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Aberrometria, frente de onda, cirugia refractivaProf. Jorge L. Alió

Una aproximación a la Tecnología de Frentes de Onda: Bases de Aberrometría (1ª Parte)Andrés Rosas, MD

Una aproximación a la Tecnología de Frentes de Onda: Medidas de Cuantificación Visual: Can-tidad y Calidad Visual (2ª parte)Andrés Rosas, MD

Una aproximación a la Tecnología de Frentes de Onda: Correlación Clínica y Aberrométrica (3ª parte)Andrés Rosas, MD

Sistemas de aberrometría: principios, funcionamiento y características (Actualización)Andrés Rosas, MD

EDITORIAL

REVISIÓN

v. 38 · No. 3, P: 63 - 120 · Julio - Septiembre de 2005

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ISSN 01200453

Fundadores: Eduardo Arenas A.; Mario Ortiz G.; Mario Hoyos B.Fundada en 1969 - Periodicidad: Trimestral

Editora en JefeCatalina Montoya, M.D.

AgradecimientosDr. Juan Guillermo Ortega

Consejo Editorial Nacional:Marcela Arango, M.D.Marcel Ávila, M.D.Gerson López, M.D.Carlos Medina, M.D.Pedro Iván Navarro, M.D.Andrés Rosas, M.D.

Revisores:Juan Carlos Abad, M.D.Gustavo Alvira, M.D.Natalia Villate, M.D.Juan Andrés Delgado, M.D.Federico Vélez, M.D.Tommy Starck, M.D.

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Agrupaciones de Especialidades Afiliadas a la Sociedad Colombiana de Oftalmología

ASOGLAUCOMAPresidente : Juan Manuel RodríguezAsociación Colombiana de Retina y Vítreo (ACOREV)Presidente: Carlos Abdala CaballeroAsociación Colombiana de Oftalmología Pediátrica y EstrabismoPresidente: Guillermo Marroquín GómezAsociación Colombiana de Cornea y Cirugía Refractiva (ASO-CORNEA)Presidente: Eduardo Arenas ArchilaGrupo Colombiano de Cirugía Plástica OcularCoordinador: Pablo Emilio Vanegas Plata

Asociación Colombiana de Catarata y Refractiva (ASOCCYR)Director Ejecutivo: Luis José Escaf JarabaAsociacion Colombiana de Prevención de Ceguera (ASOPREC)Directora Ejecutiva: Luz Marina Melo S.

r e v i s t a

Aberrometria, frente de onda, cirugia refractiva

Prof. Jorge L. Alió

La cirugía refractiva ha recorrido en los últimos 10 años un largo y

fructífero camino que la ha transformado. De ser antes una subespecia-lidad prácticamente empírica de la Oftalmología, en general poco pres-tigiada, ha pasado a ser una de las especialidades más punteras, donde la creatividad, la tecnología, la investigación científica y la aplicación práctica de todos estos conocimientos han adquirido una rapidísima dinámica. Por ello, la cirugía refractiva se ha catapultado a un lugar de privilegio dentro de la Oftalmología. Ninguna subespecialidad había experimentado hasta el momento un desarrollo profesional y científico tan rápido y brillante.

En su desarrollo, la cirugía refractiva ha aportado un gran número de conocimientos acerca de la óptica fisiológica del ojo, en la fisiología y en la anatomía corneales, nuevos conceptos sobre la cicatrización corneal, la biomecánica corneal, nuevos aspectos de la acomodación, el envejeci-miento del ojo y el neuroprocesamiento, entre muchos otros. Además, la cirugía refractiva moderna desdibuja hoy sus límites con la cirugía del cristalino a la que ha absorbido en buena parte al plantearse los objetivos refractivos como prioritarios en el resultado de la cirugía de la catarata.

Catedrático de Oftalmología.Universidad Miguel Hernández.

Presidente y Director Médico de la Corporación Vissum.

España.

Correspondencia: Instituto Oftalmológico de Alicante

Avda. de Denia, s/n. Edificio Vissum.

03016 ALICANTE Tfno.: 96-515-00-25

Fax: 96-515-15-01 E-mail:jlalio@vissum.com

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es preciso por dentro de un milímetro interior al diámetro pupilar utilizado para el análisis, por lo cual la porción de la óptica del ojo analizada por los aberrómetros globales es limitada, si bien cubren la parte correspondiente al eje visual, pupilar y sus áreas circundantes. El análisis del frente de onda implica la proyección al interior del ojo de finos haces de rayos infrarrojos que son reflectados desde el fondo de ojo y captados con un sensor especular (Figuras 1A, B y C), siendo posteriormente sometidos a análisis com-putarizados. Matemáticamente, la información así obtenida puede ser analizada de diversos mo-dos (formulas de Seydel, Fourier y polinomios de Zernike). De este modo, los aberrómetros que usan una tecnología muy similar pero más sofisticada a los ya clásicos refractómetros auto-matizados, captan información no solo sobre la refracción clínica del ojo (que ocupa los primeros dos órdenes de análisis), sino además de niveles ópticos superiores, denominados “de alto orden”, proporcionando inestimable información acerca del comportamiento óptico del ojo y, con ello, sus defectos. La denominada pirámide de Thibos (Figura 2), representa los distintos órdenes de estas aberraciones según el análisis de Zernike y su clasificación. El peso de estas aberraciones en la calidad de la visión no es por igual en todas ellas, debiendo considerarse que aquellas aberraciones localizadas alrededor del eje medial de la pirámide tienen un impacto mayor en la calidad visual que aquellas situadas en las partes más periféricas de la pirámide. En términos clí-nicos, son relevantes hasta los ordenes octavos de análisis, que engloban la práctica totalidad de las aberraciones que tienen un significado clínico en la visión del ser humano (5)(6).

La aberrometría global, analiza la totalidad del ojo, pero con ciertas limitaciones. Ya hemos citado la limitación de sus datos al diámetro

En este desarrollo reciente y fruto de la transferencia de conocimientos científicos desde la física óptica aplicada a la clínica humana, ha aparecido la posibilidad de analizar el frente de onda de la luz reflejada por el fondo del ojo y con ello el comportamiento óptico del sistema dióptrico ocular, mediante el uso de los aberró-metros. Dicho estudio ha permitido ampliar nuestra perspectiva sobre la cirugía refractiva, trasladándola desde el primitivo objetivo de eliminar el uso de gafas al paciente al mucho más ambicioso y con un mayor sentido cientí-fico y médico de mejorar la visión de nuestros pacientes mediante el uso de los modernos ele-mentos correctores de que dispone actualmente la cirugía refractiva, tanto basados en el uso de láseres fotoablativos como de lentes intraocula-res. Además de todo esto, el estudio del frente de onda nos ha aportado una inestimable cantidad de conocimientos aplicables a la clínica, según veremos a continuación.

Remitimos al lector a algunas obras que tratan sobre el estudio aberrométrico del globo ocular, para su mejor conocimiento, dado que consideramos que actualmente son imprescindi-bles para tener una adecuada perspectiva sobre la cirugía refractiva y del cristalino (1,2,3 y 4).

Aberraciones globales, aberra-ciones corneales aberraciones intraoculares

Ojos

1- La ABERROMETRIA GLOBAL, anali-za el comportamiento óptico de todo el ojo. Este análisis se hace restringido al área que correspon-de al diámetro pupilar. Dicho análisis, tan solo

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pupilar restringido en un milímetro. Además, no es posible de aplicar en córneas muy irre-gulares y no permite separar las aberraciones en el origen en el que tienen lugar (intraocular o corneal). Además, se ven influidas por el es-tado de la acomodación del sujeto, que es por definición variable e influenciable por múltiples factores.

2- La ABERROMETRÍA CORNEAL, se basa en el análisis computarizado de la topografía corneal que, mediante el análisis matemático correspondiente (expansión de Zernike o transformación armónica de Fourier), permite analizar el comportamiento óptico de la córnea. Debe tenerse en cuenta que más del 90% de las aberraciones ópticas que tiene un ojo sano normal proceden del plano corneal. El nivel de participación de las aberraciones corneales en el cómputo global aberrométrico del ojo es incluso mayor en los casos de córnea

irregular, por lo que la aberrometría corneal es la principal fuente de análisis e información en estos casos. La aberrometría corneal se funda-menta en el uso de la topografía corneal y por tanto sus limitaciones son las de aquélla. Cuanto más precisa sea la topografía, más relevante será esta información y también más precisa. Los modernos topógrafos corneales que permiten el análisis y la transformación matemática de la topografía corneal en mi área de al menos 8 mm. centrales de la córnea, es decir, un área superior al del diámetro pupilar. La independencia de las medidas aberrométricas corneales del diámetro pupilar, el mejor conocimiento que permiten de la córnea media periférica y periférica, la posibilidad de obtener información en corneas irregulares su independencia del fenómeno acomodativo y su origen específico en el análisis de la cara anterior de la córnea, que es donde se originan la mayoría de las irregularidades y aberraciones corneales, hacen de esta técnica

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la más idónea para el estudio y corrección del astigmatismo irregular tras cirugía refractiva y para el diagnóstico de anomalías topográficas corneales como el queratocono y las demás en-fermedades ectásicas corneales. Sus limitaciones actuales provienen de las limitaciones propias de la topografía basada en los métodos de disco de Plácido y de topografía de elevación, la ignoran-cia que actualmente tenemos de la topografía de la cara posterior de la córnea (inadecuadamente estudiada por las actuales tecnologías) y la gran dependencia que tienen de la calidad de la lágri-ma, hecho que ha sido ignorado en la mayoría de los casos y que tiene relevancia. El denominado “topofilm” (topografía del menisco lagrimal), cambia de un modo notable a lo largo de breves segundos en cuanto a su distribución cambiando consecuentemente la aberrometría corneal. El topofilm debe ser tenido en cuenta en los casos de corrección de córneas irregulares, cuando existe una coincidencia de ojo seco o de exceso de lacrimación. En el futuro, la aberrometría corneal permitirá gracias a su desarrollo un avance considerable en los métodos correctivos de la córnea irregular y en la detección precoz de las enfermedades ectásicas corneales gracias al estudio aberrométrico de la cara posterior de la córnea. Procesos tales como el diagnóstico y tratamiento del ojo seco pueden verse mejorados por el estudio aberrométrico del topofilm (7).

3 - Las ABERRACIONES INTRAOCU-LARES, son fundamentalmente de origen cristaliniano. Se deducen de la resta de las aberraciones corneales a las globales. Hoy en día, existe tecnología que permita analizar la aberrometría global y la corneal, ofreciendo información de este modo sobre la aberrome-tría intraocular. El conocimiento de la parti-cipación de cada uno de estos elementos en el comportamiento aberrométrico global del ojo

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será cada vez más importante a la hora de decidir que tipo de aberraciones deben tratarse en plano corneal o mediante la cirugía intraocular. El com-portamiento de las lentes intraoculares tras cirugía del cristalino, la decisión de sustituir el mismo en etapas previas a su opacificación, la acomodación y pseudoacomodación y otros factores mal cono-cidos de la óptica fisiológica del ojo, serán en el futuro desvelados gracias a la incorporación del estudio aberrométrico intraocular (8)(9).

En resumen, el oftalmólogo práctico dis-pone en la actualidad de una nueva tecnología para el estudio clínico de la óptica del ojo que hace más sofisticada y precisa las indicaciones de la cirugía refractiva, la cirugía del cristalino añade un nuevo criterio de excelencia a nuestra práctica (10)(11)(12).

La cirugía refractiva hoy posee unos funda-mentos científicos sólidos y consistentes, que en gran medida han visto su fundamento en la incorporación de las tecnologías de análisis de frente de onda a la práctica clínica. El futuro del estudio y mejora de al visión funcional del ojo no ha hecho más que empezar y sin duda alguna estos y otros métodos de análisis de la calidad óptica del ojo jugarán un papel tras-cendental en nuestra práctica clínica cotidiana en el inmediato futuro.

Referencias:

1- Boyd BF, Agarwal A, Alió JL, Krueger RR, Wilson SE.Wavefront analysis, aberrómetros y topografía corneal.Highlights of Ophthalmology. International, Mi-ami. ISBN: 9962-613-19-1 (2003).2- Alió JL, Belda JI.Treating irregular astigmatism and the kerato-conus.Highlights of Ophthalmology. International, Mi-ami ISBN: 9962-613-28-0 (2004).

3- Krueguer R, Applegate R, Macrae S.Wavefront customized visual correction: the quest for super vision II. SLACK Incorporated. ISBN: 1-55642-625-9 (2004).4--Roberts C.Biomechanics of the cornea and wavefront-guided laser refractive surgery. J Refract Surg 2002; 18: S589-92.5- Montés-Micó R, Alió JL, Muñoz G.Contrast sensitivity and spatial-frequency spectrum after refractive surgery. J Cataract Refract Surg 2003; 29: 1.650-1.651.6- Alió JL, Cáliz A, Montés-Micó R.Wavefront-guided lasik enhancement: a step towards aberration-free refractive surgery. Clini-cal & Surgical Ophthalmology 2003; (1/21) 5: 184-186.7- Montés-Micó R, Alió JL, Muñoz G, Pérez-San-tonja JJ, Charman WN. Postblink changes in total and corneal ocular aberrations. Ophthalmology 2004; 111: 758-767.8- Autores: Alio J.l.; Schimchak P.; Negri H.p.; Montes-Mico R. Titulo: Crystalline lens optical dysfunction through aging. Revista: Ophthalmo-logy (2005)112:2022-2029 9- Autores: Montes-mico R.; Caliz A.; Alio J.lTitulo: Changes in ocular aberrations after instilla-tion of artificial tears in dry-eye patients Revista: J Cataract Refract Surg (2004)30:1649-165210- Autores: Alio J.l.; Schimchak P.; Montes-mico R.; Galal A. Titulo: Retinal image quality after mi-croincision intraocular lens implantation. Revista: J Cataract Refract Surg (2005)31:1557-1560.11- Autores: Montes-mico R.; Caliz A.; Alio, J.l. Titulo: Wavefront analysis of higher order aberrations in dry eye patients. Revista: J Refract Surg(2004)20:243-247.12- Autores: Montes-mico R.; Muñoz G.; Alio J.l.Titulo: Control and consideration of wavef ront Aberrometers. (Letter To Editor) Revista: J Cataract Refract Surg(2004)30:942.

Publicado con el permiso de Review of Opthalmology

Metodología

El presente artículo de revisión, se realizo basado en una búsqueda sistemática de la literatura disponible sobre el tema usando como principal referencia bases de datos de artículos médicos de las revistas de la Inter-national Society of Refractive Surgery (Journal of Refractive Surgery) y de la American Society of Cataract and Refractive Surgery (Journal of Cataract and Refractive Surgery)

También se recopilo información de páginas en línea de diferentes casas comerciales y datos de referencia de investigaciones realizadas en el Centro Oftalmológico Colombiano con la valiosa ayuda del Dr. Luís Antonio Ruiz

Oftalmólogo, Director Médico de Clínica Sigma, Caliandresrosas@gmail.com

Revisión: Dr. Luis Antonio RuizCentro Oftalmológico Colombiano

Una aproximación a la Tecnología de Frentes de Onda

Bases de Aberrometría(1ª Parte)

Andrés Rosas, MD

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Resumen e Historia

Una nueva tendencia irrumpe en el ámbito de la cirugía refractiva y el estudio de la cali-dad visual, la aberrometría, una ciencia muy nueva para nosotros los profesionales de la salud visual, pero que desde mediados de los años setenta ya sentaba su importante inicio basada en las inquietudes de científicos astro-físicos acerca de cómo mejorar las imágenes de objetos celestes captadas por sus telescopios. La atmósfera, capa gaseosa que rodea nuestro planeta, está compuesta por gases de diferentes densidades. Cuando la imagen de un objeto celeste atraviesa desde el espacio infinito las diferentes densidades de estos gases, se deforma y desvirtúa el detalle de lo que se pudiera cap-tar en los telescopios. Usando una tecnología, denominada Óptica Adaptatíva, basada en sistemas de espejos deformables o móviles, los científicos lograron corregir las imágenes dis-torsionadas de los cuerpos celestes y determinar el detalle de cualquier forma, por difusa que ésta parezca. (Ver figuras 1 y 2)

Joseff Bille, Ph. D., profesor y físico de la Universidad de Heidelberg en Alemania, es considerado por muchos como el “padre” de la tecnología de frentes de onda aplicada a la investigación en las ciencias visuales. En este momento, el Dr. Bille se desempeña como Director del Instituto de Física Aplicada de la Universidad de Heidelberg. En 1982 registró la primera patente acerca de las aplicaciones de esta tecnología en el campo de las ciencias visuales, la cual le fue otorgada en 1986 por el gobierno alemán. En 1997 se convierte en uno de los cofundadores del club 20/10 de la Visión Perfecta. (Ver figura 3)

En este punto es importante analizar el principio básico de la aplicación de los frentes de onda en la óptica ocular. Valga la pena ex-

presar de antemano que no existe un sistema óptico ideal, pero para efectos de este estudio consideraremos un ojo artificialmente perfecto, denominado “Ojo de Indiana”, el cual está libre de cualquier tipo de aberración óptica y su única limitante aberrométrica es la difrac-ción. Podemos observar que cuando en este ojo perfecto los haces paralelos del objeto-imagen que vienen del infinito se refractan, llegan a un mismo lugar interno de enfoque que seria el equivalente a la macula en un ojo biológico. Si de alguna manera pudiéramos analizar este frente de onda de salida del mismo sistema óptico, nos daríamos cuenta que el frente de onda no ha sufrido ninguna distorsión y que, por lo tanto, los haces de salida conservan el paralelismo con el que entraron, sin sufrir cambio alguno. Cuando analizamos un sis-tema óptico en el que hay aberraciones, como pudiera ser un ojo con algún tipo de defecto refractivo, encontramos que los haces de luz salientes pierden su paralelismo y algunos de ellos se adelantan o se atrasan con respecto al plano de referencia. Es lo que denominamos deformidad en el frente de onda o, etimológi-camente, aberración óptica. (Ver figura 4)

Estas deformidades en el frente de onda pueden ser tan complejas como aberrado sea el sistema que las posee. Dependiendo de cual sea el problema de base, algunos tipos de alte-raciones predominaran sobre otros.

Polinomios de Zernike

La Optical Society of America (OSA) reco-mendó, en los inicios de la interpretación de los mapas de frentes de onda, la adopción de la expansión de polinomios de Zernike como el método estándar para describir el error en el frente de onda de un sistema óptico. Los poli-

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nomios de Zernike son considerados como los bloques básicos de descripción o construcción de cualquier frente de onda, por complejo que éste sea. Son conocidos como funciones bási-cas. Cada una de estas funciones básicas es el producto de otras dos funciones, una de las cuales depende tan solo del radio y la otra del meridiano, lo cual confiere a los polinomios la característica de mutua ortogonalidad, es decir, independencia matemática. Otra característica conveniente de estos polinomios es que, a ex-cepción del primer término, todos tienen una media de cero y están escalonados para tener una varianza correspondiente a la unidad. Esto coloca a todos los términos en una base común de tal forma que sus magnitudes relativas pue-den ser comparadas con gran facilidad.

Las funciones básicas de Zernike o “polino-mios” –como se conocen frecuentemente– es-tán ordenadas sistemáticamente en una “tabla periódica” con la forma de una pirámide. Cada fila de la pirámide corresponde a un orden dado del componente polinomial de la función, y cada columna a una frecuencia meridional di-ferente; por convención, los armónicos en fase de coseno corresponden a frecuencias positivas y los de fase de seno a frecuencias negativas. Existe también una forma más sencilla de ubi-car cada una de estas funciones polinomiales en la pirámide: dándole un número ordinal simple o una denominación doble, con subíndice y superíndice, que indican la posición exacta en la pirámide. (Ver figura 5)

Es importante conocer que, dependiendo de la posición de la aberración en la pirámide, ésta tiende a deteriorar más o menos la calidad de la imagen analizada: entre más arriba de la pirámide y más central al eje esté ubicada una aberración, tendrá mayor impacto en la calidad de visión del paciente. Como ejemplo podemos decir entonces que un pentafoil de la misma magnitud de una

coma, nunca distorsionará de igual forma la ca-lidad de la visión del sistema analizado.

La pirámide de polinomios contempla 6 órdenes diferentes, iniciando con el cero, y se puede considerar dividida en 3 grupos princi-pales: las aberraciones constantes, las de bajo orden y las de alto orden.

Aberraciones ConstantesLos órdenes cero y uno de la pirámide

contienen 3 aberraciones que se consideran constantes en todos los sistemas ópticos: el pistón, la inclinación horizontal (Tilt) y la in-clinación vertical (Tip). La primera, el pistón, puede considerarse en su forma más simple como el movimiento del plano focal interno en el intento del sistema óptico del aberró-metro por conjugarse con el plano retiniano para captar la imagen percibida. Si tenemos en cuenta, además, que nuestro complejo óptico es un sistema simétricamente asimétrico –la pupila guarda cierta asimetría y no está en el centro matemático del ojo, al igual que las características de asimetría de la cornea y el cristalino, y la diferencia del eje visual con el eje anatómico de las estructuras–, la inclinación horizontal y vertical también son aberraciones constantes. Al considerárselas así, en todos los sistemas ópticos, generalmente no se tienen en cuenta para el cálculo total de la aberrometría. (Ver figura 6)

Aberraciones de Bajo Orden

También conocidas como aberraciones de segundo orden, son aquellas que conocemos en nuestra realidad diagnostica y terapéutica diaria. Son tres expresiones las que ocupan este segundo orden: dos componentes del astigmatismo y un componente del defocus o desenfoque esférico. Éstas son las aberraciones

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Fig. 1 Izquierda: telescopios Keck I y II ubicados en Mauna Kea (Hawai), Derecha: panel de espejos

hexagonales que conforman el sistema de Óptica Adaptatíva comparado con el tamaño de una persona

(centro de la figura)

Fig. 2 Imagen de la galaxia NGC 7469 vista con y sin Óptica Adaptatíva

Fig. 3 Profesor Joseff Bille Ph. D.

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Fig. 4 Izquierdza: Ojo perfecto sin aberraciones, Derecha: Ojo con frente de onda aberrado

Fig. 5 Organización de los polinomios de Zernike en la pirámide

Fig. 6 Aberración constante tipo inclinación

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que estamos acostumbrados a medir, corregir y tratar con gafas, lentes de contacto o cirugía refractiva convencional. El astigmatismo tiene dos expresiones que sirven para determinar su magnitud y su eje de la siguiente manera: de la sumatoria de la primera expresión más la segunda, obtenemos la magnitud del astigma-tismo como lo conocemos; y del porcentaje de uno con respecto al otro se determina el eje del mismo.

Respecto al defocus o desenfoque esférico cabe mencionar que representa, aberrométri-camente, el error de los rayos centrales de un frente de onda con respecto a los periféricos y éste, a su vez, puede ser positivo o negativo (si estamos ante un error miópico o hiperme-trópico).

Para poder comprender mejor las dimen-siones de una aberración de bajo orden, es necesario tener en cuenta que estos mapas aberrométricos se construyen en función de micras avanzadas o retrasadas con respecto a un plano de referencia. Por convención, de manera similar a como se construyen los mapas de elevación corneana, la representación del plano aberrométrico de referencia está dada por variaciones en la tonalidad del color: en la gama del verde se representa un nivel cero de medida en micras; los colores “calientes”, en la gama de amarillos, naranjas y rojos con sus diferentes tonos, representan el frente de onda que está avanzado en micras o que se considera más rápido con respecto al plano de referencia cero; y los colores “fríos” muestran el frente de onda lento o atrasado en micras con respecto al plano ideal.

De esta forma, si representamos bidimen-sionalmente un mapa aberrométrico del as-tigmatismo, éste tendrá la forma de un plano curvado alternamente hacia delante y atrás. La representación tridimensional sería la de

una figura descrita por algunos como “silla de montar”, en la que un frente rápido alterna con uno lento. (Ver figura 7)

La representación bidimensional de un de-fecto esférico miópico nos mostrará un frente de onda rápido en la periferia, que se torna progresivamente más lento a medida que se acerca al centro del eje óptico del sistema. La representación tridimensional de este frente evidencia una figura que ha sido descrita en forma de “tazón”. La razón de esto es que en el paciente miope los rayos que van por el centro axial del sistema tienen que recorrer un trayecto mucho más largo que los de la periferia y, por lo tanto, éstos dejan el ojo mucho antes y llegan antes al sensor del aberrómetro que aquellos que se encuentran en la parte central de la pupila. Similar, pero inverso, es el caso de la hipermetropía: su frente de onda tridimen-sional se presenta como “un tazón” visto por la base, esto es, un frente de onda rápido en el centro que progresivamente se hace más lento hacia la periferia. (Ver figura 7)

Aberraciones de Alto Orden

A partir del tercer orden encontramos un número que expande progresivamente la pirá-mide y, de hecho, esta expansión puede llegar a ser infinita. Para efectos prácticos del análisis óptico humano, sin embargo, sólo se considera importante hasta el sexto orden e, incluso, algunos investigadores afirman que el análisis de las expresiones sólo hasta el cuarto orden es suficiente. Éstas son las denominadas aberra-ciones de Alto Orden, y es la parte del espectro óptico que no estamos acostumbrados a medir ni a tratar, pero que ahora con la tecnología de frentes de onda y ablación personalizada intentamos medir y corregir para llevar a limi-

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tes antes no pensados la calidad de visión de nuestros pacientes y, también, adquirir nuevos conceptos que amplíen nuestro todavía limita-do conocimiento de la calidad visual.

Porcentualmente, se considera que las abe-rraciones de bajo orden contribuyen con el 80 o el 85% del deterioro de la calidad visual, y que las aberraciones de alto orden constituyen tan solo el 15% del error total. A pesar de la importante diferencia entre estas magnitudes, las aberraciones de alto orden son las que limi-tan la visión de un ojo sano a menos del límite retiniano y no son susceptibles de corrección con métodos convencionales.

El Trefoil, conocido por algunos como astigmatismo triangular, es la primera de estas aberraciones. Bidimensionalmente representa la alternancia adelante – atrás de tres puntos fijos que determinan un encurvamiento del plano a expensas de la periferia. Su imagen tridimensio-nal representa un frente de onda que avanza, se retrasa y alterna en 3 oportunidades a expensas de la periferia. (Ver figura 8)

El Coma es considerado como una de las aberraciones más temibles, dentro del espectro de las aberraciones de alto orden, debido al importante deterioro de la calidad visual que su hallazgo representa, cuando es inducida por un procedimiento terapéutico. El coma natural moderado, sin embargo, parece estar relacionado con buenas agudezas visuales –como en el caso de pilotos de aviación en quienes se encontró que ésta era la aberración más frecuente–. (Ver figura 8)

En toda su expresión, el coma es el descen-tramiento de los elementos que constituyen un sistema óptico (de ahí la importancia que tiene como contribuyente al deterioro de la calidad visual). Esta aberración se encuentra con fre-cuencia en pacientes con patologías asimétricas como el queratocono –donde se convierte en

un sensible marcador de su presencia–, con tratamientos refractivos descentrados o lentes intraoculares inclinados o fuera de posición.

Bidimensionalmente, el coma muestra desde la periferia hacia el centro un frente de onda escindido que alterna de forma horizontal o ver-tical (dependiendo del tipo de coma), en planos que avanzan o se retrazan de manera abrupta. En su representación tridimensional, este frente de onda evidencia un quebramiento brusco con ondulaciones profundas que se alternan adelante – atrás desde el centro hasta la periferia.

El Tetrafoil, o astigmatismo cuadrático, se encuentra situado en el cuarto orden y tiene dos expresiones para la frecuencia angular de seno y de coseno, respectivamente, en forma similar y progresiva al trefoil; es la aberración periférica que representa la simetría de cuatro puntos fijos a expensas de la periferia y que en su forma bidimensional y tridimensional representa un frente de onda que avanza y se retrasa en 4 oportunidades en la periferia del área analizada. (Ver figura 9)

La Aberración Esférica está situada en el cuarto orden radial de la pirámide con fre-cuencia angular cero. La aberración esférica es una aberración simétrica y se define como la distancia focal entre los puntos del centro y la periferia de un frente de onda; si el centro y la periferia de un sistema se vuelven más curvos la aberración esférica se hace mayor.

El análisis bidimensional nos muestra una imagen con colores fríos en la periferia que se va incrementando progresivamente hacia el centro; su forma tridimensional clásica la describe en forma de “sombrero mexicano”. Típicamente se ha descrito que las técnicas convencionales de LASIK pueden incrementar la presencia de este tipo de aberración, debido a micro descentramientos del tratamiento o al tamaño de la zona óptica. (Ver figura 9)

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En la medida en que vamos descendiendo progresivamente en la pirámide, en el análisis de las aberraciones, cada una de éstas presenta su componente secundario, que es una varia-ción de forma del primario. Además pueden estar ubicadas en fase de seno o coseno (a excepción de las aberraciones de simetría cero) y ser negativas o positivas. Esto nos da, para la cada una de la mayoría de las aberraciones, 6 términos posibles con los que puede ser descrita su posición, naturaleza y simetría.

Medidas Objetivas de Calidad Visual

Aunque este tipo de medida objetiva de calidad visual a través de exámenes aberromé-tricos aporta diferentes datos numéricos como información, vamos a hacer mención especial de dos términos considerados importantes y repre-sentativos de un análisis de frentes de onda.

RMS (Root Mean Square)

Un término, que pudiera considerarse com-plicado en su definición, es tan solo la cuan-tificación matemática de un error. Representa la sumatoria del cuadrado de cada uno de los términos polinomiales que se está estudiando y la expresión en raíz cuadrada de esta sumatoria. Su valor es absoluto y se considera que el RMS es la representación numérica de la cantidad de error de un frente de onda ideal con respecto al del paciente. El RMS de un sistema óptico ideal es cero, pero como ya se había dicho an-teriormente este sistema ideal no existe.

El RMS se considera una medida objetiva de cuantificación de la calidad visual a nivel del plano pupilar.

El RMS puede ser analizado desde el con-texto de sumatoria de todas las aberraciones de un sistema y se llama RMS total, o sólo desde el punto de las aberraciones de alto orden donde se describe como RMS HO (higher order).

Se considera el RMS total de un sistema óptico humano emétrope igual a la unidad (1), si es menor podemos decir que este ojo ve más allá del cien por ciento, y si es mayor nos indica un deterioro de la calidad de visión del paciente.

RMS total Agudeza visual aproximada

1.5 20/801 20/200.5 20/15

PSF (Point Spread Function)

O la función de dispersión de un punto, es una medida objetiva de la cuantificación de la calidad visual a nivel del plano retiniano. Se considera el PSF como la medida de la dispersión de un objeto–imagen con la forma de un punto a nivel del plano de enfoque en la retina. El sistema óptico sin aberraciones es capaz de percibir un punto luminoso como un punto, en tanto que un sistema óptico aberrado inducirá cambios importantes en la percepción de este punto.

Un PSF adecuado debe considerar carac-terísticas como su alto contraste y su forma compacta. La forma compacta (volumen) está directamente relacionada con la calidad de la imagen que se está formando en la retina del sistema óptico examinado: entre más compacta mejor la calidad de la visión del sistema. El alto contraste define la cantidad de energía lumino-

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sa (irradiancia) que es transmitida a la retina o punto de fijación macular. (Ver figura 10)

Limitaciones de la Aberrometría

Siendo la medida de frentes de onda una ciencia de nueva aplicación en nuestro cam-po oftalmológico, es importante conocer la realidad del momento histórico que estamos viviendo con esta novísima tecnología y, aun-que las promesas de este desarrollo ofrecen importantes adelantos en cuanto a estudio y comprensión de la función de la Calidad Vi-sual, así como tratamientos personalizados con LASIK, se considera que ésta es una ciencia en desarrollo y, por lo tanto, se debe estar atento a las limitaciones que la medida de frentes de onda puede llegar a tener en determinado momento.

Película lagrimal

La película lagrimal es considerada como la primera superficie refractiva del ojo, con una importancia conocida por todos debido a que es en esta superficie donde se lleva a cabo el cambio más drástico en cuanto a índices de refracción se refiere (índice de refracción del aire = 1; índice de refracción de la película lagrimal = 1.337).

En nuestra práctica clínica diaria, es bien conocida la molestia subjetiva que manifiestan los pacientes con algún grado de ojo seco, y la queja constante de visión fluctuante o perdida de calidad visual. De la misma forma, la medida de un frente de onda en un ojo con película lagri-mal deficiente puede afectar drásticamente el re-sultado de una aberrometría e inducir múltiples distorsiones de alto orden, que constituirían un

astigmatismo irregular inducido por las micro diferencias en el espesor de la película lagrimal, y la perdida consecuente de la homogeneidad de la superficie del epitelio corneano.

Si consideramos la calidad de la película lagrimal como un limitante importante de la medida aberrométrica, también es cierto que los aberrómetros con los que se cuenta en el mercado son suficientemente sensibles para monitorizar y cuantificar los cambios ópticos asociados a la disrupción de la lágrima. De esta manera, una limitación importante de la abe-rrometría puede convertirse, en un futuro, en una técnica valiosa para entender los cambios de la calidad visual relacionados con el ojo seco. (Ver figura 11)

Tamaño Pupilar

El contorno de un mapa aberrométrico, así como las aberraciones allí encontradas, puede cambiar de forma importante dependiendo del tamaño pupilar con el que se haga la medida, ya que un pequeño cambio en milímetros de diámetro pupilar puede representar importan-tes variaciones en términos de área cuadrada de su forma circular. También vale la pena tener en cuenta el efecto difractivo que el borde de la pupila ejerce sobre los haces luminosos que constituyen la medida del aberrómetro, y que limitan la calidad de la adquisición aberro-métrica en pupilas muy pequeñas o falsean los datos de pupilas muy grandes o dilatadas farmacológicamente. Es por esto tal vez que la mayoría de los fabricantes de sistemas aberro-métricos sugiere que una toma aberroscópica ideal se haga en condiciones escotópicas, sin acción de fármacos que dilaten la pupila. (Ver figura 12)

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Fig. 7 Aberraciones de Bajo Orden: representación tridimensional de un defecto hipermetrópico, miópi-

co y astigmatismo

Fig. 8 Aberraciones de Alto Orden, Izquierda: Tre-foil y Derecha: coma

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Fig. 9 Aberraciones de Alto Orden, Izquierda: Tetrafoil y Derecha: Aberración Esférica

Fig. 10 PSF Línea horizontal: Volumen y Línea Ver-tical: irradiancia o energía que llega a la retina

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Fig. 11 Imágenes de: retroiluminación, centroides de sistema Hartman – Shack y mapa de densidades en el mismo paciente después de 40 segundos de no

parpadeo

Fig. 12 Toma aberrométrica con diferente tamaño pupilar

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Aberración cromática

La tecnología aberrométrica con la que con-tamos actualmente, utiliza en su mayoría lon-gitudes de onda coherentes y monocromáticas basadas en el principio y aplicación de longitudes de onda láser, generalmente en el espectro del infrarrojo. Estos haces de luz láser que miden la distorsión del frente de onda poseen una sola longitud de onda, la cual es constante y no se modifica en su trayecto de entrada ni de salida. Es importante anotar aquí que las innumerables longitudes de onda de un mundo multicolor ocupan diferentes lugares de enfoque en el grosor de la retina –es así como las longitudes de onda corta en el espectro de los azules se enfocan en la parte anterior de la retina, las longitudes de onda media del espectro del amarillo y naranja se enfocan en la parte media de la retina y, por último, las longitudes de onda larga que corres-ponden a la gama de colores en el espectro del rojo se enfocan en la parte más posterior de la retina–. Las aberraciones y el RMS tienden a incrementarse en la medida en que la longitud de onda también aumenta.

Desafortunadamente, no existe en el momen-to un aberrómetro que sea capaz de medir todo el espectro de la luz visible y su trayecto individual en un sistema óptico humano. Aberrómetros espacialmente resueltos, de tipo experimental, después de medidas muy complejas han logrado dar información de hasta 6 diferentes longitudes de onda, pero esto no es posible con la tecnología que se dispone actualmente en el mercado.

Resolución de los sensores abe-rrométricos

Ésta es una característica inherente de la construcción, principio y densidad de los senso-

res con los que está constituido el aberrómetro. Es importante saber que a mayor cantidad de sensores, mejor será la medición, a expensas de una más detallada descripción de lo que el frente de onda puede ser y la cuantificación especifica de cada uno de los polinomios de Zernike que lo constituyen.

Para efectos prácticos, los principios de me-didas aberrométricas se pueden clasificar desde el punto de vista del sitio donde la máquina capta la imagen que se va a analizar, de acuerdo a esto se llaman: de proceso interno (Ingoing process) o de proceso externo (outgoing pro-cess). En el primer grupo de aberrómetros, la captura de la imagen se hace a nivel del plano retiniano y en el segundo a nivel de salida de la pupila. En un grupo aparte encontramos los aberrómetros esquiascópicos, los espacialmente resueltos (experimentales) y los de cálculo abe-rrométrico a partir de topografía corneana de alta resolución.

-Proceso interno (In going process) Tscherning Ray Tracing-Proceso externo (out going process) Hartman Shack-Esquiascópico Retinoscopía dinámica-Espacialmente resuelto Se considera el único aberrómetro

subjetivo, es de uso experimental -Aberrómetros Corneanos Basados en topografía corneana de

alta resolución

La densidad del número de sensores tam-bién nos habla de la riqueza de la información con la cual se construyen los datos aberromé-tricos. Una forma de expresarlo es a partir de la medida de la resolución del aberrómetro, la cual se expresa en micras y nos dice que ante

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un menor número de resolución en micras la calidad de la imagen medida es mejor.

Conclusiones

La aberrometría, nueva tendencia diagnós-tica, herencia de la astrofísica, ha despertado curiosidad y aversión en los colegas oftalmó-logos: muchos de ellos se interesan en esta nueva ciencia como otra forma de analizar la función visual, pero a otros no les interesa en absoluto por la difícil terminología de su argot o por los conceptos matemáticos complejos en que se basa. Con el advenimiento de múltiples sistemas aberrométricos dentro del arsenal diagnóstico y terapéutico en cirugía refractiva, es importante conocer en detalle el principio y las bases de esta nueva rama del conocimiento de la calidad visual. Consideramos que aden-trarse en este nuevo mundo con conocimientos básicos, sólidos y explicados de forma sencilla, ayudara a comprender más fácilmente un fas-cinante universo de información de las, hasta antes poco conocidas, funciones ópticas.

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Publicado con el permiso de Review of Opthalmology

Resumen

En la pasada revisión se habló en detalle acerca de las bases y principios de la tecnología de frentes de onda. Estos avances tecnológicos recientes han permitido medir de forma objetiva y eficiente características ópticas nunca antes contempladas. La tecnología de frentes de onda aporta información valiosa acerca de la calidad visual de un sistema óptico, y nos permite en-tender más fácilmente lo que está sucediendo a nivel del plano retiniano o pupilar, por medio de medidas captadas por los aberrómetros.

Una tendencia creciente por comprender las medidas subjetivas y obje-tivas de la Calidad Visual nos aleja de la cuantificación convencional de la visión mediante la toma de la agudeza visual por medio de los optotipos de Snellen, y nos presenta medidas complejas de carácter subjetivo y objetivo para una comprensión integral del universo óptico humano.

Metodología

El presente artículo de revisión, se realizo basado en una búsqueda sistemática de la literatura disponible sobre el tema usando como principal referencia bases de datos de artículos médicos de las revistas de la Inter-

Una Aproximación a la Tecnología de Frentes de Onda

Medidas de Cuantificación Visual Cantidad y

Calidad Visual (2ª parte)

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national Society of Refractive Surgery (Journal of Refractive Surgery) y de la American Society of Cataract and Refractive Surgery (Journal of Cataract and Refractive Surgery)

También se recopilo información de páginas en línea de diferentes casas comerciales y datos de referencia de investigaciones realizadas en el Centro Oftalmológico Colombiano con la valiosa ayuda del Dr. Luís Antonio Ruiz

Tipos de Medidas

Al analizar la función visual es importan-te entender que ésta puede ser cuantificada de diferentes maneras. Desde el punto vista subjetivo del paciente: midiendo la agudeza visual, que se encarga de darnos en una cifra la cantidad de visión, sin evaluar la calidad; o por medio de la sensibilidad al contraste, que evalúa de forma amplia y suficiente la función visual desde el punto de vista de la percepción de frecuencias espaciales (tamaño) y contrastes. Este método es mucho más eficiente, pues re-presenta integralmente las condiciones visuales del sistema óptico humano.

En la medición objetiva del paciente in-terviene la tecnología de frentes de onda con los aberrómetros, capaces de darnos medidas de cuantificación de calidad visual: a nivel del plano de la pupila, esta medida se conoce con el nombre de RMS (Root Mean Square), en el plano retiniano es el PSF (Point Spread Function) o Función de Dispersión de un Punto, y la OTF (Optical Transfer Function) o Función de Transferencia Óptica constituida por la MTF (Modulation Transfer Function) y la PTF (Phase Transfer Function):

Análisis de la función visual

Cantidad VisualSubjetiva: Agudeza Visual de SnellenCalidad VisualSubjetiva: Sensibilidad al ContrasteObjetiva: RMS PSF OTF (MTF y PTF)

A) Cantidad Visual Subjetiva

En 1862, Herman Snellen (1834-1908), oftalmólogo holandés de la ciudad de Utre-cht, desarrolló las tablas impresas de agudeza visual, con el propósito de encontrar una forma convencional para prescribir gafas (Figura 1). La tabla de Snellen que conocemos, representa una serie de letras negras sobre fondo blanco con diferentes tamaños espaciales. Cambios relativamente pequeños en el estado refractivo del ojo pueden ser detectados por este examen, y es en realidad la forma actual universal-mente utilizada para describir cambios en la visión causados por el desenfoque esférico o astigmático. Desafortunadamente, muchos tipos de pérdida visual no son causados por el desenfoque refractivo (p.e. ambliopía, glauco-ma y catarata) y, por lo tanto, la medida de la función visual a partir de la tabla de Snellen se debe considerar inadecuada.

La Agudeza Visual es específica en términos del ángulo visual subtendido por el detalle es-pacial fino. El ángulo visual de un objeto está determinado por su tamaño físico y la distancia del observador. Las letras de la mayoría de las tablas de Agudeza Visual están diseñadas de tal forma que el tamaño total de la letra es 5 veces mayor que el grosor del trazo que la for-ma (Figura 2). Al evaluar la Agudeza Visual se

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obtiene un fraccionario en el cual el numerador es la distancia a la cual se está examinando, y el denominador es la distancia en la cual un observador “normal” sería capaz de leer dicha letra. Las tablas de Agudeza Visual usan una referencia de 1 minuto de arco del ángulo visual para evaluar la resolución de los más pequeños detalles. Para una persona “normal”, la fracción es igual a 20/20. Para una persona que sólo alcanza el 20/40, el tamaño de la letra corresponde a 10 minutos de arco en su altura y 2 minutos de arco en el grosor del trazo. Es de anotar que esta expresión fraccionaria de la Agudeza Visual fue descrita hace ya más de 140 años, y sin mayores modificaciones se sigue usando para evaluar diariamente la función visual de miles de pacientes, en un mundo optométrico y oftalmológico en el que cada vez es más importante la calidad de visión del paciente y su satisfacción.

El problema central en la caracterización de la función visual, a través de la medición de la Agudeza Visual, es que por definición se trata de una medida muy limitada y especifica, que se corresponde con la habilidad para discrimi-nar detalles finos –o ver objetos pequeños– en altos contrastes.

B) Calidad Visual Subjetiva

La medida de la Sensibilidad al Contraste determina el más bajo nivel de contraste que puede ser detectado por el paciente para un tamaño determinado de estímulo. Podemos entonces decir que la Sensibilidad al Contraste es diferente a la Agudeza Visual, ya que mide de forma independiente 2 variables: tamaño y contraste, mientras que la Agudeza Visual sólo mide tamaño, puesto que su contraste es siempre constante (negro sobre blanco) y bas-

tante alto (98 a 100%). En muchas ocasiones, el paciente puede ser capaz de leer hasta el 20/20 de la tabla de Snellen, lo cual indicaría una Agudeza Visual normal, pero esto no ne-cesariamente evalúa la calidad o funcionalidad de la visión.

Teoría de los Canales de Visión

Si pensamos que la imagen visual está cons-truida por píxeles (unidades de resolución), como en la pantalla de una computadora, podemos decir entonces que entre más fino sea el sistema de píxeles, la imagen se construirá con mayor información y ésta, a su vez, será percibida más detalladamente por el cerebro. (Figura 3)

De acuerdo a la teoría de los canales de visión, existen diferentes sistemas de calidad de visión que alimentan el cerebro con infor-mación de los aspectos que constituyen una escena visual. Uno de estos canales tiene una re-solución espacial gruesa, equivalente a 20/200, y por lo tanto tiene un sistema de píxeles de baja resolución, por lo cual sólo puede detectar elementos gruesos de una imagen. El siguiente canal posee una mayor resolución espacial y reporta más detalles con mayor densidad de píxeles, equivalente a 20/60, y los últimos ca-nales de visión reportan los detalles más finos a expensas de la mayor resolución posible, la cual es equivalente a 20/20. Cada uno de estos canales se encarga de alimentar la memoria visual, y ésta a su vez se puede encargar en determinado momento de alimentar la infor-mación faltante cuando la imagen no sea clara (p.e. imágenes emborronadas por niebla, lluvia, humo, polvo, etc.). Bajo estas circunstancias, sólo la transmisión de datos por el canal de menor resolución es posible, pero el sistema

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Fig. 1. Dr Herman Snellen

Fig. 2 Relación del trazo

Fig. 3 Canales de Visión y Sensibilidad al Contraste: La frecuencia de cada uno de los canales esta representada por su respectiva imagen, la suma de todas las señales nos da la percepción real. En rojo se observa, tan solo, la limitada

área de frecuencia y contraste examinada por la Agudeza Visual de Snellen en el equivalente a 20/20.

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Fig. 4. Tipos de Rejilla: a la izquierda rejilla de patrón cuadrado, a la derecha rejilla de patrón sinus-oidal

Fig. 5. Disminución de la sensibilidad al contras-te: Izquierda 98% de sensibilidad al contraste, centro 55% y derecha 10%

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de memoria se encarga de rellenar detalles no vistos realmente.

Rejilla de Patrones Sinusoidales

La letra “E”, en la tabla de Snellen, se puede considerar constituida por barras oscuras con-tra un fondo blanco. El espacio entre las barras puede ser descrito en términos de frecuencia angular o, dicho en otras palabras, se puede describir el contorno de la letra como un patrón de rejilla cuadrada con determinada frecuencia espacial (p.e. la letra que corresponde al 20/20 tiene una frecuencia espacial de 30 ciclos/gra-do). La frecuencia espacial hace referencia al número de barras blancas y negras (1 ciclo) en 1 grado de frecuencia angular. Sin embargo, desde el punto de vista óptico, muy pocas imágenes se pueden describir como patrones de ondas cuadradas perfectas, con bordes com-pletamente definidos y claros. Una rejilla de patrón sinusoidal tiene un perfil de luminancia con transformación gradual del área clara a la oscura. Los patrones de rejilla sinusoidal son particularmente importantes y ahora amplia-mente utilizados en investigación visual, debido a que cualquier patrón visual, por complejo que sea, puede ser descompuesto en sus elementos primordiales de diferente frecuencia (análisis matemático de Fourier). (Figura 4)

El uso de un sistema de rejilla con patro-nes sinusoidales tiene ventajas importantes, a saber: en primer lugar, el desenfoque óptico no cambia la forma o la apariencia del patrón de la rejilla, únicamente cambia la percepción subjetiva del paciente de la cantidad de con-traste y, así, sólo un atributo del estímulo es alterado por el desenfoque. En segundo lugar,

la Sensibilidad al Contraste provee un prome-dio de la caracterización de la respuesta total a una serie de estímulos bastante complejos, que conforman el ambiente visual diario. De-bido a la descomposición de formas complejas en patrones simples de ondas sinusoidales, la Sensibilidad al Contraste puede determinar la habilidad individual del paciente para proce-sar información espacial de escenas visuales cotidianas.

Función de Sensibilidad al Contraste

Un sistema óptico “normal” tiene una mayor Sensibilidad al Contraste para bajas frecuencias espaciales (4 a 5 ciclos/grado). La sensibilidad al contraste disminuye pro-gresivamente hacia las frecuencias más altas, debido a que fenómenos como la difracción y aberraciones ópticas emborronan los detalles finos de la imagen.

La forma de esta función representa la imagen de una letra “U” invertida, la cual refleja la respuesta del sistema visual humano basada en la frecuencia y el contraste. También se puede considerar que esta forma de “U” invertida envuelve la respuesta independiente de frecuencia de cada uno de los canales que constituyen la visión.

Un gran número de factores pueden alterar la medición de la función de Sensibilidad al Contraste, incluyendo: la adaptación lumi-nosa del entorno, el tamaño del estímulo, la excentricidad retiniana, el tamaño de la pupila, características temporales del sistema óptico, orientación del estímulo, desenfoque, emborronamiento dióptrico, emborronamiento difuso y astigmatismo. (Figura 5)

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Aplicaciones clínicas de la función de Sensibilidad al Contraste

Cada vez es mayor el número de investiga-dores que utilizan la medición de la Sensibili-dad al Contraste en el estudio y seguimiento de diversas patologías oculares, que abarcan problemas refractivos como el desenfoque, enfermedades corneanas, cataratas, lentes intraoculares, procesos de envejecimiento ocular, lentes de contacto e incluso ojo seco. (Figura 6)

Un amplio corredor se abre en cuanto a las aplicaciones de la medición de la Sensibilidad al Contraste y la cirugía refractiva. Pérez Santonja demuestra ampliamente como en pacientes con miopía moderada, operados con Lasik, se puede observar un compromiso inicial de las frecuencias bajas e intermedias en el postope-ratorio inmediato, y como éste retorna a los valores normales preoperatorios en el trans-curso del tercer mes; incluso cabe anotar que un porcentaje importante de pacientes puede experimentar ganancia en ciertas frecuencias al cabo del sexto mes postoperatorio.

El advenimiento de las últimas técnicas de Lasik Personalizado y la ablación corneana guiada por frentes de onda (aberrometría), tienen como objeto la búsqueda afanosa de la visión “perfecta”; esta supervisión en cifras tales como el 20/10 o 20/8 sólo puede ser evaluada en términos de calidad y no de cantidad de visión. Es por esto que los principales centros de investigación incorporan mediciones de la Sensibilidad al Contraste en todas las etapas del seguimiento de los pacientes tratados con esta novísima tecnología.

En muchos casos se puede reportar déficit en la Sensibilidad al Contraste en pacientes en quienes la Agudeza Visual es “normal”. El estudio de estos cambios en la Sensibilidad

al Contraste permite hacer un seguimiento más cercano de la función visual y el compor-tamiento de la patología de base. Dentro de este grupo se pueden considerar desordenes retinianos tales como la retinopatía diabética, enfermedad macular relacionada con la edad y también el seguimiento, estudio y detección temprana del glaucoma, como lo demuestran Pomerance y Evans al probar que en un grupo de pacientes con glaucoma diagnosticado y bajo tratamiento estricto, hay mejoría en todas las frecuencias espaciales cuando se compara la Función de Sensibilidad al Contraste antes de iniciar la terapia y después de realizada. De manera similar Arend y Remky concluyen que la medida de Sensibilidad al Contraste se correlaciona de manera más sensible con los hallazgos angiográficos, en pacientes diabé-ticos, que la misma Agudeza Visual, cuando en éstos no se halla compromiso clínicamente significativo y en los cuales se puede encontrar visión de 20/20, lo cual sugiere, tal vez, que la Sensibilidad al Contraste es el mejor y más temprano indicador del daño retiniano secun-dario a las alteraciones en la microvasculatura retiniana.

C) Calidad Visual Objetiva

Hay dos aproximaciones estandarizadas para poder cuantificar de forma objetiva la calidad visual de un ojo humano: la primera describe las propiedades ópticas, y la segunda describe el efecto de estas propiedades ópticas en la calidad de la imagen percibida. Las pro-piedades ópticas son típicamente cuantificadas por un mapa de aberraciones o por un mapa de error de frente de onda a nivel del plano de la pupila. La segunda aproximación describe la calidad óptica en el plano de la imagen a nivel

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de la retina para objetos fundamentales o sim-ples como un punto o un patrón sinusoidal.

Mediciones en el plano pupilar

Como ya se había visto en el artículo de revisión pasado, en un ojo ópticamente per-fecto, todos los rayos provenientes de una imagen distante convergen en un único punto de enfoque a nivel de la macula en la retina y, correspondientemente, si se analiza el frente de onda saliente del mismo ojo, éste será un frente de características planas o con ninguna distorsión con respecto al plano de referencia. La mayoría de los aberrómetros objetivos examinan el frente de onda saliente del ojo en cuestión y describen la calidad óptica en términos de la distorsión relativa de este frente con respecto a un frente ideal o plano (esto se conoce con el termino de error en el frente de onda). (Figura 7)

Un ojo que contenga aberraciones ópticas produce un frente de onda saliente ondulado (aberrado), y la magnitud de estas aberraciones es cuantificada por la desviación estándar de este frente de onda, este termino se conoce como RMS (Root Mean Square) o la raíz cua-drada del promedio de los cuadrados de cada una de las expresiones polinomiales que cons-tituyen el frente de onda per se y que cuantifica que tan alejado está el frente de onda a estudio con respecto a una referencia ideal.

La mayoría de aberrómetros cuantifican de forma independiente diferentes valores de RMS para cada una de las aberraciones encontradas en el mapa de frente de onda, pero es impor-tante no confundirse con este sinnúmero de datos matemáticos y concentrarnos en 2 valores importantes: la magnitud del RMS total y la cantidad de RMS de alto orden. El primero nos

muestra la desviación del frente de onda tenien-do en cuenta las aberraciones de bajo orden y alto orden: esta cifra se convierte entonces en un cuantificador objetivo de la visión del paciente. Sí el RMS total es igual a la unidad, se espera que la visión del paciente esté cercana al 20/20, si es menor a la unidad podemos decir que la visión es mejor que 20/20 en el ojo analizado y, contrariamente, si es mayor a uno se espera que la visión sea menor que 20/20.

Por otra parte, el RMS de alto orden cuan-tifica únicamente las aberraciones de alto orden presentes en un sistema visual, o lo que se co-noce en la clínica como astigmatismo irregular. De forma similar al RMS total, a menor valor del RMS de alto orden, más nos acercamos a un ojo con calidad de visión perfecta. Es impor-tante conocer que para algunos clínicos el valor de corte de este RMS de alto orden es igual a 0.5, esto quiere decir que ojos “normales” pueden tener RMS de alto orden menor a 0.5; pero los ojos en los que se halla un componente irregular o de alto orden importante, este valor se eleva por encima de 0.5 y, en estos casos, amerita investigar a fondo cuál es el origen de esta distorsión (ectasia, cicatriz, opacidad de medios, irregularidad de superficie, post operatorio de cirugía refractiva, etc.).

Mediciones en el plano retiniano

Las medidas de calidad visual en el plano de la retina (o plano de la imagen) cuantifican la calidad de la imagen retiniana para dos ob-jetos estándar: un punto de luz (PSF = Point Spread Function) y una rejilla sinusoidal (OTF = Optical Transfer Function)

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Fig. 6. Simulación de visión: paciente emétrope (iz-quierda), desenfoque refractivo (centro) y pérdida de Sensibilidad al Contraste por catarata (Derecha)

Fig. 7. Frente de onda a nivel del plano pupilar a la izquierda representación de un paciente miope y a la derecha un paciente emétrope

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verán como patrones sinusoidales. Sólo dos características se alteran en este tipo de patro-nes y son: la cantidad de contraste relativo y el corrimiento de la imagen hacia los lados, lo cual es llamado Desviación de Fase. En gene-ral, la cantidad de atenuación del contraste y la desviación de fase dependen de la frecuencia espacial de los patrones sinusoidales y la calidad óptica del ojo. La función de transferencia óp-tica (OTF) como medidor de la calidad visual, comprende la MTF (Modulation Transfer Function) y la PTF (Phase Transfer Function), y esto se representa como la habilidad de un sistema óptico para reproducir fielmente del objeto a la imagen la cantidad de contraste (MTF) y la fase (PTF) respectivamente. De esta forma, un sistema con una excelente cali-dad visual, medida por la OTF debe percibir altas frecuencias espaciales con buen contraste y sin desviación de fase. (Figura 9)

Conclusiones

La aberrometría y la sensibilidad al con-traste nos presentan un perfil diferente del análisis integral de la función visual, nos llevan a pensar en otro tipo de parámetros mucho más completos de medición –fuera de nuestra conocida y cotidiana medida de agudeza visual con optotipos de Snellen que hasta el momento hemos considerado, equivocadamente, como el patrón ideal de cuantificación de las funciones ópticas de nuestros pacientes–. A la luz de estos nuevos exámenes diagnósticos, estamos en el momento histórico de cambiar nuestras bases y comprender a fondo que la función visual tiene parámetros de medida más complejos y ricos en información que no podemos ignorar ni desconocer.

Función de Dispersión de un Punto (PSF)

Esta medida se basa en el principio de calcular la distorsión que sufre un objeto luminoso con la forma de un punto cuando es observado a través de un sistema óptico aberrado. Un PSF de buena calidad se caracteriza por un alto contraste y una forma compacta bien definida, mientras que un PSF de baja calidad tiene una forma dispersa y con bajo contraste debido al emborronamiento que sufre la imagen cuando es observada a través de una óptica imperfecta. (Figura 8)

La cuantificación del PSF es muy importan-te, ya que todos los objetos se pueden considerar como un sinnúmero de puntos organizados para dar forma a una figura determinada. Así, la imagen retiniana de un objeto es la suma li-neal de todos los PSF de los puntos individuales que la conforman y, por esto, el PSF se puede usar como cuantificador de la calidad óptica de un ojo para cualquier imagen.

Otra medida de calidad óptica muy común, derivada del PSF, es la razón de Strehl (Strehl ratio), la cual es una medida de contraste y se define como la división de la máxima inten-sidad del PSF del ojo a estudio dividido entre la máxima intensidad de un ojo ópticamente perfecto (limitado sólo por la difracción). Su valor ideal es la unidad (1).

Función de Transferencia Óptica (OTF)

Como ya se explicó antes, los patrones de rejillas sinusoidales presentan grandes ventajas en el estudio de la función óptica, al simplificar el estudio de sistemas ópticos pues, sin impor-tar la magnitud de aberraciones que posea un sistema, los patrones sinusoidales siempre se

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Fig. 8. PSF a la Izquierda representación de la Fun-ción de dispersión de un punto de un paciente miope alto y a la derecha un paciente emétrope.

Fig. 9. Función de Transferencia Óptica o Op-tical Transfer Function: Izquierda imagen objeto original, derecha cambio que sufre la imagen en un sistema óptico de alta y baja calidad. Arriba imagen de alta calidad con buen contraste (gran altura de los picos de luminancia) y sin desviación de fase. Abajo imagen de baja calidad con pobre contraste (picos de luminancia muy deprimidos) y desviación lateral de fase (línea roja de referencia).

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Publicado con el permiso de Review of Opthalmology

Resumen

El objeto de la presente publicación es integrar de forma conveniente los conocimientos revisados en los dos artículos anteriores para el análisis específico de casos clínicos en la práctica diaria.

Los aberrómetros aportan al estudio clínico diferentes medidas de la calidad de un sistema óptico. Integrar este conocimiento en el análisis de nuestros pacientes a partir de la lectura de mapas aberrométricos y la información que éstos suministran, puede ser de vital importancia para el entendimiento de conceptos como calidad visual, astigmatismo irregular y desempeño funcional de sistemas ópticos.

Lectura de Aberrometrias

Es importante iniciar la lectura de los mapas aberrométricos compa-rando la refracción subjetiva del paciente con la refracción objetiva que nos suministra el aberrómetro. Debemos tener en cuenta que estos dos datos pueden variar dependiendo de diferentes causas: en primer lugar la subjetividad del paciente, la cual no es contemplada por el aberrómetro ya que esta medida es puramente objetiva y derivada de un complejo análisis

Una Aproximación a la Tecnología de Frentes de Onda

Correlación Clínica y Aberrométrica

(3ª Parte)

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matemático; en segundo lugar la tolerancia del paciente o su preferencia por cierto tipo de corrección: por todos es sabido que un paciente miope siempre acepta algo más de esfera ne-gativa, aun cuando no la necesite, o el hecho de que un paciente esférico acepte un pequeño cilindro contra la regla para mejorar su percep-ción visual cercana. El tamaño de la pupila es la tercera causa de diferencia y ésta depende de la cantidad de error aberrométrico medido para diferentes tamaños de pupila: no es igual el mapa aberrométrico de una pupila de 3mm comparado con uno del mismo paciente con pupila de 7mm, puesto que un mayor número de aberraciones entran a contar en el cálculo de la pupila de 7mm (figura 1). La mayoría de aberrómetros exigen una pupila de al menos 6mm de diámetro –para efectos de la toma del examen, no se recomienda hacer un cálculo quirúrgico personalizado con pupilas meno-res a 5mm–. Algunos aberrómetros requieren dilatación farmacológica de la pupila para po-der generar una lectura para tratamiento con frentes de onda, y en este caso las aberraciones de la pupila dilatada son diferentes a las de la pupila en condiciones de no dilatación. Peque-ños detalles como la distancia al vertex también influyen en la diferencia de la toma –es así como muchos aberrómetros usan una distancia de 12.5mm en lugar de los 12mm que usual-mente se utilizan en la refracción subjetiva del paciente–. También debemos tener en cuenta que las aberraciones de alto orden tienen un im-pacto refractivo directo en el sistema analizado –este tipo de distorsiones no son cuantificadas en la refracción subjetiva del paciente, pero para efectos de los mapas de frente de onda sí entran a contar dentro del cálculo de la re-fracción objetiva–. Por último, y tal vez el más importante factor de diferencia entre estos dos tipos de medida, tenemos la acomodación del

paciente. TODOS los sistemas aberrométricos incluyen métodos de emborronamiento capaces de neutralizar la acomodación en el momento de la toma del examen, y es importante saber que algunos pacientes son especialmente sus-ceptibles a mantener su postura acomodativa –entre ellos cabe destacar los pacientes jóve-nes, en quienes tal vez se pueden observar las mayores diferencias entre la toma subjetiva y objetiva; también se deben mencionar aquellos pacientes aprehensivos quienes, en el momento de la adquisición del examen, pueden generar grandes cambios refractivos en virtud de una acomodación forzada sostenida–.

Dicho lo anterior, es importante saber que algunos límites de diferencia son permitidos entre la medida aberrométrica y el subjetivo del paciente. De esta forma, diferencias en la esfera positiva de hasta +0.75D no tienen mayor efecto, en la esfera negativa -0.50, en la magnitud del cilindro -0.50 y en el eje del mismo hasta 15 grados, estas cifras son muy importantes de tener en cuenta sobre todo al hacer cálculos aberrométricos para tratamien-tos personalizados con láser.

En el análisis de los mapas de color, estas figuras representan el trayecto de los haces de luz a través de la pupila, la medida que se usa en este tipo de mapas más común se expresa en micras, delante o detrás de un plano de referencia.

Los colores cálidos (rojos, naranjas, etc.) evidencian áreas que están micras adelante del plano de referencia y lo contrario con los colores fríos (azules).

Es importante observar la simetría de las formas representadas en los mapas. Usualmente las imágenes guardan una simetría evidente, y de ahí se deriva que toda pérdida de simetría indique siempre la presencia de aberraciones de alto orden (conocidas también como as-

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tigmatismo irregular / astigmatismo no simé-trico o no ortogonal). Algunos aberrómetros suministran también el porcentaje que estas aberraciones de alto orden representan, siendo este dato importante para considerar el efecto relativo del astigmatismo irregular en la calidad visual. (Figura 2)

Dos valores numéricos a considerar en la lectura de mapas de frente de onda están repre-sentados por la magnitud del RMS (Root Mean Square). Recordemos que en nuestro primer articulo definíamos el RMS como la cuantifi-cación numérica del error en el frente de onda comparado con un frente de onda perfecto. De esta manera entre menor sea el número de RMS total que se registre en la lectura, mejor será la calidad del sistema óptico analizado. De forma similar se registra el RMS de alto orden (RMS HO) en la mayoría de aberrómetros, el cual corresponde al error aberrométrico aportado por las aberraciones de alto orden o, en otras palabras, a la cantidad de error inducido por el astigmatismo irregular. Muchos investigadores consideran que el valor de corte de este RMS de alto orden es 0.4µ y que valores superiores a 0.5µ pueden ser clínicamente significativos y, por tanto, deben ser investigados y correla-cionados con la clínica –por ejemplo: un RMS de alto orden superior a 1.0µ (lo cual indica un gran componente astigmático irregular en un sistema) puede sugerir la presencia de queratocono o alguna patología en la que se encuentre grandes cantidades de aberraciones de alto orden–.

Algunos aberrómetros son capaces de cons-truir mapas aberrométricos que representan únicamente las aberraciones de alto orden, y es importante anotar que casi siempre estas repre-sentaciones gráficas son asimétricas o irregula-res, a diferencia de los mapas aberrométricos que representan la totalidad de las aberraciones.

Esto es debido a que el componente astigmático irregular, como su nombre lo indica, es carente de simetría (Figura 3).

Otra representación gráfica importante de la calidad óptica de un sistema visual analiza-do aberrométricamente, la constituye el PSF (Point Spread Function), al cual también se hizo referencia en el segundo artículo de esta publicación. Si el punto de luz es la forma más sencilla a partir de la cual se puede construir la imagen de cualquier objeto, cuando obser-vamos este punto único de luz a través de un sistema con aberraciones tenemos la represen-tación gráfica de la distorsión aberrométrica objetiva que leyó el aberrómetro en el ojo del paciente. Generalmente esta imagen nos habla de la calidad de visión de un sistema óptico: se considera que existe una muy buena calidad óptica cuanto más compacta y brillante sea, o por el contrario, se habla de pobre calidad cuando su forma es caprichosamente extensa o sin concentración de luz. Esta imagen se puede representar como la distorsión de un punto sobre una rejilla dividida en minutos de arco, lo cual nos da una idea de la dispersión angular de la imagen sobre el fondo retiniano o sobre una rejilla en micras y de la dispersión de la imagen sobre el área central de fijación (fovea).

De la medida de la Función de Dispersión de un Punto (PSF) se derivan también otros dos cálculos importantes: la proporción de Strehl y la convolución de imágenes.

La proporción de Strehl (Strehl Ratio) es el cociente entre el máximo de intensidad del PSF del ojo en estudio y la PSF de un ojo perfecto (limitado sólo por la difracción). Este ojo perfecto también se conoce como el “ojo de Indiana”, y es un arreglo óptico diseñado en la Universidad de Indiana y utilizado en estudios experimentales; se caracteriza por no poseer ningún tipo de aberraciones, teniendo como

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única limitante de su calidad óptica, el tamaño de la pupila o diafragma (de ahí su nombre en ingles: “limited difraction”). El Strehl ratio ideal es igual a 1, pero debido a que no existen sistemas ópticos humanos perfectos, este valor nunca llega a la unidad. (Figura 4)

El cálculo de convolución es la aplicación matemática de la dispersión que sufre el PSF a través de un sistema aberrado a una forma conocida de imagen; esto es: si conocemos la

Fig. 1 Toma aberrométrica con diferente tamaño pupilar. Sistema Tracey FVA

Fig. 2 Mapa de frente de onda paciente miope, ob-sérvese la simetría de las formas. Sistema WaveScan

VISX

distorsión de la calidad óptica para un punto de luz, y el punto es la unidad básica de cons-trucción de imágenes, cuando multiplicamos esta única distorsión por cada uno de los múltiples puntos que conforman una imagen, obtenemos de manera objetiva la forma en la que las aberraciones del paciente distorsionan la imagen de un objeto visto o, dicho en otras palabras, obtenemos una representación grafica de como “ve el paciente”. (Figura 5)

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Fig. 3 Mapa de frente de onda de aberraciones de alto orden (izquierda asimetría de coma y derecha asime-tría de trefoil). Sistema WaveScan VISX

Fig. 4 Proporción de Strehl para aberraciones de alto orden (izquierda) y aberraciones totales (derecha) en un paciente miope. Sistema OPD-Scan ARK 10000 NIDEK

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Fig. 5 Convolución de imágenes visión simulada con aberraciones totales (izquierda) y simulación de mejor visón corregida (derecha). Sistema WASCA Carl Zeis

Meditec

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El mapa que representa la Función de Dispersión de un Punto nos muestra una formación luminosa compacta en el centro de la representación gráfica, aunque tiene una pequeña asimetría la mayoría de la luz está concentrada en un área inferior a 500 micras sobre el fondo de la retina, equivalente al diá-metro de la fovea.

La representación grafica individualizada del RMS nos muestra que tanto el error de bajo como el de alto orden son mínimos en su magnitud y en su relación porcentual total.

RMS bajo orden 0.245 µRMS alto orden 0.325 µ RMS total 057 µ

Casos Clínicos

Es importante ilustrar en la práctica los conceptos básicos y avanzados de la lectura de mapas de frentes de onda con diversos casos clínicos y lecturas de diferentes aberrómetros, con el objeto de facilitar la interpretación de la información suministrada por cualquier maquina.

EMETROPÍA

Caso: paciente emétrope, con mejor agude-za visual sin corrección de 20/15

El mapa de Frente de Onda nos muestra gran simetría donde predomina el color verde (color de referencia en plano cero), se aprecia una pequeña área periférica, arriba a la derecha, con colores calientes en los que el frente de onda está avanzado (micras de avance con respecto a la escala de referencia)

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MIOPÍA

Caso: Paciente con miopía moderada OD -3.42 -0.86 x 123 = 20/20, aberraciones de alto orden en proporción leve RMS 0.37µ y RMS total 3.51µ

El mapa de frente de onda muestra un área periférica en colores calientes que decrece hacia el centro, se evidencia también simetría de la forma en casi 360 grados

El mapa de Función de Dispersión de un Punto (PSF) muestra una gran falta de com-pactes de la formación de la imagen, hallándose dispersa sobre el fondo retiniano en un equi-valente a 1200 µ cuadradas.

La distribución del RMS muestra que en este paciente el 99.11% del deterioro de la calidad visual corresponde a la presencia de aberraciones de bajo orden y tan solo el 0.89% a las aberraciones de alto orden

ASTIGMATISMO MIXTO ALTO

Caso: astigmatismo mixto con componente importante de cilindro, sin presencia de cono, OD +1.73 -4.64 x 17 = 20/20

En la figura se aprecia la típica forma en “silla de montar” que determina la presencia de una gran diferencia de poder entre los dos meridianos principales, en la periferia se encuentra dos zona de frente de onda que avanzan (áreas rojas) por delante del plano de referencia (verde) y dos zonas que caen (áreas azules) detrás del plano cero.

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El mapa de PSF muestra la elongación en forma oval de la formación luminosa de un punto, la cual coincide en su eje más largo con el meridiano de mayor poder y en su diámetro más corto con el eje refractivo del astigmatismo.

La representación porcentual muestra como el 97.15% de la distorsión es aportada por el astigma-tismo con sus dos componentes aberrométricos, la esfera positiva constituye el 2.5% y tan solo se encuentra un 0.35% de error de alto orden.

RMS total 2.39µRMS alto orden 0.175µ

QUERATOCONO

Caso: queratocono moderado en OS: -6.18 -2.85 x 116 = 20/40

En este mapa se comparan las aberraciones presentes en el estado no dilatado (arriba e iz-quierda) y dilatado farmacológicamente (abajo izquierda). El mapa de la derecha nos muestra la diferencia aberrométrica entre los dos estados pupilares: se observa un área donde se generan gran cantidad de aberraciones (zona roja) que co-rresponde clínicamente con el ápex del cono. Las barras inferiores muestran en rojo la proporción de aberraciones en el estado no dilatado y en azul las del estado de dilatación; al ser el cono una pa-tología asimétrica se espera que con la dilatación se incremente la lectura de aberraciones a expensas de la periferia (diferencia de altura).

Los mapas de PSF y RMS muestran una desorganización completa de todos los paráme-

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tros: la función de dispersión de un punto se encuentra totalmente dispersa, lo cual explica la mala calidad de visión de este tipo de pacientes; y el mapa porcentual de RMS muestra una gran cantidad de aberraciones de alto orden. RMS total 6.04 µ, RMS de alto orden 1.67µ, en este paciente el componente astigmático irregular es tan alto que aun con la mejor corrección, lente de contacto en este caso, el paciente no logra el 100% de su visión

Catarata

Caso: Paciente con mejor agudeza visual corregida de 20/50 y molestias con calidad de la visión, disminución de la sensibilidad al contras-te y pérdida importante de visión en penumbra, se observa catarata nuclear moderada.

El mapa de PSF muestra una dispersión mo-derada del haz luminoso de forma caprichosa, la cual se relaciona con un aumento moderado en las aberraciones de alto orden, RMS total 4.32µ y RMS de alto orden 0.65µ. En este caso es im-portante correlacionar los hallazgos aberrométri-cos con pruebas de calidad visual subjetivas en diferentes condiciones luminosas (sensibilidad al contraste), para determinar con precisión el compromiso funcional del paciente

OPACIDAD CAPSUL AR POSTERIOR CON CAPSULOTOMíA PEQUEÑA

Caso: paciente en 6 post operatorio de fa-coemulsificación con LIO, a quien se practica capsulotomía YAG, posterior a ello refiere recu-peración de visión en horas del día y disminución de calidad visual en horas de la noche.

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En el mapa de registro de adquisición. Se aprecia pérdida de múltiples puntos de infor-mación en la condición de dilatación (primera), pero no se observa pérdida de ningún punto cuando se reduce el diámetro de la adquisición a 3.2mm (segunda).

El mapa de frente de onda que correspon-de a la máxima dilatación muestra evidente asimetría, no así el mapa con zona mínima en la que predomina la simetría del color cero de referencia (verde).

Los gráficos de RMS muestran de forma dramática el cambio de los valores totales de TODAS las aberraciones entre el estado dila-tado y no dilatado.

ACOMODACIÓN

Caso: Paciente emétrope de 23 años a quien se practica aberrometría con mirada en enfoque lejano y carga acomodativa de 3.0D

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En el mapa de comparación se observa arriba, a la izquierda, el estado de no acomodación y abajo, a la izquierda, el cambio refractivo induci-do por la carga acomodativa de 3.0D, se aprecia una miopización del ojo, con disminución del tamaño pupilar. El mapa de la derecha muestra la diferencia entre los dos estados refractivos, y las barras inferiores muestran como el mayor cambio se obtiene a expensas de la esfera (dife-rencia entre barras rojas y azules).

El Cambio en los valores de RMS: muestra

como el ojo sufre una miopización que permite la visualización cercana, sin que se presente cambio significativo alguno en los otros térmi-nos aberrométricos de bajo o alto orden.

Conclusiones

Son múltiples las aplicaciones de los estudios aberrométricos. La implementación de estos

exámenes en la práctica diaria nos ayuda a comprender de mejor forma la relación que debe existir entre la clínica y la función visual; este concepto –específicamente relacionado con la calidad visual– puede ayudarnos a entender de forma integral lo que pasa con nuestros pacien-tes. Las utilidades van desde el estudio de casos refractivos en el pre operatorio y post operatorio, hasta evaluaciones complejas de astigmatismo irregular o molestias en calidad visual, casos en los que la aberrometría puede marcar la diferen-cia en el éxito de nuestra práctica profesional.

Bibliografía

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Larry N. Thibos, PhD; Raymond A. Applegate, OD, PhD; James T. Schwiegerling, PhD; Robert Webb, PhD. Report From the VSIA Taskforce on Standards for Reporting Optical Aberrations of the Eye. J Refract Surg 2000; 16: S654 – S655.

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Raymond A. Applegate, OD, PhD; Edwin J. Sarver, PhD; Vic Khemsara, MD. ¿Are All Aberrations Equal?. J Refract Surg 2002;18: S556-S562 Wavefront Analysis: Aberrómetros y Topografía Corneal. Benjamin F. Boyd, MD Highlights of Ophthalmology International, Primera edicion en español, 2003.

Objective Measurement of Wavefront Aberrations With and Without Accommodation. Ioannis G. Pallikaris, MD; Sophia I. Panagopoulou, BSc; Charalambos S. Siganos, MD;Vasilys V. Molebny, DS J Refract Surg 2001; 17:S602-S607

Publicado con el permiso de Review of Opthalmology

Resumen

El rápido advenimiento de la tecnología avanzada ocupa hoy numero-sos aspectos de nuestras vidas. En el campo de nuestra especialidad, no es raro encontrar día a día nuevos sistemas diagnósticos y de tratamiento en todas las subespecialidades. Nos hallamos ad portas de una nueva “revolución” en el área de la cirugía refractiva y del estudio de la calidad de la visión. Este último aspecto –tal vez poco comprendido por nosotros en cuanto a la subjetividad del paciente se refiere–, no ha sido todavía estudiado objetivamente, porque la tecnología que permite hacerlo está aún en desarrollo y su consecución en el mercado sufre los rigores de los elevados costos que afectan la “tecnología de punta”.

El análisis de frentes de onda siembra sus raíces en el campo de dominio de la astrofísica, donde la principal preocupación de los astrónomos es mejorar la calidad de las imágenes captadas por sus telescopios.

Actualmente, diferentes tipos de aberrómetros comienzan a hacer su aparición en el mercado, y es el principal interés de este artículo revisar los sistemas más comunes, sus principios, características y funcionamiento.

Metodología

El presente artículo de revisión, se realizo basado en una búsqueda sistemática de la literatura disponible sobre el tema usando como principal referencia bases de datos de artículos médicos de las revistas de la Inter-

Sistemas de aberrometría: principios, funcionamiento

y características (Actualización)

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national Society of Refractive Surgery (Journal of Refractive Surgery) y de la American Society of Cataract and Refractive Surgery (Journal of Cataract and Refractive Surgery)

También se recopilo información de páginas en línea de diferentes casas comerciales y datos de referencia de investigaciones realizadas en el Centro Oftalmológico Colombiano con la valiosa ayuda del Dr. Luís Antonio Ruiz

Tipos de aberrómetros

Existen dos tipos de clasificación de los sistemas aberrométricos:

1) de acuerdo al lugar donde se hace la toma de la imagen a analizar y

2) de acuerdo al principio de funciona-miento. (1,2)

Para efectos prácticos, el mejor análisis se debe hacer desde el punto de vista del sitio donde la máquina capta la imagen que se va a analizar. De acuerdo a esto se llaman aberró-metros de proceso interno (Ingoing process) o de proceso externo (outgoing process). En el primer grupo de aberrómetros, la captura de la imagen se hace a nivel del plano retiniano, y en el segundo a nivel de salida de la pupila. En un grupo aparte encontramos los aberrómetros esquiascópicos, los espacialmente resueltos (experimentales) y los de cálculo aberromé-trico a partir de topografía corneana de alta resolución.

–Proceso interno (In going process) Tscherning Ray Tracing–Proceso externo (out going process) Hartman Shack–Esquiascópico Retinoscopía dinámica–Espacialmente resuelto

Se considera el único aberrómetro subjetivo, es de uso experimental (3)

–Aberrómetros CorneanosBasados en topografía corneana de alta resolución

Es importante destacar las características, funcionamiento y ventajas de cada una de estas máquinas. (4)

ABERRÓMETROS TIPO TS-CHERNING

Principio: Proceso InternoLongitud de onda: Láser 532nmResolución: 500 – 600 micras (media)Tiempo de adquisición: 40 milisegundosRango de medida: Esfera: -12.0 a +6.0

Dioptrías refractivasCilindro: -4.0 D

Disponibles en el mercado: Wavelight (Allegretto Wave Analizer) y Schwind (ORK Optimized Refractive Keratectomy )

Funcionamiento: La luz emisora es produ-cida por un diodo láser tipo Nd YAG de doble frecuencia; esta luz pasa a través de una máscara metálica donde se hallan perforados 168 aguje-ros, lo cual forma haces de luz paralelos que se proyectan en la retina de forma simultánea. (5) De acuerdo con las aberraciones ópticas del ojo analizado, este haz de luz sufre distorsiones que son captadas por un sensor de baja luminosidad tipo CCD (Charge Coupled Device) a nivel del plano retiniano; el procesador del computador reconstruye el frente de onda usando el sistema de polinomios de Zernike. Ver figura 1

Específicamente, la casa Schwind ofrece en su plataforma personalizada Esiris la posibi-lidad de hacer tratamientos basados en aber-rometría óptica total, usando el aberrómetro

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tipo Tscherning o uno tipo Hartman Shack; además permite la personalización de trata-mientos basados en aberrometría corneana, como más adelante se explicara en aberrómet-ros basados en topografía corneana.

La casa Wavelight, con el sistema Allegretto, permite ejecutar el tratamiento personalizado calculado con el aberrómetro Wave Analizer de forma muy eficiente, ya que su diámetro de disparo de 0.9mm (Gausiano) y su frecuencia de 400Hz le confieren 2 de las condiciones más importantes para lograr un buen resultado en los tratamientos basados en aberrometría: diámetro pequeño del disparo y alta velocidad. Ver figura 2 (Fotografía cortesía de Centro Oftalmológico Colombiano, Bogotá)

ABERRÓMETROS TIPO RAY TRACING

Principio: Proceso internoLongitud de onda: Láser infrarrojo de

650nm y 300 micras de diámetro

Resolución: 900 micras (baja)Tiempo de adquisición: 10 milisegundosRango de medida: Esfera: -5.0 a +7.0

Dioptrías refractivas Cilindro: -3.0 D

Disponible en el mercado: Tracey Tech-nologies: Tracey VFA (Visual Function Ana-lizer)

En el momento no se encuentra unido a ninguna plataforma de tratamiento perso-nalizado.

Funcionamiento: a diferencia del principio que rige a los aberrómetros tipo Tscherning, en este sistema cada haz de luz entra en forma se-cuencial y ordenada en un total de 64 a 95 puntos.

(6) En el momento en que cada punto de luz alcanza la retina es registrado por un sensor tipo CCD de forma individual y computado para la construcción del mapa aberrométrico. Es conside-rado por algunos como el principio más eficiente de análisis, ya que por su secuencialidad impide el entrecruzamiento de centroides y la confusión en el cálculo por parte del computador, esto permite el análisis relativamente fácil de ojos altamente aberrados (cicatrices, queratoplastias, etc). Una característica interesante de este sistema es la posibilidad de hacer mediciones de acomodación, haciendo una toma con el punto de enfoque al infinito y otra con un desplazamiento cercano. El sistema Tracey VFA es capaz de mostrar en forma de mapa los cambios aberrométricos de la acomodación, así como también los cambios refractivos entre los dos estados dinámicos del ojo. (7) Ver figura 3

La casa fabricante de Tracey Technologies hace un cambio radical en el concepto de la antigua máquina y saca al mercado una nueva versión muy interesante de su aberrómetro. La nueva maquina se denomina iTrace y consta de un sistema de topografía anexo al aberrómetro (topógrafo Vista de EyeSys), montados los dos en una sola base, permitiendo alternar la toma de aberrometría y topografía en el soporte de la lámpara de hendidura. El sistema también sufrió cambios importantes en la cantidad de puntos chequeados. Ahora el equipo dispara dos haces de puntos láser, cada uno de 128 adquisiciones, en orden secuencial, el último haz de puntos de 7 grados por fuera del eje del primero. Al repetirse la toma del punto central, éste sólo se cuenta una vez para los cálculos, dando en total 255 puntos que se distribuyen independientemente del tamaño pupilar. El topógrafo Vista, a su vez, toma de forma separada 6840 puntos de información (360 x los 18 anillos de Placido). Esto permite

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Fig. 1 Detalle de la rejilla de proyección de puntos y área macular

Fig. 2 Sistema Allegretto Wave Analizer y mapa de adquisición

Fig. 3 Tracey FVA y detalle de mapa aberrométrico

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Fig. 4 iTrace combo con aberrómetro y topógrafo Vista

Fig. 5 Microlente y arreglo de microlentes del sistema Hartman Shack

Fig. 6 Mapa aberrométrico, sistema Zywave y láser 217z

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que el nuevo aberrómetro pueda suministrar datos independientes de aberraciones totales, corneanas o cristalinianas, a una mayor reso-lución. Ver figura 4

ABERRÓMETROS TIPO HARTMAN SHACK

Principio: Proceso externoLongitud de Onda: Láser de 780

a 830nmResolución: 210 a 600 micras

(alta – media)Disponibles en el mercado: Baush

& Lomb (Zywave)Visx (Wavescan)

Carl Zeiss - Meditec (WASCA) Topcon

AutonomousAlcon

Schwind (COAS - ORK)

Funcionamiento: Un haz de luz láser entra en el sistema óptico a analizar y rebota hacia fuera, donde un arreglo de microlentes monta-dos en una matriz de chips son capaces de re-fractar miles de haces de luz, que son enviados a un sensor tipo CCD de baja luminosidad, el cual capta la distorsión y el desplazamiento de los centroides del aberrómetro; el procesador del computador es capaz de cuantificar estas distorsiones y graficar mapas a partir de la información, basado en el principio de polino-mios de Zernike. Este tipo de aberrómetro es el más común en el mercado actual, considerado como una máquina capaz de efectuar tomas de alta resolución con una excelente reproducibi-lidad. Vale la pena destacar características de algunas marcas comerciales que se encuentran en nuestro país: (8, 9) Ver figura 5

Baush & Lomb Sistema Zywave

Longitud de onda: Láser de 780nmResolución: 500 a 600 micras (media)Tiempo de adquisición: 40 a 50 msegRango de medida: Esfera: -12.0 a +9.0

Dioptrías refractivas Cilindro: -5.0 D

Este aberrómetro hace parte de la platafor-ma de tratamiento personalizado Zyoptix de B&L, y en conjunto con OrbScan IIz este siste-ma tipo Hartman Shack se encarga de obtener los datos para los cálculos de los tratamientos refractivos personalizados; para esto es nece-sario dilatar la pupila con fenilefrina, una vez hechas las tomas el programa Zylink reúne los datos de topografía de elevación (OrbScanIIz) y aberrometría (Zywave) para generar un al-goritmo de tratamiento personalizado. Zylink permite calcular en detalle características del tratamiento como la zona óptica, magnitudes de cilindro y esfera, profundidad de ablación, etc. Una vez generados los datos, éstos se llevan en un disquete de 3.5 a la máquina de trata-miento Technolas 217z que ejecuta la ablación personalizada. Una tarjeta especial de uso único (una por paciente) ubicada en el brazo robotizado del 217z permite que se alterne el tratamiento entre pulsos de 2mm y 1mm, a una frecuencia de 50Hz, confiriéndole a la ablación un perfil Gausiano truncado. Ver figura 6

VISX Sistema Wavescan

Longitud de onda: Láser de 785nmResolución: 400 micras (alta) Tiempo de adquisición: 1.5 segundos (4 tomas por adquisición sacando el mejor

promedio para cálculos).

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Rango de medida: Esfera: -12.0 a +6.0 Dioptrías refractivas

Cilindro: -6.0 D

La excepción en el calculo del frente de onda la hace Visx con su Wavescan, ya que a pesar de ser un aberrómetro basado en el prin-cipio de Hartman Shack es en el momento el único aberrómetro del mercado que usa para sus cálculos el análisis matemático de Fourier (descomposición del frente de onda en armó-nicos sinusoidales más sencillos, en lugar de la combinación de los 27 términos básicos de Zernike). Aparentemente este calculo es más eficiente en ojos altamente aberrados, en los que la descripción precisa del frente de onda es vital en términos de calidad visual en el momento de convertir los datos de aberrometría a zonas de ablación sobre la superficie de la cornea. La presentación de los datos se hace en términos de polinomios de Zernike, para que siga siendo familiar para nosotros la interpretación de los frentes de onda, pero el algoritmo de cálculo usa internamente, como ya se dijo anteriormen-te, el análisis matemático de Fourier.

Éste es un sistema muy bien posicionado en el mercado mundial. El aberrómetro necesita 3 adquisiciones de excelente calidad (12 tomas), sin necesidad de dilatar la pupila, con lo cual se crea el llamado “cluster de cálculo”. Este grupo de tomas ayuda a precisar medidas del tratamiento y a partir de los datos se genera el algoritmo matemático. En el momento, la última actualización también permite registrar la ciclotorsión del iris a través de cámaras infra-rrojas de alta resolución que se encuentran en la plataforma láser, con el objeto de compen-sar el cambio torsional del ojo, de la posición sentada del paciente en el momento de la toma aberrométrica a la posición acostado del mo-mento quirúrgico; esto mejora drásticamente los resultados en los casos de tratamientos

astigmáticos altos, hipermetropías o superficies altamente irregulares. El tratamiento se lleva en una memoria USB a la máquina VISX S4; ésta a su vez es capaz de ejecutar el tratamien-to por medio del módulo VSS (Variable Spot Scanning), que permite hacer ablaciones con disparos que oscilan entre 0.65 a 6.5mm a una velocidad de 10 a 20 HZ (VRR Variable Repe-tition Rate). Al igual que el sistema de B&L, es necesario el uso de una tarjeta de tratamiento personalizado de uso único (una por paciente). Dentro de los sistemas de ablación personali-zada, actualmente disponibles en el mercado, éste es el único que permite tallar un lente de prueba con el fin de anticiparse al resultado visual del paciente. Este lente se denomina Preview Lens y está construido en polimetil metacrilato. La máquina es capaz de hacer la talla personalizada especifica para el paciente sobre el material plástico y éste, a su vez, se coloca en una montura de prueba para tomar la mejor visión corregida del paciente antes del momento quirúrgico. (10) Ver figura 7

Carl Zeiss Meditec Sistema WASCA

Schwind Esiris Sistema ORK-CAMCasa fabricante: Wavefront Sciences

Sistema COAS Longitud de onda: Láser de 850nmResolución: 210 micras (alta)Tiempo de adquisición: 13 milisegundos Rango de medida: Esfera: -17.0 a +10.0

Dioptrías refractivas Cilindro: -6.0 D

La casa Wavefront Sciences produce para estas dos compañías un mismo aberrómetro tipo Hartman Shack denominado COAS (Complete Ophthalmic Analysis System). La compañía Meditec lo denomina WASCA

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(Wavefront Aberration Supported Corneal Ablation) y la compañía Schwind ORK-CAM (Optimized Refractive Keratectomy for Customized Ablation Manager). El COAS, el único aberrómetro usado por las dos com-pañías, ostenta la mayor resolución, reprodu-cibilidad y efectividad en tomas repetitivas, aun en ojos altamente aberrados, debido a un sistema único patentado por Wavefront Sciences, que permite compensar la posición de los centroides por medio de un sistema basado en el principio de la óptica adaptativa. La plataforma de tratamiento personalizado está acoplada al láser MEL 80 de Meditec con disparos de un diámetro de 0.7mm y perfil Gausiano a una frecuencia de 250Hz, y al Schwind Esiris con características de diámetro de disparo de 0.8mm, rata de repetición de disparo 200HZ y un perfil de disparo Gau-siano. Es importante saber que estas dos casas fabricantes cuentan también con la posibili-dad de generar tratamientos personalizados basados en sistemas de topografía corneana de alta resolución TOSCA (Meditec) y Keratron Scout (Schwind) –como se verá más adelante en aberrómetros de tipo corneano–.

Algunas características a resaltar de este sistema aberrométrico son la posibilidad de hacer tomas dinámicas en tiempo real de la acomodación (a manera de película), también la posibilidad de hacer tomas secuenciales de diferentes estados acomodativos y/o refractivos del ojo, y la posibilidad de graficar los mapas aberrométricos con los colores estándar de to-pografía, de diferentes casas comerciales. Como referencia histórica, esta máquina también es capaz de expresar sus resultados en términos de aberraciones de Seidel, las cuales no están actualmente en uso, puesto que fueron reem-plazadas por los términos más complejos de los polinomios de Zernike. (11) Ver figura 8

ABERRÓMETROS TIPO ES-QUIASCÓPICO

Principio: Retinoscopía dinámicaLongitud de Onda: Infrarrojo (no láser)Resolución: 140 micras (muy alta) (cal-culada, no suministrada por el fabricante)Tiempo de adquisición: 0.4 segundos

(3 tomas aberrométricas que se promedian y una toma topográfica)

Rango de medida: Esfera: -20.0 a +22.0 Dioptrías refractivas

Cilindro: -12.0 DDisponibles en el mercado: OPD (Optical Path Difference) de Nidek ARK 10000 (Auto Refractometer Keratometer)

Funcionamiento: es considerado aberró-metro y topógrafo corneano. Posee un sistema de proyección de luz infrarroja y una hendidura de captura. Los dos sistemas rotan en forma sincrónica alrededor del eje óptico tomando datos de cada meridiano de los 360 grados de la circunferencia pupilar, cuatro sistemas de sensores ubicados en los 2.0, 3.2, 4.4 y 5.5mm de diámetro le permiten hacer un barrido de la pupila con aproximadamente 1440 puntos de información (de ahí su alta resolución). Además de su amplio rango de medidas –arri-ba anotado–, éste es el único sistema que es capaz, además, de dar información topográfica de la cornea presentada. Su software permite hacer un análisis completo o individual de aberraciones expresadas en polinomios de Zernique de hasta el octavo orden. También ofrece la posibilidad de análisis de aberraciones totales, aberraciones corneanas o aberraciones cristalinianas. Se puede considerar que por estas características es uno de los sistemas más precisos en la evaluación del astigmatismo

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irregular y el análisis individual o grupal de diferentes aberraciones.

Una característica única de esta máquina es la impresionante similitud de sus resulta-dos autorrefractométricos con la refracción subjetiva del paciente, aun en casos de ojos altamente aberrados o con defectos refractivos extremos.

La plataforma de tratamiento personali-zado responde al nombre de NAVEX (Nidek Advanced Vision Excimer Laser System), los datos obtenidos por el OPD ARK 10000 son llevados en un disquete de 3.5 al programa Final Fit que permite “diseñar” verdaderos tra-tamientos personalizados basados en la riqueza de datos y la alta resolución del sistema. Una vez elaborados los cálculos es posible descargar el algoritmo de tratamiento al mismo disquete (sin la necesidad de costosas tarjetas uni-usua-rio) y llevarlo al sistema láser EC-5000, que a través de su módulo Multipunto y Ablación Segmentada ejecuta el tratamiento planeado. (12) Ver figura 9

ABERRÓMETROS DE TIPO CORNEANO

Principio: Topografía corneana de alta resolución

Longitud de Onda: Infrarroja (no láser) o luz visible blanca

Resolución: 1 micraRango de Medida: 1 a 100 Dioptrías de

curvatura corneanaDisponible en el mercado: Keratron

Scout – Optikon (Schiwnd) Topolyzer – Allegretto (Wavelight) TOSCA (Meditec)

Funcionamiento: la topografía corneana de alta resolución está basada en 2 principios:

primero utilización de múltiples anillos de Placido, más de los hallados en un topógrafo convencional, pudiendo oscilar entre 22 a 30 juegos de anillos, los cuales incrementan por número la precisión de la lectura de la cara anterior de la cornea; y en segundo lugar el uso del principio de “segmentos de arco”, que le permite hacer una reconstruc-ción algorítmica muy precisa de la superficie de la cornea, a diferencia de los sistemas topográficos simples basados en anillos de Placido. Usando cálculos de Óptica Geomé-trica, que asumen que la luz se propaga como un rayo (sin tener en cuenta la longitud de onda debido a que ésta es infinitesimalmente pequeña), y sumado a los datos de curva-tura local (pendiente), los topógrafos son capaces de medir aberrometría corneana y expresar la cantidad de error aberrométrico con polinomios de Zernike, construir mapas aberrométricos corneanos, medida de PSF corneano o simulación de distorsión de imá-genes por parte del paciente (convolución). Vale la pena mencionar también que ésta es la base matemática del método de Ray Trace. Algunos de los sistemas más conocidos en el mercado actual son:

Schwind Esiris Sistema Keratron Scout

Casa fabricante: OptikonLongitud de onda: InfrarrojaResolución: 1 micraTiempo de adquisición: 13 milisegundos Rango de medida: Esfera: -17.0 a +10.0

Dioptrías refractivasCilindro: -6.0 D

Este sistema –como ya se ha dicho– es en realidad un topógrafo corneano de alta reso-

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Fig. 7 Sistema Wavescan, mapa aberrométrico y Láser VISX S4

Fig. 8 Aberrómetro WASCA (Meditec), mapa típico y Aberrómetro ORK (Schwind)

Fig. 9 Plataforma NAVEX de Nidek con Aberróme-tro OPD, y sistema EC5000

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Fig. 10 Topógrafo corneano de alta resolución Kera-tron Scout de Optikon y mapa de adquisición

Figura 11. Topógrafo de alta resolución Topolyzer, mapa de análisis tridimensional y plataforma Láser. Allegretto (Wavelight)

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lución, que se basa para la toma del examen en un sistema de 28 anillos de Placido que se encuentran en un cono de especial diseño y patente de la casa Optikon. Es capaz de ana-lizar con gran precisión limbo a limbo y en 256 meridianos la casi totalidad de la cornea (95% de cubrimiento efectivo). El sistema es lo suficientemente dinámico y ligero como para poder ser trasladado fácilmente de una base fija a una lámpara de hendidura, o para su uso manual intraquirúrgico.

Los datos de aberrometría corneana se complementan con la refracción subjetiva del paciente, y la totalidad del tratamiento es eje-cutada de forma muy eficiente por el sistema Esiris de Schwind. Al igual que el sistema Nidek, este tratamiento no necesita tarjetas uni-personales para efectuar el tratamiento, lo cual reduce significativamente los costos del tratamiento. (13) Ver figura 10

Allegretto Sistema Topolyzer

Casa fabricante: WaveLightLongitud de onda: InfrarrojaPrecisión: -/+ 0.1DReproducibilidad: -/+ 0.1DRango de medida: 9 a 99 Dioptrías

ópticas (3 a 38mm)

Este topógrafo de alta resolución posee 22 anillos de Placido y, como se dijo antes, usa el algoritmo de “segmen tos de arco” para incrementar la resolución de la lectura de la superficie anterior de la cornea. Tiene una distancia de trabajo de 80mm y es capaz de adquirir 22.000 puntos de información en cada lectura.

Sus aplicaciones van desde la generación de tratamientos personalizados en corneas distor-sionadas por tratamientos previos, tales como

cirugía incisional, ablaciones descentradas, in-cremento de zonas ópticas pequeñas, cicatrices corneanas o tratamiento en postoperatorio de queratoplastia.

Posee además un programa de análisis y detección de queratocono, en el cual se tiene en cuenta diferentes índices basados en curvatura, pendiente y aberrometría para hacer una tipi-ficación integral de las patologías asimétricas o ectásicas.

Este medio diagnostico se convierte en una de las tres formas de personalización de trata-mientos del sistema Allegretto Eye –Q400, en el que se puede usar cálculos de aberrometría, topografía o asfericidad (factor Q) para corregir las necesidades individuales de cada paciente. Ver figura 11

Conclusiones

Este artículo de revisión trata de poner en evidencia la importancia de conocer las bases del funcionamiento de los aberrómetros más comunes en el mercado. Estamos ante una nueva tecnología que avanza de forma rápi-da y empieza a posicionarse tanto en el área diagnóstica, como en el área aplicada al tra-tamiento personalizado del LASIK en cirugía refractiva. Es nuestra responsabilidad estar informados acerca de estos nuevos cambios, para poder comprender mejor las necesidades de nuestros pacientes y abrir una nueva puerta de entendimiento en el desconocido campo de la función visual.

Referencias Bibliográficas

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2 Michael Mrochen, PhD. Revealing Company Secrets—Please Tell theTruth and Nothing but the Truth! J Refract Surg 2000;16:S654-S659

3 Stephen A. Burns, PhD The Spatially Resolved Refractometer J Refract Surg 2000;16:S566-S569

4 David Huang, MD, PhD; Muhammad Arif, PhD. Spot Size and Quality of Scanning Laser Cor-rection of Higher Order Wavefront Aberrations J Refract Surg 2001;17:S588-S591

5 Michael Mrochen, PhD; Maik Kaemmerer, PhD; Peter Mierdel, PhD;Hans-Eberhard Krinke, PhD; Theo Seiler, MD, PhD. Principles of Tscherning Aberrometry. J Refract Surg 2000;16:S570-S571

6 Vasyl V. Molebny, DSc; Sophia I. Panagopoulou, BSc; Sergiy V. Molebny, MSc;Youssef S.Wakil, MD; Ioannis G. Pallikaris, MD. Principles of Ray Tracing Aberrometry. J Refract Surg 2000;16:S572-S575.

7 Ioannis G. Pallikaris, MD; Sophia I. Panagopou-lou, BSc; Charalambos S. Siganos, MD;Vasilys V. Molebny, DS Objective Measurement of Wave-

front Aberrations With and Without Accommo-dation. J Refract Surg 2001; 17:S602-S607

8 Paul D. Pulaski, James T. Roller, Daniel R. Neal, Keith Ratte. Measurement of aberrations with microlenses using a Shack-Hartmannwavefront sensor. J Optal Soc America 70(8), 1980

9 Larry N. Thibos, PhD. Principles of Hartmann-Shack Aberrometry. J Refract Surg 2000: 16: S565-S563

10 John K. Shimmick, MS The VISX Perspective on Fixed vs. Variable SpotScanning Ablation. J Refract Surg 2001;17:S594-S595

11 Sophia I. Panagopoulou, BSc; Ioannis G. Pa-llikaris, MD Wavefront Customized Ablations With the WASCA Asclepion Workstation J Refract Surg 2001;17:S608-S612

12 Scott MacRae, MD; Masanao Fujieda Slit Skiascopic-guided Ablation Using the Nidek Laser J Refract Surg 2000;16:S576-S580

13 Marine Gobbe, MSc; Michel Guillon, PhD; Cecile Maissa, PhD Measurement Repeatability of Corneal Aberrations. J Refract Surg 2002;18:S567-S571

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Las abreviaciones deben restringirse a aquellas universalmente utilizadas y comprendidas. Deben introducirse en paréntesis luego de el primer uso de cada término, excepto aquellas que corresponden a medidas.

Si hay contenido estadístico en el artí-culo, se debe identificar el o los métodos estadísticos utilizados, el programa de software utilizado. Se debe incluir el cálculo de la muestra y el poder de análisis si es pertinente. Los autores deben mostrar los niveles de errores alfa y beta y las diferencias clínicamente

Envío de manuscritos a la

r e v i s t a

significativas que fueron utilizados para determinar el poder. Los equivalentes numéricos deben preceder todos los porcentajes (por ejemplo: de 100, 1 (1%) tuvo edema de cornea).

Cuando en el estudio participen hu-manos, ya sea en estudios o reportes de casos, en la sección de Métodos se debe incluir la aprobación de la junta institu-cional, que se obtuvo Consentimiento Informado y especificar que el estudio se adhirió a la Declaración de Helsinki. No se usar nombres de pacientes, iniciales, fechas o números de historia, especial-mente en el material ilustrado.

En el caso de uso de animales, el manuscrito debe describir el protocolo de cuidado, el nombre de la institución que lo patrocina y la aprobación por la Junta Revisora Institucional.

V. Artículos originalesSon artículos no publicados previa-

mente, que describen investigaciones clínicas, observaciones clínicas o inves-tigación de laboratorio.

No deben exceder de 14 – 16 páginas escritas en Word, a doble espacio, inclu-yendo: bibliografía, página de leyendas de figuras y tablas. Las páginas de figu-ras no serán más de 6 páginas.

Cada parte del manuscrito debe contar con una página nueva en el siguiente orden:

1. Página de Título2. Resumen en español y palabras

clave 3. Abstract (inglés) y palabras clave4. Texto5. Agradecimientos6. Página con las leyendas de las

figuras y tablas7. Tablas8. Figuras9. Contribuciones10. Intereses comerciales 11. Permisos especiales

A. TítuloDebe incluir el título del artículo,

el nombre de cada autor con su mayor grado académico y dirección, el nombre, dirección, número telefónico y correo electrónico del Autor responsable. Pie de página adecuado: sponsors, grants e intereses comerciales.

El autor responsable no necesaria-

mente tiene que ser el principal. B. Resumen: Debe ser estructurado, de 250

palabras o menos con los siguientes subtítulos: Objetivo, Diseño del estudio, Métodos, Resultados, conclusiones. Debe incluir palabras claves.

D. Abstract (Resumen en inglés)C. Texto: Numerar las páginas consecutiva-

mente, no debe exceder de 16. Debe organizarse de tal manera que

tenga las siguientes secciones: Introducción Métodos Resultados DiscusiónD. AgradecimientosE. Apéndice: cuando sea necesario

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bicos por orden de citación en el texto. Éstas deben ser hechas en Word, no

en Excel, y debe estar hecha a doble espacio.

I. FigurasNo deben ser mayores de 12 Mb, con

un tamaño al menos de 3.5 pulgadas. La resolución de escaneo debe ser al menos de 300 dpi. El formato a usar es JPEG o TIFF. Si hay fotografías, grabarlas como TIFF.

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VI. Revisiones de temaDebe seguir los lineamientos del

Artículo Original, y enfocarse en la evidencia que apye una técnica actual, un procedimiento, terapia o enfoque clínico, asociado a la experiencia y puntos de vista de los autores. No debe exceder las 18 páginas, 35 referencias, y 8 figuras o tablas. Se debe indicar el método de revisión de los artículos referenciados.

VII. Reportes de caso

Debe seguir los lineamientospara los Artículos Originales, inclu-

yendo resumen y abstract.

VIII. Editoriales Los editoriales son espacios para

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