Autofluoreszenz-Imaging

Das FAF-Signal entspringt hauptsächlich aus der Ebene des retinalen Pigmentepithels (RPE)/Fotorezeptorkomplexes (Delori et al. 1995). Die dominante Quelle sind Fluorophore, die sich als Lipofuszin (LF) in lysosomalen Speichergranula in postmitotischen RPE-Zellen anreichern, während Fotopigmente der äußeren Fotorezeptorsegmente als Filter des Anregungslichts wirken. Darüber hinaus kann jeder weiterer Fluorophor oder Filter innerhalb des Lichtpfades das detektierte Signal modulieren, entweder physiologisch oder als Teil pathologischer Prozesse. Die Linse ist ein wichtiger „Störfaktor“ des Signals, insbesondere bei progredienter Kernkatarakt und bei Verwendung von kurzwelligem Licht (d. h. blauem Licht) zur Anregung. Tatsächlich stellt die gelblich-bräunliche Veränderung der Linse, die typischerweise mit zunehmendem Alter auftritt, einen starken Absorber von blauem Anregungslicht dar. Es wird nicht nur der Pfad des Anregungslichts auf seinem Weg zum hinteren Pol eingeschränkt, sondern die eigene Autofluoreszenz der alternden Linse stört zusätzlich die FAF-Signalerkennung des Augenhintergrunds. Hämoglobin in retinalen Blutgefäßen absorbiert physiologisch sowohl das Anregungslicht als auch die resultierenden Autofluoreszenzwellenlängen von RPE-Fluorophoren. Bei Netzhautblutungen kann auch eine Absorption beobachtet werden, aber das Signal an der Blutungsstelle kann sich im Laufe der Zeit im Rahmen des metabolischen Abbaus von Blutverbindungen zu deutlich erhöhten Intensitäten entwickeln.

Im Bereich der Fovea und Parafovea wird das FAF-Signal durch erhöhte optische Melanindichte und, bei Verwendung von Blaulichtanregung, durch Makulapigment in inneren Netzhautschichten reduziert (Delori et al. 1995). Bei RPE-Degeneration und damit dem Verlust von RPE-Fluorophoren können zusätzliche Fluorophore auf Ebene der Aderhaut zum FAF-Signal beitragen, entweder aufgrund von Melanolipofuszin oder aufgrund anderer Fluorophore einschließlich Elastin und Kollagen in Aderhautblutgefäßwänden und Sklera. Bemerkenswert ist, dass „Bleichungs“-Phänomene („bleaching“) und der Verlust von Fotopigment zu einer erhöhten FAF durch reduzierte Absorption anterior der RPE-Zellschicht führen (Abb. 1) (Staurenghi et al. 2004). Schließlich müssen bei erhöhten FAF-Intensitäten sogenannte „Pseudofluoreszenz“-Phänomene berücksichtigt werden. Diese können bei starken blauen Reflexionsintensitäten (z. B. kristalline Ablagerungen) durch Filterleckage entstehen. Durch Fluoreszenz anderer Strukturen im Auge, insbesondere der kristallinen Linse, kann Licht direkt oder durch Streuung in den Abbildungspfad eindringen und den Detektor erreichen. Dieses Fremdlicht verursacht einen Kontrastverlust des Bildes. Diese Phänomene müssen vor allem berücksichtigt werden, wenn Linsenkerntrübungen vorhanden sind. In diesem Szenario erzeugt das Anregungslicht Fluoreszenz der Linse. Dieses langwellige Fluoreszenzlicht wird im Glaskörper gestreut und kann vom hinteren Pol als „sekundäres Reflexionslicht“ durch die Linse zurückreflektiert werden, den Sperrfilter passieren und dann den Detektor erreichen. Insbesondere die Signalerkennung ab oder in der Nähe der Papille, die ein stark reflektierendes Gewebe darstellt, ist anfällig für dieses Artefakt.

Das RPE besteht aus polygonal geformten Zellen, die einschichtig zwischen der neurosensorischen Netzhaut und der Aderhaut angeordnet sind. Angesichts mehrerer essenzieller physiologischer Funktionen wird eine RPE-Dysfunktion mit einer Vielzahl von Netzhauterkrankungen in Verbindung gebracht (Sparrow et al. 2010).

Ein Kennzeichen des Alterns ist die allmähliche Akkumulation von LF-Granula im Zytoplasma von RPE-Zellen (Feeney-Burns et al. 1980; Sparrow und Boulton 2005; Weiter et al. 1986). LF der Netzhaut kann durch nicht enzymatische Reaktion von Vitamin-A-Aldehyd (Retinaldehyd) mit Phosphatidylethanolamin in den Außensegmenten der Fotorezeptoren erklärt werden (Sparrow et al. 2012). Diese Bisretinoid-Fluorophore gelangen durch Phagozytose der Membranscheibchen der Außensegmente der Fotorezeptoren in das RPE.

Die Verteilung von LF in postmitotischen humanen RPE-Zellen und seine Akkumulation mit dem Alter wurden in vitro unter Anwendung fluoreszenzmikroskopischer Techniken umfassend untersucht (Sparrow et al. 2012). Z. B. haben FAF, Bisretinoide und native LF alle Emissionsmaxima bei 590–620 nm und zeigen eine charakteristische Rotverschiebung mit zunehmender Anregungswellenlänge (Sparrow 2007). Darüber hinaus deuten Krankheitszusammenhänge darauf hin, dass kurzwellige Autofluoreszenz ihren Ursprung in Bisretinoid-Fluorophoren hat, die als Nebenprodukte des Sehzyklus entstehen.

Die Fluorophore, die sich im RPE ansammeln, haben ihren Ursprung in der Netzhaut und insbesondere in den Außensegmenten der Fotorezeptorzellen. Bei Krankheiten, die eine Anhäufung von nicht phagozytierten Außensegmenten verursachen, kann eine intensivere Autofluoreszenz nachgewiesen werden, die nicht vom RPE stammt. Ein gemeinsames Merkmal ist die Trennung der Außensegmente der Fotorezeptoren vom darunterliegenden RPE durch Flüssigkeit. Zu diesen pathologischen Zuständen gehören Traktionsablösung der Netzhaut, zentrale seröse Chorioretinopathie, Grubenpapillen-Makulopathie, vitelliforme Makuladystrophie, okuläre Nävi und Melanome, adulte vitelliforme Läsionen, langsam absorbierende Flüssigkeit nach rhegmatogener Netzhautablösungsreparatur und akute exsudative polymorphe vitelliforme Makulopathie (zusammengefasst in (Schmitz-Valckenberg et al. 2020)).

Die Makulapigmente Lutein und Zeaxanthin sind entlang der Axone der Zapfen-Fotorezeptoren in der zentralen Netzhaut verdichtet (Davies und Morland 2004; Snodderly et al. 1984; Whitehead et al. 2006). Verschiedene physiologische Funktionen werden Makulapigmenten zugewiesen einschließlich der Filterung von blauem Licht, was fotooxidative Schäden und Blendung reduzieren kann, Minimierung der Auswirkungen chromatischer Aberration auf die Sehschärfe, Verbesserung der Feindetailunterscheidung und Verbesserung der Kontrastempfindlichkeit. Die Neutralisation reaktiver Sauerstoffspezies durch Makulapigment kann zudem eine schützende Wirkung auf die neurosensorische Netzhaut haben. Obwohl es eine große Variation in Bezug auf die Konzentration des Makulapigments geben kann, ist das Verteilungsmuster in der Normalbevölkerung relativ einheitlich. Es zeigt im Allgemeinen eine Spitzenkonzentration im fovealen Zentrum und nimmt mit der Exzentrizität steil ab, wobei bei etwa 8° Exzentrizität die Konzentration nur noch gering ist.

Die maximale Absorption des lutealen Pigments liegt bei 460 nm. Diese Absorptionseigenschaften können in vivo durch Blaulicht-Autofluoreszenz-Bildgebung detektiert werden (Wolf und Wolf-Schnurrbusch 2007). Daher kann die blaue FAF-Bildgebung auch verwendet werden, um die topografische Verteilung des Makulapigments zu erfassen.

Die Bildgebung von FAF-Phänomenen in vivo wurde bereits in 1960er-Jahren demonstriert: Vor Erreichen des injizierten Fluoreszein in der Gefäßen des Auges wurden deutliche Fluoreszenzsignal bei Drusenpapillen, Harmatomen und im Bereich von vitelliformen Läsionen bei Morbus Best nachgewiesen (Bonnin et al. 1976; Mustonen und Nieminen 1982; Neetens und Burvenich 1977; Schatz et al. 1978; Wessing und Meyer-Schwickerath 1968). Diese Beobachtungen beschränkten sich jedoch auf wenige Patienten mit pathologischen Ansammlungen von stark fluoreszierendem Material. Bei Verwendung der Anregungs- und Emissionsfilter, wie sie für die Fluoreszenz-Angiografie angewendet werden, erzeugt die herkömmliche Funduskamera bei jungen Menschen Autofluoreszenzbilder mit geringem Kontrast und hohem Hintergrundrauschen. Bei älteren Menschen sinkt die Qualität der Bilder noch weiter und es wird praktisch unmöglich, die FAF-Verteilung zu bewerten. Um die Einschränkungen eines relativ niedrigen FAF-Signals zu überwinden und die interferierenden Auswirkungen progressiver Linsentrübungen mit zunehmendem Alter zu reduzieren, mussten neuartige Hardware- und Softwareverbesserungen für die FAF-Bildgebung entwickelt werden.

Delori und seine Mitarbeiter leisteten Pionierarbeit bei der In-vivo-FAF-Bildgebung durch die Einführung des Fundusspektrometers. Durch die Reduzierung des Blickwinkels auf kleine Netzhautbereiche (2°-Durchmesser) und durch die Integration mehrerer zusätzlicher Hardwareanpassungen (Diodenarray als Detektor, Strahltrennung in der Pupille, konfokale Detektion) konnten sie die Anregungs- und Emissions-FAF-Spektren systematisch analysieren. Diese wichtigen Studien zeigten, dass die Fundusautofluoreszenz über ein breites Band von 500 bis 800 nm emittiert wird. Sowohl im Zentrum der Fovea als auch bei 7° temporal erfolgte eine optimale Anregung bei 510 nm, mit Spitzenemission bei etwa 630 nm, was auf die Vorherrschaft eines Fluorophors bei diesen Anregungs- und Emissionsspektren hinweist. Es gab eine signifikante Zunahme der Fluoreszenz mit zunehmendem Alter und die Aufzeichnung entlang einer horizontalen Linie durch die Fovea zeigte eine minimale Fluoreszenz an der Fovea, eine maximale Intensität bei 7–15° von der Fovea und eine Abnahme zur Peripherie hin, was höchstwahrscheinlich die gleichzeitige Absorption von Makulapigment und Melanin widerspiegelt, die die Emission des dominanten Fluorophors stören. Die Papille war durch ein weniger intensives Signal gekennzeichnet, vermutlich aufgrund des Fehlens von Fluorophoren. Neben Autofluoreszenzaufnahmen bei Patienten mit verschiedenen pathologischen Erkrankungen zeigten die ersten Arbeiten von Delori et al., dass LF die dominante Quelle der intrinsischen Fluoreszenz des Augenhintergrundes ist (Delori et al. 1995). Der kleine Bereich, der vom Fundusspektrometer abgetastet wurde, sowie die relativ komplexen Instrumente und Techniken waren jedoch nicht praktikabel, um FAF bei Patienten im klinischen Alltag aufzuzeichnen.

Die Bildaufnahme mit der konfokalen Scanning-Laser-Ophthalmoskopie (SLO) adressiert optimal die Einschränkungen der geringen Intensität des Autofluoreszenzsignals und der Interferenz der kristallinen Linse. Es wurde zunächst von Rückmann und Mitarbeitern in einem klinischen Bildgebungssystem verwendet, parallel zu den Arbeiten von Delori und Mitarbeitern (von Rückmann et al. 1995). Die konfokale SLO projiziert einen Laserstrahl geringer Leistung auf die Netzhaut, der in einem Rastermuster den Fundus abtastet (Webb et al. 1987). Die Intensität des reflektierten Lichts an jedem Punkt nach dem Durchgang durch die konfokale Lochblende wird mit Hilfe eines Detektors registriert, um anschließend ein zweidimensionales Bild zu errechnen. Konfokale Optiken sorgen dafür, dass unscharfes Licht (d. h. Licht außerhalb der eingestellten Fokusebene) unterdrückt wird und somit der Bildkontrast erhöht wird. Diese Suppression nimmt mit dem Abstand von der Fokusebene zu und Signale von Quellen vor der Netzhaut, d. h. die der Linse oder der Hornhaut, werden effektiv reduziert.

Im Gegensatz zum 2°-Netzhautfeld des Fundusspektralfotometers ermöglicht die konfokale SLO die Bildgebung über größere Netzhautbereiche. Um Hintergrundrauschen zu reduzieren und den Bildkontrast zu erhöhen, wird in der Regel eine Serie von mehreren Einzelbildern (sogenannte „frames“) aufgenommen (zusammengefasst in (Schmitz-Valckenberg et al. 2020)). Für das endgültige FAF-Bild werden einige dieser „frames“ (normalerweise von 4 bis 32) typischerweise gemittelt, um das „Signal-Rausch-Verhältnis“ zu verbessern. Zuletzt werden die Pixelwerte normalisiert, um den Kontrast für den Betrachter zu erhöhen. Aufgrund der hohen Empfindlichkeit der konfokalen SLO und der hohen Bildrate von bis zu 16 Bildern pro Sekunde kann die FAF-Bildgebung innerhalb von Sekunden bei niedrigen Anregungsenergien durchgeführt werden, die deutlich unter den maximalen Netzhautbestrahlungsgrenzen von Lasern liegen, die vom American National Standards Institute (AINSI) und anderen internationalen Standards festgelegt wurden [bezogen auf normale Augen (AmericanNationalStandardsInstitute 2014)].

Bei der konfokalen SLO-FAF-Bildgebung wird die Anregung üblicherweise im blauen Bereich (λ = 488 nm) induziert und ein Emissionsfilter mit einer Bandbreite zwischen 500 und 700 nm verwendet, um die Emission des Autofluoreszenzsignals zu detektieren. Bei dieser blauen Anregungswellenlänge kommt es – im Vergleich zu einer Anregung im grünen Bereich – zu einer reduzierten FAF-Intensität in der zentralen Netzhaut aufgrund der Absorption des Anregungslichts durch das Makulapigment. Durch eine Anregung im grünen Bereich kommt es zu einer deutlich weniger signifikanten Reduktion des FAF-Signals im Zentrum der Makula aufgrund einer geringeren Absorption des Anregungslichts durch Makulapigment. Daher ist die Anwendung dieser Wellenlänge vorteilhaft, um foveale Läsionen zu erkennen, die ein vermindertes FAF-Signal aufweisen, z. B. geografische Atrophie bei AMD oder Stargardt-Makuladystrophie (Pfau et al. 2017; Wolf-Schnurrbusch et al. 2011).

Delori und Mitarbeiter beschrieben anschließend eine modifizierte Funduskamera für die FAF-Bildgebung, die einen Interferenzfilter zur Anregung und einen Glasabsorptionsfilter als Sperrfilter verwendete (Delori et al. 2000). Ihr Design beinhaltete auch das Einfügen einer Blende in die Beleuchtungsoptik der Kamera, um den Kontrastverlust durch Lichtstreuung und Fluoreszenz der kristallinen Linse zu minimieren. Das System verwendete auch einen ladungsgekoppelten Gerätesensor, der auf −20° C gekühlt wurde. Die Modifikation führte auch zu einer Beschränkung des Sichtfeldes auf 13°Durchmesser; dies, zusammen mit dem komplexen Design, ist wahrscheinlich der Grund, warum dieser Ansatz nicht weiterverfolgt wurde. Im Jahr 2003 berichtete Spaide über die Modifikation eines kommerziell erhältlichen Funduskamerasystems, indem die Anregungs- und Emissionswellenlängen für die FAF-Bildgebung in Richtung des roten Endes des Spektrums verschoben wurden, um die von der Linse ausgehende Fluoreszenz zu unterdrücken (Spaide 2003, 2008). Dieses System verwendete Interferenzfilter sowohl für die Erreger- als auch für die Sperrfilter. Die relativ günstige Anschaffung eines zusätzlichen Filtersets sowie die breite Verfügbarkeit der Funduskamera haben diese zu einer attraktiven Alternative gemacht. Diese arbeiten mit Anregung im grünen Spektrum und die Emission wird im gelborangen Spektrum aufgezeichnet. Das Sichtfeld des Bildes wird durch die Funduskamera definiert und beträgt typischerweise bis zu 50°. Hersteller von Funduskamerasystemen stellen heutzutage üblicherweise diese zusätzlichen Filtersets für die Anwendung der FAF-Bildgebung im klinischen Umfeld zur Verfügung.

Das Standard-Bildfeld der typischen konfokalen SLO umfasst ein Netzhautareal von 30° × 30°. Zusätzliche Objektive ermöglichen die Abbildung eines 55°-Areals oder, im sogenannten Composite-Modus, die Abbildung über noch größere Netzhautbereiche. Die 102°-Linse für konfokale SLO (Heidelberg Engineering), die ursprünglich für die Fluoreszenz- und Indocyanin-Grünangiografie entwickelt wurde, erlaubt in der Regel keine aussagekräftige FAF-Bildgebung, da die Signalausbeute für diese Weitfeldlinse bei den meisten Probanden zu gering ist.

Mit der Funduskamera können mittels Bildanalysesoftware auf Basis einer Sieben-Felder-Panoramaaufnahme sogenannte Montagebilder generiert werden.

Periphere FAF-Bilder können auch mit einem Weitfeld-SLO (P200Tx, Optos) aufgezeichnet werden (Abb. 2). Anstelle einer Lochoptik arbeitet dieses System mit einem ellipsoidförmigen Spiegel, um einen virtuellen Fokus hinter der Pupillenebene zu schaffen (was als „low confocal“ angesehen werden kann). Dies ermöglicht eine FAF-Aufnahme in weniger als 2 s (Licht-Exzitation: 532 nm) (Duisdieker et al. 2015; Oishi et al. 2014; Tan et al. 2013; Witmer et al. 2012). Insgesamt ist die FAF-Bildgebung jenseits der Gefäßarkaden hilfreich, um die peripheren Manifestationen von Netzhauterkrankungen zu beurteilen. Daher ist die Weitfeld-SLO-FAF auch nützlich, um die longitudinale Entwicklung von Erkrankungen der peripheren Netzhaut zu bewerten.

Für den Vergleich verschiedener bildgebender Systeme, die für den klinischen Alltag zur Verfügung stehen, sollte man die allgemeinen Prinzipien der FAF-Bildgebung sowie die technischen Unterschiede zwischen den Geräten berücksichtigen. Diese können zu variablen Anfälligkeiten für Artefakte, zu unterschiedlicher Genauigkeit in Bezug auf die Erkennung von Signalveränderungen und auch zu unterschiedlichen Messungen von Läsionsgrößen führen. Insgesamt sind Funduskamera-, konfokale SLO- und nichtkonfokale SLO-Systeme nicht ganz vergleichbar, und die Ergebnisse sind auch nicht immer als gleichwertig einzuschätzen. Zu berücksichtigende Aspekte sind unterschiedliche Anregungs- und Emissionsspektren, die Anregungs- und Detektionsmodi, die Bildaufnahme und die Bildverarbeitung nach der Aufnahme.

In jüngerer Zeit wurde ein konfokales Blaulicht-FAF-Gerät (EIDON, CenterVue, Padua, Italien) mit einer Wellenlänge von 450 nm und einer Leuchtdioden (LED)-Lichtquelle eingeführt (Abb. 3) (Borrelli et al. 2018; Dysli et al. 2019; Muller et al. 2019). Es wird angenommen, dass ein anderer Bereich von Fluorophoren bei 450 nm im Vergleich zu 488 nm angeregt wird (Schweitzer et al. 2007). Daher ermöglicht die Anwendung der 450-nm-FAF-Bildgebung die Untersuchung dieser Fluorophore, was weitere Einblicke in pathologische Prozesse liefern kann. Die Isolierung des Signals von diesen Fluorophoren ist jedoch eine Herausforderung, da die Größe des Emissionssignals relativ schwach sein kann. Das neue konfokale LED-Blaulicht-FAF-System bietet einen potenziellen Vorteil, da das gesamte Emissionsspektrum auf einem Farbsensor erfasst wird, was eine sogenannte „Farb-FAF“-Bildgebung ermöglicht. Dadurch kann das Emissionsspektrum in langwellige und kurzwellige Emissionsfluoreszenzkomponenten („rot“/REFC (560–700 nm) und „grün“/GEFC (510–560 nm) unterteilt werden. Daher hat die Farb-FAF-Bildgebung das Potenzial, zusätzlichen Kontrast von „Emissionsmaxima“ zu liefern, um verschiedene Substrukturen in Fundusläsionen zu detektieren (Borrelli et al. 2018).

Nahinfrarot-Autofluoreszenzbilder (NIR-FAF) können auch in vivo aufgenommen werden, am häufigsten und einfach unter Verwendung des Indocyanin-Grünangiografie-Modus (ICGA) des SLO, allerdings ohne Farbstoffinjektion (Anregungswellenlänge bei 795 nm, Emission mit Barrierefilter > 800 nm) (Abb. 4) (Keilhauer und Delori 2006). Aufgrund der Anregung und Emission jenseits des roten Endes des sichtbaren Spektrums kann die topografische Verteilung anderer Fluorophore als LF mit dieser Technik untersucht werden. Es wurde vermutet, dass das NIR-FAF-Signal weitgehend von Melanin stammt (Keilhauer und Delori 2006; Kellner et al. 2010). Keilhauer und Delori spekulierten außerdem, dass in unterschiedlichem Maße choroidale Quellen zu diesem Signal beitragen. Gibbs et al. untersuchten NIR-FAF bei Menschen und Mäusen und schlugen vor, dass Melanosomen im RPE und Aderhaut wahrscheinlich die Hauptquelle des Signals sind (Gibbs et al. 2009). Mit Ausnahme von Messungen in Zellkulturen bei geringer Vergrößerung beschränkten sich ihre Analysen auf eine Anregung bei 633 nm, im Gegensatz zu NIR-FAF in vivo, das bei 795 nm erzeugt wird. Unter Verwendung einer „maßgeschneiderten“ Vergrößerungslinse, die an der Vorderseite des konfokalen SLO angebracht ist, untersuchten Schmitz-Valckenberg und Mitarbeiter die Verteilung des NIR-FAF-Signals in Netzhautschnitten eines menschlichen Spenderauges und korrelierten ex vivo Autofluoreszenzmessungen mit in vivo Befunden in einem Ratten-Tiermodell (Schmitz-Valckenberg et al. 2011)). Sie beobachteten, dass das NIR-F-AF-Signal räumlich auf das RPE-Monolayer und Melanin in der Aderhaut beschränkt war.

Multimodale Bildgebung, die die NIR-FAF miteinschließt, hat gezeigt, dass der Verlust des Melaninsignals des RPE besser mit dem Verlust der ellipsoiden Zone übereinstimmt als das Signal der kurzwelligen FAF (Duncker et al. 2014).

Um Messungen der FAF-Intensität mit räumlichen Informationen zu kombinieren, wurde ein Ansatz zur Messung der Intensität von kurzwelliger FAF (quantitative Fundusautofluoreszenz; qAF) entwickelt und angewendet (Abb. 4) (Delori et al. 2011; Sparrow et al. 2020). Dieser Ansatz verwendet cSLO-Bilder, eine interne Fluoreszenzreferenz im Strahlengang, um Unterschiede in der Detektorempfindlichkeit auszugleichen; zusammen mit Korrektur für Vergrößerung und anteriore Medientransmission. Um eine „Streckung“ des Histogramms auszuschließen, werden die Bilder auch in einem nicht normalisierten Modus gespeichert. Somit ermöglicht diese Methode Vergleiche zwischen Serienbildern desselben oder verschiedener Probanden.

Das Erreichen zuverlässiger qAF-Messungen hängt entscheidend von einer guten Bildqualität ab. Wesentliche Qualitätsanforderungen an Bilder, die für die qAF-Messung geeignet sind, sind eine gleichmäßige und maximale Signalintensität, ein fein abgestimmter Fokus, eine zentrale Ausrichtung der Kamera auf das Auge, um eine Behinderung durch die Iris zu vermeiden, und eine Aufnahme innerhalb des Linearitätsbereichs des Detektors (Greenberg et al. 2013). Linsen- und Glaskörpertrübungen stellen auch hier eine Herausforderung dar, da die Absorption die gemessenen FAF-Intensitätsniveaus der Netzhaut und des RPE beeinträchtigt.

Die quantitativen Autofluoreszenzwerte weisen mit zunehmendem Alter einen signifikanten Anstieg auf. In gesunden Augen steigt die qAF mit zunehmender Exzentrizität bis zu 10–15° von der Fovea mit höchsten Werten superotemporal an (Greenberg et al. 2013). Darüber hinaus wurde gezeigt, dass die qAF-Werte bei Frauen höher sind. Schließlich kann es ethnische Unterschiede geben, die wahrscheinlich mit unterschiedlichem Melaningehalt des RPE und der Aderhaut zusammenhängen.

Die qAF-Diagnostik kann zum besseren Verständnis von Krankheitsprozessen und zur Überwachung der Auswirkungen therapeutischer Interventionen zur LF-Akkumulation dienen. Die qAF-Methode wurde bisher noch nicht in großem Umfang in die klinische Routine aufgenommen, was wahrscheinlich an den Einschränkungen liegt, die ein geschulter und engagierter Bediener, die Installation einer geeigneten internen Fluoreszenzreferenz und die Verfügbarkeit der Software mit sich bringen (Sparrow et al. 2020). Nichtsdestotrotz haben Studien zu qAF unser Verständnis von Netzhauterkrankungen, die mit Veränderungen der LF-Verteilung und -Konzentration einhergehen, erweitert.

Im Gegensatz zu den üblicherweise verwendeten Autofluoreszenz-basierten Bildgebungsmodalitäten basieren die mit der „Fluorescence-Lifetime-Imaging-Ophthalmoskopie“ (FLIO) gewonnenen Informationen nicht auf der Intensität einzelner Fluorophore, sondern auch auf deren „Lebensdauer“ (Digman et al. 2008). Die Fluoreszenz-Lebensdauer gibt die mittlere Zeit an, die ein Fluorophor in einem angeregten Zustand bleibt, bevor dieser ein Photon emittiert. FLIO im klinisch-experimentellen Setting erfasst Photonen in zwei Spektralkanälen (kurz, 498–560 nm und lang, 560–700 nm). Die resultierenden Lebensdauern werden als kurz oder lang angegeben. Bei gesunden Augen ist eine Zunahme der Lebenszeiten mit zunehmendem Alter zu beobachten (Dysli et al. 2014). Die kürzesten Lebensdauern werden für die Fovea und Perifovea beobachtet, möglicherweise aufgrund von Makulapigment (Sauer et al. 2018). Obwohl diese Technik relativ neu ist, wurden bereits viele Erkrankungen untersucht und spezifische krankheitsbedingte Veränderungen entdeckt (zusammengefasst in (Sauer et al. 2021)), z. B. charakteristische Muster bei Patienten mit makulären Teleangiektasien Typ 2 (MacTel). Die Ergebnisse dieser und anderer Studien deuten darauf hin, dass FLIO als Instrument zur Früherkennung von Netzhauterkrankungen und zur Überwachung des Krankheitsverlaufs dienen kann (Bernstein und Sauer 2019).