Bewertung der mechanischen Stabilität von Intraokularlinsen mittels digitaler Bildkorrelation

Scientific Reports Band 13, Artikelnummer: 9437 (2023) Diesen Artikel zitieren

Details zu den Metriken

Ziel dieser Studie war es, die mechanische Stabilität von sieben verschiedenen haptischen Designs von Intraokularlinsen (IOL) zu bewerten, indem mithilfe digitaler Bildkorrelation ihre mechanischen Biomarker (axiale Verschiebung, Neigung und Rotation) unter quasistatischer Kompression gemessen wurden. Die IOLs wurden zwischen zwei Klemmen von 11,00 bis 9,50 mm komprimiert, während alle 0,04 mm ein 3D-Verformungsdatensatz erfasst wurde. Die Ergebnisse zeigten, dass flexible und gemischte IOL-Designs im Vergleich zu steifen Designs eine bessere mechanische Reaktion bei kleineren Kompressionsdurchmessern zeigten. Im Gegensatz dazu schnitten steife Konstruktionen bei größeren Kompressionsdurchmessern besser ab. Diese Erkenntnisse können bei der Auswahl und Entwicklung mechanisch stabilerer IOL-Designs hilfreich sein.

Die Position der Intraokularlinse (IOL) im Kapselsack ist entscheidend für die Sehleistung des Patienten nach einer Kataraktoperation1,2. Eine axiale Verschiebung der Intraokularlinse kann zu einem verbleibenden Brechungsfehler führen3,4; Neigung kann Erklärung oder Neupositionierung erfordern5,6; während Rotation und Dezentrierung entscheidende Faktoren für torische und asymmetrische multifokale IOLs sind7,8,9, siehe Abb. 1.

Überblick über den Einfluss der mechanischen Stabilität der IOL auf die optische Leistung.

Um die mechanische Stabilität von IOLs vor der Kommerzialisierung sicherzustellen, werden IOLs gemäß ISO 11979:3:2012 – Mechanische Eigenschaften und Testmethoden10 getestet, die darin bestehen, die IOL in einer Kompressionsmulde mit einer einzigen Größe von 10,00 mm zu komprimieren und die wichtigsten mechanischen Eigenschaften zu bewerten Biomarker (axiale Verschiebung, Neigung, Rotation und Dezentrierung), die mit der optischen Leistung des Patienten nach der Operation zusammenhängen11. Diese mechanischen Biomarker werden in der Regel manuell gemessen3,4,11,12,13,14, was sowohl Messfehler aufgrund der Schwierigkeit der Messung im Mikromaßstab als auch einen erheblichen Zeitaufwand mit sich bringt.

Die Norm ISO 11979–3:2012 wird auch verwendet, um festzustellen, ob Änderungen an bestehenden Modellen klinische Untersuchungen erfordern. Eine Einschränkung der ISO besteht jedoch darin, dass die für den Kapselsack vorgesehenen IOLs in einem Kompressionsschacht mit einem Durchmesser von 10,00 mm gemessen werden müssen, wenn die Variabilität des Kapselsackdurchmessers nach dem Katarakt relativ höher ist15,16,17,18.

Um die Variabilität des Kapselsacks nach dem Katarakt zu berücksichtigen und die mühsame Arbeit der manuellen Messung zu bewältigen, zielte diese Studie darauf ab, sieben verschiedene IOLs in einem quasistatischen Kompressionstest mit einem Durchmesser von 11,00 bis 9,50 mm mit einer automatischen Messmethode zu bewerten. Die Studie maß die mechanischen Biomarker dieser IOLs mithilfe einer automatischen Messmethode namens Digital Image Correlation (DIC)19,20, während der Durchmesser des Kompressionsschachts von 11,00 auf 9,50 mm variiert wurde.

DIC ist eine nicht-interferometrische optische Methode, die 3D-Verschiebungen mithilfe eines Kamerapaars und Oberflächenfleckenmustern auf dem Untersuchungsobjekt (IOL-Optik) genau messen kann21. Diese Kameras werden in verschiedenen Winkeln platziert, um Bilder des Objekts aus mehreren Blickwinkeln aufzunehmen und so eine 3D-Rekonstruktion seiner Oberfläche zu ermöglichen. Das Speckle-Muster auf der Oberfläche des Objekts wird dann über zwei synchronisierte Bilder hinweg korreliert, um seine 3D-Verformung zu quantifizieren. Im Wesentlichen funktioniert DIC, indem es die Speckle-Muster in zwei Bildern vergleicht und berechnet, um wie viel sie sich relativ zueinander verschoben haben, was eine genaue Messung der Oberflächenverschiebung des Objekts ermöglicht21. Es ist erwähnenswert, dass die Verwendung von Oberflächen-Speckle-Mustern für den Erfolg der DIC von entscheidender Bedeutung ist, da diese Muster eine genaue Verfolgung von Oberflächenverformungen ermöglichen, die sonst möglicherweise nicht leicht sichtbar wären. In der Augenheilkunde wurde DIC in verschiedenen Studien eingesetzt, beispielsweise zur Messung der Verschiebung in Sklera- und Hornhaut-Augenaufblastests22,23 und zur Beobachtung der Hornhautverformung in Luftimpulstests wie dem Corvis ST24.

Tabelle 1 beschreibt die sieben untersuchten IOLs. Diese Linsen wurden bewusst ausgewählt, da sie aufgrund ihrer drei verwendeten Materialien (hydrophiles und hydrophobes Acrylat sowie PMMA) und ihrer sechs verschiedenen haptischen Designs den größten Teil des Marktes abdecken, wobei das C-Loop-Design (das in der Studie wiederholte) am häufigsten vorkommt weltweit einheitliches Design. Jede IOL wurde fünfmal bewertet (n = 5).

Wir haben einen quasistatischen Test durchgeführt, um das mechanische Verhalten der IOL in einem weiten Bereich von Kompressionsdurchmessern zu bewerten. Der Test bestand darin, die IOL zwischen zwei starren Klammern von einem Kompressionsdurchmesser von 11,00 auf 9,50 mm zu komprimieren. Die Klammern bestanden aus hochdichtem Polyethylen (HDPE) und die Temperatur und Luftfeuchtigkeit entsprachen denen des Operationssaals (23 °C und 28 %). Alle IOLs wurden 72 Stunden vor dem Test in eine Kochsalzlösung getaucht und unmittelbar nach der Entnahme aus der Lösung getestet.

Die beiden Klammern wurden synchron mit einer Gesamtgeschwindigkeit von 0,01 mm/s verschoben, was als quasistatisch angesehen werden kann25. Während des Kompressionstests wurden die wichtigsten mechanischen Biomarker der IOL, die axiale Verschiebung, die Neigung und die Rotation, mit einer Frequenz von 0,25 Hz gemessen. Diese mechanischen Biomarker hängen mit der Sehleistung der IOL im Auge zusammen11. Weitere Informationen zur Gewinnung dieser mechanischen Biomarker finden Sie in Abb. 3 in Cabeza-Gil et al.11. Zusätzlich wurden am Ende des Tests, wenn die IOLs auf 9,5 komprimiert wurden, weitere 50 s aufgezeichnet, um mögliche Auswirkungen auf die mechanische Reaktion der IOL aufgrund der Viskoelastizität des Materials zu beobachten25, was zu einer Gesamttestdauer von 200 s (1,50) führte mm / 0,01 mm/s + 50 s).

Das DIC-System besteht aus zwei Kameras (Imager E Lite, LaVision, Deutschland) und einem Desktop-Computer mit einem Quad-Core-Prozessor. Die Kameras haben eine räumliche Auflösung von 1280 × 1024 Pixel und eine maximale Bildrate von 500 fps. Die Kameras wurden in einem Abstand von ca. 25 cm von der IOL platziert, mit einem gegenseitigen Abstand von ca. 13 cm. Beide Kameras waren mit einem identischen 200 mm f/4-Objektiv (Nikon, Tokio, Japan) mit einem Öffnungswinkel von ca. 30° montiert. Die beiden Kameras wurden intern mit der LaVision-Software synchronisiert und leistungsstarke Leuchtdioden (LEDs), die mit einem Dehnbarkeitskoeffizienten (DC) gespeist wurden, um ein Flackern zu vermeiden, beleuchteten die Probe, siehe Abb. 2. Vor der Durchführung der Kompressionstests führt die LaVision-Software automatische Tests durch Systemkalibrierung anhand eines Rastermusters.

Aufbau der experimentellen Tests.

Damit DIC effektiv arbeiten kann, muss auf der Probe ein zufälliges Muster vorhanden sein. Zu diesem Zweck wird schwarze Farbe auf die IOLs aufgetragen. Das Sprenkelmuster sollte einen zufälligen Charakter haben und der Kontrast zwischen den Sprenkeln und dem Hintergrund sollte möglichst hoch sein.

Um die Genauigkeit der DIC-Methode zu bewerten, wurde eine kontrollierte axiale Verschiebung und Rotation auf eine IOL angewendet. Mit einem gesteuerten Schrittmotor wurde eine Rotation von 5, 10 und 15° und eine axiale Verschiebung von 0,10, 0,20 und 0,50 mm erzeugt. Die Messungen wurden dreimal wiederholt (n = 3), um ihre Zuverlässigkeit sicherzustellen. Zu diesem Zweck hätte jede IOL verwendet werden können, da die axiale Verschiebung und Rotation induziert wurde; Es wurde jedoch speziell AcrySof MA60BM verwendet.

Die LaVision-Software generierte in jedem Test 50 (0,25 Bilder/s) .vc7-Dateien. Diese Dateien wurden mit der PIVMat 4.20 Toolbox26 in MATLAB R2022a verarbeitet und enthielten sowohl die Referenzkoordinaten als auch die 3D-Verschiebung (ux, uy und uz) des korrelierten Speckle-Musters (IOL-Optikzone).

Abbildung 3 fasst die Schritte zusammen, die zur Verarbeitung der Speckle-Musterdaten von der IOL durchgeführt wurden, siehe Abb. 3a,b. Zunächst wird die IOL-Optik anhand der Speckle-Musterdaten erkannt, siehe Abb. 3c. Dazu wird ein Kreis mit einem Radius von 2,0 mm in der Mitte der Speckle-Musterdaten in Abb. 3b verwendet. Es wird angenommen, dass es sich bei diesem Oberflächenkreis um die Optik der IOL handelt, Abb. 3d. Daraus werden die wichtigsten biomechanischen Biomarker, axiale Verschiebung, Neigung und Rotation, ermittelt.

Nachbearbeitung der DIC-Methode zur Gewinnung der mechanischen Biomarker der IOL im Kompressionstest. Das Speckle-Muster der IOL (a, b) wird gefiltert, um die IOL-Optik zu erhalten. (c) C-, P-, Q-, R- und S-Punkte werden zur Berechnung der mechanischen Biomarker verwendet. (d) IOL-Interessengebiet zur Quantifizierung von Biomarkern.

Die axiale Verschiebung der Intraokularlinse wird als Verschiebung entlang der axialen Achse der Linse vom Mittelpunkt (Punkt C in Abb. 3c) berechnet. Um den möglichen Fehler bei der Suche nach der IOL-Optik zu berücksichtigen, wird die axiale Verschiebung (uz, Verschiebung in der z-Achse) als gemittelter Wert aus einem Oberflächenkreis von 0,5 mm vom Zentrum berechnet.

Die Neigung und Drehung werden unter Berücksichtigung der P-, Q-, R- und S-Punkte gemäß ISO 11.979:310 berechnet. Die optische Neigung (\(\Theta\)) wurde mit der folgenden Gleichung berechnet:

wobei die Steigungen s1 und s2 als \(\frac{PRy}{PRx}\) und \(\frac{QSy}{QSx}\) berechnet werden, wobei PRx,y und QSx,y der relative Abstand zwischen den Punkten (P, Q,R,S) in der x- bzw. y-Achse.

Die Drehung wird als Winkeldifferenz zwischen dem PRx-Vektor in der horizontalen Ebene im verformten Zustand und im Referenzzustand berechnet. Die IOL-Optik kann während des Kompressionstests einem festen starren Objekt ähneln, da der Teil der IOL, der sich verformt, die Haptik ist27. Daher ist der mögliche Fehler bei der Neigungs- und Rotationsberechnung aufgrund dieser Annahme minimal.

Einige Tests wurden verworfen, da die LaVision-Software das Speckle-Muster nicht erkannte.

Die Genauigkeit der axialen IOL-Verschiebung und der Drehung ist in Abb. 4 dargestellt. Für die auferlegte axiale Verschiebung von 0,10 mm lag die DIC-Methode zwischen 9,17·10–2 und 10,34·10–2 mm (Mittelwert ± Standard = 9,34·10). –2 ± 0,70·10–2 mm). Für die auferlegte axiale Verschiebung von 0,20 mm lag die DIC-Methode im Bereich von 1,99·10–1 bis 2,01·10–1 mm (Mittelwert ± Standard = 2,00·10–1 ± 0,21·10–2 mm). Für die auferlegte axiale Verschiebung von 0,50 mm lag die DIC-Methode im Bereich von 4,93·10–1 bis 5,07·10–1 mm (Mittelwert ± Standard = 4,98·10–1 ± 0,73·10–2 mm).

Kontrolltests. (a) Axiale Verschiebung. (b) Drehung.

Für die auferlegte Drehung um 5° lag die DIC-Methode im Bereich von 5,11° bis 5,32° (Mittelwert ± Standard = 5,20 ± 0,12°). Für die auferlegte Drehung um 10° lag der DIC im Bereich von 10,16 bis 10,31° (Mittelwert ± Standard = 10,21 ± 0,13°), während der DIC für die auferlegte Drehung um 15° zwischen 15,22 und 15,23° lag (Mittelwert ± Standard = 15,23 ± 0,07°). . Der Grad der Präzision der DIC-Methode für IOLs wurde als der in den Kontrolltests erhaltene Variabilitätsbereich berechnet, 1,17·10–2 mm für die axiale Verschiebung der IOL und 0,20° für die Rotation.

Abbildung 5 zeigt die Draufsicht auf den Referenz- (Ø = 11,00 mm) und den deformierten Zustand (Ø = 9,50 mm) der sieben analysierten IOLs. Die meisten IOL-Designs zeigten eine kleine axiale Verschiebung (< 0,10 mm) bei einem Kompressionsdurchmesser von 9,50 mm, mit Ausnahme der Modelle AT LISA und Acrysof MA60BM, die eine axiale Verschiebung von 1,36 ± 0,20 mm und 0,36 ± 0,82 mm sowie eine Neigung aufwiesen von 5,89 ± 2,55º bzw. 8,50 ± 8,45º. Diese Werte sind klinisch bedeutsam, dh sie beeinflussen die Sehqualität des Patienten11,28.

Draufsicht auf den Referenz- (øcomp = 11,00 mm) und deformierten Zustand (øcomp = 9,50 mm) der sieben untersuchten IOLs.

Abbildung 6 zeigt die axiale Verschiebung und Neigung der steifen IOL-Designs (Modelle AT LISA und Acrysof MA60BM) über den Kompressionsdurchmesserbereich [11,00–9,50 mm]. Bei den Modellen AT LISA und Acrysof MA60BM handelt es sich um steife Konstruktionen, die bei diesen Kompressionsstufen (unter 10,50 mm) wahrscheinlich nicht funktionieren, da sie dazu neigen, den Kapselbeutel stark zu verformen29. Bei Kompressionsdurchmessern von mehr als 10,50 mm zeigte AT LISA kaum axiale Verschiebung (0,00 ± 0,01 mm), Neigung (0,03 ± 0,01º) und Rotation (0,15 ± 0,08º).

Axiale Verschiebung und Neigung bei den Kompressionstests der IOL-Modelle (A) AT LISA und (B) Acrysof MA60BM.

Abbildung 7 zeigt die axiale Verschiebung und Neigung der flexiblen und gemischten IOL-Designs (AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO, Physiol POD F GF, Bi-Flex und Tecnis) über den Kompressionsdurchmesserbereich [11,00–9,50 mm]. Das mechanische Verhalten der Modelle AcrySof IQ SN6CWS und AKREOS AO war sehr ähnlich und zeigte kaum axiale Verschiebung, Neigung und Rotation. Das Tecnis-Modell zeigte ebenfalls ein ähnliches Verhalten, mit Ausnahme der Neigung, deren Wert möglicherweise eine geringe klinische Relevanz hat (1,84° ± 1,32° für Ø = 9,50 mm)11,28. Wir haben in einer früheren Studie analysiert, dass eine axiale Verschiebung von weniger als 0,1 mm und eine Neigung von weniger als 2,0° möglicherweise keine klinische Relevanz haben, obwohl dies auch vom eingeführten optischen Design abhängt11.

Axiale Verschiebung und Neigung bei den Kompressionstests der folgenden IOL-Modelle: (A) AcrySof IQ SN6CWS, (B) Akreos AO, (C) Physiol POD F GF, (D) Bi-Flex und (E) Tecnis.

Auch das Physiol POD F GF-Modell wies bis zu einem Kompressionsdurchmesser von 9,70 mm kaum eine axiale Verschiebung auf, von wo aus es begann, seine axiale Verschiebung exponentiell zu erhöhen (Abb. 7c). Das Physiol POD F GF-Modell zeigte eine ausreichende mechanische Stabilität, bevor der kritische Kompressionsdurchmesser (Ø = 9,70 mm) erreicht wurde, da die mechanischen Biomarker bis zu diesem Kompressionsdurchmesserbereich minimal waren.

Das Biflex-Modell zeigte eine etwas höhere axiale Verschiebung als AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO und Tecnis, diese Werte haben jedoch nur geringe klinische Relevanz. Tabelle 2 fasst die mechanischen Biomarker für die sieben untersuchten IOLs bei einem Kompressionsdurchmesser von 10,50, 10,00 und 9,50 mm zusammen.

Abbildung 8 zeigt die Änderung der axialen Verschiebung und Neigung für die sieben untersuchten IOLs am Ende des Tests, dh nach 50 s nach der Komprimierung bis Ø = 9,50 mm. Für die sieben IOLs wurde eine mittlere axiale Verschiebungsänderung von 0,01 ± 0,04 mm und eine mittlere Neigungsänderung von 0,33 ± 0,21 ° beobachtet. Insgesamt wurde eine Neupositionierung bei AT LISA (eine axiale Verschiebungsänderung von (0,06 ± 0,04 mm)) und AcrySof MA60MB (eine axiale Verschiebungsänderung von (0,05 ± 0,04 mm)) festgestellt. Die anderen IOLs wurden bis auf einen Ausnahmefall nicht neu positioniert Bei den Modellen AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO und Tecnis wurde die IOL-Neigung auf 0° zurückgesetzt.

Änderung der axialen Verschiebung und Neigung (Mittelwert und Standard) während der letzten 50 s der Tests, bei denen die IOLs um 9,5 mm komprimiert wurden.

Abbildung 9 zeigt die axiale Verschiebung und Neigung bei Ø = 9,50 mm entsprechend dem IOL-Material (siehe Tabelle 1) und dem haptischen Design (flexibel, gemischt und steif). Für die hydrophoben IOLs, hydrophilen IOLs und die PMMA-IOL wurde eine mittlere und Standardabweichung der axialen Verschiebung von 0,05 ± 0,02 mm, 0,70 ± 0,66 mm und 0,36 mm erhalten. Für dieselben Gruppen wurde eine Neigung von 0,93 ± 0,24°, 3,08 ± 0,80° bzw. 8,50° erhalten. Bezüglich der Klassifizierung des haptischen Designs wurde eine axiale Verschiebung von 0,04 ± 0,01 mm, 0,06 ± 0,02 mm und 0,86 ± 0,50 mm und eine Neigung von 0,99 ± 0,25º, 0,51 ± 0,02º und 7,15 ± 1,30º für das flexible, gemischte und steife IOL-Designs. Es wurde kein statistisch signifikanter Unterschied in der axialen Verschiebung und Neigung zwischen den Materialgruppen festgestellt (p > 0,05), wohingegen ein statistisch signifikanter Unterschied zwischen steifen und den anderen je nach Klassifizierung des haptischen Designs festgestellt wurde.

Axiale Verschiebung und Neigung (Mittelwert und Standard) bei einem Kompressionsdurchmesser von 9,50 mm entsprechend dem IOL-Material (a) und dem haptischen Design (b). Die Klassifizierung des haptischen Designs wurde in flexible (AcrySof IQ SN6CWS, Bi-Flex und Tecnis), gemischte (Akreos AO und Physiol POD F GF) und steife Designs (AT LISA und AcrySof MA60BM) unterteilt.

Ziel dieser Studie war es, sowohl die mechanische Stabilität von sieben IOLs mit unterschiedlichen haptischen Designs zu analysieren als auch eine Methode zur automatischen Quantifizierung der mechanischen Eigenschaften von IOLs unter quasistatischer Kompression (Ø [11,00–9,50 mm]) mithilfe von DIC bereitzustellen. DIC vermeidet die Verwendung manueller Messungen (z. B. Bilder mit einer Skala11) und kann die Genauigkeit erhöhen. Die Genauigkeit und Zuverlässigkeit der Methode wurde durch Kontrolltests berechnet, die eine Genauigkeit von mehr als 0,01 mm und eine Präzision von etwa 1,17·10–2 mm für die axiale Verschiebung zeigten. Für die Drehung wurde eine Genauigkeit von 0,1º mm bzw. etwa 0,2º mm erreicht.

C-Loop-IOL-Designs (AcrySof IQ SN6CWS, AKREOS AO, Tecnis, Biflex) zeigten im Vergleich zu den steifen Designs die beste mechanische Reaktion bei einem Kompressionsdurchmesser (Ø) von 9,50 mm, da diese IOLs sich an die Kapselsackform anpassen sollen (AT LISA und Acrysof MA60BM), die den Beutel stark verformen29. Das Tecnis-Modell wies eine klinisch signifikante Neigung auf, die wahrscheinlich auf die kurze Länge seiner Haptiken zurückzuführen ist, die eine weniger haptische Kontaktoberfläche bieten30. Die Reaktion der Biflex-IOL war etwas schlechter, da ihr Design als eine Mischung aus flexibel und steif angesehen werden kann, wie das POD F GF-Modell.

Das für das AcrySof SN6CWS-Modell erhaltene mechanische Verhalten ähnelte dem in der Literatur erhaltenen Verhalten4,12 und zeigte kaum axiale Verschiebung, Neigung und Rotation für den gesamten Kompressionsdurchmesserbereich (Tabelle 2). Für die Tecnis IOL erhielten wir eine geringere axiale Verschiebung (0,04 ± 0,03 mm) und eine höhere Neigung (2,06 ± 1,32 º) für einen Kompressionsdurchmesser von 10,00 mm als Lane et al.4 (0,14 ± 0,02 mm) und (0,7 ± 0,4). º) und ähnliche Ergebnisse wie Bozukova et al.12 für die axiale Verschiebung (0,03 mm) und die Neigung (0,64º). Der Unterschied zwischen den Studien könnte mit der manuellen Messvariabilität zusammenhängen. Wir haben für AcrySoft MA60BM bei Ø = 9,50 mm (1,21, 1,20 und -0,62 in den drei durchgeführten Tests) eine ähnliche axiale Verschiebung erhalten wie für eine ähnliche mehrteilige IOL, das Modell Sensar AR40e (Johnson & Johnson, USA)12, was das Ergebnis war in 1,13 mm. Wir haben beobachtet, dass die IOL axial in beide -z-Richtungen bewegt werden kann. Für einen Kompressionsdurchmesser von 10,00 mm erhielten wir jedoch 0,67, 0,66 und 0,56 mm gegenüber 0,20 mm12. Betrachtet man das schwankende mechanische Verhalten dieser IOL, könnte dies auf die Variabilität des Bohrlochdurchmessers zurückzuführen sein.

Die Ergebnisse von POD F GF ähneln denen in der Literatur12 und ergeben eine axiale Verschiebung und Neigung von 0,09 ± 0,06 mm und 0,76 ± 0,50° gegenüber 0,09 mm und 1,74° für einen Kompressionsdurchmesser von 9,50 mm. Ähnliche Ergebnisse wurden für die anderen Kompressionsdurchmesser erhalten. Die erhaltenen Ergebnisse sind auch mit den in silico-Werten vergleichbar (0,09 ± 0,06 mm gegenüber 0,03 mm für Ø = 9,50 mm) und bieten eine angemessene mechanische Stabilität für den gesamten getesteten Kompressionsdurchmesserbereich [11,00 bis 9,50 mm]31.

Andreas und Eva-Maria Borkenstein30 haben kürzlich die haptische Geometriereaktion von fünf verschiedenen C-Loop-IOLs mithilfe der Computertomographie für Kompressionsdurchmesser von 11,50, 11,00, 10,00 und 9,00 mm untersucht. Obwohl sie abhängig von den optisch-haptischen Verbindungseigenschaften der IOLs eine unterschiedliche mechanische Reaktion beobachteten, quantifizierten sie die mechanischen Biomarker nicht, was den Vergleich zwischen den Studien erschwerte.

Eine Einschränkung beim Komprimieren der IOL in einer Vertiefung gemäß ISO 11.979:3 oder bei einem quasistatischen Test zwischen zwei Klemmen besteht darin, dass Rotation oder Dezentrierung keine zuverlässigen Maße sind, da die Testbedingungen denen in vivo nicht ähneln. Die IOL kann sich in vivo aufgrund der mechanischen Stabilität, der Platzierung des Chirurgen, der Schrumpfung des Fusionsfußabdrucks nach dem Kapselbeutel usw. drehen, Situationen, die die Komprimierung der IOL zwischen zwei Klammern nicht reproduzieren. Eine Alternative zur Messung dieses Ergebnisses ist die Einbeziehung von In-vitro-Modellen, die rechtzeitig wertvolle Ergebnisse der gesamten IOL-Reaktion liefern können15. Andererseits haben wir zuvor numerisch gezeigt, dass die axialen Verschiebungs- und Neigungswerte bei der gleichen Kompression des IOL-Durchmessers in den Tests wie in vivo zuverlässig sein können29.

Die Studie unterstreicht die Fähigkeit, quasistatische Kompressionstests mit digitaler Bildkorrelation zu kombinieren, um die mechanischen Biomarker von Intraokularlinsen (IOLs) über einen weiten Bereich von Kompressionsdurchmessern genau und automatisch zu quantifizieren. Insbesondere erweist sich die Methode als wirksam bei der Identifizierung des kritischen Kompressionsdurchmessers, bei dem die Reaktion der IOL instabil werden kann, und bei der Erkennung unterschiedlicher mechanischer Verhaltensweisen je nach IOL-Klassifizierung.

Die während der aktuellen Studie verwendeten und/oder analysierten Datensätze sind auf begründete Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich.

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I. Cabeza-Gil dankt dankbar für die Forschungsunterstützung durch das Margarita Salas-Postdoktorandenstipendium, das vom Ministerio de Universidades (Spanien) und UnionEuropea-NextGenerationEU finanziert wird. Das Forschungs- und Innovationsprogramm Horizont 2020 der Europäischen Union im Rahmen der Marie-Skłodowska-Curie-Zuschussvereinbarung Nr. 956720. PID2020-113822RB-C12/ finanziert von MCIN/ AEI/https://doi.org/10.13039/501100011033. Ein Teil der Arbeit wurde vom ICTS \NANBIOSIS, insbesondere von der Tissue and Scaffold Characterization Unit (U13) des CIBER in Bioengineering, Biomaterials & Nanomedicine (CIBER-BBN an der Universität Zaragoza) durchgeführt. CIBER-Aktionen werden vom Instituto finanziert de Salud Carlos III mit Unterstützung des Europäischen Fonds für regionale Entwicklung.

Aragón Institute of Engineering Research (i3A), Universität Zaragoza, Zaragoza, Spanien

Iulen Cabeza-Gil, Javier Frechilla und Begoña Calvo

Biomaterials and Nanomedicine Networking Biomedical Research Center (CIBER-BBN), Saragossa, Spanien

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ICG und BC haben die Studie konzipiert. ICG führte die Experimente durch. JF analysierte die Experimente. ICG und BC überprüften die Ergebnisse. ICG hat den Artikel geschrieben. JF und BC haben den Artikel überprüft.

Korrespondenz mit Iulen Cabeza-Gil.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Cabeza-Gil, I., Frechilla, J. & Calvo, B. Bewertung der mechanischen Stabilität von Intraokularlinsen mithilfe digitaler Bildkorrelation. Sci Rep 13, 9437 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-36694-0

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Eingegangen: 02. Februar 2023

Angenommen: 08. Juni 2023

Veröffentlicht: 09. Juni 2023

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

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