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9. Tomografía de coherencia óptica en cirugía refractiva

una fuente de láser. De esta manera, cuando se rea liza interferometría utilizando una fuente de luz de banda estrecha (o alta coherencia temporal) como un láser, los efectos de interferencia son detectables en una amplia gama de diferencias de longitud de trayecto, lo cual se traduce en una mayor profundidad de alcance. Por otro lado, al utilizar una fuente de banda ancha, en lo que se llama interferometría de baja coherencia , la inter ferencia ocurre solo cuando el tiempo recorrido en ambos brazos es casi igual, es decir, cuando las distancias ópticas recorridas por la luz en los brazos de muestra y de referencia coinciden dentro de la corta longitud de coherencia de la fuente. La inter ferometría de baja coherencia es, en consecuencia, más sensible para discernir reflexiones o ecos de luz, en especial cuando provienen de una muestra con múltiples superficies reflectantes cercanamente espaciadas y, aunque la luz atraviesa diferentes estructuras en la muestra, su baja coherencia ayuda a separar las reflexiones individuales que provienen de cada estructura a distancias axiales distintas en el camino de la luz. La capacidad de discriminar las reflexiones individuales limita su profundidad, aunque mejora su capacidad de resolución. En la OCT de dominio del tiempo (TD-OCT, time-domain optical coherence tomography ) se utiliza una luz monocromática y se modifica la posición del espejo de referencia para generar patrones de interferencia en función del tiempo, esto debido en específico al uso de luz de baja coherencia. Cuando la luz reflejada desde una interfaz entre las capas del tejido ha recorrido casi la misma distancia que la luz reflejada desde el espejo de referencia se detectará una señal de interferencia. Esto es, con el movimiento axial de la posición del espejo de refe rencia se varía la diferencia de longitud de camino con el brazo de muestra, escaneando fundamen talmente la profundidad del tejido. Por lo tanto, la posición del espejo en la que ocurre la interfe rencia indica la profundidad del tejido que refleja la interfaz. Al mover lateralmente la posición del escaneo se pueden obtener múltiples imágenes que al unirse permiten conseguir imágenes com puestas. Debido a la limitante del movimiento del espejo, el tiempo de adquisición es mayor y el número de escaneos es menor (400 por segundo). En la OCT de dominio de Fourier ( FD-OCT , Fourier-domain optical coherence tomography ) se utiliza luz de amplio espectro, también conocida como OCT de dominio espectral ( SD-OCT , spectral domain optical coherence tomography ), el espejo de referencia (y la longitud del brazo de referencia) permanece fijo en una posición (corresponde aproximadamente a la posición de la muestra); es decir, que no se rea liza un escaneo axial, solo uno lateral a través de

la muestra, lo que permite una adquisición mucho más rápida con una mayor cantidad de escaneos (de 26 000 a 40 000 por segundo) y mayor resolución. En una posición lateral dada, se detectan simultá neamente todos los ecos de luz provenientes de las diversas interfaces del tejido a diferentes pro fundidades de todas las longitudes de onda emiti das, ahora reflejadas con sus distintos atrasos. Así, a diferencia de la detección de patrones de franjas de interferencia en función de la posición axial del espejo de referencia en TD-OCT, en FD-OCT se miden franjas compuestas, todas mezcladas entre sí, pero con el análisis espectral de la longitud de onda (análisis de Fourier) es posible separarlas sin mover el espejo de referencia. Tanto las tecnologías OCT swept source ( SS-OCT , swept-source optical coherence tomography ) o de barrido, así como SD-OCT, registran un espectro de inter ferencia de varias longitudes de onda analizadas al mismo tiempo. En la SS-OCT se utiliza una fuente de luz que varía la longitud de onda desde su emisión antes de llegar al espejo, mientras que en la SD-OCT se usa un espectrómetro para la separación de lon gitudes de onda una vez que las distintas ondas de luz han regresado de las superficies de referencia. La imagen en la SS-OCT presenta un patrón de exploración más denso por su mayor velocidad de adquisición, así como una mayor profundidad de escaneo debido al uso de una longitud de onda más larga y una disminución de la sensibilidad. Por lo tanto, la SS-OCT puede adquirir rápidamente imá genes de todo el segmento anterior, mientras que la SD-OCT proporciona un contraste y resolución más altos dentro de un rango de profundidad más corto ( fig. 9-1A y B ). Cualquier principio de OCT permite obtener una señal de regreso con mayor o menor amplitud similar a la imagen de una ecografía modo A. Al rea lizar varios miles de escaneos por segundo, uno al lado del otro, es posible reconstruir una superficie de dos dimensiones. La superficie obtenida es tan precisa que permite resoluciones de hasta 1.9 µm con la tecnología OCT-Scheimpflug ( fig. 9-1C ).

APLICACIONES DE LA OCT EN CIRUGÍA REFRACTIVA

La implementación de la OCT en el área de cirugía refractiva es relativamente reciente. En un inicio, los equipos de OCT de segmento posterior equipa dos con algún adaptador para segmento anterior incursionaron como una herramienta para el ciru jano refractivo y de segmento anterior. El primer equipo de OCT fue comercializado por Zeiss en 1996; uno de los primeros equipos desarrollado Copyright © 2026 Wolters Kluwer, Inc. Unauthorized reproduction of the content is prohibited.