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Artículo científico
Dispersión intraocular: medida
y aplicación en lentes intraoculares
› Santiago García Lázaro
O.C. 9.971
Grupo de Investigación en Optometría, Universidad de Valencia
›Lurdes Belda Salmerón
›Cari Pérez-Vives
›David Madrid Costa
O.C. 15.096
La dispersión intraocular provoca disminución del contraste en la imagen retiniana y deslumbramiento. La medida
de la dispersión intraocular de la luz hacia adelante in vivo ha sido y sigue siendo un desafío para los científicos.
La introducción de nuevas tecnologías para medir las aberraciones, como el aberrómetro Hartmann-Shack, se
puede considerar como un nuevo método para determinar parámetros relacionados con este tipo de dispersión
intraocular. El diseño de las lentes intraoculares (LIOs) puede variar la dispersión intraocular.
INTRODUCCIÓN
a dispersión intraocular de la luz se define
como la luz que ha sido reflejada, refractada, difractada o aquella que ha experimentado combinaciones múltiples de
las tres debido a partículas presentes a
lo largo del camino óptico1. A causa de la
heterogeneidad de las distintas superficies del ojo y, en
mayor medida, de las variaciones locales de índice refractivo, parte de la luz que entra en el ojo es dispersada
a medida que atraviesa los distintos medios oculares.
L
La dispersión del tipo Mie2,3 (Figura 1) es la causada
por partículas de mayor tamaño que la longitud de onda
incidente. Esta se caracteriza por ser poco dependiente de la longitud de onda y porque la dispersión hacia
adelante (aquella que llega a la retina y, por tanto, disminuye la calidad de la imagen retiniana) no es igual que
la dispersión hacia atrás (no llega a la retina, por lo que
no afectará a la calidad de la imagen retiniana, pero disminuye la cantidad de luz en esta). En ojos normales y
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cataratosos, la mayor parte de la dispersión no depende
de la longitud de onda, así que la dispersión predominante es de este tipo. La predominancia del tipo Mie es
una consideración importante, dado que predice que la
evaluación de la dispersión hacia atrás no permitirá calcular la dispersión hacia delante. Los principales efectos
visuales de la dispersión sobre la retina son la disminución del contraste en la imagen retiniana y el deslumbramiento. La dispersión de la luz afecta principalmente
a la sensibilidad al contraste a bajas frecuencias (1.5 y 3
cpd), mientras que la sensibilidad al contraste a frecuencias más altas se degrada por el emborronamiento de
la imagen retiniana (desenfoque y aberraciones ópticas).
La dispersión intraocular de la luz hacia adelante es
aquella donde los rayos de luz son dispersados hacia otras
áreas de la retina que no se corresponden con el punto focal. Teóricamente, esta dispersión de la luz sobre la retina
puede ser determinada por medio de la PSF4, dado que,
cuando una fuente de luz puntual proyecta una imagen
sobre la retina (o cualquier otro plano imagen), esa imagen resultante no será un punto sino una función en la
ÓPTICA
OFTÁLMICA
Figura 1. Dispersión de Mie.
Figura 2. Patrón de puntos de un aberrómetro
Hartmann-Shack.
cual la energía se esparce o distribuye más
allá de un punto en función de los factores ópticos que contribuyen a la degradación de la calidad de la imagen retiniana,
fundamentalmente aberraciones de alto
orden y dispersión. Pero la medida objetiva de la dispersión intraocular de la luz
hacia adelante (forward scatter) in vivo en
el ojo humano aún es un desafío para los
científicos. Las nuevas tecnologías de determinación de las aberraciones del frente
de onda han introducido nuevas maneras
de determinar la función de esparcimiento
sobre la retina (PSF). El esparcimiento de
la luz sobre la retina se debe a las aberraciones ópticas, la difracción y la dispersión
de la luz.
Fujikado y cols.9 utilizaron el diámetro de
los puntos del patrón de Hartmann-Shack
(Figura 2) como medida de la dispersión
para evaluar catarata. Donelly III y cols.10
utilizaron los patrones de HartmannShack proporcionados por un analizador
del frente de onda ligeramente modificado
para cuantificar objetivamente la dispersión intraocular con objeto de evaluar la
catarata y su severidad. Estos últimos definieron y calcularon nuevas métricas para
la dispersión a partir de la intensidad de
los píxeles dentro de un área de la PSF de
cada microlente, es decir, alrededor del
centroide de cada microlente (Figura 3).
Tras determinar varias métricas diferentes
a partir de la intensidad de los píxeles dentro de un área que contiene la PSF de cada
microlente, y con objeto de reducir toda la
información sobre la dispersión a un solo
número, encontraron que “la máxima desviación estándar para todas las PSFs en
el patrón de Hartmann-Shack” (a la que
denominaron Max_SD) era la que mejor
explicaba la contribución de la dispersión
hacia adelante de la luz en la varianza de la
solvencia visual de pacientes con cataratas.
Cox y cols.5 propusieron evaluar la dispersión sobre la retina a partir de las PSFs calculadas por los aberrómetros clínicos si se
eliminan las contribuciones de las aberraciones. Shahidi y Yang6,7, mediante la modificación de un sensor Hartmann-Shack,
midieron simultáneamente las aberraciones y la dispersión de la luz, tanto en
ojos normales7 como con patología6,8. Su
método consistía primero en medir las
aberraciones del frente de onda mediante aberrometría Hartmann-Shack y, después, introducir una lente cilíndrica en el
camino del haz láser con el objetivo de
conseguir una hendidura láser. Esta hendidura proporcionaría una función lineal
de esparcimiento (LSF) que contendría
información tanto de las aberraciones del
frente de onda como de la dispersión intraocular. Calculando el área por debajo
de ambas curvas, la obtenida por medio
de aberrometría Hartmann-Shack y la
LSF obtenida de la hendidura, la diferencia daría una medida de la dispersión de
la luz hacia adelante.
Más recientemente, Cerviño y cols11 desarrollaron una herramienta informática
para obtener los valores de Max_SD y
los mapas de distribución de dispersión
(Figura 4) a partir de patrones de Hartmann-Shack obtenidos con aberrómetros
clínicos disponibles comercialmente. Los
resultados de repetibilidad y reproducibilidad realizados sobre ojos artificiales han
mostrado que el método es repetible tanto
inter- como intra-sesión, así como robusto
frente a los posibles errores inducidos por
el desalineamiento, como ocurriría en el
caso de una fijación del paciente poco estable o imprecisa.
Julio/Agosto 2012 ›
Artículo científico
Dispersión intraocular: medida y aplicación en lentes intraoculares
Figura 3. División del patrón de Hartmann-Shack
en áreas antes del análisis de la intensidad de
píxeles dentro de cada una de ellas4.
En un estudio piloto acerca de unos cuantos sujetos jóvenes y sanos, encontraron
una correlación elevada con la medida
psicométrica obtenida con el método de
“comparación de compensación” (comercialmente conocido como C-Quant®,
Oculus AG, Alemania), método que actualmente constituye lo más parecido a un
estándar para la determinación clínica de
la dispersión sobre la retina12. Datos obtenidos posteriormente en pacientes pseudofáquicos han mostrado que esa correlación se pierde, muy posiblemente debido
en parte a la mayor implicación de los factores neuronales y perceptivos en la determinación psicométrica y, en parte, a que la
medida obtenida aplicando el análisis de
patrones de Hartmann-Shack utilizando
el método de Donnelly ofrece una métrica
relacionada con la dispersión, pero que se
ve afectada por múltiples factores.
La determinación de este parámetro relacionado con la dispersión intraocular a
partir de patrones Hartmann-Shack presenta limitaciones derivadas de la metodología, como, por ejemplo, la necesidad de
controlar la saturación de las imágenes de
los patrones de Hartmann-Shack. La sobresaturación de estas es frecuente en los
aberrómetros clínicos, pero no influye en
la medida de las aberraciones. En cambio,
amplía el esparcimiento en la PSF haciendo menos precisa la medida de dispersión13. A pesar de estos problemas, actualmente es una aproximación a la determinación objetiva de la dispersión intraocular
con potencial en el entorno clínico; ofrece
medidas que, si bien no podrían atribuirse
enteramente a la dispersión, sí que pueden
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Figura 4. Ejemplo de mapa de dispersión obtenido empleando
la herramienta informática desarrollada por Cerviño et al4. Las
distintas métricas descritas por Donnelly y Applegate aparecen
en la parte inferior derecha, mientras que en la parte superior
derecha aparece el mapa de distribución de dispersión. Los
colores cálidos representan mayor dispersión4.
ser de utilidad clínica, además de constituir un incremento en la aplicabilidad de
sistemas clínicos de aberrometría sin realizar ninguna modificación al instrumento.
Dispersión intraocular
con distintos diseños de
lentes intraoculares
Las LIOs multifocales, a diferencia de las
monofocales, proporcionan al paciente
una visión nítida de lejos y de cerca, incrementando la profundidad de campo. Esto
es posible debido a que las LIOs crean dos
focos, uno para visión de lejos y otro para
visión de cerca. Dependiendo de dónde se
sitúe el objeto que el paciente quiere observar, habrá una imagen enfocada y otra
desenfocada, en un foco u otro, teniendo
finalmente ambas imágenes superpuestas en la retina. De modo que la luz que
forma la imagen desenfocada reducirá
el contraste de la imagen enfocada. Por
ello, un contraste de la imagen reducido y
fenómenos como deslumbramiento y halos se han asociado al rendimiento de las
LIOs multifocales14.
Así que el diseño óptico de las LIOs multifocales empeora la calidad de la imagen
retiniana más que las LIOs monofocales15, siendo muy dependientes del diámetro pupilar para lograr el rendimiento
deseado16. Por ello, es de esperar que la
dispersión de la luz creada por la multifocalidad afecte al rendimiento visual de los
pacientes. De hecho, las predicciones teóricas sugieren que las lentes intraoculares
multifocales inducen más dispersión que
las monofocales15.
ÓPTICA
OFTÁLMICA
cias en la dispersión percibida mediante el
método psicométrico19.
Figura 5. Ejemplos de patrones de Hartmann-Shack obtenidos en sujetos
con pupilas mayores de 5 mm en condiciones escotópicas. Nótense las
zonas de transición visibles con el diseño multifocal refractivo (izquierda)
comparado con el diseño multifocal difractivo (derecha).
A pesar de todo esto, Cerviño y colaboradores17 no han encontrado diferencias
significativas en la dispersión intraocular
percibida (determinada psicométricamente mediante el método de “comparación de compensación” antes mencionado) entre pacientes implantados con LIOs
monofocales y multifocales, posiblemente
debido a la misma adaptación neural a
la multifocalidad que posibilita la mejora
progresiva en la sensibilidad al contraste
post-implante18. Por otro lado, los pacientes implantados con lentes multifocales
difractivas refirieron mayores quejas por
halos en todas las condiciones de iluminación que pacientes implantados con lentes
monofocales, a pesar de no haber diferen-
En un estudio piloto se cuantificó la magnitud de dispersión intraocular, mediante
patrones de Hartmann-Shack, de manera
objetiva con la LIO in situ, comparando diseños monofocales multifocales refractivos
y multifocales difractivos. Sorprendentemente, a pesar de diferencias evidentes en
el patrón de Hartman-Shack con ambos
diseños multifocales (Figura 5), no se encontraron diferencias significativas entre
ninguno de ellos, lo que ha de interpretarse
como limitaciones de la metodología en lo
referente a la sensibilidad o la necesidad de
desarrollar nuevas métricas, y/o probablemente las limitaciones propias, tales como
la calidad de la imagen sometida a análisis,
la sobreexposición antes mencionada, etc.
A pesar de contar con muchas limitaciones, que quizá no permitan la determinación precisa de los valores de dispersión,
la determinación objetiva a partir de patrones de Hartmann-Shack tiene potencial clínico como herramienta de apoyo
diagnóstico a la hora de explicar la posible
sintomatología del paciente.
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Julio/Agosto 2012 ›