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Los procedimientos y principios de la ingeniería mecánica para lograr un modelo matemático de la córnea, pueden proveer de ayuda en el estudio de la biomecánica de la misma, así como predecir su comportamiento bajo procedimientos quirúrgicos que alteren sus propiedades. La necesidad de un mayor entendimiento de la biomecánica corneal se acentuó en la última década por el crecimiento de la cirugía queratorefractiva y complicaciones como la queratectasia [1]. La introducción de la topografía corneal y el aberrómetro proveen de herramientas para medir los cambios en la refracción y en la geometría corneal. Pero todavía es necesario, para obtener mayor predictibilidad en el resultado refractivo poder procesar la gran cantidad de datos provista por la nueva instrumentación a través del análisis matemático y la mecánica computacional. Los primeros estudios biomecánicos sobre la córnea se dirigían a su biorreología y a representar la córnea matemáticamente para entender la tonometría. Han sido propuestos [2][3][4] varios modelos teóricos utilizando ecuaciones cerradas. Su confiabilidad ha sido limitada debido a la complejidad de la córnea. La biomecánica de la córnea ha sido descripta experimentalmente en la literatura mediante ensayos de inflado con ojo enucleados [5][6][21][14], en tiras corneales [7][2][9][10][11], y en ojos in vivo [13]. La respuesta biomecánica de la córnea a procedimientos quirúrgicos ha sido descripta midiendo deformaciones locales [12][14][15]. Otros han usado modelos en elementos finitos con diferentes simplificaciones sobre la geometría corneal y las propiedades del material corneal. Algunos asumieron que la cornea es homogénea, elástica y lineal [16][17][18], elástica nolineal [19][20][21][15] y como membrana nohomogénea [22]. Se realizaron ensayos de inflado para verificar los modelos [21] en córneas hidratadas y normo-hidratadas. La relación encontrada es un comportamiento nolineal mostrando un endurecimiento al aumentar la tensión membranal. La anisotropía de la córnea es evidente por su microestructura como un compuesto reforzado por láminas y fibras de colágeno inmersas en una matriz de mucopolisacáridos. Pinsky et al modelaron la anisotropía producida por las incisiones relajantes en un modelo de membrana. Pero los efectos de flexión cerca de la incisión no contemplado es importante según [14]. La hidratación tiene efectos profundos sobre la extensibilidad del estroma [14]. Los efectos viscoelásticos de la córnea han sido medidos en tests de inflado [23], en tiras corneales [10], en muestras cilíndricas [24] e in vivo utilizando topografía corneal [13]. Los modelos hiperelásticos son apropiados para representar nolinealidades geométricas y materiales. También son convenientes para introducir anisotropía y viscoelasticidad apropiadamente. En la literatura encontramos algunos intentos por utilizar modelos basados en gomas (isotrópicos) como Mooney-Rivlin [19][21] y Ogden pero no contemplaron adecuadamente la nolinealidad ni la viscoelasticidad. Un modelo que combine nolinealidad y viscoelasticidad de la córnea para procedimientos refractivos fue presentado por [26][27]. Luego la anisotropía fue también introducida [28] al modelo hiperelástico. La respuesta mecánica corneal fue calibrada con tests de inflado corneales hidratados y normo-hidratados. [21][14][8] y los parámetros viscoelásticos obtenido al simular los tests in vivo con topografía de Buzard. Se simularon cirugías de RK, ALK, PRK, LASIK e ICR. Parte del trabajo fue realizado en el INTEC-CONICET (hiperelástico y viscoelasticidad) y parte en colaboración con Pinsky en la U. de Stanford (anisotropía). Las simulaciones quirúrgicas fueron realizadas para Centro Visión- Mendoza (Dr J Guarnieri, RK y AK), Visx (ALK, PRK, LASIK) y la simulación de ICR para Keravision, MediPhacos, y FerraraRings. A continuación se describirá el modelo biomecánico y la simulación de la cirugía intraestromal para pacientes con queratocono.