Evaluación de la estabilidad mecánica de lentes intraoculares mediante correlación de imagen digital

Scientific Reports volumen 13, Número de artículo: 9437 (2023) Citar este artículo

Detalles de métricas

Este estudio tuvo como objetivo evaluar la estabilidad mecánica de siete diseños hápticos de lentes intraoculares (LIO) diferentes mediante el uso de correlación de imágenes digitales para medir sus biomarcadores mecánicos (desplazamiento axial, inclinación y rotación) bajo compresión cuasi estática. Las LIO se comprimieron entre dos abrazaderas desde 11,00 hasta 9,50 mm mientras se adquiría un conjunto de datos de deformación 3D cada 0,04 mm. Los resultados revelaron que los diseños de LIO flexibles y mixtos exhibieron una mejor respuesta mecánica para diámetros de compresión más pequeños en comparación con los diseños rígidos. Por el contrario, los diseños rígidos funcionaron mejor para diámetros de compresión más grandes. Estos hallazgos pueden ayudar en la selección y el desarrollo de diseños de LIO mecánicamente más estables.

La posición de la lente intraocular (LIO) dentro del saco capsular es crítica para el desempeño visual del paciente después de la cirugía de cataratas1,2. El desplazamiento axial de la lente intraocular puede provocar un error de refracción residual3,4; la inclinación puede requerir explicación o reposicionamiento5,6; mientras que la rotación y el descentrado son factores cruciales para las LIO multifocales tóricas y asimétricas7,8,9, consulte la Fig. 1.

Esquema del efecto de la estabilidad mecánica de la LIO en el rendimiento óptico.

Para garantizar la estabilidad mecánica de las LIO antes de su comercialización, las LIO se prueban de acuerdo con la norma ISO 11979:3:2012—Propiedades mecánicas y métodos de prueba10, que consiste en comprimir la LIO en un pozo de compresión de tamaño único de 10,00 mm y evaluar las características mecánicas principales. biomarcadores (desplazamiento axial, inclinación, rotación y descentración), que se relacionan con el desempeño óptico del paciente postoperatorio11. Estos biomarcadores mecánicos generalmente se miden manualmente3,4,11,12,13,14, lo que implica un error de medición debido a la dificultad de medir a microescala y un costo de tiempo significativo.

El estándar ISO 11979–3:2012 también se utiliza para determinar si las modificaciones a los modelos existentes requieren investigaciones clínicas. Sin embargo, una limitación de la ISO es que las LIO destinadas al saco capsular deben medirse en un pozo de compresión con un diámetro de 10,00 mm, cuando la variabilidad del diámetro del saco capsular poscatarata es relativamente mayor15,16,17,18.

Para tener en cuenta la variabilidad de la bolsa capsular posterior a la catarata y abordar el tedioso trabajo de la medición manual, este estudio tuvo como objetivo evaluar siete LIO diferentes en una prueba de compresión cuasiestática, con un diámetro de 11,00 a 9,50 mm con un método de medición automático. El estudio midió los biomarcadores mecánicos de estas LIO utilizando un método de medición automático llamado Correlación de imagen digital (DIC)19,20, mientras variaba el diámetro del pozo de compresión de 11,00 a 9,50 mm.

DIC es un método óptico no interferométrico que puede medir con precisión el desplazamiento 3D mediante el uso de un par de cámaras y patrones de motas superficiales en el objeto de estudio (óptica LIO)21. Estas cámaras se colocan en diferentes ángulos para capturar imágenes del objeto desde múltiples puntos de vista, lo que permite la reconstrucción en 3D de su superficie. Luego, el patrón de motas en la superficie del objeto se correlaciona en dos imágenes sincronizadas para cuantificar su deformación 3D. Esencialmente, DIC funciona comparando los patrones de motas en dos imágenes y calculando cuánto se han desplazado entre sí, lo que permite una medición precisa del desplazamiento de la superficie del objeto21. Vale la pena señalar que el uso de patrones de motas en la superficie es crucial para el éxito de DIC, ya que estos patrones permiten un seguimiento preciso de las deformaciones de la superficie que, de lo contrario, podrían no ser fácilmente visibles. En oftalmología, la DIC se ha empleado en varios estudios, como la medición del desplazamiento en las pruebas de inflado ocular de la esclerótica y la córnea22,23 y la observación de la deformación corneal en las pruebas de pulso de aire, como el Corvis ST24.

La Tabla 1 describe las siete LIO bajo investigación. Estas lentes fueron elegidas a propósito ya que cubren la mayor parte del mercado por sus 3 materiales utilizados (acrilato hidrofílico e hidrofóbico, y PMMA) y sus 6 diseños hápticos diferentes, siendo el diseño C-loop (el repetido en el estudio) el más diseño común en todo el mundo. Cada LIO se evaluó 5 veces (n = 5).

Realizamos una prueba cuasiestática para evaluar el comportamiento mecánico de la LIO en un amplio rango de diámetro de compresión. La prueba consistió en comprimir la LIO entre dos pinzas rígidas desde un diámetro de compresión de 11,00 hasta 9,50 mm. Las pinzas estaban fabricadas en Polietileno de Alta Densidad (HDPE) y la temperatura y humedad eran las de quirófano (23ºC y 28%). Todas las LIO se sumergieron en una solución salina 72 h antes de la prueba y se probaron inmediatamente después de retirarlas de la solución.

Las dos pinzas se desplazaron sincrónicamente a una velocidad total de 0,01 mm/s, que se puede considerar casi estática25. Durante la prueba de compresión se midieron los principales biomarcadores mecánicos de la LIO, el desplazamiento axial, la inclinación y la rotación, a una frecuencia de 0,25 Hz. Estos biomarcadores mecánicos están relacionados con el desempeño visual de la LIO dentro del ojo11. Para más información sobre cómo obtener estos biomarcadores mecánicos, véase la Fig. 3 en Cabeza-Gil et al.11. Además, se registraron 50 s más al final de la prueba, cuando las LIO se comprimen a 9,5, para observar posibles efectos en la respuesta mecánica de la LIO debido a la viscoelasticidad del material25, lo que da como resultado una duración total de la prueba de 200 s (1,50 mm / 0,01 mm/s + 50 s).

El sistema DIC consta de dos cámaras (Imager E Lite, LaVision, Alemania) y una computadora de escritorio con un procesador Quad-core. Las cámaras tienen una resolución espacial de 1280 × 1024 píxeles y una velocidad de cuadro máxima de 500 fps. Las cámaras se colocaron a una distancia aproximada de 25 cm de la LIO, con una distancia mutua de unos 13 cm. Ambas cámaras se montaron con un objetivo idéntico de 200 mm f/4 (Nikon, Tokio, Japón) con un ángulo de apertura de aproximadamente 30º. Las dos cámaras se sincronizaron internamente con el software LaVision y los diodos emisores de luz (LED) de alta potencia alimentados con coeficiente de distensibilidad (DC) para evitar el parpadeo iluminaron la muestra, consulte la Fig. 2. Antes de realizar las pruebas de compresión, el software LaVision realiza pruebas automáticas. calibración del sistema utilizando un patrón de cuadrícula.

Montaje de las pruebas experimentales.

Para permitir que DIC funcione de manera efectiva, debe haber un patrón aleatorio en la muestra. Para este propósito, se pinta con aerógrafo la parte superior de las LIO con pintura negra. El patrón de motas debe tener un carácter aleatorio y el contraste entre las motas y el fondo debe ser lo más alto posible.

Para evaluar la precisión del método DIC, se aplicó un desplazamiento axial y rotación controlados a una LIO. Se aplicó un giro de 5, 10 y 15º y un desplazamiento axial de 0,10, 0,20 y 0,50 mm con un motor paso a paso controlado. Las mediciones se repitieron tres veces (n = 3) para asegurar su confiabilidad. Se podría haber utilizado cualquier LIO para este fin ya que se indujo el desplazamiento axial y la rotación; sin embargo, se utilizó específicamente AcrySof MA60BM.

El software LaVision generó 50 archivos (0,25 imágenes/s).vc7 en cada prueba. Estos archivos se procesaron con PIVMat 4.20 Toolbox26 en MATLAB R2022a y contenían tanto las coordenadas de referencia como el desplazamiento 3D (ux, uy y uz) del patrón de puntos correlacionados (zona óptica de la LIO).

La figura 3 resume los pasos realizados para procesar los datos del patrón de moteado de la LIO, consulte la figura 3a,b. En primer lugar, la óptica de la LIO se reconoce a partir de los datos del patrón de motas, consulte la Fig. 3c. Para hacerlo, se usa un círculo de radio de 2,0 mm en el centro de los datos del patrón de motas en la Fig. 3b. Se supone que este círculo de superficie es la óptica de la LIO, Fig. 3d. De ella se obtienen los principales biomarcadores biomecánicos, desplazamiento axial, inclinación y rotación.

Método DIC de posprocesamiento para la obtención de los biomarcadores mecánicos de la LIO en el ensayo de compresión. El patrón de motas de la LIO (a, b) se filtra para obtener la óptica de la LIO. (c) Los puntos C, P, Q, R y S se utilizan para calcular los biomarcadores mecánicos. (d) Área de interés de la LIO para cuantificar biomarcadores.

El desplazamiento axial de la lente intraocular se calcula como el desplazamiento a lo largo del eje axial de la lente desde el punto central (punto C en la Fig. 3c). Para considerar el posible error cometido al buscar la óptica de la LIO, el desplazamiento axial (uz, desplazamiento en el eje z) se calcula como el valor promedio de un círculo de superficie de 0,5 mm desde el centro.

La inclinación y la rotación se calculan considerando los puntos P, Q, R y S siguiendo la norma ISO 11,979:310. La inclinación óptica (\(\Theta\)) se calculó utilizando la siguiente ecuación:

donde las pendientes s1 y s2 se calculan como \(\frac{PRy}{PRx}\) y \(\frac{QSy}{QSx}\), siendo PRx,y y QSx,y la distancia relativa entre los puntos (P, Q,R,S) en el eje x- o -y, respectivamente.

La rotación se calcula como la diferencia de ángulo entre el vector PRx en el plano horizontal en el estado deformado y de referencia. La óptica de la LIO puede parecerse a un sólido rígido durante la prueba de compresión ya que la parte de la LIO que se deforma son las hápticas27. Por lo tanto, el posible error en el cálculo de inclinación y rotación a partir de esta suposición es mínimo.

Algunas pruebas fueron descartadas debido a que el software LaVision no reconoció el patrón de motas.

La precisión del desplazamiento axial de la LIO y la rotación se reflejan en la Fig. 4. Para el desplazamiento axial impuesto de 0,10 mm, la metodología DIC osciló entre 9,17·10–2 y 10,34·10–2 mm (media ± std = 9,34·10 –2 ± 0,70·10–2 mm). Para el desplazamiento axial impuesto de 0,20 mm, la metodología DIC osciló entre 1,99·10–1 y 2,01·10–1 mm (media ± std = 2,00·10–1 ± 0,21·10–2 mm). Para el desplazamiento axial impuesto de 0,50 mm, la metodología DIC varió de 4,93·10–1 a 5,07·10–1 mm (media ± estándar = 4,98·10–1 ± 0,73·10–2 mm).

Pruebas de control. (a) Desplazamiento axial. (b) Rotación.

Para la rotación impuesta de 5º, el método DIC osciló entre 5,11º y 5,32º (media ± estándar = 5,20 ± 0,12º). Para la rotación impuesta de 10º, el DIC varió de 10,16 a 10,31º (media ± estándar = 10,21 ± 0,13º), mientras que para la rotación impuesta de 15º, el DIC varió de 15,22 a 15,23º (media ± estándar = 15,23 ± 0,07º) . El nivel de precisión del método DIC para LIO se calculó como el rango de variabilidad obtenido en las pruebas de control, 1,17·10–2 mm para el desplazamiento axial de la LIO y 0,20º para la rotación.

La figura 5 muestra la vista en planta de la referencia (Ø = 11,00 mm) y estado deformado (Ø = 9,50 mm) de las siete LIO analizadas. La mayoría de los diseños de LIO presentaron un pequeño desplazamiento axial (< 0,10 mm) a un diámetro de compresión de 9,50 mm, excepto los modelos AT LISA y Acrysof MA60BM, que presentaron un desplazamiento axial de 1,36 ± 0,20 mm y 0,36 ± 0,82 mm y un tilt de 5,89 ± 2,55º y 8,50 ± 8,45º, respectivamente. Estos valores son clínicamente significativos, es decir, afectan la calidad visual del paciente11,28.

Vista en planta de la referencia (øcomp = 11,00 mm) y estado deformado (øcomp = 9,50 mm) de las siete LIO bajo investigación.

La Figura 6 muestra el desplazamiento axial y la inclinación de los diseños de LIO rígidos (modelos AT LISA y Acrysof MA60BM) a través del rango de diámetro de compresión [11,00–9,50 mm]. Los modelos AT LISA y Acrysof MA60BM son diseños rígidos que probablemente no funcionen con esos niveles de compresión (inferiores a 10,50 mm), ya que tienden a deformar en gran medida la bolsa de la cápsula29. Para diámetros de compresión mayores a 10,50 mm, AT LISA apenas presentó desplazamiento axial (0,00 ± 0,01 mm), inclinación (0,03 ± 0,01º) y rotación (0,15 ± 0,08º).

Desplazamiento axial e inclinación en las pruebas de compresión de los modelos de LIO (A) AT LISA y (B) Acrysof MA60BM.

La Figura 7 muestra el desplazamiento axial y la inclinación de los diseños de LIO flexibles y mixtos (AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO, Physiol POD F GF, Bi-Flex y Tecnis) a través del rango de diámetro de compresión [11,00–9,50 mm]. El comportamiento mecánico de los modelos AcrySof IQ SN6CWS y AKREOS AO fue muy similar, presentando apenas desplazamiento axial, inclinación y rotación. El modelo Tecnis también presentó un comportamiento similar, excepto por la inclinación, cuyo valor podría tener poca relevancia clínica (1,84º ± 1,32º para Ø = 9,50 mm)11,28. Analizamos en un estudio previo que un desplazamiento axial inferior a 0,1 mm y una inclinación inferior a 2,0º podrían no tener relevancia clínica, aunque esto también depende del diseño óptico introducido11.

Desplazamiento axial e inclinación en las pruebas de compresión de los siguientes modelos de LIO: (A) AcrySof IQ SN6CWS, (B) Akreos AO, (C) Physiol POD F GF, (D) Bi-Flex y (E) Tecnis.

El modelo Physiol POD F GF también presentaba apenas desplazamiento axial hasta un diámetro de compresión de 9,70 mm, a partir de donde comienza a aumentar exponencialmente su desplazamiento axial (Fig. 7c). El modelo Physiol POD F GF presentó una adecuada estabilidad mecánica antes de alcanzar el diámetro crítico de compresión (Ø = 9,70 mm) ya que los biomarcadores mecánicos fueron mínimos hasta este rango de diámetro de compresión.

El modelo Biflex presentó un desplazamiento axial ligeramente mayor que AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO y Tecnis, pero esos valores tienen poca relevancia clínica. La Tabla 2 resume los biomarcadores mecánicos para las siete LIO bajo investigación con un diámetro de compresión de 10,50, 10,00 y 9,50 mm.

La Figura 8 muestra el cambio en el desplazamiento axial y la inclinación de las siete LIO bajo investigación al final de la prueba, es decir, después de 50 s después de comprimir hasta Ø = 9,50 mm. Se observó un cambio de desplazamiento axial medio de 0,01 ± 0,04 mm y un cambio de inclinación medio de 0,33 ± 0,21º para las siete LIO. En general, se observó un reposicionamiento para AT LISA (un cambio de desplazamiento axial de (0,06 ± 0,04 mm) y AcrySof MA60MB (un cambio de desplazamiento axial de (0,05 ± 0,04 mm). Las otras LIO no se sometieron a reposicionamiento, excepto en un caso excepcional. en los modelos AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO y Tecnis donde se restableció la inclinación de la LIO a 0º.

Cambio en el desplazamiento axial y la inclinación (media y estándar) durante los últimos 50 s de las pruebas donde las LIO se comprimen a 9,5 mm.

La Figura 9 presenta el desplazamiento axial y la inclinación a Ø = 9,50 mm según el material de la LIO (Ver Tabla 1) y el diseño háptico (flexible, mixto y rígido). Se obtuvo un desplazamiento axial medio y de desviación estándar de 0,05 ± 0,02 mm, 0,70 ± 0,66 mm y 0,36 mm para las LIO hidrofóbicas, las LIO hidrofílicas y la LIO de PMMA. Se obtuvo una inclinación de 0,93 ± 0,24º, 3,08 ± 0,80º y 8,50º para los mismos grupos, respectivamente. En cuanto a la clasificación del diseño háptico, se obtuvo un desplazamiento axial de 0,04 ± 0,01 mm, 0,06 ± 0,02 mm y 0,86 ± 0,50 mm y una inclinación de 0,99 ± 0,25º, 0,51 ± 0,02º y 7,15 ± 1,30º para el flexible, diseños de LIO mixtos y rígidos. No se encontraron diferencias estadísticamente significativas en el desplazamiento axial y la inclinación entre ninguno de los grupos de materiales (p > 0,05), mientras que sí se encontró una diferencia estadísticamente significativa entre los rígidos y los demás según la clasificación del diseño háptico.

Desplazamiento axial e inclinación (media y estándar) en el diámetro de compresión de 9,50 mm según el material de la LIO (a) y el diseño háptico (b). La clasificación del diseño háptico se dividió en diseños flexibles (AcrySof IQ SN6CWS, Bi-Flex y Tecnis), mixtos (Akreos AO y Physiol POD F GF) y rígidos (AT LISA y AcrySof MA60BM).

Este estudio tuvo como objetivo analizar la estabilidad mecánica de siete LIO con diferentes diseños hápticos y proporcionar un método para cuantificar automáticamente las propiedades mecánicas de la LIO bajo compresión cuasiestática (Ø [11,00–9,50 mm]) utilizando DIC. DIC evita el uso de mediciones manuales (por ejemplo, imágenes que contienen una escala11) y podría aumentar la precisión. La precisión y confiabilidad del método se calculó mediante pruebas de control, las cuales mostraron una precisión superior a 0,01 mm y una precisión en torno a 1,17 · 10–2 mm para desplazamiento axial. Para la rotación se obtuvo una exactitud y precisión de 0,1º mm y alrededor de 0,2º, respectivamente.

Los diseños de LIO C-loop (AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO, Tecnis, Biflex) presentaron la mejor respuesta mecánica para un diámetro de compresión (Ø) de 9,50 mm ya que estas LIO están diseñadas para adaptarse a la forma del saco capsular, en comparación con los diseños rígidos (AT LISA y Acrysof MA60BM), que deforman en gran medida la bolsa29. El modelo Tecnis presentó una inclinación clínicamente significativa, probablemente causada por la corta longitud de sus hápticos, que proporcionan una menor superficie de contacto con los hápticos30. La respuesta de la LIO Biflex fue ligeramente peor ya que su diseño puede considerarse como una mezcla entre flexible y rígida, como el modelo POD F GF.

El comportamiento mecánico obtenido para el modelo AcrySof SN6CWS fue similar a los obtenidos en la literatura4,12, presentando apenas desplazamiento axial, inclinación y rotación para todo el rango de diámetros de compresión (Cuadro 2). Para la LIO Tecnis obtuvimos un menor desplazamiento axial (0,04 ± 0,03 mm) y mayor inclinación (2,06 ± 1,32 º) para un diámetro de compresión de 10,00 mm que Lane et al.4 (0,14 ± 0,02 mm) y (0,7 ± 0,4 º), respectivamente, y resultados similares a Bozukova et al.12 para el desplazamiento axial (0,03 mm) y la inclinación (0,64º). La diferencia entre los estudios podría estar relacionada con la variabilidad de la medición manual. Obtuvimos un desplazamiento axial similar para AcrySoft MA60BM a Ø = 9,50 mm (1,21, 1,20 y -0,62 en las tres pruebas realizadas) que una LIO multipieza similar, el modelo Sensar AR40e (Johnson & Johnson, EE. UU.)12, lo que resultó en 1,13 mm. Observamos que la LIO se puede mover axialmente en ambas direcciones -z. Sin embargo, para un diámetro de compresión de 10,00 mm obtuvimos 0,67, 0,66 y 0,56 mm contra 0,20 mm12. Observando el comportamiento mecánico fluctuante de esta LIO, esto podría deberse a la variabilidad del diámetro del pozo.

Los resultados del POD F GF son similares a los obtenidos en la literatura12, obteniendo un desplazamiento axial e inclinación de 0,09 ± 0,06 mm y 0,76 ± 0,50º frente a 0,09 mm y 1,74º para un diámetro de compresión de 9,50 mm. Se obtuvieron resultados similares para los otros diámetros de compresión. Los resultados obtenidos también son comparables a los valores in silico (0,09 ± 0,06 mm frente a 0,03 mm para Ø = 9,50 mm), proporcionando una estabilidad mecánica adecuada para todo el rango de diámetro de compresión ensayado [11,00 a 9,50 mm]31.

Andreas y Eva-Maria Borkenstein30 evaluaron recientemente la respuesta de geometría háptica de cinco LIO de bucle en C diferentes mediante tomografía computarizada para diámetros de compresión de 11,50, 11,00, 10,00 y 9,00 mm. Aunque observaron una respuesta mecánica diferente según las características de la unión óptico-háptica de las LIO, no cuantificaron los biomarcadores mecánicos, lo que dificultó la comparación entre estudios.

Una limitación de comprimir la LIO en un pozo según ISO 11,979:3 o en una prueba cuasiestática entre dos abrazaderas es que la rotación o descentración no son medidas confiables ya que las condiciones de prueba no son similares a las in vivo. La LIO podría rotar in vivo debido a la estabilidad mecánica, la colocación del cirujano, la huella de fusión, el encogimiento de la bolsa poscapsular, etc., situaciones que no reproducen la compresión de la LIO entre dos abrazaderas. Una alternativa para medir este resultado es la inclusión de modelos in vitro, que pueden proporcionar resultados valiosos de la respuesta general de la LIO en el tiempo15. Por otro lado, previamente demostramos numéricamente que los valores de inclinación y desplazamiento axial pueden ser confiables con la misma compresión del diámetro de la LIO en las pruebas que in vivo29.

El estudio destaca la capacidad de combinar la prueba de compresión cuasiestática con la correlación de imágenes digitales para cuantificar de forma precisa y automática los biomarcadores mecánicos de las lentes intraoculares (LIO) en una amplia gama de diámetros de compresión. Específicamente, el método resulta efectivo para identificar el diámetro crítico de compresión, donde la respuesta de la LIO puede volverse inestable, y detectar diferentes comportamientos mecánicos según la clasificación de la LIO.

Los conjuntos de datos utilizados y/o analizados durante el estudio actual están disponibles del autor correspondiente a pedido razonable.

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I. Cabeza-Gil agradece el apoyo a la investigación de la beca postdoctoral Margarita Salas financiada por el Ministerio de Universidades (España) y UnionEuropea-NextGenerationEU. Programa de investigación e innovación Horizonte 2020 de la Unión Europea en el marco del acuerdo de subvención Marie Skłodowska-Curie n.º 956720. PID2020-113822RB-C12/ financiado por MCIN/ AEI/https://doi.org/10.13039/501100011033. Parte del trabajo ha sido realizado por la ICTS \NANBIOSIS" especialmente por la Unidad de Caracterización de Tejidos y Andamios (U13) del CIBER en Bioingeniería, Biomateriales y Nanomedicina (CIBER-BBN de la Universidad de Zaragoza). Las acciones del CIBER están financiadas por el Instituto de Salud Carlos III con la ayuda del Fondo Europeo de Desarrollo Regional.

Instituto de Investigación en Ingeniería de Aragón (i3A), Universidad de Zaragoza, Zaragoza, España

Iulen Cabeza-Gil, Javier Frechilla & Begoña Calvo

Centro de Investigación Biomédica en Red de Biomateriales y Nanomedicina (CIBER-BBN), Zaragoza, España

Begoña Calvo

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ICG y BC conceptualizó el estudio. ICG realizó los experimentos. JF analizó los experimentos. ICG y BC revisaron los resultados. ICG escribió el artículo. JF y BC revisaron el artículo.

Correspondence to Iulen Cabeza-Gil.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Cabeza-Gil, I., Frechilla, J. & Calvo, B. Evaluación de la estabilidad mecánica de lentes intraoculares mediante correlación de imagen digital. Informe científico 13, 9437 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-36694-0

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Recibido: 02 febrero 2023

Aceptado: 08 junio 2023

Publicado: 09 junio 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-36694-0

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