnera donc pas de retrouver des DA de type III dans les œdèmes maculaires dès les stades les plus précoces de ces pathologies.

Le cheminement nerveux postérieur aux cônes S est spécifique et constitue la voie K qui ne représente que 1 % des fibres du nerf optique. Elle permet l’antagonisme entre les courtes longueurs d’onde et les longueurs d’onde moyennes et longues véhiculées par les voies M et P. L’atteinte de la voie K aboutit à des confusions d’axe bleu-jaune [4].

Il ne faut pas oublier cependant que la zone fovéolaire ne comporte que des cônes M et L. En conséquence, si une pathologie intéresse de façon prépondérante cette zone, il faut s’attendre à retrouver une dyschromatopsie d’axe rouge-vert. Les récentes techniques d’optique adaptative ont toutefois permis de constater que la répartition des différents types de cônes était très différente d’un sujet à l’autre [5], ce qui pourrait expliquer la relative variabilité des dyschromatopsies observées selon les patients pour des pathologies maculaires paraissant similaires.

La comparaison de l’intensité lumineuse d’un objet à celle d’un endroit adjacent (contraste spatial) ou d’un moment précédent (contraste temporel) est une fonction fondamentale du système visuel. Les champs récepteurs des neurones du cortex occipital forment des groupes cellulaires neurorétiniens indépendants et sensibles spécifiquement à une fréquence spatiale donnée. Ils constituent un système de filtrage de l’information visuelle selon la forme, l’orientation et la taille des objets présentés [1]. Un premier traitement rétinien au niveau de la couche des cellules bipolaires et ganglionnaires, puis un second traitement cortical permettent l’optimisation de la vision des contrastes. Ce système multicanaux permet de comprendre l’intérêt d’une évaluation de la sensibilité au contraste pour une plage étendue de fréquences spatiales. En d’autres termes, vision des contrastes et acuité visuelle sont interdépendantes [1–3].

Le contraste est défini par la différence de luminance d’une cible par rapport à la luminance globale de son fond. Son calcul repose sur la formule de Michelson [4] :

Il s’agit d’une valeur sans unité comprise entre 0 et 1. La sensibilité au contraste correspond à l’inverse du seuil de perception du sujet. Cette sensibilité est ainsi d’autant plus élevée que le contraste détecté est plus faible. Par exemple, le contraste d’une cible de 60 candela/m² projetée sur un fond de 100 candelas/m² est calculé de la façon suivante :

Si ce contraste correspond au seuil de perception du sujet pour une fréquence spatiale donnée, sa sensibilité au contraste serait de 1/0,25, soit 4. Les réseaux d’ondes sinusoïdaux (fig. 5-15) permettent d’illustrer la relation entre acuité visuelle et sensibilité au contraste. Ils font apparaître la courbe de sensibilité, aussi appelée fonction de sensibilité au contraste (fig. 5-16) [1, 3, 5]. Cette dernière prend une forme en cloche avec un maximum de sensibilité aux fréquences spatiales situées entre 3 et 6 cycles/degré. Ce pic permet un meilleur discernement des visages et des objets de la vie courante. Entre 18 et 24 cycles/degré (acuité visuelle ≥ 10/10), la sensibilité au contraste est déjà significativement diminuée et l’œil humain ne peut pas percevoir des fréquences spatiales supérieures à 60 cycles/degré [3].

Un sujet sain discerne en moyenne un contraste de 1 % correspondant à une sensibilité de 100 pour une fréquence spatiale de 3 à 6 cycles/degré. La sensibilité au contraste est influencée par le niveau d’éclairage global de la scène présentée (fig. 5-17) et diminue du centre vers la périphérie du champ visuel [1, 6]. Il existe également une diminution progressive de cette sensibilité avec l’âge [7].

Vision fade, terne, délavée et éblouissements sont autant de plaintes pouvant faire suspecter un trouble de la vision des contrastes, même en l’absence de baisse d’acuité visuelle. Contrairement à la mesure du minimum séparable, les tests explorant la sensibilité au contraste se révèlent souvent plus longs et laborieux et, de ce fait, ne sont que rarement réalisés dans la pratique quotidienne. En effet, afin d’explorer le seuil de sensibilité pour différentes fréquences spatiales, la plupart d’entre eux évaluent la perception de nuances de gris pour différents niveaux d’acuité visuelle. Quelques exemples sont présentés ci-dessous.

L’évaluation de la sensibilité au contraste permet de détecter de façon précoce et reproductible les atteintes fonctionnelles des pathologies ophtalmologiques (fig. 5-20). Erreurs réfractives, atteintes cornéennes, opacifications cristalliniennes débutantes, maculopathies ou amblyopies légères atteignent la sensibilité au contraste pour les hautes fréquences spatiales [1, 10, 11]. À l’inverse, les basses fréquences spatiales sont amputées dans les atteintes du nerf optique [1]. Une perte de sensibilité à une plage étendue de fréquences spatiales peut être retrouvée en cas de cataracte, de neuropathie glaucomateuse ou d’amblyopie modérée à sévère [1, 11].

La diminution de la sensibilité au contraste et les éblouissements font partie du syndrome maculaire au même titre que la baisse d’acuité visuelle, les métamorphopsies, le scotome et la dyschromatopsie. En cas d’œdème maculaire, indépendamment de son étiologie, l’atteinte de la sensibilité au contraste est beaucoup plus constante et précoce que celle de l’acuité visuelle [1, 3, 12]. Cette atteinte concerne plus spécifiquement les hautes fréquences spatiales, au-delà de 6 cycles/degré (fig. 5-21) [12]. Dans les œdèmes liés aux occlusions veineuses rétiniennes ou à la dégénérescence maculaire liée à l’âge (DMLA) exsudative, le lien entre l’épaisseur rétinienne et la perception des contrastes semble plus fort que pour l’acuité visuelle [13, 14]. De plus, pour l’œdème maculaire diabétique, il a été démontré que l’impact fonctionnel, notamment sur la vitesse de lecture, est bien mieux corrélé à l’importance de la perte de sensibilité au contraste qu’aux autres indicateurs de la fonction visuelle [15]. Une amélioration significative de ce paramètre peut être attendue après traitement de l’œdème, bien qu’il semble que la récupération de la sensibilité au contraste soit plus lente que la restitution anatomique [12–14, 16].

L’atteinte de la sensibilité au contraste constitue un signe précoce et cliniquement pertinent à ne pas oublier pour l’évaluation du retentissement fonctionnel et pour le suivi des œdèmes maculaires. La perte de sensibilité peut ne concerner que les hautes fréquences spatiales, ce qui confirme l’intérêt de l’exploration de la perception des contrastes sur une plage étendue de fréquences spatiales.

La première plate-forme de micropérimétrie est le scanning laser ophthalmoscopy (SLO 101^®, Rodenstock, Ottobrun, Allemagne) qui utilise deux sources laser, l’une hélium–néon (632,8 nm) pour l’illumination de fond et la projection des stimuli, l’autre infrarouge en confocal (780 nm) pour l’acquisition de l’image rétinienne. Le champ maximal d’étude est de 33 × 21°. La correction des mouvements oculaires est réalisée manuellement au cours de l’examen en l’absence d’eyetracker. Cette plate-forme n’est désormais plus disponible à la vente [1].

La deuxième plate-forme de micropérimétrie est le micro perimeter 1 (MP1^®, Nidek Instruments Inc., Padova, Italie), différent d’un SLO, où l’image du fond d’œil est acquise par une caméra infrarouge et la micropérimétrie réalisée à l’aide d’un écran à cristaux liquides. Un eyetracker compense les mouvements oculaires toutes les 40 ms au cours de l’examen, permettant de positionner les stimuli sur une localisation prédéfinie de la rétine. Dans la plupart des études, la périmétrie est réalisée avec un stimulus Goldmann III et une stratégie 4-2-1 après une adaptation à l’obscurité de 5 minutes. L’examen dure en moyenne 10 minutes. L’acquisition d’une photographie en couleurs du fond d’œil superposée aux résultats de micropérimétrie est possible. Une fonction de suivi automatique permet, au cours d’examens successifs, de mesurer l’évolution de la sensibilité de localisations rétiniennes, indépendamment des modifications de la fixation. En outre, le logiciel autorise la superposition des résultats sur des images issues d’autres appareils tels le Heidelberg Retina Angiograph^® (HRA^®, Heidelberg Engineering, Heidelberg, Allemagne) et propose des tests spécifiques de fixation et de lecture [1, 2]. Enfin, Deak et al. ont réussi à mettre en corrélation la photographie en couleurs du fond d’œil avec les résultats micropérimétriques et le spectral-domain optical coherence tomography (SD-OCT) maculaire Cirrus^® (Zeiss Meditec, Dublin, CA, États-Unis) grâce au logiciel Research Browser 3.0^® (Zeiss Meditec, Dublin, CA, États-Unis) [3].

Une plate-forme plus récente, OPKO/OTI^® (Miami, FL, États-Unis), combine le SD-OCT/SLO et un micropérimètre doté d’un eyetracker. Cette dernière plate-forme a pour avantage de fournir une image SLO du fond d’œil en haute définition en continu au cours de l’examen, permettant un eyetracking précis fondé sur des points de repère vasculaires. Par ailleurs, le focus et la répétition du test au niveau de certains points sont complètement automatisés, au contraire du MP1^®.

La dernière plate-forme est le système MAIA^® (Centervue, Padova, Italie) combinant une image SLO du fond d’œil avec une périmétrie statique et un eyetraker 25 Hz. À ce jour, peu d’études rapportent son utilisation. Les premiers résultats indiquent une bonne reproductibilité des mesures chez des sujets sains [4].

Les résultats obtenus avec les différentes plates-formes de micropérimétrie ne sont pas directement comparables entre eux [5]. Sabates et al. ont établi des valeurs normatives en micropérimétrie OPKO/OTI^® en mesurant la sensibilité rétinienne chez 169 patients entre 21 et 85 ans, ayant une acuité visuelle d’au moins 20/25 et indemnes de toute pathologie ophtalmologique ou générale. L’examen était réalisé après dilatation pupillaire (tropicamide 1 % et phénylnéphrine 2,5 %) comme dans les études cliniques. L’examen était réalisé avec un polar pattern 3, c’est-à-dire par 28 points répartis sur trois cercles centrés sur la fovéa de 0,7, 2 et 3,4 mm de diamètre respectivement. La sensibilité rétinienne moyenne était de 17,9 ± 1,2 dB et la sensibilité fovéolaire moyenne était de 19,7 ± 0,7 dB. Il n’y avait pas de différence significative entre les classes d’âge, excepté chez les patients de plus de 70 ans, en rapport avec l’opacification cristallinienne [6].

La micropérimétrie est une exploration évaluant la fonction maculaire globale des patients, permettant d’approcher ainsi, de façon objective, la perception visuelle de ces derniers. La corrélation de plus en plus fine des résultats de la micropérimétrie avec des explorations anatomiques leur ajoute une dimension fonctionnelle indispensable à la compréhension des pathologies rétiniennes médicales et chirurgicales.

Les potentiels évoqués visuels (PEV) permettent d’évaluer l’ensemble des voies visuelles, de la partie antérieure de l’œil jusqu’au cortex visuel. Ils sont réalisés selon des conditions précises (encadré 5-1

). La projection de la stimulation par damiers, en particulier, se fait au niveau maculaire et nécessite une bonne correction optique, une transparence des milieux et un fonctionnement maculaire normal pour la genèse correcte du signal au niveau du cortex visuel. On conçoit donc que toute anomalie sur l’axe visuel peut modifier les réponses. De même, toute atteinte de la fonction maculaire, et notamment la présence d’un œdème maculaire, modifiera la réponse des PEV de façon non spécifique. Ainsi, toute réponse altérée aux PEV damiers devra être complétée par un test de fonction maculaire – ERG damiers (voir ci-dessous) ou ERG multifocal (voir plus loin) – qui permettra, en cas de baisse d’acuité visuelle non expliquée par un trouble réfractif ou des milieux, de distinguer une atteinte maculaire d’une dysfonction du nerf optique ou des voies rétrochiasmatiques. De plus, en fonction de la taille des damiers, les stimulations vont solliciter différemment la résolution maculaire. Ainsi, en cas de lésions fovéolaires comme un trou maculaire, les réponses aux damiers de petite définition (15 minutes d’angle voire 7 minutes d’arc) seront altérées plus sélectivement que les réponses aux damiers 60 minutes d’arc [2]. Il n’existe cependant pas d’étude récente de corrélation entre la taille de la lésion maculaire, documentée par les nouvelles techniques d’imagerie rétinienne haute résolution, et les altérations des réponses aux PEV en fonction de la taille des damiers testés. Les réponses aux flashs sont en revanche plus grossières et peu modifiées par une altération sélective de la fonction maculaire.

Cet examen permet de tester la fonction rétinienne globale avec une contribution de l’aire maculaire négligeable. Il répond à des conditions de réalisation précises (encadré 5-2

). Il teste essentiellement la fonction rétinienne périphérique et n’est donc pas un test pour juger de la fonction maculaire [4]. Ainsi, il ne sera pas ou peu modifié en cas d’œdème restreint à la macula, mais peut être indiqué dans le diagnostic de rétinopathie associant kystes maculaires et atteinte rétinienne périphérique. En particulier, il prend toute sa place en cas de suspicion de dystrophie rétinienne (voir chapitre 14.4) et documente séparément la fonction des bâtonnets par rapport à celle des cônes, et celle de la rétine externe par rapport à celle de la rétine interne.

Cet examen fournit des informations sur la fonction maculaire ainsi que sur la fonction des cellules ganglionnaires en provenance de la macula. Il s’enregistre comme l’ERG global mais sans dilatation pupillaire, avec une réfraction optimale et en monoculaire en cas de strabisme. La stimulation consiste en un échiquier noir et blanc, alternant, identique à celui employé pour enregistrer les PEV damiers. La réponse générée consiste en une déflection négative inconstante (N35), puis une déflection positive P50 suivie d’un déflection négative N95 (fig. 5-25). La N95 a son origine dans les cellules ganglionnaires. La P50 a son origine pour 70 % au niveau des cellules ganglionnaires et pour 30 % une origine plus proximale, au niveau des photorécepteurs maculaires. Le pattern ERG (PERG) est donc une méthode de choix pour distinguer une atteinte des photorécepteurs maculaires (altération de la P50 et proportionnellement de la N95) d’une atteinte primitive des fibres ganglionnaires (ex. : atrophie optique dominante), avec conservation de la P50 (toutefois diminuée en amplitude et de temps de culmination raccourci) concomitante à une disparition de la N95. La plupart des maculopathies entraînent une diminution d’amplitude mais une conservation du temps de culmination de la P50. En revanche, un signe relativement spécifique d’œdème maculaire, également retrouvé en cas de choriorétinite séreuse centrale, est l’allongement du temps de culmination de la P50 [6]. Cependant, contrairement à l’ERG multifocal, le PERG documente la fonction maculaire globale mais ne fournit pas une cartographie de l’électrogenèse maculaire.

Cet examen reflète la fonction globale du couple épithélium pigmenté rétinien (EPR)–photorécepteurs (essentiellement bâtonnets) : la fonction des deux types cellulaires par l’électro-oculogramme (EOG) n’étant pas dissociable, devant tout EOG anormal il faut enregistrer l’ERG global avant de conclure à une altération isolée de la fonction de l’EPR. De même, si un ERG est altéré avec une dysfonction des bâtonnets, l’EOG sera aussi altéré du fait de cette dernière. L’EOG tire son principe du fait que, grâce aux pompes ioniques de l’épithélium et des échanges avec les photorécepteurs, l’œil est un dipôle dont la valeur va varier entre l’obscurité et la lumière (encadré 5-3

). Le rapport d’Arden est mesuré en pourcentage entre la valeur la plus haute à la lumière et la valeur la plus basse à l’obscurité (en général supérieure à 120 à 150 % selon les laboratoires). Les indications de l’EOG sont très limitées et restreintes actuellement aux suspicions de maladie de Best, au syndrome d’AZOOR (acute zonular outer retinopathy) ou au suivi des corps étrangers métalliques intra-oculaires. Ainsi, concernant les rétinopathies associées à des kystes maculaires, l’EOG est indiqué essentiellement en cas de suspicion de bestrophinopathie (voir chapitre 14.4).

Selon les critères de l’ISCEV (2008), le patient doit être dilaté, porter la correction (équivalent sphérique de la correction optimale + 3) et avoir une fixation stable. Ainsi, il est difficilement réalisable avant l’âge de 8 ans et en cas de troubles des fonctions supérieures. L’examen est réalisé en ambiance photopique, après une adaptation d’au moins 10 minutes à la lumière. La stimulation et l’enregistrement se font en monoculaire. Un verre convexe de forte puissance (+ 12) est placé devant l’œil non stimulé afin de pénaliser la vision sans désadapter l’œil à la lumière. Ce n’est que si le patient a des difficultés de fixation qu’on devra occulter cet œil. Les scotomes centraux rendent la fixation difficile. Il faut faire fixer en binoculaire ou demander au patient de regarder droit devant et le lui rappeler régulièrement. Ce dernier point est à retenir dans les cas de rétinopathie diabétique ou d’occlusions veineuses.

Le signal généré par les stimulations hexagonales ou petit ERG focal est composé d’une première onde négative N1 qui correspond à l’hyperpolarisation des cellules bipolaires « OFF » et l’hyperpolarisation des cônes. Elle est suivie d’une onde positive P1 : probable retour à l’état de base des cellules bipolaires « OFF » et la dépolarisation des cellules bipolaires « ON » des cônes. Enfin, la courbe se termine par une onde négative N2 dont l’origine est mal connue. Cet examen teste donc majoritairement la réponse locale de la rétine interne de la zone maculaire (fonctionnement des cônes maculaires et des cellules bipolaires « ON » et « OFF » auxquelles ils sont reliés) (fig. 5-27).

Au-delà des réponses élémentaires, on peut présenter les réponses (classiquement l’onde P1) en fonction de leur degré d’excentricité par des anneaux, des quadrants, un code couleur ou comme un relevé du champ visuel (fig. 5-28 et 5-29). Ce codage permet de normaliser les mesures du patient à celles d’un sujet normal et d’âge comparable puisque le vieillissement s’accompagne d’une diminution des amplitudes. Ainsi, les valeurs normales apparaissent en vert, les valeurs anormales en rouge et les valeurs limites (borderline) ou subnormales en rose. Une carte « 3D » présente les mêmes résultats mais en relief, ce qui permet une visualisation plus conviviale et évidente (fig. 5-29).

Un mauvais fonctionnement des cônes, même localisé, se traduit par une diminution des amplitudes et/ou une augmentation des latences dans la zone atteinte (fig. 5-29 à 5-33). Dans les œdèmes maculaires, la diminution du pic fovéolaire est fonction de la baisse d’acuité visuelle et de la durée de l’œdème et donc de la perte des cônes. Il y a également une diminution des amplitudes des anneaux périfovéolaires corrélée à la sensibilité rétinienne, c’est-à-dire à la surface et à l’intensité du déficit du champ visuel (fig. 5-30). Cette corrélation entre le déficit campimétrique et l’ERGmf est vérifiée dans les pathologies avec atteinte des couches externes de la rétine, ce qui n’est pas le cas dans les neuropathies.

L’ERGmf (comme le champ visuel) donne une carte précise, objective et reproductible (sous réserve de la coopération du patient et de la stabilité de la fixation) des zones maculaires altérées et préservées et peut orienter vers une cause notamment à la phase séquellaire où le fond d’œil peut sembler normal (atteinte d’un secteur dans les séquelles d’occlusion de branche). Malgré cela, l’ERGmf a peu de rôle dans le diagnostic ou dans le suivi des œdèmes maculaires car il a été détrôné par le SD-OCT. Cette technique d’imagerie reproductible et non invasive donne une évaluation précise de l’architecture maculaire avec les calculs :

• des épaisseurs de la rétine et de leurs variations portant sur les différentes couches (atteinte rétine interne versus atteinte rétine externe) ;

• de la perte de fonction, telle la perte des photorécepteurs par l’analyse de la couche nucléaire externe, de la ligne ellipsoïde et de la ligne épithélium pigmentaire–membrane de Bruch.

L’ERGmf garde une place dans les protocoles de recherche ou de thérapie de l’œdème maculaire en complément du SD-OCT et du champ visuel central subjectif.

La généralisation progressive des images rétiniennes numérisées a profondément modifié la pratique de l’ophtalmologie. Deux grandes classes d’imageurs peuvent être distinguées :

• les imageries en photographie numérique (contact ou non-contact) ;

• les imageries par balayage laser.

Introduite en 1959, l’angiographie en fluorescence a été, jusqu’au début des années 2000, l’examen fondamental et incontournable pour l’évaluation des maladies de la rétine. Le progrès technologique et notamment l’avènement de l’OCT ont apporté d’autres méthodes d’évaluation qui ont diminué la place de cet examen, encore néanmoins très utile et largement pratiqué [1].

L’angiographie à la fluorescéine permet de mettre en évidence la circulation et la diffusion d’un traceur injecté par voie intraveineuse. La circulation de ce traceur (qui se fait rapidement en une dizaine de secondes) visualise la morphologie du lit vasculaire et la dynamique de la circulation. La diffusion de ce traceur (qui est beaucoup plus lente et se compte en minutes) met en évidence les altérations de la barrière hémato-rétinienne. Le traceur utilisé est un colorant, le sel sodique de fluorescéine (fluorescéinate de sodium). Lorsqu’elle est stimulée par une radiation lumineuse bleue autour de 450 nm, la fluorescéine en solution émet une lumière de fluorescence jaune autour de 520 nm. Grâce à un jeu de filtre adapté, il est possible de photographier cette lumière de fluorescence de façon très sélective. La fluorescéine est une petite molécule pharmacologiquement inactive qui diffuse librement à travers les parois de la choriocapillaire et la membrane de Bruch, mais qui est retenue par les jonctions étanches des cellules endothéliales des vaisseaux rétiniens normaux (barrière hémato-rétinienne interne) et par les jonctions des cellules de l’épithélium pigmentaire (barrière hémato-rétinienne externe). Alors que les jonctions serrées des cellules endothéliales rétiniennes constituent une barrière étanche, les vaisseaux de la choroïde laissent passer le colorant qui imprégnera les espaces extravasculaires de la choroïde. Les jonctions serrées des cellules de l’épithélium pigmentaire (EP) constituent un obstacle au passage du colorant qui ne peut donc accéder à la rétine neurosensorielle si l’EP est intact. Pour Cunha-Vaz, le rôle de ces barrières est la clé de l’interprétation de l’angiographie en fluorescence [2].

Les angiographies dites « grand champ » ou « ultra-grand champ » améliorent la qualité de l’analyse de la périphérie rétinienne sur un champ de 102° avec la lentille grand angle du SLO (Spectralis^®, Heidelberg Engineering, Heidelberg, Allemagne) ou de 200° avec le système Optomap panoramic P200Tx^® (Optos, Écosse) [13]. Ces appareils permettront probablement de mieux caractériser l’ischémie rétinienne périphérique, jusque-là limitée à l’analyse faite par un examen par montage, autorisant un champ de visualisation de 75° (fig. 5-63) [14].

L’interprétation de cette imagerie repose en partie sur l’analyse fine de l’intensité de la fluorescence émise et de son évolution au cours de la séquence angiographique.

On distingue schématiquement trois temps successifs après l’injection de ce colorant :

• le temps précoce (période s’étendant du moment de l’injection du colorant et jusqu’à 5 minutes) qui visualise le remplissage des artères choroïdiennes, suivi par les temps artérioveineux choroïdiens ;

• le temps intermédiaire (entre 5 et 15 minutes après l’injection) : on peut observer dans certaines conditions pathologiques un remplissage dit « retardé » de structures vasculaires choroïdiennes ou au contraire une absence de fluorescence ;

• le temps tardif (jusqu’à environ 1 heure après l’injection) : c’est la phase d’inversion de contraste, car la papille qui était hyperfluorescente jusque-là va apparaît noire. Dans des conditions pathologiques précises, le colorant peut imprégner certaines structures choroïdiennes.

Les clichés d’angio-ICG peuvent être réalisés par des rétinographes classiques ou en mode confocal à l’aide du SLO (Spectralis^®, Heidelberg Engineering, Heidelberg, Allemagne). Dans ce dernier cas, cette acquisition peut se faire avec des objectifs capturant les 30° (fig. 5-64a, 5-65a à c, 5-66a à c et 5.67a à c), 55° (fig. 5-68a) ou 102° (fig. 5-68b et c, et fig. 5-69).

En France, l’ICG est proposé par les firmes pharmaceutiques, sous différents noms de spécialités. Depuis 2003, une formule sans iode a reçu l’autorisation de mise sur le marché. Ses indications sont :

• chez les sujets jeunes : la choriorétinopathie séreuse centrale (CRSC), la myopie forte et les maladies inflammatoires ;

• chez les personnes plus âgées : essentiellement la DMLA et ses formes frontières comme la vasculopathie polypoïdale idiopathique (VPI) et les tumeurs choroïdiennes [1–3].

Le tableau 5-6 montre les principaux signes ICG en fonction des étiologies.

L’exploration échographique, en cas d’œdème maculaire, peut apporter des informations précieuses sur deux éléments importants : les relations vitréomaculaires et l’analyse de l’épaisseur et de l’échostructure de la paroi maculaire.

La tomographie en cohérence optique (optical coherence tomography [OCT]) est une technique d’imagerie rétinienne non invasive qui permet d’obtenir in vivo des images de haute résolution, en coupe antéropostérieure, des microstructures de la rétine et de l’interface vitréorétinienne. La technique a été décrite pour la première fois en 1991 [1]. La première génération d’OCT (OCT 1 ou System 2000^®, Humphrey Instruments, Inc.) a été commercialisée en 1996. Les deuxième et troisième générations ont suivi, 3 et 6 ans plus tard (OCT 2 en 1999 et Stratus OCT 3000^®, Carl Zeiss, Meditec, Allemagne en 2002). Le fonctionnement de cette première génération d’OCT, dit time-domain optical coherence tomography (TD-OCT), ressemble à une échographie réalisée non pas avec des ultrasons, mais avec un faisceau laser produit par une interférométrie à basse cohérence. Dans ce système, une lumière, produite par une diode superluminescente, est divisée en deux faisceaux par un miroir semi-réfléchissant : le faisceau de référence et le faisceau d’examen. Le premier faisceau a un trajet connu : il se réfléchit sur un miroir mobile. Le deuxième, dirigé vers l’œil, se réfléchit sur la rétine. Les deux faisceaux réfléchis arrivent simultanément sur un détecteur et créent un signal d’interférence dont l’amplitude peut être mesurée (fig. 5-76). Le déplacement mécanique du miroir mobile d’arrière en avant permet d’obtenir une distance de parcours équivalente pour les deux signaux qui peuvent entrer en résonance et créer une interférence. L’analyse de cette interférence permet de déterminer la réflectivité des couches rétiniennes en un point, au cours d’une acquisition de type A-scan : plus le signal rétinien réfléchi est important, plus l’interférence au signal de référence sera importante. La multiplication des A-scans permet d’obtenir un profil de réflectivité maculaire sur une distance déterminée. L’image obtenue s’apparente alors à une coupe histologique mais ne doit pas y être assimilée, car la réflectivité des couches rétiniennes dépend de nombreux facteurs (biréfringence, dispersion, réflexion et focalisation du signal). Ainsi, toute anomalie de composition ou de morphologie d’une structure rétinienne peut se traduire par un changement de sa réflectivité. La vitesse d’acquisition est d’environ 250 à 400 A-scans par seconde. Une coupe antéropostérieur ou B-scan est constituée par différentes séquences d’A-scan (100 en OCT 1 et 2 et 512 en Stratus^®). La résolution du Stratus^® est de l’ordre de 7 à 10 μm et varie de façon inversement proportionnelle à la taille des coupes.

En 2006, une nouvelle génération d’appareil utilisant un spectromètre à la place de l’interféromètre, dit spectral-domain optical coherence tomography (SD-OCT) ou « Fourier domain », est arrivée sur le marché. Grâce à l’utilisation d’un spectromètre, le signal cible est décomposé en une multitude de longueurs d’onde. Un calcul mathématique (décomposée de Fourrier) permet pour chaque onde d’obtenir la localisation du point réflecteur (grâce à la période de l’onde) et sa réflectivité (grâce à l’amplitude de l’onde). Ce système permet donc de localiser et caractériser la réflectivité d’un grand nombre de signaux réfléchis sur la rétine, sans mouvement d’un miroir de référence (fig. 5-77). Cela permet une augmentation de la vitesse d’acquisition des images de 25 000 à 75 000 A-scans/seconde, et donne une excellente qualité de l’image en diminuant les artefacts dus aux mouvements de l’œil. La résolution longitudinale de ces appareils se situe entre 4 et 6 μm. Grâce à l’amélioration de la résolution et de la vitesse d’acquisition, le SD-OCT permet une meilleure visualisation des modifications intra- et extrarétiniennes (limitante interne, cavités cystoïdes, exsudats lipidiques, jonction de segments externes–internes des photorécepteurs, épithélium pigmentaire, décollement fovéolaire) et de l’interface rétinovitréenne (limitante externe, hyaloïde, séparation vitréomaculaire, membrane épimaculaire, traction vitréomaculaire). Il permet également la multiplication du nombre de coupes et une reconstruction 3 D (50 à 256 coupes étagées). Les différentes lésions du fond d’œil sont repérées plus précisément. La mesure de l’épaisseur et la cartographie maculaire sont plus précises et sans interpolation.

Le SD-OCT donne des images en coupe de la macula avec un tel détail qu’il a été nécessaire de revisiter la nomenclature des termes utilisés, à la lumière des comparaisons entre l’OCT et les connaissances histologiques. Une des notions nouvelles de cette nomenclature porte sur ce qui était appelé la ligne de jonction des articles externes et internes des photos récepteurs (inner and outer segment junction line). Cette ligne hyper-réflective très visible appartient en fait totalement à l’article interne des photorécepteurs. Sa visibilité est due à la réfringence d’un amas de mitochondries appelé « ellipsoïde ». Le nouveau terme proposé est donc « zone ellipsoïde ». La zone d’interdigitation correspond à la zone où l’extrémité des articles externes des photorécepteurs se mêle aux villosités apicales des cellules de l’épithélium pigmentaire (fig. 5-78).

Les SD-OCT actuels offrent aussi d’autres outils d’imageries. L’OCT peut permettre de combiner de multiples procédés d’imagerie comme des clichés en couleurs, en autofluorescence, en angiographie à la fluorescéine ou au vert d’indocyanine. Les nouveaux modules optiques permettent l’examen en OCT du segment antérieur ou en ultra-grand champ. Les développements de logiciels et d’algorithmes offrent de nouvelles fonctions telles que l’EDI-OCT ou l’OCT « en face ».

L’OCT permet d’apprécier l’architecture rétinienne. Pour beaucoup, l’œdème est par définition lié à une exsudation intra- ou sous-rétinienne, extracellulaire et parfois intracellulaire. L’analyse des coupes OCT a permis de définir des critères anatomiques liés à l’œdème et à l’exsudation : l’épaississement rétinien, la perte de la dépression fovéolaire, la présence de logettes kystiques ou d’un décollement séreux rétinien sont des marqueurs de l’œdème maculaire (fig. 5-85). L’analyse fine permet de déterminer des facteurs de mauvais pronostic, comme l’atteinte de la ligne ellipsoïde, et bien souvent la cause de l’œdème : des néovaisseaux choroïdiens, une choroïde épaissie dans la CRSC, une traction vitréomaculaire, une fossette colobomateuse, etc.

L’interface vitréomaculaire est particulièrement bien analysable en OCT. La hyaloïde postérieure est visible en OCT sous la forme d’une ligne fine hyper-réflective en avant de la rétine. L’OCT est une aide importante pour déterminer la présence d’un décollement partiel du vitré : la hyaloïde postérieure n’est pas visible en OCT si le vitré n’est pas décollé, car elle est totalement adhérente à la rétine et se confond avec l’hyper-réflectivité de la rétine interne. Elle n’est pas non plus visible en cas de décollement postérieur du vitré (DPV) complet. La profondeur de champ de l’OCT est d’environ 2 mm et elle n’est pas suffisante pour visualiser une hyaloïde totalement détachée de la rétine. Cette caractéristique va être modifiée par l’apparition des OCT grand champ et surtout les swept-source OCT qui ont une résolution axiale et transversale améliorée et une profondeur de champs de 5 à 6 mm. Enfin, les anomalies d’attache vitréorétinienne sont parfaitement observables en OCT et peuvent être associées à des œdèmes maculaires (voir chapitre 13.3).

L’OCT permet d’obtenir des mesures de l’épaisseur rétinienne, en particulier au niveau de la macula. Cet examen permet une analyse quantitative de l’OM en étudiant les modifications structurelles intrarétiniennes et l’interface vitréofovéolaire grâce à une image bidimensionnelle. La mesure de l’épaisseur maculaire est effectuée avec un logiciel de cartographie maculaire ou mapping. Depuis l’avènement des SD-OCT, les cartographies sont calculées à partir des balayages 3D. Sur chacune des coupes, l’épaisseur rétinienne est calculée au niveau de tous les points régulièrement espacés. L’OM sur la cartographie maculaire est représenté de deux façons différentes qui donnent des renseignements complémentaires : la cartographie en couleurs et la cartographie des épaisseurs rétiniennes moyennes. La cartographie en couleurs donne une représentation topographique de l’épaisseur rétinienne calculée à partir des valeurs mesurées sur chacune des coupes, si bien que les valeurs situées entre deux coupes sont extrapolées par le logiciel et non pas mesurées. Sur cette représentation, les couleurs chaudes montrent les zones d’épaississement rétinien et les couleurs froides les zones d’épaisseur normale (fig. 5-86).

La seconde représentation donne une moyenne de l’épaisseur rétinienne dans les différents secteurs de la grille d’évaluation de l’œdème maculaire de l’Early Treatment Diabetic Retinopathy Study (ETDRS), elle-même constituée de trois cercles concentriques de 1000, 3000 et 6000 μm de diamètre, centrés sur le point de fixation. La macula est ainsi divisée en neuf territoires différents dans chacun desquels figure l’épaisseur rétinienne moyenne. Cette épaisseur rétinienne moyenne sectorielle est calculée à partir des mesures ponctuelles réalisées le long des lignes de coupe (fig. 5-87). La valeur du point central est une donnée importante, car elle représente l’épaisseur rétinienne fovéolaire et serait probablement la valeur la mieux corrélée à l’acuité visuelle. Ces mesures représentent un progrès majeur dans la prise en charge de l’OM. La reproductibilité des mesures d’épaisseur rétinienne par réalisation d’une cartographie est bonne à condition de réaliser des coupes passant toutes par la fovéa. Or, en cas d’OM, la dépression fovéolaire a souvent disparu. Le repère le plus fiable est alors l’image du dôme hyporéflectif intrarétinien correspondant aux fibres de Henlé.

Les SD-OCT permettent une répartition plus homogène des points mesurés sur toute la région maculaire par rapport au TD-OCT. L’emplacement et les paramètres d’une ligne de coupe peuvent être gardés en mémoire et reproduits lors d’un examen ultérieur chez un même patient, permettant ainsi un examen comparatif aisé et reproductible. Il est possible d’afficher la cartographie selon une grille d’ETDRS mais aussi en damier.

L’apparition des nouveaux modèles d’OCT sur le marché a créé un vrai problème de normalisation des valeurs normales de l’épaisseur maculaire qui sont différentes d’un appareil à l’autre. Ceci est lié au fait que les lignes de référence de mesure de l’épaisseur maculaire varient selon les appareils. Ainsi, sur le Stratus^®, la ligne de référence postérieure correspondait à la ligne de jonction des segments internes et externes des photorécepteurs. Sur le Cirrus^®, cette ligne est plus postérieure, au niveau de l’épithélium pigmentaire, et sur le Spectralis^®, elle est localisée au niveau de la membrane de Bruch. Pour les autres SD-OCT, elle est plus antérieure. Ces différences impliquent que les épaisseurs maculaires sont différentes d’un appareil à l’autre et qu’il est préférable de garder toujours le même appareil pour suivre l’évolution d’un OM. Les valeurs normatives pour chaque appareil seront utilisées pour définir l’épaississement rétinien débutant du patient. Ainsi, on considérera que la rétine est épaissie lorsque l’épaisseur rétinienne est supérieure à l’épaisseur rétinienne normale ± 2 déviations standard (tableau 5-7).

Il existe une excellente reproductibilité de la mesure de l’épaisseur maculaire avec les SD-OCT. La reproductibilité de la mesure de l’épaisseur maculaire est encore meilleure pour les SD-OCT ayant la fonction de eyetracking qui permet d’obtenir des mesures extrêmement reproductibles de l’épaisseur maculaire, avec un coefficient de variation très faible de l’ordre de 8 μm [5].

L’amélioration de la vitesse d’acquisition des SD-OCT a diminué les artefacts liés aux micromouvements oculaires, mais les artefacts en rapport avec certaines structures intrarétiniennes demeurent inchangés. Ainsi, les exsudats lipidiques intrarétiniens apparaissent comme des structures hyper-réflectives masquant la réflectivité du complexe épithélium pigmentaire–choriocapillaire sous-jacent. Il en résulte un défect dans la ligne de profil postérieur de la rétine. Le logiciel de mesure de l’épaisseur rétinienne corrige automatiquement cette anomalie par interpolation linéaire, cependant, si les exsudats sont de grande taille, la correction par interpolation linéaire ne fonctionne pas, et la mesure de l’épaisseur rétinienne peut être alors erronée.

Plus rarement, la hyaloïde postérieure peut avoir une réflectivité anormalement élevée, le logiciel positionnant alors la ligne de profil antérieure sur cette hyaloïde au lieu de reconnaître la surface rétinienne, ce qui conduit à une surestimation de l’épaisseur rétinienne (fig. 5-88 et 5-89). En cas de trouble des milieux, la baisse importante du signal rend impossible l’utilisation de la mesure automatique.

Dans toutes ces situations, avant la réalisation d’une cartographie maculaire, il convient d’analyser au préalable les coupes en mode retinal thickness, afin de s’assurer que la mesure automatique n’a pas introduit d’artefacts. En cas d’erreur importante, cette mesure peut être effectuée manuellement en positionnant des index sur les limites externes et internes de la rétine.

Il existe plusieurs modalités de cartographie maculaire selon la génération et les modèles, mais les cartographies obtenues à partir de scans parallèles et horizontaux semblent devenir le standard actuellement en pratique clinique, les autres types d’acquisition étant moins systématiques (fig. 5-90). Les comparaisons récentes entre différents SD-OCT utilisaient d’ailleurs ce type de mapping (cube pour le Cirrus^® et le volume de 49 lignes high speed de 20° × 20° pour le Spectralis^®). Une marge d’erreur inférieure à 20 % est présente en cas de changement de machine entre deux mappings. Sur une même machine, la reproductibilité donne une marge d’erreur de moins de 10 %. Pour définir ces marges d’erreur, on peut utiliser une mesure standardisée rapportée à la mesure du Stratus^®. Des équations pour convertir une mesure sur un SD-OCT (c’est-à-dire RTVue^®, Cirrus^® et Spectralis^®) en mesure « standardisée Stratus^® » ont été publiées [6, 7]. Par exemple, les valeurs de l’épaisseur centrale mesurée sur le RTVue^® peuvent être converties en valeur « Stratus^® » selon cette formule : Stratus^® = −43,55 + 0,98 × RTVue^®.

L’OCT permet de diagnostiquer et de suivre dans le temps un œdème maculaire. Il permet souvent de déterminer également l’origine de l’œdème et les nouvelles fonctionnalités de l’OCT laissent entrevoir la possibilité de mieux observer les anomalies vasculaires associées à l’œdème, ainsi que les anomalies de l’attache vitréomaculaire.

Les équipements actuellement disponibles utilisent des algorithmes différents. Le split-spectrum amplitude-decorrelation angiography (SSADA) est l’un des algorithmes créés pour visualiser le flux sanguin dans les vaisseaux rétiniens, avec le full spectrum amplitude-decorrelation angiography et le pixel average [2]. Le cube 3D obtenu est utilisé pour calculer la décorrélation du signal d’amplitude, ce qui permet de visualiser le flux sanguin. Cette technologie est utilisée par l’AngioVue^® (Optovue Inc., Californie, États-Unis). L’AngioVue^® se sert d’une fenêtre d’acquisition de 3 × 3 mm, il est nécessaire de faire neuf acquisitions différentes pour couvrir l’aire maculaire. L’acquisition se fait dans les deux axes et permet d’obtenir une image bidimensionnelle « en face » et frontale (C-scan), ainsi qu’une image tridimensionnelle d’angio-OCT côte à côte. La lecture se fait à l’aide de la segmentation automatique de deux sections dans les couches internes (plexus capillaire superficiel dans membrane limitante interne–cellules ganglionnaires, profond dans plexiforme interne– plexiforme externe), et de deux sections dans les couches externes (rétine externe et choriocapillaire), avec toujours la possibilité de régler l’épaisseur de la section sur l’OCT antéropostérieur (B-scan). Le plan de référence peut aussi être ajusté en rentrant des valeurs numériques de distance et d’épaisseur par rapport à un plan choisi. Trois lits capillaires superficiel, profond et radiaire sont ainsi décrits : le plexus capillaire superficiel se situe entre la membrane limitante interne et le bord externe de la couche des cellules ganglionnaires ; le plexus capillaire profond s’étend entre le bord externe de la plexiforme interne (PI) jusqu’au milieu de la plexiforme externe (PE) [14]. L’angio-OCT est systématiquement associé à un OCT B scan (fig. 5-94).

L’algorithme de full spectrum amplitude-decorrelation angiography est développé sur les systèmes les plus complets de Heidelberg avec le Spectralis^® OCT2 Angiography (Heidelberg Engineering, Heidelberg, Allemagne) avec une sommation de 25 images en eyetracking. Les figures 5-94 et 5-95 permettent de comparer l’aspect en angiographie à la fluorescéine (AF), en SD-OCT B-scan, en angio-OCT B-scan ainsi que la superposition de l’angio-OCT sur l’AF. L’analyse en angio-OCT et en OCT « en face » se fait à partir de B-scan angio-OCT. La localisation précise des différents éléments, sur cinq sections de coupes prédéfinies et deux plans de références (limitante interne et membrane de Bruch), donne une analyse très précise en angio-OCT. Ces segmentations automatiques sont très précises dans les couches internes, permettant la section automatique des cellules ganglionnaires (CG), de la nucléaire interne (NI), de la PE et de la membrane limitante interne (MLI) à la PE. L’OCT B-scan et l’angio-OCT B-scan sont associés à l’angio-OCT, permettant de bien localiser les vaisseaux dans l’épaisseur rétinienne et réalisant une cartographie détaillée du réseau capillaire rétinien au niveau de la microfenêtre d’acquisition (eFig. 5-1 et fig. 5-96).

Les limites de l’angio-OCT sont la difficulté de la réalisation en cas de trouble des milieux, la petite fenêtre d’acquisition et les artefacts de projection. C’est néanmoins le premier examen d’imagerie qui permet une analyse fine des lits capillaires profond et superficiel.

L’angio-OCT, sans injection de colorant, permet d’avoir des informations plus précises dans les 10° centraux sur la présence et l’étendue de l’ischémie maculaire, sur les logettes maculaires très bien visibles car non masquées par la diffusion du colorant qui accompagne l’œdème maculaire en angiographie. L’imagerie multimodale de différentes causes d’OM illustre bien ce que chaque technique apporte au bilan diagnostique (fig. 5-97 et 5-98 et eFig. 5-2 à eFig. 5-11) [15].

La visualisation des cônes par l’OA est rendue possible par la réflectivité de certaines structures cellulaires présentes à la jonction des segments externes et internes des photorécepteurs où se concentrent les mitochondries. L’effet Stiles-Crawford, qui correspond à une sensibilité préférentielle des photorécepteurs à une incidence particulière de la lumière (celle correspondant à l’orientation du cône), est ainsi exploité [6]. En plus de la densité et de l’espacement intercellulaire, l’OA fournit de précieuses informations sur la régularité de la mosaïque des photorécepteurs, nécessaire à une bonne fonction visuelle [7]. Une baisse modérée de la densité de cônes parafovéolaires a ainsi été mise en évidence chez les patients diabétiques de type 1 [8]. Dans une série de patients présentant une choriorétinite séreuse centrale résolutive, Ooto et al. ont montré une diminution de la densité de cônes associée à une désorganisation de la mosaïque cellulaire, anomalies qui étaient corrélées à la baisse de l’acuité visuelle [9]. La même approche peut être envisagée dans l’œdème maculaire, l’évaluation de la perte de photorécepteurs pouvant avoir une valeur pronostique (fig. 5-99).

En focalisant l’OA sur les couches internes de la rétine, il est possible d’obtenir des images « en face » (coronales) de l’œdème maculaire. Des logettes de différentes tailles peuvent être ainsi visualisées. Ces images sont à rapprocher des reconstructions obtenues par OCT « en face » (C-scan). Les images d’OA par illumination semblent ainsi correspondre à une image frontale d’une tranche rétinienne ou slab (fig. 5-100).

L’OA permet une visualisation des exsudats avec une résolution inégalée (fig. 5-101). Il en ressort ainsi que les exsudats associés à l’œdème maculaire du diabétique (OMD) sont constitués de l’agglomération de sphères de taille relativement homogène d’un diamètre d’environ 30 μm. Les études histologiques ont mis en évidence la nature protéique et lipidique des exsudats durs associés à la rétinopathie diabétique [10]. Constitués d’une matrice fibreuse, ils accueillent de nombreuses cellules qu’elles soient des macrophages ou des cellules pigmentées. Ces images en OA sont également très évocatrices des « foci » décrits en OCT. Ces lésions élémentaires hyper-réflectives se forment dans toutes les couches de la rétine à partir du mur des micro-anévrismes ; elles pourraient correspondre à l’extravasation de l’apoprotéine B qui s’agrège progressivement jusqu’à former les exsudats durs principalement localisés dans la couche plexiforme externe ; l’augmentation de la pression osmotique qui en résulte participerait à l’apparition de l’œdème maculaire. Ces lésions hyper-réflectives seraient quasi pathognomoniques de l’OMD (fig. 5-101 et 5-102) [11].

Il est également possible que les foci eux-mêmes soient constitués de l’agglomérat de matériel de dimension encore plus réduite comme le laissent supposer les premières images d’OA (fig. 5-103). Une comparaison anatomoclinique serait précieuse pour confirmer cette hypothèse. Par conséquent, l’OA pourrait aider à mieux connaître l’histoire naturelle des exsudats rétiniens survenant dans un contexte d’OMD et pourrait aider à évaluer les différentes thérapeutiques proposées (chirurgie, photocoagulation, traitement hypolipémiant général).

L’OA permet également d’imager les vaisseaux rétiniens, en particulier leurs parois et d’évaluer le flux sanguin [12]. Il est ainsi possible, dans le diabète, de détecter précocement l’apparition de subtiles modifications vasculaires comme les micro-anévrismes et les micro-hémorragies avec ou sans recours à un colorant [13]. Récemment, il a également été montré qu’avec une analyse informatique adaptée, il était possible de quantifier la raréfaction de la trame capillaire parafovéolaire qui survient dans le diabète avec une précision supérieure à celle de l’angiofluorographie classique [13]. L’OA offre une plus grande sensibilité à la détection des vascularites que l’angiographie ou la rétinographie [14]. Dans les occlusions veineuses rétiniennes, l’OA permet une étude des croisements artérioveineux ainsi qu’une détection sensible de l’opacification périveinulaire [15].

Actuellement, les principales modalités d’exploration du pôle postérieur sont : la rétinographie en couleurs, l’échographie, l’angiographie à la fluorescéine et au vert d’indocyanine, les clichés en autofluorescence, l’OCT.

La rétinographie en couleurs est obtenue grâce à la réflexion, par les tissus intra-oculaires, d’un flash en lumière blanche. En fonction de la résolution du capteur, évaluée à l’échelle du micromètre, une gamme d’amplitude est obtenue. En plus des clichés en lumière blanche qui utilisent l’ensemble du spectre visible, les clichés monochromatiques peuvent améliorer le contraste entre des structures présentant différentes caractéristiques d’absorption et différentes localisations en profondeur. La localisation exacte en termes de profondeur sur les rétinographie demeure impossible ce qui en fait un inconvénient majeur pour la visualisation et la quantification de l’œdème maculaire cystoïde.

L’échographie est obtenue grâce à la réflexion d’ondes d’ultrasons sur les tissus oculaires. Les échographes ophtalmologiques fonctionnent avec une fréquence de 10 ou 20 MHz pour l’imagerie du pôle postérieur. La résolution augmente dès lors qu’on utilise des fréquences croissantes, en revanche les hautes fréquences diminuent la profondeur de pénétration. L’application de l’échographie dans l’imagerie de la rétine est donc limitée à des lésions qui ne sont pas accessibles à la biomicroscopie, comme les troubles sévères des milieux, les lésions opaques, les pathologies choroïdiennes et les lésions orbitaires.

L’angiographie à la fluorescéine et l’angiographie infrarouge au vert d’indocyanine permettent, en temps réel, d’étudier la distribution de colorants fluorescents dans l’œil. Elles permettent ainsi, à la fois, l’évaluation dynamique de la circulation sanguine dans les vaisseaux et l’évaluation de l’intégrité de la barrière hémato-rétinienne en mettant en évidence une diffusion. Il s’agit de la seule méthode commercialisée pour caractériser la perméabilité vasculaire. Cependant, cette technique ne quantifie pas l’intensité de la diffusion et n’évalue pas précisément la profondeur des structures étudiées.

Les clichés en autofluorescence mettent en évidence la répartition anatomique des fluorophores au niveau du pôle postérieur. La principale source de cette fluorescence est un produit dérivé de la vitamine A appelé lipofuscine, qui lui-même est composé d’au moins dix fluorophores différents. En tant que tel, le profil de fluorescence sert de témoin de l’activité métabolique au niveau de l’interface photorécepteurs–épithélium pigmentaire. Au même titre que pour l’angiographie, l’autofluorescence manque de précision pour quantifier le niveau de fluorescence émise. De plus, la profondeur des structures dont est issue la fluorescence doit être déduite par le clinicien à partir d’indices indirects. Ainsi, la comparaison interindividuelle et intra-individuelle, à l’exception des altérations du profil de fluorescence, est limitée.

L’OCT mesure la réflectivité des tissus par interférométrie. L’OCT fournit des images en volume avec une résolution axiale pouvant aller jusqu’à 1 μm. Les systèmes modernes, équipés de la technologie type swept-source ou enhanced depth imaging (EDI), permettent une visualisation détaillée de la rétine et de la choroïde en une coupe. Une limitation de l’OCT est sa résolution transversale, qui au mieux peut atteindre 10 μm. Ceci peut être amélioré à l’échelle du micron via l’optique adaptative, qui à son tour limite le champ de l’imagerie à quelques degrés. Cependant, le principal point faible de l’OCT est le manque d’information fonctionnelle. Le développement récent des premiers appareils d’angio-OCT donne l’espoir d’une visualisation fonctionnelle et anatomique.

La définition de l’œdème maculaire est l’accumulation de liquide extracellulaire dans la rétine secondaire à une rupture de la barrière hémato-rétinienne [1]. Ce liquide provient à quelques exceptions près, comme les fossettes colobomateuses, de vaisseaux choroïdiens ou rétiniens. En fonction de l’étiologie et l’importance de l’exsudat, les stratégies thérapeutiques varient de manière significative. Ainsi, l’objectif principal de l’imagerie de l’œdème maculaire est de quantifier l’excès de fluide et de localiser avec précision l’origine de la diffusion. Une localisation exacte dans les plans axial et transversal est nécessaire.

La localisation tridimensionnelle est sans nul doute l’apanage de l’OCT. En revanche, actuellement les informations sur la perméabilité vasculaire ne peuvent être obtenues que par l’angiographie à la fluorescéine. Cependant la localisation exacte des points de fuite en angiographie rencontre de nombreux problèmes. Tout d’abord, les éléments spontanément hyperfluorescents et les fuites intenses peuvent créer un effet masque. De plus, l’évaluation de la profondeur des structures est délicate en angiographie.

En plus de caractériser la fuite afin d’utiliser notre arsenal thérapeutique au mieux, certains souhaitent s’attaquer au problème sous-jacent. De nombreuses pathologies, telles que la DMLA, la maculopathie diabétique, les uvéites, et l’occlusion veineuse sont à l’origine d’exsudations qui provoquent à terme un œdème maculaire cystoïde. Ces processus pathologiques reposent souvent sur un certain degré d’inflammation, d’ischémie ou une combinaison des deux. Quant bien même de nombreux mécanismes pathologiques sont en jeu, il n’en demeure pas moins qu’a terme le résultat est irrémédiablement identique : la fibrose [2]. Parce que le stade définitif de fibrose est beaucoup plus difficile à traiter et que la récupération visuelle est souvent incomplète, l’identification de la pathologie avant l’avènement de changements structurels importants est cruciale.

Bon nombre des processus de l’inflammation fonctionnent à une échelle cellulaire ou moléculaire, ils demeurent donc difficiles à observer in vivo. L’identification des cellules inflammatoires à l’OCT est en cours d’étude. Des points hyper-réflectifs dans la chambre antérieure, le corps vitré et la rétine peuvent être vus chez des patients présentant une uvéite (fig. 5-107). Compte tenu de leur association avec l’activité inflammatoire, il est raisonnable de supposer que ces points représentent des cellules inflammatoires. Au niveau de la rétine, leur véritable nature et leur activité inflammatoire potentielle restent controversées [3, 4]. Malheureusement, les seuls autres signes cliniques pouvant précéder les modifications structurelles sont des éléments non spécifiques tels que la rupture de la barrière hémato-rétinienne en angiographie ou l’accumulation de lipofuscine en autofluorescence.

Le second facteur physiopathologique majeur dans l’œdème maculaire cystoïde est l’ischémie. Étant donné que l’ischémie est définie comme un apport sanguin insuffisant, son étude nécessite la visualisation du flux sanguin.

En ce qui concerne l’exploration de l’ischémie rétinienne le gold standard est sans conteste l’angiographie à la fluorescéine. À partir du moment ou l’ischémie entraîne des modifications structurelles, d’autres méthodes d’imagerie peuvent fournir des informations précieuses. On peut ainsi observer une ligne hyper-réflective située au niveau de la partie interne de la couche plexiforme externe sur coupe OCT (fig. 5-108). Cette ligne hyper-réflective peut être observée dans les occlusions de veines et d’artères rétiniennes et est un marqueur pronostique péjoratif [5]. Cependant, elle n’est pas toujours facilement identifiable et habituellement elle demeure transitoire. A contrario, dans d’autres pathologies où la composante hypoxique est marquée au niveau des couches plus profondes de la rétine, comme la rétinopathie diabétique, cette ligne hyper-réflective n’est pas retrouvée. Par conséquent, les œdèmes maculaires ischémiques et non ischémiques ont un aspect identique en OCT (fig. 5-109).

En résumé, les systèmes d’imagerie actuels sont restreints quant à la capacité de localiser précisément une rupture de la barrière hémato-rétinienne. De plus, ils sont limités dans l’étude de la composante fondamentale sur laquelle repose la physiopathologie de l’œdème maculaire cystoïde. La technique d’imagerie idéale doit combiner l’anatomie et l’évaluation fonctionnelle avec une haute résolution axiale et transversale. Enfin, elle doit associer une bonne pénétration des tissus, y compris de la rétine et de la choroïde, et une vision grand champ.

« Predicting the future is generally an invitation to look foolish. »

Steven Pinker

L’angiographie conventionnelle ne permet pas de véritable étude tridimensionnelle, car sa résolution en profondeur est faible. Un grand espoir repose donc sur l’amélioration de l’OCT conventionnel avec intégration d’une dimension fonctionnelle. Un pas dans cette direction est le développement de l’angio-OCT et le Doppler-OCT. Les systèmes d’angio-OCT reposent sur la détection de signal de décorrélation. Étant donné que les érythrocytes sont en mouvement dans la lumière vasculaire, leurs propriétés de réflexion à un point donné changent avec le temps. Des scanners successifs d’un même point peuvent donc permettre d’appréhender ces modifications. Sur une coupe OCT 3D, la visualisation d’éléments en mouvement en opposition aux structures statiques permet d’obtenir une carte tridimentionnelle de la vascularisation rétinienne et choroïdienne (fig. 5-110). Plusieurs approches fondées sur les données d’amplitude et de phase ont été réalisées et un système commercial est déjà disponible avec d’autres à venir. L’angio-OCT a déjà permis d’améliorer la compréhension des mécanismes vasculaires dans les télangiectasies maculaires de type 2 [6] et une meilleure caractérisation de la néovascularisation choroïdienne. Son intérêt clinique devra être confirmé dans le futur et de nombreuses améliorations peuvent être apportées. Les systèmes actuels doivent réduire leur résolution axiale de 15 μm, un sacrifice pour obtenir une vitesse de balayage suffisante [7].

Alors que l’angio-OCT estime la rhéologie rétinochoroïdienne en extrapolant le degré de décorrélation, ce qui peut sembler imprécis et ne fonctionnant que pour une gamme étroite de vitesse, le Doppler-OCT peut quant à lui quantifier le volume du flux sanguin. Il détecte le déphasage de particules permettant ainsi de mesurer la vitesse absolue d’écoulement du sang (fig. 5-111). De cette façon, le flux sanguin rétinien total a été mesuré avec une bonne corrélation entre le flux artériel et veineux indiquant des résultats valides [8]. En revanche, le Doppler-OCT nécessite des logiciels de traitement d’algorithmes très techniques ne pouvant pas être intégrés dans les dispositifs classiques d’angiographie [9].

Ces deux techniques possèdent un grand potentiel clinique et quelques améliorations permettront de dépasser les écueils évoqués. Cependant, ces techniques sont confrontées à une contrainte inhérente à leur fonctionnement : le mouvement. En effet pour être étudiées, les particules doivent avoir une certaine taille et une certaine vitesse. Par conséquent, l’étude d’une barrière hémato-rétinienne défectueuse doit reposer sur une nouvelle approche.

La technologie la plus prometteuse est le contrast-enhanced OCT dans laquelle des nanoparticules servent d’agents de contraste. Ces agents se présentent sous deux formes, passive et active. Les agents « passifs » dont le potentiel est le plus élevé sont des nanoparticules d’or. Définies par le rapport entre leur longueur (généralement autour de 20 nm) et leur diamètre, ces particules peuvent être réglées pour absorber la lumière à différentes longueurs d’onde. Dès lors que l’absorption est maximale dans la gamme des rayons émis par l’OCT, ces agents créent un contraste élevé au sein des tissus de la rétine. En pratique, si des nanoparticules d’or se retrouvaient dans le flux sanguin, il serait possible d’attester de l’intégrité de l’endothélium vasculaire et de l’ensemble du réseau vasculaire rétinien de manière dynamique en OCT. En outre, après le couplage des nanoparticules d’or à des anticorps ou des récepteurs solubles, il serait possible de réaliser des marquages spécifiques de composants tissulaires. Les nanoparticules marquées ont déjà été utilisées avec succès pour cibler intercellular adhesion molecule 1 (ICAM-1), une protéine transmembranaire hautement exprimée dans les tumeurs et les pathologies inflammatoires. Ce marquage a été réalisé dans un modèle de souris dans l’arthrite rhumatismale et pour détecter des séquences d’acide ribonucléique messager (ARNm) aberrantes dans des cellules tumorales humaines [10, 11]. Les agents de contraste « actifs » émettent un signal qui n’est habituellement pas détecté par les OCT. Ce signal repose sur des réactions photo-acoustiques et photothermiques, ce qui signifie l’émission par l’agent de contraste d’ondes sonores ou de chaleur en réponse à l’absorption de la lumière [12, 13]. Un inconvénient de cette technique est qu’un équipement supplémentaire est nécessaire, tandis que pour les agents dits passifs, il est possible de les intégrer aux OCT actuels. Le contrast-enhanced OCT est une voie de recherche non seulement pour l’imagerie, mais aussi en termes de thérapeutique. Néanmoins, les questions de biocompatibilité doivent être résolues et un long chemin nous sépare de l’application clinique en ophtalmologie. L’avènement du contrast-enhanced OCT associé à des nanoparticules pourrait définir l’imagerie moléculaire de demain avec une visualisation 3D des détails anatomiques et fonctionnels.