Évaluation de la stabilité mécanique des lentilles intraoculaires à l'aide de la corrélation d'images numériques

Rapports scientifiques volume 13, Numéro d'article : 9437 (2023) Citer cet article

Détails des métriques

Cette étude visait à évaluer la stabilité mécanique de sept conceptions haptiques de lentilles intraoculaires (IOL) différentes en utilisant la corrélation d'images numériques pour mesurer leurs biomarqueurs mécaniques (déplacement axial, inclinaison et rotation) sous compression quasi-statique. Les LIO ont été comprimées entre deux pinces de 11,00 à 9,50 mm tandis qu'un ensemble de données de déformation 3D a été acquis tous les 0,04 mm. Les résultats ont révélé que les conceptions de LIO flexibles et mixtes présentaient une meilleure réponse mécanique pour les diamètres de compression plus petits par rapport aux conceptions rigides. À l'inverse, les conceptions rigides ont obtenu de meilleurs résultats pour les diamètres de compression plus grands. Ces résultats peuvent aider à la sélection et au développement de conceptions d'IOL plus stables sur le plan mécanique.

La position de la lentille intraoculaire (LIO) à l'intérieur du sac capsulaire est essentielle pour les performances visuelles du patient après une chirurgie de la cataracte1,2. Le déplacement axial de la lentille intraoculaire peut entraîner une erreur de réfraction résiduelle3,4 ; l'inclinaison peut nécessiter une explication ou un repositionnement5,6 ; tandis que la rotation et le décentrement sont des facteurs cruciaux pour les LIO multifocales toriques et asymétriques7,8,9, voir Fig. 1.

Aperçu de l'effet de la stabilité mécanique de la LIO sur les performances optiques.

Afin d'assurer la stabilité mécanique des LIO avant commercialisation, les LIO sont testées selon la norme ISO 11979:3:2012—Propriétés mécaniques et méthodes de test10, qui consiste à comprimer la LIO dans un puits de compression de taille unique de 10,00 mm et à évaluer les principaux biomarqueurs (déplacement axial, inclinaison, rotation et décentrement), qui sont liés aux performances optiques du patient postopératoire11. Ces biomarqueurs mécaniques sont généralement mesurés manuellement3,4,11,12,13,14, impliquant à la fois une erreur de mesure due à la difficulté de mesurer à l'échelle microscopique et un coût de temps important.

La norme ISO 11979–3:2012 est également utilisée pour déterminer si des modifications de modèles existants nécessitent des investigations cliniques. Cependant, une limitation de l'ISO est que les LIO destinées au sac capsulaire doivent être mesurées dans un puits de compression de diamètre 10,00 mm, alors que la variabilité du diamètre du sac capsulaire postcataracte est relativement plus élevée15,16,17,18.

Pour tenir compte de la variabilité du sac capsulaire post-cataracte et pallier le travail fastidieux de mesure manuelle, cette étude visait à évaluer sept LIO différentes dans un test de compression quasi-statique, d'un diamètre de 11,00 à 9,50 mm avec une méthode de mesure automatique. L'étude a mesuré les biomarqueurs mécaniques de ces LIO à l'aide d'une méthode de mesure automatique appelée Digital Image Correlation (DIC)19,20, tout en faisant varier le diamètre du puits de compression de 11,00 à 9,50 mm.

Le DIC est une méthode optique non interférométrique qui peut mesurer avec précision le déplacement 3D en utilisant une paire de caméras et des motifs de speckle de surface sur l'objet d'étude (optique IOL)21. Ces caméras sont placées à différents angles pour capturer des images de l'objet à partir de plusieurs points de vue, permettant une reconstruction 3D de sa surface. Le motif de chatoiement à la surface de l'objet est ensuite corrélé sur deux images synchronisées pour quantifier sa déformation 3D. Essentiellement, le DIC fonctionne en comparant les motifs de speckle dans deux images et en calculant de combien ils se sont décalés l'un par rapport à l'autre, ce qui permet une mesure précise du déplacement de la surface de l'objet21. Il convient de noter que l'utilisation de motifs de speckle de surface est cruciale pour le succès du DIC, car ces motifs permettent un suivi précis des déformations de surface qui pourraient ne pas être facilement visibles autrement. En ophtalmologie, le DIC a été utilisé dans diverses études, telles que la mesure du déplacement dans les tests d'inflation oculaire de la sclérotique et de la cornée22,23 et l'observation de la déformation cornéenne dans les tests d'impulsions d'air, tels que le Corvis ST24.

Le tableau 1 décrit les sept LIO à l'étude. Ces lentilles ont été choisies à dessein car elles couvrent la majorité du marché pour leurs 3 matériaux utilisés (acrylate hydrophile et hydrophobe, et PMMA) et leurs 6 designs haptiques différents, étant le design C-loop (le répété dans l'étude) le plus conception commune dans le monde entier. Chaque LIO a été évaluée 5 fois (n = 5).

Nous avons réalisé un test quasi-statique pour évaluer le comportement mécanique de la LIO dans une large gamme de diamètre de compression. Le test consistait à comprimer la LIO entre deux pinces rigides d'un diamètre de compression de 11,00 jusqu'à 9,50 mm. Les pinces étaient en polyéthylène haute densité (HDPE) et la température et l'humidité étaient celles de la salle d'opération (23 °C et 28 %). Toutes les LIO ont été immergées dans une solution saline 72 h avant le test et ont été testées immédiatement après leur retrait de la solution.

Les deux pinces ont été déplacées de manière synchrone à une vitesse totale de 0,01 mm/s, ce qui peut être considéré comme quasi-statique25. Lors du test de compression, les principaux biomarqueurs mécaniques de la LIO, le déplacement axial, l'inclinaison et la rotation, ont été mesurés à une fréquence de 0,25 Hz. Ces biomarqueurs mécaniques sont liés aux performances visuelles de la LIO à l'intérieur de l'œil11. Pour plus d'informations sur la façon d'obtenir ces biomarqueurs mécaniques, voir la figure 3 dans Cabeza-Gil et al.11. De plus, 50 s supplémentaires ont été enregistrées à la fin du test, lorsque les LIO sont compressées à 9,5, pour observer les effets possibles sur la réponse mécanique de la LIO en raison de la viscoélasticité du matériau25, résultant en une durée totale de test de 200 s (1,50 mm / 0,01 mm/s + 50 s).

Le système DIC se compose de deux caméras (Imager E Lite, LaVision, Allemagne) et d'un ordinateur de bureau avec un processeur Quad-core. Les caméras ont une résolution spatiale de 1280 × 1024 pixels et une fréquence d'images maximale de 500 ips. Les caméras ont été placées à une distance d'environ 25 cm de l'IOL, avec une distance mutuelle d'environ 13 cm. Les deux caméras étaient montées avec un objectif identique de 200 mm f/4 (Nikon, Tokyo, Japon) avec un angle d'ouverture d'environ 30º. Les deux caméras ont été synchronisées en interne avec le logiciel LaVision et des diodes électroluminescentes (LED) haute puissance alimentées par un coefficient de distensibilité (DC) pour éviter le scintillement illuminé l'échantillon, voir Fig. 2. Avant d'effectuer les tests de compression, le logiciel LaVision effectue une étalonnage du système à l'aide d'un quadrillage.

Mise en place des tests expérimentaux.

Pour permettre au DIC de fonctionner efficacement, un motif aléatoire doit être présent sur l'échantillon. À cette fin, de la peinture noire est appliquée à l'aérographe sur les LIO. Le motif moucheté doit avoir un caractère aléatoire et le contraste entre les taches et l'arrière-plan doit être aussi élevé que possible.

Pour évaluer la précision de la méthode DIC, un déplacement axial et une rotation contrôlés ont été appliqués à une IOL. Une rotation de 5, 10 et 15º et un déplacement axial de 0,10, 0,20 et 0,50 mm ont été appliqués avec un moteur pas à pas contrôlé. Les mesures ont été répétées trois fois (n = 3) pour s'assurer de leur fiabilité. N'importe quelle LIO aurait pu être utilisée à cette fin puisque le déplacement axial et la rotation ont été induits ; cependant, AcrySof MA60BM a été spécifiquement utilisé.

Le logiciel LaVision a généré 50 fichiers (0,25 images/s).vc7 dans chaque test. Ces fichiers ont été traités avec la boîte à outils PIVMat 4.2026 dans MATLAB R2022a et contenaient à la fois les coordonnées de référence et le déplacement 3D (ux, uy et uz) du motif de speckle corrélé (zone optique IOL).

La figure 3 résume les étapes effectuées pour traiter les données de motif de chatoiement de l'IOL, voir Fig. 3a, b. Tout d'abord, l'optique IOL est reconnue à partir des données de motif de speckle, voir Fig. 3c. Pour ce faire, un cercle de rayon de 2,0 mm au centre des données de motif de chatoiement sur la figure 3b est utilisé. Ce cercle de surface est supposé être l'optique de la LIO, Fig. 3d. A partir de là, les principaux biomarqueurs biomécaniques, déplacement axial, inclinaison et rotation, sont obtenus.

Méthode DIC post-traitement pour obtenir les biomarqueurs mécaniques de la LIO dans le test de compression. Le motif de chatoiement de l'IOL (a, b) est filtré pour obtenir l'optique de l'IOL. (c) Les points C, P, Q, R et S sont utilisés pour calculer les biomarqueurs mécaniques. (d) Zone d'intérêt de la LIO pour quantifier les biomarqueurs.

Le déplacement axial de la lentille intraoculaire est calculé comme le déplacement le long de l'axe axial de la lentille à partir du point central (point C sur la Fig. 3c). Pour tenir compte de l'éventuelle erreur commise lors de la recherche de l'optique IOL, le déplacement axial (uz, déplacement dans l'axe z) est calculé comme la valeur moyenne à partir d'un cercle de surface de 0,5 mm du centre.

L'inclinaison et la rotation sont calculées en tenant compte des points P, Q, R et S conformément à la norme ISO 11 979:310. L'inclinaison optique (\(\Theta\)) a été calculée à l'aide de l'équation suivante :

où les pentes s1 et s2 sont calculées comme \(\frac{PRy}{PRx}\) et \(\frac{QSy}{QSx}\), étant PRx,y et QSx,y la distance relative entre les points (P, Q,R,S) sur l'axe x ou -y, respectivement.

La rotation est calculée comme la différence d'angle entre le vecteur PRx dans le plan horizontal à l'état déformé et à l'état de référence. L'optique de la LIO peut ressembler à un solide rigide lors du test de compression puisque la partie de la LIO qui se déforme sont les haptiques27. Par conséquent, l'erreur possible dans le calcul de l'inclinaison et de la rotation à partir de cette hypothèse est minime.

Certains tests ont été rejetés en raison de la non-reconnaissance du motif de speckle par le logiciel LaVision.

La précision du déplacement axial de la LIO et de la rotation est illustrée à la Fig. 4. Pour le déplacement axial imposé de 0,10 mm, la méthodologie DIC variait de 9,17·10–2 à 10,34·10–2 mm (moyenne ± std = 9,34·10 –2 ± 0,70·10–2 mm). Pour le déplacement axial imposé de 0,20 mm, la méthodologie DIC variait de 1,99·10–1 à 2,01·10–1 mm (moyenne ± std = 2,00·10–1 ± 0,21·10–2 mm). Pour le déplacement axial imposé de 0,50 mm, la méthodologie DIC variait de 4,93·10–1 à 5,07·10–1 mm (moyenne ± std = 4,98·10–1 ± 0,73·10–2 mm).

Essais de contrôle. (a) Déplacement axial. (b) Rotation.

Pour la rotation imposée de 5º, la méthode DIC variait de 5,11º à 5,32º (moyenne ± std = 5,20 ± 0,12º). Pour la rotation imposée de 10º, le DIC variait de 10,16 à 10,31º (moyenne ± std = 10,21 ± 0,13º), tandis que pour la rotation imposée de 15º, le DIC variait de 15,22 à 15,23º (moyenne ± std = 15,23 ± 0,07º) . Le niveau de précision de la méthode DIC pour les LIO a été calculé comme la plage de variabilité obtenue dans les tests de contrôle, 1,17·10–2 mm pour le déplacement axial de la LIO et 0,20º pour la rotation.

La figure 5 montre la vue en plan de l'état de référence (Ø = 11,00 mm) et déformé (Ø = 9,50 mm) des sept IOL analysées. La plupart des conceptions d'IOL présentaient un petit déplacement axial (< 0,10 mm) à un diamètre de compression de 9,50 mm, à l'exception des modèles AT LISA et Acrysof MA60BM, qui présentaient un déplacement axial de 1,36 ± 0,20 mm et 0,36 ± 0,82 mm et une inclinaison de 5,89 ± 2,55º et 8,50 ± 8,45º, respectivement. Ces valeurs sont cliniquement significatives, c'est-à-dire qu'elles affectent la qualité visuelle du patient11,28.

Vue en plan de l'état de référence (øcomp = 11,00 mm) et de l'état déformé (øcomp = 9,50 mm) des sept IOL à l'étude.

La figure 6 montre le déplacement axial et l'inclinaison des conceptions IOL rigides (modèles AT LISA et Acrysof MA60BM) dans la plage de diamètre de compression [11,00–9,50 mm]. Les modèles AT LISA et Acrysof MA60BM sont des conceptions rigides qui ne fonctionnent probablement pas sous ces niveaux de compression (inférieurs à 10,50 mm), car ils sont susceptibles de déformer largement le sac de la capsule29. Pour les diamètres de compression supérieurs à 10,50 mm, AT LISA présentait à peine un déplacement axial (0,00 ± 0,01 mm), une inclinaison (0,03 ± 0,01º) et une rotation (0,15 ± 0,08º).

Déplacement axial et inclinaison dans les tests de compression des modèles (A) AT LISA et (B) Acrysof MA60BM IOL.

La figure 7 montre le déplacement axial et l'inclinaison des conceptions de LIO flexibles et mixtes (AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO, Physiol POD F GF, Bi-Flex et Tecnis) sur la plage de diamètre de compression [11,00–9,50 mm]. Le comportement mécanique des modèles AcrySof IQ SN6CWS et AKREOS AO était très similaire, présentant à peine le déplacement axial, l'inclinaison et la rotation. Le modèle Tecnis présentait également un comportement similaire, à l'exception de l'inclinaison, dont la valeur pourrait avoir une faible pertinence clinique (1,84º ± 1,32º pour Ø = 9,50 mm)11,28. Nous avons analysé dans une étude précédente qu'un déplacement axial inférieur à 0,1 mm et une inclinaison inférieure à 2,0º pourraient ne pas avoir de pertinence clinique, bien que cela dépende également de la conception optique introduite11.

Déplacement axial et inclinaison dans les tests de compression des modèles IOL suivants : (A) AcrySof IQ SN6CWS, (B) Akreos AO, (C) Physiol POD F GF, (D) Bi-Flex et (E) Tecnis.

Le modèle Physiol POD F GF a également à peine présenté un déplacement axial jusqu'à un diamètre de compression de 9,70 mm, à partir duquel il commence à augmenter son déplacement axial de façon exponentielle (Fig. 7c). Le modèle Physiol POD F GF présentait une stabilité mécanique adéquate avant d'atteindre le diamètre de compression critique (Ø = 9,70 mm) car les biomarqueurs mécaniques étaient minimes jusqu'à cette plage de diamètre de compression.

Le modèle Biflex a présenté un déplacement axial légèrement supérieur à AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO et Tecnis, mais ces valeurs ont peu de pertinence clinique. Le tableau 2 résume les biomarqueurs mécaniques pour les sept LIO à l'étude à un diamètre de compression de 10,50, 10,00 et 9,50 mm.

La figure 8 montre l'évolution du déplacement axial et de l'inclinaison pour les sept LIO étudiées à la fin du test, c'est-à-dire après 50 s après compression jusqu'à Ø = 9,50 mm. Un changement de déplacement axial moyen de 0,01 ± 0,04 mm et un changement d'inclinaison moyen de 0,33 ± 0,21º ont été observés pour les sept IOL. Globalement, un repositionnement a été noté pour AT LISA (un changement de déplacement axial de (0,06 ± 0,04 mm) et AcrySof MA60MB (un changement de déplacement axial de (0,05 ± 0,04 mm). Les autres LIO n'ont pas subi de repositionnement, sauf un cas exceptionnel dans les modèles AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO et Tecnis, l'inclinaison de la LIO a été restaurée à 0º.

Modification du déplacement axial et de l'inclinaison (moyenne et standard) au cours des 50 dernières secondes des tests où les LIO sont comprimées à 9,5 mm.

La figure 9 présente le déplacement axial et l'inclinaison à Ø = 9,50 mm selon le matériau de la LIO (voir tableau 1) et la conception haptique (souple, mixte et rigide). Un déplacement axial moyen et un écart type de 0,05 ± 0,02 mm, 0,70 ± 0,66 mm et 0,36 mm ont été obtenus pour les LIO hydrophobes, les LIO hydrophiles et la LIO en PMMA. Une inclinaison de 0,93 ± 0,24º, 3,08 ± 0,80º et 8,50º a été obtenue pour les mêmes groupes, respectivement. En ce qui concerne la classification de conception haptique, un déplacement axial de 0,04 ± 0,01 mm, 0,06 ± 0,02 mm et 0,86 ± 0,50 mm et une inclinaison de 0,99 ± 0,25º, 0,51 ± 0,02º et 7,15 ± 1,30º ont été obtenus pour le flexible, conceptions IOL mixtes et rigides. Aucune différence statistiquement significative du déplacement axial et de l'inclinaison n'a été trouvée entre les groupes de matériaux (p > 0,05) tandis qu'une différence statistiquement significative a été trouvée entre les rigides et les autres en fonction de la conception haptique de classification.

Déplacement axial et inclinaison (moyen et std) au diamètre de compression de 9,50 mm selon le matériau IOL (a) et la conception haptique (b). La classification des conceptions haptiques a été divisée en conceptions flexibles (AcrySof IQ SN6CWS, Bi-Flex et Tecnis), mixtes (Akreos AO et Physiol POD F GF) et rigides (AT LISA et AcrySof MA60BM).

Cette étude visait à la fois à analyser la stabilité mécanique de sept LIO avec différentes conceptions haptiques et à fournir une méthode pour quantifier automatiquement les propriétés mécaniques de la LIO sous compression quasi-statique (Ø [11,00–9,50 mm]) à l'aide de DIC. Le DIC évite l'utilisation de mesures manuelles (par exemple, des images contenant une échelle11) et peut augmenter la précision. La précision et la fiabilité de la méthode ont été calculées par des tests de contrôle, qui ont montré une précision supérieure à 0,01 mm et une précision d'environ 1,17·10–2 mm pour le déplacement axial. Pour la rotation, une exactitude et une précision de 0,1º mm et d'environ 0,2º, respectivement, ont été obtenues.

Les conceptions de LIO à boucle en C (AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO, Tecnis, Biflex) ont présenté la meilleure réponse mécanique pour un diamètre de compression (Ø) de 9,50 mm car ces LIO sont destinées à s'adapter à la forme du sac capsulaire, par rapport aux conceptions rigides (AT LISA et Acrysof MA60BM), qui déforment largement le sac29. Le modèle Tecnis présentait une inclinaison cliniquement significative, probablement causée par la courte longueur de ses haptiques, qui fournissent une surface de contact moins haptique30. La réponse de Biflex IOL était légèrement moins bonne car sa conception peut être considérée comme mixte entre flexible et rigide, comme le modèle POD F GF.

Le comportement mécanique obtenu pour le modèle AcrySof SN6CWS était similaire à ceux obtenus dans la littérature4,12, présentant à peine le déplacement axial, l'inclinaison et la rotation pour toute la gamme de diamètre de compression (Tableau 2). Pour la LIO Tecnis, nous avons obtenu un déplacement axial plus faible (0,04 ± 0,03 mm) et une inclinaison plus élevée (2,06 ± 1,32 º) pour un diamètre de compression de 10,00 mm que Lane et al.4 (0,14 ± 0,02 mm) et (0,7 ± 0,4 º), respectivement, et des résultats similaires à ceux de Bozukova et al.12 pour le déplacement axial (0,03 mm) et l'inclinaison (0,64º). La différence entre les études pourrait être liée à la variabilité des mesures manuelles. Nous avons obtenu un déplacement axial similaire pour AcrySoft MA60BM à Ø = 9,50 mm (1,21, 1,20 et -0,62 dans les trois tests effectués) qu'une IOL multi-pièces similaire, le modèle Sensar AR40e (Johnson & Johnson, US)12, qui a abouti en 1,13 mm. Nous avons observé que la LIO peut se déplacer axialement dans les deux directions -z. Cependant, pour un diamètre de compression de 10,00 mm nous avons obtenu 0,67, 0,66 et 0,56 mm contre 0,20 mm12. En observant le comportement mécanique fluctuant de cette IOL, cela pourrait être produit en raison de la variabilité du diamètre du puits.

Les résultats du POD F GF sont similaires à ceux obtenus dans la littérature12, obtenant un déplacement axial et une inclinaison de 0,09 ± 0,06 mm et 0,76 ± 0,50º contre 0,09 mm et 1,74º pour un diamètre de compression de 9,50 mm. Des résultats similaires ont été obtenus pour les autres diamètres de compression. Les résultats obtenus sont également comparables aux valeurs in silico (0,09 ± 0,06 mm contre 0,03 mm pour Ø = 9,50 mm), assurant une stabilité mécanique suffisante pour toute la gamme de diamètre de compression testée [11,00 à 9,50 mm]31.

Andreas et Eva-Maria Borkenstein30 ont récemment évalué la réponse de la géométrie haptique de cinq LIO à boucle C différentes en utilisant la tomodensitométrie pour des diamètres de compression de 11,50, 11,00, 10,00 et 9,00 mm. Bien qu'ils aient observé une réponse mécanique différente en fonction des caractéristiques de la jonction optique-haptique des LIO, ils n'ont pas quantifié les biomarqueurs mécaniques, ce qui a rendu difficile la comparaison entre les études.

Une limitation de la compression de la LIO dans un puits selon la norme ISO 11 979:3 ou dans un test quasi-statique entre deux pinces est que la rotation ou le décentrement ne sont pas des mesures fiables car les conditions de test ne sont pas similaires à celles in vivo. La LIO peut tourner in vivo en raison de la stabilité mécanique, du placement du chirurgien, du rétrécissement du sac postcapsulaire de l'empreinte de fusion, etc., situations qui ne reproduisent pas la compression de la LIO entre deux pinces. Une alternative pour mesurer ce résultat est l'inclusion de modèles in vitro, qui peuvent fournir des résultats précieux de la réponse globale de la LIO dans le temps15. D'autre part, nous avons précédemment démontré numériquement que les valeurs de déplacement axial et d'inclinaison peuvent être fiables à la même compression de diamètre IOL dans les tests qu'in vivo29.

L'étude met en évidence la capacité de combiner les tests de compression quasi-statique avec la corrélation d'images numériques pour quantifier avec précision et automatiquement les biomarqueurs mécaniques des lentilles intraoculaires (LIO) sur une large gamme de diamètres de compression. Plus précisément, la méthode s'avère efficace pour identifier le diamètre de compression critique, où la réponse de l'IOL peut devenir instable, et détecter un comportement mécanique différent en fonction de la classification de l'IOL.

Les ensembles de données utilisés et/ou analysés au cours de l'étude en cours sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable.

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I. Cabeza-Gil remercie chaleureusement le soutien à la recherche de la bourse postdoctorale Margarita Salas financée par le Ministerio de Universidades (Espagne) et UnionEuropea-NextGenerationEU. Programme de recherche et d'innovation Horizon 2020 de l'Union européenne dans le cadre de la convention de subvention Marie Skłodowska-Curie n° 956720. PID2020-113822RB-C12/ financé par MCIN/ AEI/https://doi.org/10.13039/501100011033. Une partie du travail a été réalisée par l'ICTS \NANBIOSIS" spécialement par l'unité de caractérisation des tissus et des échafaudages (U13) du CIBER en bioingénierie, biomatériaux et nanomédecine (CIBER-BBN de l'Université de Saragosse). Les actions du CIBER sont financées par l'Instituto de Salud Carlos III avec l'aide du Fonds européen de développement régional.

Institut Aragón de Recherche en Ingénierie (i3A), Université de Saragosse, Saragosse, Espagne

Iulen Cabeza-Gil, Javier Frechilla & Begoña Calvo

Biomaterials and Nanomedicine Networking Biomedical Research Center (CIBER-BBN), Saragosse, Espagne

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ICG et BC ont conceptualisé l'étude. ICG a réalisé les expériences. JF a analysé les expériences. ICG et BC ont examiné les résultats. ICG a écrit l'article. JF et BC ont révisé l'article.

Correspondance à Iulen Cabeza-Gil.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Cabeza-Gil, I., Frechilla, J. & Calvo, B. Évaluation de la stabilité mécanique des lentilles intraoculaires à l'aide de la corrélation d'images numériques. Sci Rep 13, 9437 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-36694-0

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Reçu : 02 février 2023

Accepté : 08 juin 2023

Publié: 09 juin 2023

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

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