Download estado de la cirugia refractiva

Optometría
ESTADO DE LA
CIRUGÍA REFRACTIVA:
LIMITACIONES ÓPTICAS
Rosario G. Anera, José Ramón Jiménez, Luis Jiménez del Barco
Departamento de Óptica de la Universidad de Granada
O
bjetivos: Se pretende hacer un análisis
para: a) profundizar en el estado actual
de la cirugía refractiva, b) ver las principales limitaciones que presentan los algoritmos
de ablación utilizados en la práctica, c) justificar
la principal causa del aumento de las aberraciones tras cirugía refractiva, d) demostrar que los
algoritmos de ablación pueden ser optimizados
si consideramos la asfericidad de la superficie
corneal y e) justificar la aparición de las nuevas
tecnologías y algoritmos hacia los que tiende la
cirugía refractiva.
Introducción
La cirugía refractiva trata de eliminar los errores
de refracción (miopía, hipermetropía o astigmatismo) modificando el radio de la superficie corneal anterior. En los últimos años el número de
intervenciones realizadas de cirugía refractiva
corneal ha ido aumentando progresivamente.
No obstante, el campo de la cirugía refractiva
sigue siendo hoy día muy estudiado; por gran
parte, numerosos trabajos tratan sobre las posibles regresiones, efectos secundarios y otras
complicaciones clínicas que pudiera ocasionar;
por otro lado, son numerosas las investigaciones que tratan los algoritmos de ablación, así
como los resultados que se obtienen en la
función visual.
De todas las superficies, la superficie anterior del ojo es la que proporciona la mayor parte
(80%) del poder refractor del ojo, permitiendo
la focalización sobre la retina de la imagen. Así,
pequeñas variaciones en la curvatura de esta
superficie proporcionan grandes cambios en el
poder refractor ocular. Debido a ello, el valor de
la asfericidad corneal también es decisivo en
la calidad de imagen retiniana final del sujeto,
dado que las aberraciones (las cuales disminuyen la calidad de imagen) dependen de la
forma de la cara anterior de la córnea, entre
otros factores. En los últimos años son numerosos los trabajos experimentales que han puesto
de manifiesto que en general, tras LASIK, se
produce tanto un aumento en la cantidad como
una alteración en la distribución de las aberraciones, teniendo como consecuencia una
calidad de imagen por debajo de la que sería
deseable. Esta disminución en la calidad de
imagen es la que ha llevado a distintos autores
a proponer modificaciones en los algoritmos de
ablación.
Las principales causas del incremento de
las aberraciones oculares tras la cirugía son:
(1) La asfericidad corneal (la cual será objeto
de nuestro estudio).
(2) El descentramiento: durante una fijación
perfecta, el ojo humano realiza movimientos
al menos dentro de un rango de aproximadamente 0.0o, y alcanza velocidades de
alrededor de 5o/s, correspondientes a 1000
mm/s, sobre la córnea; así, el uso de un
“eye tracker” (compensador de movimientos oculares), aunque no asegura un per-
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fecto centrado, parece disminuir
la aberración coma. Esto ha conducido a mejorar los resultados
y a un mayor grado de satisfacción de los pacientes.
(3) Las irregularidades corneales.
(4) La transparencia de la córnea:
se pueden producir opacidades
en el estroma inducidas por la
cirugía refractiva.
(5) La curación de las heridas:
experimentos histológicos han
demostrado que es la principal
causa de la inestabilidad refractiva y de la variabilidad de resultados entre distintos sujetos.
(6) El tiempo transcurrido tras la
cirugía.
Hay que considerar que no sólo
es importante el diseño del algoritmo de emetropización de manera
que se elimine el error de refracción
inicial, existen otros factores que
son determinantes para el diseño
de algoritmos de ablación óptimos
tanto desde el punto de vista óptico
como de la biomecánica corneal.
(1) Es deseable trabajar con una
gran zona óptica efectiva (6.0 a 7.5
mm de diámetro), de modo que el
patrón de ablación trate el tamaño
de la pupila del paciente en condiciones tanto fotópicas como mesópicas. Esto es muy importante para
que no aparezcan los frecuentes
problemas en visión nocturna: al
aumentar el tamaño de la pupila,
ésta abarca tanto superficie corneal
central (que ha sido tratada) como
superficie que no ha sido tratada
por el láser, provocando así una
doble imagen y como consecuencia una calidad de visión peor de la
deseada.
(2) El diseño debe maximizar los
resultados ópticos de la ablación
creando una zona de tratamiento
óptica sin irregularidades. Hay que
tener en cuenta que el ojo parpadea
alrededor de 10,000 veces al día a
velocidades del párpado de 30 cm/
s, con fuerza suficiente para incrementar la presión intraocular de 10 a
70 mm Hg en cada parpadeo.
(3) El tallado de las zonas de
transición: en estas zonas el láser
actúa de manera distinta a como lo
hace en la córnea central, lo que se
pretende es que la transición entre
la superficie óptica tratada y la no
tratada no sea brusca, sino que el
cambio entre las distintas curvaturas se realice de la forma más suave
posible.
(4) Otro factor importante para el
diseño de una ablación óptima es
que los daños biológicos sobre la
córnea sean mínimos.
En la actualidad, la técnica
quirúrgica más empleada es la
queratomileusis asistida por laser
in situ (LASIK), que consiste en
levantar una pequeña lámina o
colgajo (“flap”) de tejido corneal
(preservando así el epitelio y la
membrana de Bowman), posteriormente se hace incidir el láser sobre
el estroma, el cual hace un tallado
de la superficie corneal (con objeto
de remodelar la curvatura), finalmente el colgajo se recoloca en su
posición inicial.
La calidad de imagen que se
obtenga tras la intervención, suponiendo que todos los demás factores
han sido favorables (posteriormente
veremos qué otros factores intervienen en el proceso), dependerá de
cómo quede la superficie corneal
tras la ablación. Muchos de los
algoritmos de ablación usados en
la práctica se basan en la fórmula
de Monnerlyn et al. (1988), la cual
no considera la asfericidad de la
cara anterior de la córnea, sino que
considera que ésta es esférica tanto
antes como después de la cirugía.
Supongamos que la superficie corneal antes de la cirugía (ver figura 1)
tiene radio R1 y después de actuar
el láser presenta un radio R2. La
relación entre R1 y R2 vendrá determinada por el número de dioptrías
(D) que hay que corregir:
D=
Δn Δn
(1)
R2 R1
Donde Δn es la diferencia entre
los índices de refracción del aire y la
córnea (Δn=0.376).
Para calcular la cantidad de
tejido estromal que debe ser eliminado basta sustraer de la forma inicial de la córnea la forma deseada.
A continuación presentamos la
expresión que proporciona la profundidad de ablación s, en función
del radio de curvatura corneal antes
(R1) y después de la cirugía (R2), del
diámetro de la superficie de ablación (d) y de la altura de cada punto
sobre el eje óptico (y):
s(y)= (R12-y2) – (R22-y2) +
(R
2
2
d2
4
) – (R
1
2
d2
4
)
(2)
Para la ablación, lo ideal sería
emplear esta expresión (la cual es
en sí una aproximación al considerar la cara anterior de la córnea
esférica tanto antes como después
de la operación). No obstante, en
la práctica se emplea otra aproximación y los términos de las raíces
cuadradas se reemplazan por los
dos primeros términos de su desarrollo en serie, de este modo se
obtiene la siguiente expresión para
la profundidad de ablación (aproximación de Munnerlyn):
2
s(y)≅ 4Dy
3
Dd2
3
(3)
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Figura 1. Representación de la cara anterior
de la córnea antes (R1), y después (R2) de
cirugía refractiva. d es el diámetro de la
superficie de ablación.
Asfericidad corneal y
cirugía refractiva
Las expresiones (2) y (3) proporcionan la profundidad de ablación
correspondiente al algoritmo de
Munnerlyn, que, como ya hemos
visto, supone la superficie corneal
esférica tanto antes como después
de la cirugía. No obstante, en los
modelos esquemáticos más recientes del ojo humano, para representar tanto la superficie corneal
anterior como el resto de superficies oculares (cara posterior de la
córnea y caras anterior y posterior
del cristalino) la geometría más
empleada y adecuada es el modelo
de conicoide (figura 2), el cual viene
dado por la siguiente ecuación:
z2 + y2 + (1 + Q)x2 – 2Rx = 0 (4)
Donde R es el radio de curvatura; Q el parámetro de asfericidad
(nos da una idea de la desviación
de la curva respecto de una esfera
(Q=0)); x, y, y z son las coordenadas
cartesianas, siendo X el eje óptico
y el eje Z sería perpendicular a la
figura. El parámetro de asfericidad
Q nos da idea del tipo de cónica
con el que trabajamos. Un elipsoide
con el eje mayor en el plano Z-Y
describe formas corneales que se
suavizan desde el centro a la periferia, en este caso tendría un valor
Q > 0 (elipsoide oblato). Una esfera
Figura 2. Familia de secciones de cónicas de
asfericidad Q, con el vértice en el origen y
radio constante según la ecuación (4).
presentaría un valor Q = 0. Un elipsoide con el eje mayor en la dirección X tendría un Q comprendido
en el intervalo -1 < Q < 0 (elipsoide
prolato). Un paraboloide con el eje a
lo largo del eje X tendría un valor Q
= -1. Un hiperboloide presentaría un
valor Q < -1. A menudo son utilizados
otros dos parámetros para clasificar
la forma de las cónicas. El factor de
forma P, donde P = Q+1; y la excentricidad (para Q < 0) de la sección
cónica equivalente e, donde Q = e2.
Esta representación no es sólo
empleada en modelo de ojo teóricos, también es el modelo al que
ajustan los datos experimentales
los topógrafos corneales para proporcionar el radio y la asfericidad
corneal. Se ha demostrado experimentalmente que en general, tras
LASIK, la asfericidad de la córnea
cambia de prolata a oblata (es
decir, de asfericidad negativa a
positiva) estando este cambio en
la asfericidad corneal directamente
relacionado con el aumento de las
aberraciones tras cirugía refractiva.
A continuación presentamos
una ecuación que hemos deducido
teóricamente y que proporciona la
asfericidad corneal directamente
relacionado con el aumento de las
aberraciones tras cirugía refractiva.
Ecuación para la
asfericidad corneal tras
cirugía refractiva
Considerando la aproximación de
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Figura 3. Asfericidad corneal tras cirugía
refractiva dada por la ecuación (5) en función del no de dioptrías corregidas y considerando R1=7.7 mm y Q1= -0.26.
la fórmula de Munnelyn (ecuación
3)) y la ecuación del conicoide para
representar la curvatura corneal
(ecuación 4)), recientemente hemos
deducido teóricamente la expresión
para la asfericidad corneal resultante
tras cirugía refractiva Q2, en función
del radio y la asfericidad inicial (R1 y
Q1 respectivamente) y del radio final
(dado por la ecuación (1)):
1+Q2=
R23
(1+Q1)
R13
(5)
Dado que para un miope tras la
cirugía R2 > R1, observamos que Q2
aumenta con una potencia cúbica
de R2/R1. Los valores de la asfericidad para la mayoría de la población
están comprendidos entre -1 < Q < 0
(el valor medio de Q para un ojo emétrope es de -0.26; en ojos miopes, Q
se hace menos negativo a medida
que aumenta el grado de ametropía.
Así, estos valores multiplicados por
un factor (R2/R1)3>1 podrían proporcionar una asfericidad inicial y el
número de dioptrías a corregir. Esto
está de acuerdo con resultados
experimentales de muchos autores.
La expresión (5) también nos puede
ayudar a explicar ciertos resultados
experimentales que muestran que
la aberración esférica aumenta
tras la cirugía refractiva, y así, se
deteriora la calidad de la imagen
retiniana. Algunos trabajos teóricos
han probado matemáticamente
que la aberración esférica para una
superficie asférica es proporcional al valor de su asfericidad. Así,
podemos ver claramente, que si
la asfericidad aumenta tras cirugía
refractiva (ecuación (5)), entonces la
aberración esférica también lo hará,
y será más grande cuanto mayor
sea el grado de miopía, dado que
depende de (R2/R1)3 como hemos
visto antes.
En la figura 3 podemos observar
cómo varía la asfericidad corneal
tras la cirugía en función del número
de dioptrías corregidas. Vemos
cómo al aumentar la corrección,
la asfericidad toma valores más
positivos y de mayor valor a medida
que aumenta el grado de ametropía
inicial.
Esta expresión para la asfericidad corneal puede ser también útil
para estudiar la influencia de distintos parámetros en cirugía refractiva
(tipo de cirugía, descentramiento,
tipo de láser, efectos biomecánicos,
procedimientos técnicos...) sobre la
asfericidad corneal, haciendo posible comparar la asfericidad resultante medida experimentalmente
con la predicha teóricamente.
Resumiendo, la ecuación que
hemos presentado explica los
valores de asfericidad elevados que
algunos autores encuentran tras
cirugía refractiva, los cuales son
anormalmente altos respecto a los
medios en la población normal o en
miopes, y que justifican el deterioro
en la calidad de la imagen retiniana.
Estos valores de asfericidad corneal
post-quirúrgica justifican los propósitos de encontrar nuevos algoritmos
para la profundidad de ablación que
minimicen las aberraciones del ojo,
con objeto de optimizar la función
visual del observador.
Posibles mejoras en
cirugía refractiva
Influencia del factor de
asfericidad corneal en la
calidad de imagen de miopes
tratados mediante cirugía
refractiva
Conocida la importancia de
considerar la asfericidad corneal
para representar los modelos de
ojo (debido a su gran efecto en la
función visual), parece necesario
deducir una nueva expresión para
la profundidad de ablación s, pero
ahora considerando que la superficie corneal es asférica tanto antes
como después de la cirugía (figura
4): antes de la cirugía tenemos una
córnea de radio R1 y asfericidad Q1
(los cuales se pueden medir con un
topógrafo corneal). Tras la cirugía, el
radio será R2 (el cual vendrá dado,
del mismo modo, por la expresión
(1)). La diferencia es que, en este
caso, la asfericidad de la córnea tras
el tratamiento Q2 podemos variarla,
con objeto de optimizar la función
visual. Deduciendo la expresión
de forma totalmente análoga a la
empleada para deducir la ecuación
(2), obtenemos una expresión para
la profundidad de ablación de la
córnea dada por:
s(y)=
1
1+Q1
1
1+Q2
(R
2
2
(R22-y2(1+Q2)) –
)
1
1+Q2
d2 (1+Q ) – 1
2
1+Q1
4
(R22-y2(1+Q2)) +
(R
2
1
)
d2 (1+Q )
1
4
(6)
La expresión (6), en el caso particular de superficies esféricas (Q1 =
Q2 = 0), coincide exactamente con
la correspondiente al algoritmo de
Munnerlyn (ecuación (2)).
Aplicado el algoritmo de emetropización que hemos deducido
Optometría
(ecuación (6)), podemos calcular
las funciones de transferencia en
modulación (MTF) con el fin de
estudiar cómo se ve afectada la
calidad de imagen retiniana tras
realizar cirugía refractiva. La forma
de la MTF estará directamente
relacionada con la de la función de
sensibilidad al contraste (CSF), por
tanto, las variaciones que encontremos en las MTF teóricas indicarán
variaciones en la CSF. Recordemos
que la agudeza visual que medimos
usando tests estándar clínicos es
útil, pero es una descripción incompleta de la habilidad visual (a pesar
de que determina la capacidad de
resolver pequeños detalles a alto
contraste), ya que lo que vemos
se compone de objetos con gran
variedad de frecuencias espaciales
y contrastes.
En la figura 5 presentamos las
MTF correspondientes a miopes
con un error pre-operatorio de -2 D.
El valor de la asfericidad medio para
este grupo de sujetos es Q1 =-0.1567.
Hemos probado valores numéricos
dados por Q1+0.2, Q1+0.1, Q1, Q1-0.1
y Q1-0.2 para la asfericidad corneal
tras la cirugía refractiva (Q2). Podemos observar que a medida que
vamos disminuyendo la asfericidad
corneal resultante tras la operación,
aumenta la calidad de imagen dada
por el sistema. Tomando los valores
extremos considerados para el parámetro de asfericidad, en el rango de
frecuencias entre 10 y 50 ciclos/o, el
aumento en la calidad de imagen
es del 45.45%. Se observa en esta
figura que el comportamiento de las
curvas es continuo al variar la asfericidad. Vemos también que a medida
que aumenta la frecuencia espacial,
las diferencias entre curvas correspondientes a distintas asfericidades
aumentan considerablemente, así,
a 50 ciclos /o la diferencia entre las
curvas de asfericidades de valores
Q1+0.2 y Q1-0.2 es del 84.5%.
Nuestros resultados muestran
que el comportamiento de la función
óptica es muy sensible a cambios
es la asfericidad corneal. A medida
que aumenta la frecuencia espacial,
las diferencias entre curvas correspondientes a distintas asfericidades
aumentan considerablemente. En
general, son los Q más negativos
los que proporcionan mejores respuestas en frecuencias del sistema,
lo cual está en consonancia con los
resultados obtenido analizando la
ecuación (5).
Hemos analizado pues, la
importancia de considerar el parámetro de asfericidad corneal en el
algoritmo de ablación empleado en
cirugía refractiva, permitiéndonos
así un grado de libertad para optimizar la calidad visual. La geometría
Figura 4. Representación de la cara anterior
de la córnea antes (R1, Q1) y después (R2,
Q2) de cirugía refractiva. d es el diámetro
de la superficie de ablación y s la ablación
para y=0.
Figura 5. MTF monocromáticas correspondientes al grupo de sujetos de -2 D para
distintos valores de asfericidad corneal
post-cirugía (Q2) y radio de pupila de salida
de 3.5 mm.
Optometría
de la superficie corneal que hemos
utilizado en esta parte de nuestro
estudio es suficiente para demostrar la mejora que se produce en
la MTF con respecto al algoritmo
que se emplea usualmente en la
cirugía refractiva. De todas formas,
la geometría final tras la emetropización no tiene por qué obedecer
a una ecuación que represente una
superficie esférica o asférica (según
se propone generalmente). Debido
a que los sistemas láser utilizados
son cada vez más avanzados, es
deseable caracterizar lo mejor posible la cara anterior de la córnea con
objeto de que el tallado resultante
sea muy preciso.
¿Hacia una ablación
personalizada?
Puesto que el número de personas que se someten a este tipo de
cirugía aumenta día a día, la investigación en este campo trata de
mejorar los resultados: así, desde
hace poco tiempo el problema de la
cirugía refractiva centra su atención
en compensar las aberraciones
pre-operatorias individuales (cirugía
refractiva personalizada), además
de corregir el convencional error de
refracción. Los algoritmos para producir un ojo libre de aberraciones
deben eliminar también el aumento
de aberraciones de alto orden inherentes a los patrones de ablación
estándar. La idea es aplicar una
ablación corneal personalizada
durante el procedimiento quirúrgico, que se adapta al propio patrón
de aberración del paciente. Algunas compañías han empezado a
adaptar aberrómetros (basados en
topografía corneal o, sobre todo, en
medidas de la aberración del frente
de onda) en sus sistemas láser para
guiar la ablación. Actualmente,
muchos investigadores trabajan en
este campo debido a que los primeros resultados de LASIK guiado por
frente de onda muestran mejoras
en algunos ojos sobre el LASIK
estándar.
No obstante, existen todavía
algunos límites para la obtención de
un ojo libre de aberraciones:
(1) El proceso de curación puede
modificar la forma y el espesor
corneal final;
(2) Las aberraciones dependen
del estado de acomodación
del paciente (visión cercana o
lejana) debido a cambios en el
patrón de aberraciones del cristalino;
(3) Las aberraciones cambian con
la edad;
(4) La compensación se hace para
una única longitud de onda,
aún cuando las aberraciones
policromáticas son igualmente
importantes;
(5) Por otro lado, el límite final a la
resolución espacial lo imponen
factores neurológicos y retinianos, a pesar de que la óptica
del sistema esté perfectamente
corregida.
Debemos comentar que estos
5 puntos aún no se han logrado
controlar experimentalmente. Tampoco se conoce en profundidad los
modelos teóricos que se utilizan.
Hemos visto que no sólo hay que
investigar acerca de los algoritmos
de ablación, también es muy importante, por ejemplo, poder controlar
o predecir la respuesta biomecánica de la córnea. En resumen, la
investigación en este campo está
avanzando rápidamente, pero aún
quedan muchos puntos que se
deben mejorar.
Bibiografía recomendada
Correspondencia a:
Rosario González Anera,
[email protected]
Artículo publicado originalmente en la Revista
Gaceta Óptica, Órgano Oficial del Colegio Nacional
de Ópticos Optometristas, España.
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