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SECCIÓN I
PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO
E INTERPRETACIÓN DE LA TOMOGRAFÍA
DE COHERENCIA ÓPTICA
SECCIÓN I. PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO E INTERPRETACIÓN DE LA TOMOGRAFÍA DE COHERENCIA ÓPTICA
CAPÍTULO 1
TOMOGRAFÍA DE COHERENCIA ÓPTICA. RECUERDO HISTÓRICO
Y BASES TEÓRICAS DE FUNCIONAMIENTO E INTERPRETACIÓN
1.1. OCT. Recuerdo histórico y bases teóricas de funcionamiento
1.2. OCT. Bases teóricas para la interpretación
1.3. Uso intraoperatorio de la OCT
1.1. OCT. Recuerdo histórico y bases teóricas de funcionamiento
Diego Losada Bayo, Diego Ruiz Casas, Alfonso Almendral Gómez, Francisco J. Muñoz Negrete
RECUERDO HISTÓRICO DE LA TOMOGRAFÍA
DE COHERENCIA ÓPTICA
No deja de resultar sorprendente, a la vista de la
enorme importancia diagnóstica que han alcanzado
las técnicas de tomografía de coherencia óptica (OCT)
en nuestros días, comprobar la brevedad de su historia. La primera OCT de la retina fue realizada en el año
1989 por David Huang en el laboratorio de James Fujimoto. Estos autores analizaron muestras de retina y
de arterias coronarias «ex vivo» mediante OCT, consiguiendo resoluciones de 15 µm, resultados que publicaron en 1991. La comparación de la histología del tejido analizado con la imagen obtenida, constituyó un
paso gigantesco en la evolución de la tecnología.
Cinco años después de la primera imagen obtenida con OCT (1994), la tecnología inició su carrera imparable hasta convertirse en lo que conocemos actualmente, al cambiar de manos la patente registrada
a Carl Zeiss Meditec. En 1995 Fercher y su grupo adquieren las primeras imágenes patológicas de la retina, con un prototipo basado en un biomicroscopio de
lámpara de hendidura modificado.
Con la base científica empezando a consolidarse,
irrumpe en el mercado en 1996 la primera OCT disponible comercialmente, la OCT 100. Dicho aparato se
mejora en dos ocasiones, primero la OCT 2000 (año
2000) y posteriormente la OCT 3, más conocida como
Stratus OCT. Este modelo salió al mercado en 2002, y
todavía se mantiene a día de hoy como referencia
para la imagen OCT en retina, al ser el primer aparato de estas características que alcanzó una difusión
importante, tanto desde el punto de vista comercial
como desde el científico, dada la gran cantidad de literatura generada sobre él.
Pese a su incuestionable utilidad clínica, esta tecnología aún era criticada por el tiempo prolongado de
adquisición de imágenes, haciéndole muy sensible a
pequeños movimientos oculares y al parpadeo en pacientes poco colaboradores.
Para minimizar el tiempo de captura de las imágenes, surgió en el año 2001 la OCT conocida como «de
dominio espectral» (SD-OCT), que no precisa del movimiento mecánico de elementos internos del aparato
para valorar la profundidad a que se encuentra el punto medido, de modo que todas las capas de la retina podían escanearse simultáneamente y se reducía considerablemente el tiempo de adquisición de la imagen.
Las primeras imágenes de SD-OCT «in vivo» se tomaron de una uña en 2001, por el grupo de Wojtkowsky.
La enorme velocidad de captura de la imagen no se
acompañaba aún de una capacidad de procesado similar, que requirió de 30 minutos en esta primera ocasión.
El mismo grupo publicó en 2002 los primeros análisis de
SD-OCT realizados sobre iris, mácula, cristalino y papila óptica en humanos. Desde entonces se ha ido acortando paulatinamente el tiempo de procesado de imágenes, lo que ha facilitado su amplia difusión en la clínica.
En paralelo a la reducción en el tiempo de procesado y mejoría de la calidad de la imagen, se ha expandido su empleo más allá de la retina, así en 1994 se capturó la primera imagen del segmento anterior de un ojo.
No parece previsible que esta tecnología frene su
expansión. Actualmente están en desarrollo métodos
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que permiten valorar características funcionales, más
allá de las anatómicas, como el flujo sanguíneo retiniano (Doppler OCT), o la oxigenación de la sangre en las
distintas capas de la retina (Kagemannn et al). La utilidad de estas técnicas debe ser evaluada en la clínica,
pero hace albergar grandes esperanzas sobre su futuro.
PRINCIPIOS DE LA TECNOLOGÍA OCT
La manera más intuitiva para comprender el funcionamiento de la OCT es desde la ecografía, ya que
es una técnica más extendida, y con la que se tiene
más experiencia. En realidad, el funcionamiento de
ambas es análogo, y se basa en la medición de la latencia y la intensidad de la onda que se refleja tras hacer incidir una determinada onda sobre un tejido. Las
variaciones que se van produciendo sobre esta radiación a medida que penetra en profundidad en dicho
tejido nos permiten obtener un registro axial, conocido
como A-scan. Si obtenemos múltiples A-scans desplazando nuestro haz incidente sobre el tejido siguiendo una línea recta, conseguimos un corte transversal,
que se denomina B-scan. De la misma forma, la obtención de varios B-scans en paralelo genera un cubo
tridimensional, en el que está contenida toda la información en profundidad del tejido sobre el que hemos
hecho incidir nuestra radiación.
La principal diferencia entre ecografía y OCT es el
soporte: en la primera se emplean ultrasonidos, y en la
segunda, radiación luminosa. Esta diferencia es importante, ya que la velocidad de las ondas sonoras es mucho menor que la de las ondas lumínicas (el sonido se
desplaza en el agua a aproximadamente 1.500 metros/segundo, frente a los 3 x 108 metros/segundo de la
Figura 1. Interferómetro de Michelson. Un divisor divide la luz
de diodo en dos haces, uno a un espejo de referencia y otro a la
retina. Un detector recibe y analiza la interferencia que se genera entre el reflejo recibido desde la retina y el procedente del espejo de referencia (Cortesía A Martín Justicia, M Cintrano, S Ceballos).
TOMOGRAFIA DE COHERENCIA ÓPTICA
luz). En consecuencia, el retraso de tiempo que existe
entre la onda incidente y la reflejada, que sí es mensurable de forma directa en el caso del sonido mediante
el empleo de cristales piezoeléctricos, no lo es ya en el
caso de la luz (estamos hablando de magnitudes en el
orden de femtosegundos, esto es, 10-15). Hay, por tanto, que idear un sistema que nos permita medirlo de
una forma indirecta.
La solución a este problema, en la que se basan la
mayoría de los aparatos de OCT de la actualidad, fue
ideada hace en el año 1887, en el famoso experimento fallido de Albert Abraham Michelson y Edward Morley, que construyeron un aparato conocido como interferómetro de Michelson. En este aparato se hace
recorrer a un mismo rayo de luz dos caminos diferentes. Para ello, se dirige la radiación incidente hacia un
divisor de haz. La mitad de la radiación se desvía al llamado brazo de referencia, en el que recorre un camino de longitud conocida, y a través de un medio también conocido. El otro haz se dirige hacia el medio en
estudio (brazo de prueba), en el cual sufre modificaciones según las propiedades de dicho medio. Tras recorrer ambos medios, los dos rayos se reflejan de tal
modo que se hace incidir de nuevo toda la radiación en
el mismo punto, y se registra el patrón de interferencias
que se obtiene tras «recombinarse» (interferir) los dos
rayos entre sí. Analizando este patrón, podemos inferir
las modificaciones que el medio del brazo de prueba
produce sobre nuestro rayo de luz, y, con ello, la intensidad y el retardo de la luz reflejada (fig. 1).
Luz coherente
La coherencia de la luz expresa la capacidad que
dos ondas luminosas tienen para interferir entre sí en
el tiempo. Cuando dos ondas de luz se sitúan en una
misma región del espacio sin interferir, se dice que
son incoherentes. Si, por el contrario, producen un patrón de interferencias perfecto, diremos que son totalmente coherentes. Si ese patrón de interferencias no
es perfecto, serán parcialmente coherentes.
En el interferómetro de Michelson hacemos, en
esencia, interferir un rayo de luz con una versión retardada de sí mismo. La luz que viaja a lo largo del camino M1 debe recorrer una distancia superior en 2d a la
luz que viaja por el camino M2. Cuando la distancia
d = 0, vemos una patrón de interferencias de gran intensidad. A medida que aumentamos d, las bandas se
van haciendo menos nítidas, observándose que los
anillos oscuros se van volviendo más marcados, y los
anillos brillantes más tenues. Finalmente, para un valor crítico de d = D, los anillos desaparecen por completo, quedando sólo un punto difuso de luz (fig. 2).
1. TOMOGRAFÍA DE COHERENCIA ÓPTICA. RECUERDO HISTÓRICO Y BASES TEÓRICAS DE FUNCIONAMIENTO E INTERPRETACIÓN
Figura 2. Representación gráfica de los fenómenos de coherencia e interferencia.
Esto nos prueba que un campo de luz no puede interferir con una versión retardada de sí mimo si el tiempo de retraso es suficientemente grande. La distancia
2D se denomina distancia de coherencia, de manera
que sólo podremos detectar interferencias cuando la
diferencia de la longitud entre los dos caminos es menor de la mitad de la longitud de coherencia.
La OCT está basada en la interferometría de baja
coherencia. En la interferometría convencional con la
longitud de coherencia larga (interferometría láser), la
interferencia de la luz ocurre sobre una distancia de
metros. En la OCT, esta interferencia es acortada a una
distancia de micras, gracias al uso de fuentes de luz de
banda ancha (fuentes que pueden emitir luz sobre una
amplia gama de frecuencias). La luz con amplio ancho
de banda puede ser generada usando diodos superluminiscentes (LED superbrillantes) o láseres con pulsos
extremadamente cortos (láseres de femtosegundo). La
luz blanca es también una fuente de banda ancha con
energías más bajas. Lo que la OCT nos ofrece son imágenes del espesor del material a estudio, y esto sólo se
puede hacer en objetos que no reflejen todo el haz en
su superficie, a una única altura (fig. 1).
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El dispositivo de OCT más ampliamente utilizado
hasta la fecha ha sido el Stratus OCT (Carl Zeiss Meditec), basado en la tecnología de dominio temporal
(TD-OCT), en la que un espejo de referencia en el interferómetro se mueve para coincidir con el retraso
que sufre la señal de la muestra en las diferentes capas de la retina.
La luz procedente del brazo de prueba sólo interferirá con la del brazo de referencia si la longitud de la
trayectoria recorrida por ambos haces es casi exactamente igual. Si situamos el espejo del brazo de prueba a una determinada distancia, sabremos cómo se
está modificando el rayo de luz por el material que se
encuentra exactamente a esa misma distancia en el
brazo de prueba. Si vamos desplazando el espejo en
el que se refleja la luz del brazo de referencia, obtendremos una imagen axial de cómo se comportan todos los puntos del brazo de prueba con relación a la
luz incidente, esto es, un A-scan. El espejo de referencia, tiene que moverse un ciclo completo en cada barrido axial. La necesidad de este movimiento mecánico limita la velocidad del sistema a unos 400 barridos
por segundo (fig. 3).
La velocidad de obtención de las imágenes está limitada por la velocidad de oscilación del espejo del
brazo de referencia. Para poder salvar este inconveniente, surgió la idea de la OCT de dominio espectral
(SD-OCT) u OCT de dominio de Fourier. En la SDOCT el espejo de referencia se mantiene fijo, permitiendo así, la ausencia de elementos mecánicos, un
gran aumento en la velocidad de adquisición.
Estos aparatos buscan obtener la imagen en profundidad del tejido simultáneamente en todos los
puntos, empleando en el brazo de referencia un espejo de referencia estacionario. La interferencia entre los reflejos de la muestra (retina) y la referencia
es separada espectralmente y capturada por una
cámara de línea. El haz de prueba, tras reflejarse en
el tejido, atraviesa un colimador, que difracta los rayos, separando éstos según sus componentes de
frecuencia, y todos estos componentes se detectan
a la vez por un dispositivo de carga acoplada (CCD).
El CCD está constituido por múltiples fotorreceptores, cada uno de ellos sensible a una escala de frecuencias. Mediante la transformación de Fourier,
puede calcularse la profundidad de la que procede
la radiación, de acuerdo con el teorema de WienerKhintchine, que establece la relación entre la función de correlación y la densidad de poder espectral, sin necesidad de movimiento del espejo de
referencia. De nuevo, los cortes y los cubos tridimensionales se obtendrán por combinación de múltiples A-scans como se ha referido anteriormente
(figs. 4 y 5).
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Figura 3. Funcionamiento de la TD-OCT.
Figura 4. Funcionamiento de SD-OCT.
PROPIEDADES ÓPTICAS DE LOS TEJIDOS
Cuando el haz lumínico llega a las capas tisulares
retinianas, sufre los fenómenos de absorción, dispersión y transmisión:
TOMOGRAFIA DE COHERENCIA ÓPTICA
• Luz absorbida: ocurre en los cuerpos opacos, es
la porción que el tejido absorbe y transforma en calor.
• Luz transmitida: porción de luz que persiste, a
pesar de los fenómenos de absorción y dispersión, y
que continúa su trayectoria inicial para interactuar con
tejidos más profundos.
• Dispersión: es una propiedad fundamental de
los medios heterogéneos que se produce por variaciones espaciales microscópicas en el índice de refracción y que provoca cambios aleatorios en la dirección
de la luz, así el único medio no dispersivo es el vacío
(pueden considerarse como no dispersivos los gases
a baja temperatura). La luz dispersada en dirección
opuesta a la emitida se conoce como luz reflejada.
Cada tejido tiene unas propiedades particulares
que definen su reflectividad, y la OCT tiene la capacidad de medirlas y de representarlas mediante una escala de colores o grises. Para obtener este resultado final, el aparato emite un haz de luz monocromática
(diodo de 820 nm), y un divisor de haces lo separa en
dos, un haz es enviado a un espejo de referencia y el
otro al ojo (figs. 1, 2 y 3). La interferencia de los dos haces reflejados es procesada por un interferómetro, y de
este modo, la distancia de las estructuras se mide por
el tiempo de retraso de la luz reflejada y la intensidad
de la señal, dependiente de las propiedades ópticas
del tejido, se transforma en una escala logarítmica de
colores. Los colores cálidos indican reflectividad alta y
los fríos representan reflectividad baja, así conociendo
cómo se representa cada tejido se puede analizar una
imagen de OCT, según su reflectividad:
• Alta reflectividad: se representa mediante los
colores blanco y rojo, e indica que el tejido tiene una
gran reflexión, bloqueando la transmisión de la luz.
Será característica de zonas de fibrosis, sangre, exudados lipídicos, epitelio pigmentario de la retina (EPR),
capa coriocapilar, etc. En la superficie retiniana, cerca
Figura 5. Diferencias entre TD-OCT y SD-OCT en la forma y velocidad de captura de imagen.
1. TOMOGRAFÍA DE COHERENCIA ÓPTICA. RECUERDO HISTÓRICO Y BASES TEÓRICAS DE FUNCIONAMIENTO E INTERPRETACIÓN
del nervio óptico, se observa una zona de alta reflectividad (rojo), que aumenta su grosor conforme se acerca al mismo; corresponde a la capa de fibras nerviosas
(axones de las células ganglionares), cuya alta reflectividad se debe a su disposición perpendicular al haz
de luz.
• Baja reflectividad: se representa mediante los
colores negro y azul, indica que el tejido posee muy
poca reflexión de la luz. Será característica de zonas
de edema, cavidades quísticas de contenido seroso,
vítreo, etc. La capa de los fotorreceptores se representa en azul por la disposición de los fotorreceptores
paralela al haz de luz.
• Media reflectividad: se representa en verde y
amarillo, corresponde a las capas que van desde la
membrana limitante interna a la plexiforme externa. La
reflectividad de las capas profundas se verá afectada
por las propiedades de las capas más superficiales,
por lo que se puede afirmar que la OCT de un tejido
es el resultado de la combinación de la reflectividad
del tejido y de las propiedades ópticas de los tejidos
más superficiales.
Resoluciones
Entendemos por resolución la mínima distancia
que existe entre dos puntos próximos, pero distintos,
que nos permite identificar dichos puntos como diferentes.
• La resolución axial está limitada por la luz incidente, en concreto, por su longitud de coherencia.
Para que dos haces de luz coherente interfieran constructivamente, deben proceder de dos puntos situados
a una distancia inferior a la mitad de la distancia de
coherencia del haz. Este límite físico constituye el límite de resolución axial del aparato de OCT. La resolución axial del OCT Stratus es de 10 µm, mientras que
la de los SD-OCT es de unas 5 µm, en función del dispositivo (capítulo 3).
• La resolución transversal, en cambio, depende
de la anchura del haz incidente. Por tanto, estará limitada por la calidad de los medios ópticos que atraviese éste, así como por cualquier aberración existente
en los ojos. La resolución transversal del OCT Stratus
es de 20 µm y las de los SD-OCT oscila entre 1220 µm (capítulo 3).
Densidad de muestreo
Con este concepto, se hace referencia a la cantidad de A-scans que se toman por unidad de volumen
de tejido, concepto independiente de la resolución
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transversa. A mayor densidad de escaneo, más información contiene nuestra prueba del tejido analizado.
El problema, necesariamente asociado al aumento de
la densidad de muestreo, es el aumento del tiempo de
exploración, y con él las posibilidades de artefacto por
movimientos oculares o parpadeo. Esto ha determinado que en la práctica clínica diaria con TD-OCT se hayan impuesto las exploraciones rápidas. Con las SDOCT el problema es menor ya que son capaces de
obtener medidas a una velocidad extremadamente rápida (40 a 110 veces más rápidamente que con dispositivos TD-OCT). Por ello, los conjuntos de datos 3D
obtenidos con ellos, aunque podrían estar sujetos a
los artefactos de movimiento, se van minimizando a
medida que mejora la tecnología.
La importancia del software
De nada serviría toda la información obtenida con
el aparato si estos datos no pudieran presentarse de
forma adecuada para su interpretación por el observador. En general, las imágenes se pueden representar
en escala cromáticas o de grises. Esta última tiene el
inconveniente de que la computadora puede presentar
sólo un número limitado de grises (típicamente, en una
escala de 8 bits, 256 tonalidades de gris). Además, el
ojo humano también está limitado en el número de grises que puede percibir. Sin embargo, es la imagen
más fiel a la realidad de los datos obtenidos, y a menudo la más intuitiva de interpretar. Si se representa en
escala cromática, tendremos un mayor espectro de representación (superior a 24 bits, lo que resulta en miles de posibilidades), y también contaremos con una
mayor capacidad para reconocer las alteraciones. Sin
embargo, también puede generar artefactos. Un mapa
de colores típico muestra en rojo y blanco los niveles
más altos de intensidad (unos 50 dB) y en azul y negro
los de menor intensidad (en torno a los 95 dB).
Además, el análisis matemático puede mejorar la
calidad de la imagen. Se han empleado técnicas que
promedian la intensidad medida en píxeles adyacentes, o bien la resultante de A-scans consecutivos sobre el mismo punto (o de B-scans en una misma trayectoria lineal) para reducir significativamente el ruido
y mejorar la calidad de la señal.
También se han desarrollado herramientas de
software que buscan mejorar la imagen alineando
los B-scans en base a hallazgos anatómicos de los
tejidos (posición de un vaso, cruce vascular, retinografía digital previa, etc.) De esta forma se minimizan los artefactos por los movimientos oculares y
aumenta notablemente la reproducibilidad de los
exámenes.
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Por último, la ventaja de disponer de toda la información en volumen en un tejido (es decir, de un cubo
tridimensional), nos permite extraer gran cantidad de
datos relativos al tejido analizado:
• Representarlo como un plano, esto es, como
una fotografía del fondo de ojo que además contiene
toda la información en volumen.
• Obtener cortes, que nos muestren una sección
de la zona lesionada y su relación con las estructuras
adyacentes.
TOMOGRAFIA DE COHERENCIA ÓPTICA
• Extraer valores numéricos del tamaño de las
lesiones en las tres dimensiones del espacio, así
como de grosores de la retina o de sus capas, con
la ventaja de poder compararlos de visita a visita,
monitorizando de forma objetiva los cambios producidos por las distintas enfermedades a lo largo del
tiempo.
• Las bases de datos normalizadas nos permiten
comparar diversos parámetros con la normalidad y
monitorizar los cambios a lo largo del tiempo.
1. TOMOGRAFÍA DE COHERENCIA ÓPTICA. RECUERDO HISTÓRICO Y BASES TEÓRICAS DE FUNCIONAMIENTO E INTERPRETACIÓN
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1.2. OCT. Bases teóricas para la Interpretación
Agustín Martín Justicia, Manuel Cintrano Gurrea, Sara Ceballos
La tomografía de coherencia óptica (OCT) es
una técnica de imagen tomográfica óptica, no invasiva
e interferométrica, que ofrece una penetración de milímetros (aproximadamente 2-3 mm en el tejido) con
resolución axial y lateral de escala micrométrica. Es
particularmente adecuada a las aplicaciones oftálmicas y otras imágenes de tejidos que requieren resolución micrométrica y profundidad de penetración milimétrica. La OCT también ha sido usada en proyectos
de conservación de arte, para analizar diferentes capas en una pintura. La OCT tiene ventajas críticas sobre otros sistemas de imagen médica. La ultrasonografía médica, la imagen por resonancia magnética
(RM) y la microscopía confocal son menos adecuados
para la imagen morfológica de tejidos: las dos primeras tienen pobre resolución; la última carece de profundidad de penetración milimétrica.
CONSEJOS PRÁCTICOS PARA LA OBTENCIÓN
DE IMÁGENES
La aparición de artefactos en las imágenes OCT
pueden afectar a las mediciones de espesor y de volumen y pueden ser debidas a un fallo intrínseco del
algoritmo de análisis del software del aparato o a una
obtención defectuosa de la imagen, de ahí la importancia crucial de obtener imágenes con la mayor calidad posible (los artefactos de la OCT son tratados de
forma más extensa en el capítulo 2).
El término «signal to noise» (SNR), el brillo de las
imágenes de la retina comparado con el ruido de fondo, es un indicador de la calidad de la imagen. El TDOCT y algunos espectrales valoran este parámetro
desde 0 a 10, cuanto más nos acercamos a calidad 10
mayor resolución obtenemos y más fiables son los
análisis de espesor y volumen que el software nos
proporciona. Valores de SNR inferiores a 6 indican
baja fiabilidad. La mayoría de los equipos disponen
de un gráfico en escala de colores que indican cuando la imagen capturada tiene la calidad mínima para
proporcionar un análisis fiable. En el capítulo 3 se darán recomendaciones específicas para los distintos
dispositivos comerciales.
Los protocolos de adquisición de imágenes más
rápidas implican una densidad baja de pixeles y por
tanto una menor resolución, mientras que imágenes
con mayor densidad de pixeles requieren un tiempo
de adquisición mayor. Los actuales equipos de SDOCT presentan velocidades de captura que llegan en
algunos dispositivos a 53.000 barridos por segundo,
por lo que la obtención de imágenes es extremadamente rápida incluso en los protocolos de mayor resolución.
Para obtener imágenes de alta calidad pueden ser
útiles una serie de consejos prácticos que exponemos
a continuación (tabla 1):
• Aunque se puede realizar la OCT sin midriasis a
través de pupilas de 3 mm, recomendamos dilatar la
pupila con tropicamida una hora antes de la prueba,
sobre todo en pacientes ancianos, que con más frecuencia presentan cataratas y miosis senil. La calidad
de la imagen obtenida mejora claramente, especialmente si coexiste cierta opacidad de medios. Con los
nuevos SD-OCT la influencia de la pupila es menor y
pueden obtenerse imágenes de alta calidad sin necesidad de midriasis, así Savini y col encuentran que en
pacientes con medios transparentes la medida del espesor de la CFNR muestra una excelente repetibilidad
con y sin midriasis.
TABLA 1. CONSEJOS PRÁCTICOS PARA ADQUISICIÓN DE IMÁGENES FIABLES.
PROBLEMA
SOLUCIÓN
Miosis senil
Realizar la captura en midriasis (colirio tropicamida).
Poca colaboración
Elegir la estrategia de captura más rápida
Déficit de fijación por baja visión
Utilizar el ojo contralateral y la luz de fijación externa.
En caso de fijación excéntrica, situar manualmente la luz de la OCT en la fóvea.
Opacidades fijas
Descentrar la entrada de la luz OCT a través de la pupila.
Opacidades móviles
Movilizar las opacidades con movimientos del ojo.
Refracciones extremas
Realizar OCT con lente de contacto.
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• Puede ser útil usar el punto de fijación externo, que disponen la mayoría de los dispositivos, para
poder fijar con el ojo contralateral, especialmente en
pacientes con baja visión y déficit de fijación, de esta
manera evitamos los movimientos del ojo que pueden
artefactar la imagen OCT.
• Si el paciente presenta fijación excéntrica,
algo muy habitual en patología macular, debemos
mover de forma manual la luz exploradora de la
OCT hacia la fóvea, guiándonos por la imagen de
retinografía en color o SLO que nos proporciona el
aparato, dejando la luz de fijación interna como referencia para evitar movimientos del ojo. De esta
manera el punto de fijación interno y el spot que indica el centrado del OCT no coinciden, como debe
ocurrir en el resto de los casos.
• En pacientes poco colaboradores o con dificultad de fijación debemos elegir estrategias rápidas de
captura de imagen, aún a expensas de perder algo
de resolución para el estudio cualitativo de la imagen.
De esta forma evitamos artefactos debidos a los movimientos del ojo, y el análisis cuantitativo de espesor
y volumen retiniano serán más fiables.
• La pérdida de transparencia de medios impide por completo la obtención de imágenes OCT al bloquear totalmente el paso de la luz en caso de cataratas hipermaduras, leucomas corneales muy densos y
extensos, así como en hemorragias vítreas profusas o
vitritis intensa. Si la pérdida de transparencia es por
catarata moderada, opacidad de cápsula posterior en
pseudofáquicos o leucoma corneal no muy denso o
extenso, la imagen OCT va a mejorar descentrando la
entrada de la luz de la OCT en la pupila, hasta encontrar el área que nos proporcione una mejor calidad de
imagen OCT (fig. 1). Como se comentará en el capítu-
TOMOGRAFIA DE COHERENCIA ÓPTICA
lo de artefactos, la presencia de catarata reduce la intensidad de la señal hasta un 24% con OCT Stratus y
proporciona una medida de la CFNR peripapilar más
baja (tras la cirugía de catarata se observa un aumento del 9% del espesor medio).
• Si la pérdida de transparencia es debida a opacidades móviles, como ocurre en hemorragias vítreas no muy densas o en cuerpos flotantes en el vítreo, debemos pedir al paciente que mueva el ojo y
que rápidamente recupere la fijación para movilizar
las opacidades vítreas que bloquean el paso de la
luz de la OCT aprovechando ese momento para realizar la captura. Sin embargo, si las opacidades son
muy abundantes, no va ser posible evitar este artefacto (fig. 2).
Figura 2. OCT Cirrus: Hialosis asteroide, que produce sombras en la imagen tomográfica. Dada la densidad de las opacidades no es posible evitar el artefacto de la señal (Cortesía F.
J. Muñoz).
• Los equipos de OCT disponen de un rango de
enfoque automático, cada vez más amplio. En el
caso de longitudes axiales extremas, tanto en altas
miopías como en altas hipermetropías, la obtención
de imágenes OCT de elevada calidad se hace muy
complicada, requiriendo la mayoría de los casos el
uso del enfoque manual para afinar el foco. Un truco muy útil a la hora de captar imágenes OCT tanto en alta miopía como en alta hipermetropía o astigmatismo es hacerlo con la lente de contacto
puesta en el caso de que el paciente fuera usuario
de la misma.
ESCALA CROMÁTICA
Figura 1. En la parte superior obtención de una imagen degradada con entrada de la luz del OCT centrada en pupila en un paciente con catarata moderada (SNR 4). En la parte inferior imagen OCT de más calidad (SNR 7) tras descentrar ligeramente la
entrada de luz en la pupila.
Las imágenes OCT obtenidas son el resultado
de la realización de múltiples medidas de reflectividad en puntos consecutivos de un eje. La representación de los diferentes tejidos se realiza mediante
una escala cromática. Las regiones tisulares que
producen mayor dispersión o reflexión de la luz son
aquellas que se disponen en capas perpendiculares
1. TOMOGRAFÍA DE COHERENCIA ÓPTICA. RECUERDO HISTÓRICO Y BASES TEÓRICAS DE FUNCIONAMIENTO E INTERPRETACIÓN
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Figura 3. Representación en color (superior) y escala de grises (inferior) de las diferentes capas de la retina-coroides. Los cuadros
de texto están coloreados según la representación de las diferentes capas de la retina con OCT Cirrus. (CFNR: capa de fibras nerviosas de la retina; NI: nuclear interna; NE: nuclear externa; PLI: plexiforme interna; PLE: plexiforme externa; MLE: membrana limitante
externa; IS-OS: unión segmento interno-externo fotorreceptores; EPR: epitelio pigmentario retina; MB: membrana de Bruch). En la escala de grises las bandas blancas son las de máxima reflectividad y las negras las de mínima (flechas amarillas representan las sombras de vasos retinianos).
al haz de luz (cápsula del cristalino, epitelio corneal,
membrana limitante interna, capa de fibras nerviosas de la retina, etc.) o que están compuestas por
células o uniones intercelulares heterogéneas
(unión entre los segmentos internos y externos de
los fotorreceptores y membrana limitante externa,
respectivamente). Estos tejidos se representan en
color rojo y blanco (el color blanco representa la
reflectividad máxima). Por otro lado, los tejidos
compuestos por elementos que se sitúan paralelos
al haz de luz presentan menor dispersión o reflexión
de luz, y se representan en color azul o negro (el
negro representa la máxima hiporreflectividad).
También existe la opción de representación en escala de grises, donde nuevamente el blanco y el negro
se corresponden con la máxima hiper e hiporreflectividad respectivamente (fig. 3).
ORIENTACIÓN EN LA INTERPRETACIÓN
DE LAS IMÁGENES
La orientación para la visualización de la tomografía siempre va a ser de izquierda a derecha de la
siguiente manera:
• En las tomografías horizontales, la izquierda de
la tomografía equivale a la izquierda de la visualización
de la tomografía y la derecha de la tomografía equivale
a la derecha de la visualización de la tomografía.
• En las tomografías verticales, la parte inferior
de la tomografía equivale a la izquierda de la visualización de la tomografía y la parte superior de la tomografía equivale a la derecha de la visualización de la
tomografía.
• En las tomografías diagonales, la izquierda tiene prioridad sobre la parte inferior, de manera que la
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izquierda de la tomografía equivale a la izquierda de la
visualización de la tomografía y la derecha de la tomografía equivale a la derecha de la visualización de la
tomografía.
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1. TOMOGRAFÍA DE COHERENCIA ÓPTICA. RECUERDO HISTÓRICO Y BASES TEÓRICAS DE FUNCIONAMIENTO E INTERPRETACIÓN
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1.3. Uso intraoperatorio de la OCT
Rafael Morcillo Laiz
La OCT reúne una serie de características que le
permiten ser útil a nivel intraoperatorio, tanto en intervenciones de polo posterior como de segmento anterior. Permite obtener imágenes que no pueden ser visualizadas a través del microscopio operatorio, lo cual
aumenta la información del cirujano. De esta forma, se
pueden tomar decisiones intraoperatorias en función
de la exploración con OCT y el paciente puede abandonar el quirófano tras conocerse con más detalle y
de forma inmediata el resultado anatómico de la intervención.
Geerling y colaboradores describieron la utilización intraoperatoria de la OCT-SA acoplando el dispositivo a un microscopio quirúrgico. Posteriormente,
Dayani y colaboradores aplicaron la OCT portátil durante la cirugía macular.
VENTAJAS E INCONVENIENTES
• La OCT es una técnica de no contacto, lo que le
hace apta para uso intraoperatorio, puesto que no supone un riesgo de infección.
• La SD-OCT toma imágenes de alta precisión a
gran velocidad, obteniéndose imágenes en tiempo
real, lo cual facilita su uso intraquirúrgico. Esto es útil
porque se opera sobre estructuras en continuo movimiento.
• Se pueden obtener imágenes en 2 o en 3 dimensiones y se pueden realizar cortes de las estructuras,
lo cual facilita la interpretación de dichas imágenes y
permite la obtención de datos volumétricos.
• Un inconveniente de la OCT es que no atraviesa
el epitelio pigmentario del iris, lo cual impide la valoración de estructuras posteriores al iris.
FORMAS DE USO
Una forma de aplicación poco invasiva es adaptar
la OCT al microscopio quirúrgico mediante un divisor
del haz en la lente del microscopio, evitando así cualquier contacto con el ojo. También se puede utilizar un
terminal portátil que se sostiene por el cirujano o por
algún sistema mecánico. Incluso se ha descrito el uso
de una sonda intraocular.
APLICACIONES EN OFTALMOLOGÍA
Una de las aplicaciones más importante es en cirugía vitreo-retiniana: en membranas epirretinianas,
agujeros maculares, tracciones vitreo-maculares. Se
puede visualizar el estado de la membrana limitante
interna, la presencia de membranas adicionales y la
persistencia de tracción vireomacular o evaluar el cierre de las incisiones sin sutura en cirugía vitreorretiniana. Según el resultado quirúrgico se puede valorar
la duración del tratamiento postural postoperatorio necesario.
También se ha utilizado en cirugía corneal, principalmente en trasplantes laminares. Se puede hacer biometría de cámara anterior, estudio del grosor
corneal, espesor lenticular, ángulo iridocorneal, visualización de distintos procesos patológicos y de
ojos postraumáticos. Así, en queratoplastias laminares anteriores profundas (Deep anterior lamelar
keratoplasty, DALK) se usa para estudiar la profundidad de la disección laminar, evitando perforaciones de la membrana de Descemet, y para explorar
la interfase injerto-receptor. En trasplantes endoteliales tipo DSAEK (Descemet Stripping Automated
Endothelial Keratoplasty) para valorar la interfase
injerto-receptor y objetivar la ausencia o presencia
de fluido en dicha interfase tras las distintas maniobras de adhesión injerto-huésped, así como medir
la separación injerto-córnea receptora. En la
DSAEK, la OCT puede facilitar la cirugía cuando el
edema corneal dificulta la visibilidad por el microscopio; se pueden estudiar los mecanismos y las distintas técnicas de adhesión. También nos puede
permitir conocer el estado de adhesión al final de la
cirugía, ayudándonos a decidir el tratamiento postural postoperatorio. Igualmente se puede utilizar en
el implante de anillos corneales para valorar su profundidad en la córnea.
Otras posibles aplicaciones serían la valoración
de la disección lamelar escleral en cirugía de glaucoma, estudio de la incisiones corneales en cirugía
de catarata y diversas utilidades en cirugía refractiva (posición de lentes fáquicas, estudio de la interfase en LASIK, medición del espesor corneal
durante la realización de incisiones límbicas relajantes...).
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CONCLUSIONES
• El uso intraoperatorio de la OCT empieza a ser
una realidad a medida que se van resolviendo problemas técnicos.
• Aporta información adicional a la visualización a
través del microscopio, facilitando la toma de decisiones durante la cirugía, lo que podría mejorar los resultados quirúrgicos.
• Podría facilitar el desarrollo de nuevas intervenciones.
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