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¿Mejora el Chocolate Negro la Agudeza Visual y la Sensibilidad al Contraste?

abril 27th, 2018 Posted by General 0 comments on “¿Mejora el Chocolate Negro la Agudeza Visual y la Sensibilidad al Contraste?”

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Me gustaría compartir con vosotros un análisis en referencia a un artículo recientemente publicado en JAMA Ophthalmology, una de las revistas de investigación más prestigiosas en el área de la oftalmología. El artículo en particular es el siguiente:

Rabin JC, Karunathilake N, Patrizi K. Effects of Milk vs Dark Chocolate Consumption on Visual Acuity and Contrast Sensitivity Within 2 Hours. A Randomized Clinical Trial. JAMA Ophthalmol. Published online April 26, 2018.

El artículo concluye literalmente: “La sensibilidad al contraste y la agudeza visual fueron significativamente más altas 2 horas después del consumo de una barra de chocolate negro en comparación con una barra de chocolate con leche, pero la duración de estos efectos y su influencia en el rendimiento en el mundo real requiere de más pruebas”

Antes de comenzar con el análisis me gustaría felicitar a los autores por el excelente trabajo en el diseño de la investigación, un excelente trabajo que a mi parecer queda mermado por la omisión de resultados, la redacción de la discusión y las conclusiones.

El trabajo forma parte de los datos recogidos durante un ensayo clínico aleatorizado que incluye como muestra estudiantes y personal de una universidad, por lo que nos encontramos con un diseño de estudio de “Efectos Fijos” esto quiere decir, que los resultados del estudio no pueden ser transferibles a toda la población sino tan solo a los estudiantes y personal de dicha universidad. Durante este ensayo se recogió información acerca no solo de la Agudeza Visual (AV) y la Sensibilidad al Contraste (SC) sino también Potenciales Evocados, Electroretinogramas, etc. No obstante, en la publicación tan solo se reportan datos de AV y SC. Posiblemente veamos o debiéramos ver estas otras pruebas mostradas en futuros trabajos o en una mayor extensión del presente.

El Ensayo posee una limitación destacada, principalmente en la ausencia de enmascaramiento del experimentador que puede influir en el criterio de decisión del paciente durante la toma de medidas con este tipo de test subjetivos. No obstante, y tras la lectura de la rigurosidad del protocolo confiamos en que las medidas se hayan tomado siguiendo un protocolo uniforme evitando el posible sesgo.

Con la información presentada, me parecen muy poco acertadas las conclusiones mostradas en este “Brief Report”. Los autores utilizan el contaje de letras en lugar de la medida directa de la agudeza visual o sensibilidad al contraste en función de las líneas de lectura, lo cual haría comprensible la validez de los procedimientos estadísticos paramétricos, algo que difícilmente ocurriría si hubiesen medido en torno a las líneas de reconocimiento. Y es que, para considerar de relevancia clínica las diferencias obtenidas con este tipo de test nos tendríamos que ir a obtener una diferencia 5 letras (0.1 logMAR) para la AV[1] y de 4 a 6 letras (de 0.2 a 0.3 unidades log) para la SC[2] medida con Pelli Robson. Estos valores de relevancia clínica se establecen en función de la fiabilidad de los test de medida (repetibilidad / reproducibilidad).

Los resultados del estudio en torno a la significancia son:

  1. Roza la significancia en la AV, diferencia de 2 letras (0.04 logMAR, p=.05)
  2. No son significativos para la SC con Pelli Robson, 1 letra (0.05 logCS, p = .07)
  3. Alcanzan significancia manifiesta para SC con optotipos de pequeño tamaño, 3 letras (0.25 logCS, p < .001)

Pero si tenemos en cuenta la magnitud del efecto y su relevancia clínica considerando la variabilidad test-retest:

  1. AV: Diferencia de 2 letras cuando la relevancia clínica está en un valor de 5.
  2. SC Pelli Robson: Diferencia de 1 letra, la relevancia clínica son entre 4 y 6.
  3. SC optotipos pequeños: Desconozco la repetibilidad de este test pero si la asumimos similar al Pelli-Robson podríamos hablar de diferencias de 3 letras cuando la significancia clínica es de entre 4 y 6.

Esto significa que la magnitud de las diferencias es prácticamente irrelevante si las comparamos con la variabilidad clínica de este tipo de test.

Finalmente, los autores se basan en que el chocolate negro contiene una mayor cantidad de flavonoides que el chocolate con leche y que puesto que los flavonoides incrementan el flujo sanguíneo, habría un mayor flujo en la mácula y con ello un mayor rendimiento visual y citan el siguiente trabajo que es clave para para ¿soportar la hipótesis?:

Francis ST, Head K, Morris PG, Macdonald IA. The effect of flavanol-rich cocoa on the fMRI response to a cognitive task in healthy young people. J Cardiovasc Pharmacol. 2006;47(suppl 2): S215-S220.

En este trabajo Francis et al a través de resonancia magnética valoran la actividad cerebral en una tarea de reconocimiento de letras (vocales/consonantes) y números (pares/impares) con cambio de color (switch) o sin cambio de color (non switch), o para que se entienda mejor, con efectos de “distracción” en el switch.

Los autores reportaron una mayor actividad en el cortex parietal ante la presencia de alto contenido en flavonoides y es que éstos no solo incrementan el flujo sanguíneo a nivel cerebral sino también la respuesta neuronal, algo que han omitido los autores. Además, curiosamente el cortex parietal posterior, región donde reportan el incremento, ha demostrado ser responsable de la atención espacial y visual.[3] A todo esto hay que sumar que SI ha sido reportado un incremento del flujo sanguíneo con un pico máximo a las 2 horas que disminuye al nivel equivalente al bajo contenido en flavonoides a las 6 horas.[3] 

Esto me lleva a una conclusión totalmente diferente a la que concluyen los autores. A la espera de conocer los resultados en otras pruebas, los resultados mostrados en esta investigación NO sugieren una mejora del rendimiento visual ya que la mínima magnitud del efecto obtenida en los test de AV y SC pueden ser perfectamente atribuibles a cambios en la capacidad de atención visual durante el desarrollo de la prueba por la mayor concentración de flavonoides.

Los autores finalizan argumentando que la duración del efecto y la relevancia clínica estan por determinar, pero todo apunta a que el efecto desaparecería a partir de las 4 horas tal y como describe Francis et al y este estudio no tiene relevancia clínica considerando la variabilidad de los test de medida tal y como apuntábamos anteriormente.

  1. Beck RW, Moke PS, Turpin AH, Ferris FL, SanGiovanni JP, Johnson C a, et al. A computerized method of visual acuity testing: adaptation of the early treatment of diabetic retinopathy study testing protocol. Am J Ophthalmol 2003;135:194–205.
  2. Lovie-Kitchin JE, Brown B. Repeatability and intercorrelations of standard vision tests as a function of age. Optom Vis Sci 2000;77:412–20.
  3. Rushworth MFS, Paus T, Sipila PK. Attention systems and the organisation of the human parietal cortex. J Neurosci. 2001; 21:5262–5271.

¿Una Lente de Contacto podría realmente frenar la miopía? Parte 3. El Diseño

marzo 11th, 2016 Posted by General 6 comments on “¿Una Lente de Contacto podría realmente frenar la miopía? Parte 3. El Diseño”

Me gustaría cerrar esta trilogía sobre lentes de contacto para ralentizar o disminuir la progresión de la miopía hablando sobre el diseño. Si bien este es el tema más complicado, a mi parecer es sin duda el más bonito al poner de manifiesto las ventajas e inconvenientes de este tipo de lentes de contacto en base al trazado de rayos.

A lo largo del artículo citaremos el modelo de ojo Miope de Atchison [1], que es una variante del modelo de Rafael Navarro y que incluye variables en el radio de curvatura de la córnea, la longitud axial, así como radio y asfericidad de la retina dependiendo de la cantidad de miopía. Este modelo fue desarrollado en base a la medida del error refractivo periférico en una población de adultos miopes y se utiliza en la actualidad para simular el comportamiento de distintos diseños ópticos sobre el error refractivo periférico. Para aquellos más avanzados me gustaría compartir un videotutorial de cómo implementar este modelo en Zemax y automatizar los procesos de cálculo del error periférico.

Partiendo de los resultados del modelo de ojo miope de Atchison hemos de tener en cuenta las siguientes consideraciones:

  1. En un ojo emétrope, el error relativo periférico es miópico (miope en la periferia)
  2. En un ojo miope existe una tendencia a la hipermetropía en la periferia cuyo valor se incrementa con el aumento del error refractivo miópico central. Es decir, cuanto más miope sea uno, mas asférica será su retina y por lo tanto más hipermétrope en la periferia.
  3. Cabría esperar que córneas de baja prolaticidad (mayor potencia en la periferia por radios más curvos) tuvieran un error refractivo periférico más miópico. No obstante, no tiene por qué existir una correlación entre asfericidad de la córnea y de la retina.
  4. Si queremos reducir el error refractivo hipermetrópico en la periferia, tendremos que diseñar sistemas ópticos, lentes de contacto u otros, que modifiquen la potencia en regiones paracentrales.
  5. Como el error periférico varía con la cantidad de miopía, el mismo diseño de lente no valdría para todos los casos.
  6. Los diseños actuales que utilizamos de manera habitual nos pueden incrementar el error hipermetrópico en la periferia (gafas convencionales) frente a otros sistemas como lentes de contacto convencionales o lentes de contacto asféricas. Es decir, las compensaciones actuales podrían estar ejerciendo un efecto no deseado sobre nuestra retina periférica. Por lo que pequeñas modificaciones en el diseño como incluir una asfericidad (Q) con tendencia positiva en la lente de contacto (disminuir prolaticidad) podrían ser interesantes [2].
Figura de cómo varía el error refractivo periférico en función de la asfericidad en la cara anterior de la LC (gradiente refractivo radial). Efecto obtenido para distintas asfericidades de la cara anterior con respecto a la posterior calculados con Zemax.

Figura de cómo varía el error refractivo periférico en función de la asfericidad en la cara anterior de la LC (gradiente refractivo radial). Efecto obtenido para distintas asfericidades de la cara anterior con respecto a la posterior calculados con Zemax.

En 2014 publicamos un artículo en Current Eye Research [3] en el que analizábamos un nuevo diseño de lente de contacto en comparativa con una lente que fue la primera en comercializarse en China por la gran prevalencia de esta disfunción visual en ese país. En nuestro diseño pusimos de manifiesto algunas de las ventajas y limitaciones de la LC para  el control de la miopía. Siendo las ventajas:

  1. Capacidad de modificar la potencia en la periferia en función del error de refracción.
  2. Una menor afectación de la visión central en comparación con la lente previamente comercializada.
  3. Un mayor efecto en la periferia que la lente previamente comercializada ante un mismo valor de adición periférica.
  4. Un mayor efecto en la periferia que una lente de gradiente refractivo radial.

Siendo las desventajas:

  1. El descentramiento, las lentes no siempre quedan perfectamente centradas por lo que puede existir una amplia variabilidad entre sujetos si no se diseñan de una manera personalizada o se controla este descentramiento mediante topografía corneal sobre la LC.
  2. La pupilo-dependencia, existe un tamaño de pupila óptimo para el cual la lente ofrece un mayor efecto al igual que el tratamiento podría no ser eficiente para tamaños de pupila grandes.
  3. Las lentes de contacto blandas pueden sufrir un moldeo con la córnea lo cual otorgaría una mayor eficiencia a las lentes semi-rígidas ante un mismo diseño.

Conclusiones finales

Hemos hecho un recorrido por la teoría del error periférico, hemos avanzado con las opciones clínicas actuales y su evidencia científica. Finalizamos esta trilogía poniendo de manifiesto el gran trabajo desarrollado por múltiples científicos en el diseño de lentes de contacto para el control de la miopía. Tras haber trabajado durante años en un proyecto de estas características, lo tuve que abandonar en el 2015 (el I+D en este país no pasa por su mejor momento) y afortunadamente encontré cabida en el desarrollo de nuevos proyectos dentro de Qvision, con un equipo multidisciplinar de increibles profesionales dirigidos por el Dr. Fernández. Toca apoyar la investigación y el desarrollo en este país, por lo que me gustaría acordarme de todos los becarios que a día de hoy se encuentran en las universidades sin ningún tipo de financiación simplemente porque aman lo que hacen, para ellos todo mi apoyo porque su trabajo un día dará sus frutos y será recompensado.

Me gustaría terminar este artículo recomendando el proyecto europeo “MyFun” enfocado a investigar dudas fundamentales sobre la desarrollo de miopía y en el que participan dos de nuestros máximos exponentes internacionales en el campo de la investigación en Ciencias de la Visión, Pablo Artal y Susana Marcos.

En este momento se oferta una plaza para avanzar en el proyecto: “Visual performance with bifocal correction to inhibit myopia”

Seguiremos investigando…

Referencias

  1. Atchison DA. Optical models for human myopic eyes. Vis Res. 2006;46(14):2236-2250.
  2. Calossi A. Corneal Asphericity and Spherical. J Refract Surg. 2007;23(May):505-514.
  3. Rodriguez-Vallejo M, Benlloch J, Pons A, Monsoriu JA., Furlan WD. The Effect of Fractal Contact Lenses on Peripheral Refraction in Myopic Model Eyes. Curr Eye Res. 2014;(October 2013):1-10. doi:10.3109/02713683.2014.903498.

Evaluación Objetiva de las Disfotopsias en Banco Óptico

noviembre 28th, 2015 Posted by General 0 comments on “Evaluación Objetiva de las Disfotopsias en Banco Óptico”

¿Qué son las disfotopsias?

Las disfotopsias tal y como las conocemos en oftalmología son un fenómeno óptico que puede presentarse tras la implantación de una lente intraocular monofocal (LIO) o multifocal (LIOM). Son resultado del incremento (disfotopsia positiva) o disminución (disfotopsia negativa) de la intensidad luminosa en regiones de la retina central o paracentral y pueden o no representar una molestia tras la implantación de una lente intraocular. Este fenómeno generalmente encuentra explicación con el análisis óptico de la lente intraocular o con la interacción de esta con las diferentes estructuras intraoculares.

La Función de Extensión de Punto o Point Spread Function (PSF) como métrica para explicar las disfotopsias positivas.

Las disfotopsias tienen un mayor impacto perceptual cuando el paciente observa fuentes luminosas como un semáforo, los faros de un coche, una farola, etc. Tras la implantación de una LIOM el paciente percibe un patrón luminoso diferente al que se encontraba adaptado o acostumbrado antes de la cirugía. Este patrón se califica como “molesto” por ser una nueva forma, no habitual, de ver la luz. Cuanto mayor diferencia exista entre el patrón luminoso antes con respecto después de la operación, más difícil será la adaptación a esa nueva forma luminosa.

Disco de Airy

Figura 1. Disco de Airy. KaiMartin assumed (based on copyright claims) Own work CC BY-SA 3.0

Figura 2. PSF limitada por difracción (verde) frente a una PSF cuya intensidad en el centro esta disminuida (rojo)

Las disfotopsias positivas secundarias a la implantación de una LIOM desde el punto de vista de la óptica pueden explicarse a través de la Función de Extensión de Punto o Point Spread Function (PSF) la cual representa cómo focaliza un punto de luz en la imagen formada por una LIO. Cuando el sistema óptico es perfecto, por ejemplo una lente monofocal libre de aberraciones ópticas, la imagen de un punto a través de esta lente se traduce en el denominado Disco de Airy (Figura 1), este patrón esta limitado exclusivamente por la Difracción.

Sin embargo, el sistema óptico ocular dista de ser perfecto y la PSF se ve afectada por (1) la dispersión de luz en los medios oculares (scattering) y (2) aberraciones de bajo y alto orden. Estas imperfecciones resultan en una disminución de la intensidad lumínica en el centro de la PSF que en óptica se caracteriza a través del Ratio de Strehl (Altura de la PSF del sistema real/altura de la PSF del mismo sistema si estuviese limitado solo por la difracción). Por lo tanto, cuanto más se aproxime este ratio a la unidad indicará que el sistema se aproxima en mayor medida a un sistema perfecto limitado solo por difracción.

 La PSF con lentes intraoculares multifocales

Con LIOMs nos encontramos con la presencia de dos o más imágenes simultáneas sobre la retina, una enfocada sobre la fóvea (Figura 3, círculo rojo más próximo a Retina) y otra desenfocada (Figura 3, rayos que parten del círculo menos próximo a Retina presentan una imagen desenfocada rodeando a la primera imagen enfocada). Dependiendo de la distancia de observación (vergencia) a la que se sitúe el objeto (cerca/lejos) tendremos una imagen u otra sobre la fóvea y alrededor de esta una distribución de luz correspondiente a la imagen desenfocada, parásita o fantasma. Dependiendo de la distribución lumínica en la PSF nos encontraremos una disfotopsia del tipo Glare (cuando la luz se dispersa de manera aproximadamente continua y progresiva) o Halo (cuando la luz del foco parásito se concentra sobre una región particular alrededor de la imagen enfocada).

Figura 3. Ray tracing en un procedimiento multifocal

Para calcular el Halo o el Glare que puede producir una LIOM en banco óptico cuando la combinamos con una lente que simule la óptica corneal tan solo tenemos que evaluar la distribución de la intensidad energética en el plano imagen correspondiente a cada uno de los focos que deseemos medir. Un trabajo muy recomendable sobre esta metodología puede ser leído en la tesis doctoral de Francisco Alba Bueno a quien agradezco personalmente el habernos facilitado la Figuras 4 correspondiente a su tesis.

Figura 4. PSF de una LIOM medida en banco óptico. (Imagen autorizada por Francisco Alba Bueno)

En la Figura 4 se muestra la distribución energética de una luz puntual (pinhole) en el plano correspondiente al foco de cerca (a) y al correspondiente al foco de lejos (B).

Vemos que la eficiencia energética en el foco de lejos es mayor a la del foco  de cerca por lo que el halo tiene un mayor impacto sobre el plano del foco de cerca. Esto es debido a que la LIOM se corresponde con una lente intraocular apodizada medida con un diámetro de pupila lo suficientemente grande como para que esta apodización sea efectiva. No obstante, la Figura 4 representa de forma muy clara cómo se mide el halo integrando la intensidad de energía del fondo y comparándola con la intensidad del pinhole o punto central.

 

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