Modelagem do Dano Retiniano para Previsão de Limiar e Avaliação Probabilística de Risco

Resumo

É apresentada uma abordagem de modelagem para danos térmicos induzidos por laser no olho humano. O objetivo é melhorar a avaliação de riscos baseados em laser, fornecendo um meio de calcular os danos para um cenário específico de irradiação.

Resumo

Com o aumento do número de aplicações a laser na medicina, defesa e tecnologia, tanto a exposição intencional quanto acidental do olho humano a fontes de laser tornou-se uma preocupação importante. A previsão baseada em modelos dos limiares de lesão retiniana pode permitir uma avaliação de segurança a laser mais específica para cada cenário, especialmente para parâmetros de laser não cobertos por dados experimentais. Idealmente, tais modelos permitiriam calcular valores de ED50 (dose efetiva em que a probabilidade de dano é de 50%) com base — entre outros fatores — no comprimento de onda, duração do pulso e formato do ponto. Isso requer uma compreensão detalhada e modelagem de todos os regimes de dano para refletir a dependência entre os parâmetros-chave e o mecanismo dominante de dano.

Este trabalho discute o status dessa abordagem (validada aqui para o regime térmico, ou simplesmente "no regime de danos térmicos"); Aspectos críticos que poderiam bloquear seu sucesso são destacados e os benefícios potenciais são destacados. Essas medidas vão desde a melhoria da precisão dos limites de exposição a laser em padrões de segurança ocular até dosimetria otimizada em cirurgia a laser retiniana e avaliação probabilística de risco para o uso de lasers em ambientes externos.

Introdução

Este trabalho descreve o desenvolvimento e validação de um modelo fisiologicamente detalhado de danos térmicos do olho humano. Dentro do regime de lesão térmica, o modelo prevê a evolução da temperatura retiniana e os limiares de lesão usando uma formulação de dano de Arrhenius (compare explicação na seção de dano fototérmico). Aplicações representativas abrangem todas as situações em que a previsão de temperaturas e danos oculares é de interesse. Isso inclui, por exemplo, a avaliação dos limiares de dano para irradiação retiniana varredura, a compreensão do efeito da aditividade do trem de pulsos nos limiares de dano e a comparação de limiares calculados com os limites de segurança do padrão de segurança do laser. Fora do regime térmico, são apresentadas as abordagens de modelagem atuais em consideração, e um roteiro é fornecido para estender a estrutura para mecanismos adicionais de dano.

O trabalho apresentado aqui diz respeito à modelagem e, portanto, à previsão de danos na retina causados pela irradiação a laser. Embora uma dose crítica possa, em teoria, sempre ser determinada por experimentos com retinas animais semelhantes às retinas humanas, há uma forte necessidade de prever os danos sem realizar experimentos. O espaço de variação dos parâmetros do laser (comprimentos de onda, durações de pulsos e taxas de repetição) é vasto, implicando um número proibitivamente grande de experimentos com animais para cada novo conjunto de parâmetros. Além disso, para longos períodos de irradiação, o fluxo sanguíneo retiniano deve ser considerado também, o que exigiria experimentos in vivo . Consequentemente, modelar a interação do laser com o olho parece ser o único caminho realista a seguir.

A necessidade de um entendimento detalhado dos mecanismos de dano e, portanto, dos limiares de dano (que poderiam ser usados como substitutos do ED50) também está ligada à situação da norma de segurança ocular (IEC 60825 ou ANSI Z136.1). Como o padrão deve abordar toda a faixa de comprimentos de onda, durações de pulsos, padrões de repetição e tamanhos de pontos, ele necessariamente incorpora suposições simplificadoras, interpolações e fatores conservadores de segurança para levar em conta a incerteza. Como apenas um número limitado de valores de ED50 — principalmente derivados de estudos com primatas não humanos — está disponível, é necessária interpolação para estabelecer limites abrangentes de MPE (exposição máxima permitida). Embora essa abordagem ofereça aplicabilidade ampla e prática, uma estrutura fundamentada em uma compreensão mecanicista detalhada e modelagem dos processos de dano oferece vantagens claras em termos de transparência física, precisão específica do cenário e aplicabilidade, sem conhecimento detalhado do padrão de segurança a laser.

Por exemplo, lasers pulsados e de varredura são avaliados como fontes pulsadas, embora a varredura retiniana introduza efeitos temporais e espaciais adicionais. O tratamento adequado da varredura na definição dos limites de segurança tem sido tema de discussão contínua dentro da comunidade na última década. Mesmo com atualizações regulares para refletir avanços tecnológicos, não é viável que o padrão cubra todas as configurações complexas de novos sistemas a laser com novos conjuntos de parâmetros sem simplificações e fatores conservadores de segurança. Consequentemente, ainda há espaço para interpretação, o que pode levar a inconsistências ou erros na avaliação de segurança.

Uma abordagem de modelagem baseada em física poderia reduzir substancialmente a dependência da interpolação e margens conservadoras, além de estender a aplicabilidade do padrão a cenários complexos. Como o desenvolvimento e a validação desses modelos estão diretamente ligados a uma compreensão mais profunda dos mecanismos de dano subjacentes, os insights resultantes também podem apoiar uma derivação mais transparente e fisicamente fundamentada dos valores do MPE a partir dos dados existentes do ED50.

A longo prazo, a avaliação da segurança ocular poderia ser simplificada por meio de uma estrutura integrada de modelagem plug-and-play. Tal ferramenta poderia ser fornecida tanto com os parâmetros relevantes do sistema quanto diretamente com um arquivo óptico de projeto (por exemplo, um modelo Zemax), que normalmente está disponível durante o desenvolvimento do produto, permitindo assim uma avaliação de segurança consistente e específica^{para cada cenário 1}.

Outro campo de aplicação é o crescente campo dos lasers de alta energia (HEL), por exemplo, para combater drones. Aqui, a dificuldade reside principalmente nos reflexos do laser dos alvos, especialmente os metálicos, que podem mudar rápida e aleatoriamente e constituem um risco para militares e^{civis 2,3}. Essa situação aleatória não determinística requer um mecanismo de avaliação adequado – geralmente é usada uma abordagem probabilística. Essa abordagem cria declarações sobre a ocorrência de certas situações de irradiação (intensidade, tempo de exposição, comprimento de onda), que ainda precisam ser traduzidas em probabilidade de dano. Aqui, a modelagem de danos discutida neste trabalho pode fechar a lacuna ao traduzir cenários probabilísticos em probabilidades de dano.

Compreender os princípios dos mecanismos de dano em detalhes e imitá-los em um modelo de software é uma forma direta de determinar limiares de dano em vez de realizar experimentos. Dependendo da duração do pulso, o dano retiniano ocorre por meio de diferentes mecanismos de interação laser-tecido (Figura 1)4,5,6,7:

Figura 1: Visão geral dos mecanismos de dano. O tipo de mecanismo de dano depende do tempo de exposição e da irradiância. Vai desde danos fotomecânicos decorrentes de irradiância muito alta em durações curtas até danos fotoquímicos devido à baixa irradiância por longos períodos. Por favor, clique aqui para ver uma versão ampliada desta figura.

Quebra fotomecânica (^10-12–^10-6 s, 10¹⁰–10¹⁶ W/^{cm 2}):
Fotoperturbação: Em durações de pulsos ultracurtas a nanossegundos e irradiâncias muito altas, a absorção não linear inicia a quebra óptica. Um plasma denso de elétrons e íons livres se forma, expandindo-se explosivamente e gerando ondas de choque fortes. O processo, chamado fotodisruptão, rasga mecanicamente o tecido com aquecimento em massa mínimo e cria lesões bem definidas mesmo em áreas de absorção^fraca 4,8,9,10.

Ablação induzida por plasma: Na faixa ns–μs em irradiância muito alta, o plasma volta a dominar. Aqui, a remoção de tecido é impulsionada não apenas por ondas de choque, mas também pela expansão do plasma e ablação explosiva. O mecanismo é conhecido como ablação induzida por plasma e produz ejeção significativa^{de material 4,11}.

Fotoablação (≈ 10^⁻9–10⁻⁶ s; ≈ 10⁷–10¹⁰ W/^{cm 2}):
Para durações de pulso acima do nanosegundo e abaixo da faixa de microssegundos, ocorre a fotoablação. Nesse processo, as ligações moleculares são diretamente quebradas pela irradiação. Esse método é, por exemplo, usado para corrigir erros refrativos do olho ao remodelar a córnea (o chamado método LASIK). Tipicamente, procedimentos fotoablativos são aplicados em uma faixa de potência onde a formação de plasma ainda^não ocorreu ^4,11.

Dano termomecânico (≈ ^10-9 – ^10-6 s; ≈ 10⁶ – 10⁸ W/^{cm 2}):
Nos tecidos oculares pigmentados, a forte absorção por melanossomos na faixa ns–μs pode causar superaquecimento rápido. Quando a superfície do melanossomo atinge ≈ 150 °C, microbolhas nucleam ^12,13. Sua expansão e colapso geram ondas mecânicas de tensão que danificam o epitélio pigmentário da retina (EPR). Esse mecanismo termomecânico faz a ponte entre fotoablação e lesão térmica: não é impulsionado por plasma, mas envolve transitórios mecânicos acoplados a aquecimento localizado. Os limiares dependem do tamanho, forma, orientação e iluminação local^{do melanossomo 4,11}.

Dano fototérmico (≈ 1 μs– 60 s; ≈ 10–10⁶ W/^{cm 2}):
De microssegundos até segundos, o aquecimento dos tecidos domina. A deposição de energia eleva a temperatura, levando primeiro à desnaturação da proteína e, com exposições mais altas, à necrose coagulativa e carbonização. Os limites da literatura diferem: Niemz⁴ cita 1 μs – 60 s, Zuclich¹⁴ 10 μs – 60 s. A reciprocidade aproximada com exposição radiante (~1–1000 J/^{cm 2}) se mantém, com desvios para pulsos muito curtos (difusão térmica limitada) e pulsos muito longos (resfriamento aprimorado por perfusão^)4,6,15.

A modelagem do dano térmico no trabalho apresentado baseia-se na integral de Arrhenius, que é definida como:

(1)

Com τ indicando o tempo de exposição, _{E a} a energia de ativação, R a constante universal de gás, T a temperatura durante a exposição e A um fator de escala pré-exponencial, os parâmetros aplicados neste estudo são A = 1,3 × 10^{99 s−1} e E = 628 kJ/mol¹⁵. Uma condição de Ω = 1 é considerada indicar o início de dano tecidual. Para uma discussão abrangente do modelo subjacente, consulte uma publicação^{anterior 4}.

Dano fotoquímico (≈ 10 s – 10⁴ s; ≈ 10⁻³ – 10² W/^{cm 2}):
Para exposições longas em baixas irradiâncias, reações fotoquímicas cumulativas dominam – como o branqueamento de fotopigmentos ou vias mediadas por espécies reativas de oxigênio (ROS). Eles ocorrem em durações de exposição acima de 10 s⁶ (ou acima de 1 s⁴). Assim, existe uma faixa intermediária na qual tanto danos térmicos quanto fotoquímicos podem ocorrer^{simultaneamente 16}. O risco crônico de luz azul em baixo nível é um exemplo típico.

Protocolo

A Seção 1 descreve as etapas gerais necessárias para a construção de modelos, pois podem ser realizadas com uma variedade de opções de software. A Seção 2 fornece essas instruções para o caso específico e exemplar em que o Altair Hypermesh (software de modelagem e análise por elementos finitos [FEA]) e o Ansys Fluent (software de simulação de fluidos) são utilizados. Além disso, um arquivo suplementar (Arquivo Suplementar 1 17,18,19,20,21,22,23,24,25,26,27,28,29,30,31,32,33⁾ 34,35,36,37,38,39,40,41,42,43,44,45) é fornecido, que descreve a abordagem de modelagem e fornece base teórica de forma não gradual (Figura 1 - Figure 5, Tabela 1 - Tabela 3).

1. Implementação da abordagem de modelagem – Etapas gerais procedurais

1. Crie um modelo 3D de acordo com a geometria descrita acima.
   1. Dentro deste trabalho, crie a geometria em um software de projeto mecânico assistido por computador 3D (Versão 16) de acordo com os parâmetros descritos no Arquivo Suplementar 1.
2. Crie a malha de volume de acordo com as propriedades e extensões de todas as partes do olho, de acordo com o Arquivo Suplementar 1.
   1. Realizar malhas e pós-processamento com software de análise FEA (Versão 11) e software de análise assistida por computador (CAE) (Versão 11). O modelo consiste em 761.766 elementos tetraédricos. As células da malha têm dimensões entre 37 μm e 491 μm.
      NOTA: Uma malha mais grossa resultaria em erros/desvios de cálculo. Um número maior de células sempre é possível, mas isso aumentaria o tempo computacional. Essa malha mostrou-se independente do tamanho, pois o refinamento adicional do tamanho do elemento resultou em diferenças negligenciáveis nos cálculos.
   2. Para manter tempos de computação razoáveis, use essa malha e adote apenas se regiões específicas exigirem uma resolução mais fina. Assim, remalhe a retina com um tamanho mínimo de característica de 5 μm para permitir a absorção dentro da camada de EPR, conforme necessário e explicado posteriormente no protocolo.
      NOTA: A Figura 2 mostra uma imagem exemplar da malha com um vítreo oculto para tornar a retina visível.
3. Integre condições de contorno.
   1. Na esclera, use um coeficiente de fronteira apenas condutiva h_scl = 20 W/^{m 2}K e um valor corneano _h'corn,1 = 14,21 W/^{m 2}K de conforme derivado acima em detalhes. Use esses valores para definir as condições de contorno da superfície que representa a esclera e a córnea, respectivamente.
4. Implemente o fluxo sanguíneo.
   NOTA: Este campo fornece direção e magnitude do fluxo em cada célula da malha e adiciona advecção à equação de energia.
   1. Siga os passos de construção mencionados abaixo:
      1. Especifique entradas/saídas fisiológicas — entrada anterior do círculo arterial principal da íris e entrada posterior das artérias ciliares curtas, com drenagem venosa pelas veias do vórtice.
      2. Calcule o campo de fluxo resultante.
      3. Reescalar todas as velocidades locais para um uniforme de 5 mm (conforme^{Peyman 45}) preservando as direções, implementado por meio de uma função definida pelo usuário (UDF) por software de simulação de fluidos. O resultado é um campo de velocidades direcionalmente correto de magnitude constante através da coroide.
5. Calcule a distribuição de temperatura.
   1. Comece o cálculo da temperatura definindo as posições e formas dependentes do tempo do feixe de laser. Para obter essas posições variáveis no tempo na retina (ou dentro do olho de forma mais geral), utilize um modelo de software de ray tracing do olho em paralelo ao modelo termodinâmico.
      NOTA: Com base na modelagem do sistema laser em análise por software de raytracing, essa abordagem fornece a evolução temporal das posições e formas dos pontos de laser. Isso não é explicado em detalhes nesta obra para facilitar a acessibilidade, mas é descrito anteriormente ^1,18.
   2. Mapeie as posições e formas calculadas nas seções correspondentes das células da malha ao longo do tempo, que então recebem a respectiva potência do laser.
   3. Importe esses dados para o software de simulação de fluidos via um UDF, que os processa ciclicamente. O UDF identifica as células de malha relevantes e introduz um termo de fonte de energia de acordo com a potência do laser especificada para o tempo de irradiação correspondente. Considere tanto a irradiação de ondas contínuas (cw) quanto a pulsada, assim como movimentos estáticos ou dependentes do tempo do feixe.
   4. Para cada posição, calcule a energia absorvida usando o coeficiente de absorção no comprimento de onda do laser dado e a atribua às células de malha afetadas, que são aquecidas em paralelo.
      NOTA: Como exemplo, para irradiação em comprimento de onda de 532 nm, ocorre absorção de 51% no EPR com espessura de 5^{μm 7}, como mostrado na Figura 3. Não ocorre absorção dentro da membrana^{de Bruch 7,46}. A energia restante do laser diminui na coroide, assumida como tendo 100 μm de espessura, com coeficiente de absorção⁷ de α_Ch = 270 ^cm-1, segundo a lei de Lambert-Beer. A UDF calcula a energia absorvida ao longo da espessura de cada célula da malha e atribui esse valor à célula. Para a transmissão da córnea para a retina, aplica-se um valor de 20 % ⁷. Uma mudança no comprimento de onda do laser é facilmente acomodada simplesmente adaptando o coeficiente de absorção e a transmissão da córnea para a retina.
   5. Além disso, defina a duração de um único passo de tempo, já que os dados de formato pontual (do modelo de raytracing ou definidos diretamente na UDF se forem conhecidos sem o modelo de raytracing) descrevem apenas a sequência de irradiação sem escala temporal.
   6. Para acelerar o cálculo, agrupe todos os intervalos sem irradiação juntos e atribua um passo de tempo correspondentemente maior, pois não é necessária resolução temporal fina ali.
      NOTA: Após a aplicação dessas configurações, o solucionador pode calcular a resposta térmica temporal do olho. Como o modelo atual exige apenas a condução de calor e o fluxo sanguíneo para serem considerados, o solucionador está restrito a resolver as equações diferenciais correspondentes. Consulte o Arquivo Suplementar 2 para funções exemplares definidas pelo usuário.
6. Calcule os danos.
   1. Para derivar um limiar de dano baseado na resposta térmica, extraia os valores de temperatura calculados do arquivo de resultados Fluent usando uma ferramenta baseada em C++ (veja ^1,18 para detalhes e listagens de código).
   2. Seguindo a abordagem integral de Arrhenius, calcule os valores de Arrhenius das células de malha individuais a partir dessas temperaturas e armazene-as em um formato compatível com o software de pós-processamento. Isso permite a troca conveniente entre valores de temperatura e probabilidades de dano durante a análise.
   3. Por fim, obtenha um resultado binário de dano (sim/não) para cada célula da malha. Determine a classificação sim/não por um valor limiar de 1 para a integral^{de Arrhenius 4}. Identifique esse limiar de dano iterativamente testando diferentes potências de entrada para uma duração fixa de irradiação.
7. Defina o tamanho do passo-tempo do solver.
   1. Use o software de simulação de fluidos (Versão 14.5) como solucionador, empregando o método de volume finito. O tamanho do passo deve satisfazer a condição de Courant-Friedrichs-Lewy, que descreve a razão com o tamanho das células da malha para criar condições estáveis de simulação.
   2. Além disso, reduza o tamanho do passo passo a passo até que o resultado se torne invariante ao tamanho do passo. Por exemplo, para cálculos com passos de tempo de até 10 s de 1 ms e 100 ms, as variações de temperatura foram encontradas em <1%.

Figura 2: Seção cortada através da malha (humor vítreo mascarado). A figura mostra a esclera (branca), a coróide (vermelha), a retina (amarela), o cristalino (branco), a íris (verde) e o humor aquoso (azul⁾¹⁸. Por favor, clique aqui para ver uma versão ampliada desta figura.

Figura 3: Características de absorção no fundo ocular. Dentro do EPR, 51% da radiação laser de 532 nm é absorvida; não ocorre absorção na membrana de Bruch, e a coroide é modelada de acordo com o comportamento de^{Lambert-Beer 18}. Por favor, clique aqui para ver uma versão ampliada desta figura.

2. Exemplo ilustrativo – Etapas específicas

1. Crie um modelo 3D de acordo com a geometria descrita acima.
   NOTA: O modelo 3D é construído criando objetos para todos os elementos listados na Tabela Suplementar 1. Por exemplo, esses passos levam à esclera.
   1. Crie um novo arquivo de peça (.ipt).
   2. Comece um esboço 2D no plano XY.
   3. Desenhe uma linha de construção horizontal (esse será o eixo de rotação).
   4. Desenhe um arco com raio de 12 mm para a superfície externa.
   5. No centro (polo posterior), crie um ponto 0,99 mm para dentro a partir do arco externo.
   6. A partir desse ponto, esboce a curva da superfície interna.
   7. No limbo, ajuste a distância entre a superfície interna e externa para 0,75 mm.
   8. Conecte curvas internas e externas na borda para formar um perfil fechado.
   9. Selecione Modelo 3D > Revolve.
   10. Escolha Surface e confirme.
2. Crie a malha de volume.
   NOTA: A malha é criada com base no objeto 3D. Este é um exemplo de malha:
   1. Importe o modelo 3D criado no software de design mecânico assistido por computador 3D.
   2. Clique na superfície do objeto para malhar, por exemplo, a esclera.
   3. Faça a malha das superfícies primeiro – clique em Malha nesta interface, que aparece assim que a superfície é clicada. Selecione surfs na interface e selecione malha adaptativa automática.
   4. A malha 3D (que define o objeto) é baseada nas malhas de superfície. Para criar, selecione as superfícies e clique no menu superior esquerdo: Malha > Criar > Malha de Mapa Sólido.
   5. Agora, uma interface aparece. Clique em malha.
3. Integre condições de contorno.
   NOTA: Condições de contorno precisam ser definidas para a esclera e a córnea, já que essas superfícies estão em contato com o mundo ao redor. Este exemplo é para a esclera:
   1. Vá para Analysis no menu superior > BCs > Criar > Restrições (ou Loads).
   2. Selecione o tipo de superfície da entidade e escolha a esclera no menu.
   3. No mesmo painel, localize os campos de entrada de valor e insira o valor diretamente no campo de magnitude .
   4. Clique em criar para atribuir a condição de contorno.
4. Implemente o fluxo sanguíneo.
   1. Defina superfícies para - entrada anterior (círculo arterial principal da íris), entrada posterior (artérias ciliares curtas) e saída (veias vórtice).
   2. Atribua condições de contorno para essas superfícies.
   3. Clique em Análise > BCs > criar cargas >.
   4. Selecione as superfícies de entrada > atribua vetores de direção de velocidade (direções fisiológicas aproximadas).
   5. Selecione as superfícies das saídas > atribua a saída de pressão (ou restrição zero, dependendo da configuração do solver).
   6. Exportar modelo para o software de simulação de fluidos – é aqui que o comprimento do vetor de fluxo será adaptado.
   7. Use o UDF ScaleVelocity do anexo dentro do software de simulação de fluidos para adaptar o comprimento do vetor (UDF é um formato padrão a ser carregado no software de simulação de fluidos).
5. Calcule a distribuição de temperatura (Set Solver).
   NOTA: Use o software de simulação de fluidos para calcular as temperaturas como a seguir e salve em um formato de arquivo legível pelo software de análise CAE.
   1. Clique em Arquivo > Leia > Malha > selecione malha > Verificação > Malha.
   2. Clique em General > Solver: Baseado em Pressão > Tempo: Transitório.
   3. Clique em Modelos > Energia > Ativar > OK.
   4. Clique em Materiais > definir ρ, p, kρ > Condições da Zona Celular > atribuir materiais a todas as regiões.
   5. Clique em Condições de Contorno > definir BCs térmicos (córnea, esclera, ambiente).
   6. Clique em Inicialização da Solução > Inicializar.
   7. Clique em executar cálculo > defina o tamanho do passo de tempo + número de passos de tempo + iterações por passo.
   8. Clique em executar cálculo > calcular.
   9. Clique em Arquivo > Exportar > Dados da Solução... > Tipo de Arquivo: Ensight Gold > selecionar Temperatura > selecionar zonas > Escrever.
6. Calcule o dano.
   1. Execute o AddingArrhenius.exe (Arquivo Suplementar 3 e Arquivo Suplementar 4) a partir da mesma pasta dos arquivos de software de análise FEA que contêm as temperaturas. Ele contém um cálculo simples da integral de Arrhenius baseado nas temperaturas armazenadas nos arquivos do software de análise FEA.

Resultados

Esta seção mostra primeiro a verificação e validação do modelo apresentado. Em seguida, três aplicações exemplares são demonstradas.

Verificação e validação
Nesta seção, o modelo apresentado é primeiro verificado por comparação com modelos oculares termofisiológicos^{estabelecidos} 19,27,28,30,32 para garantir consistência das distribuições de temperatura previstas (situação em estado estacionário).

Discussão

Dentro do protocolo, não há etapas críticas em relação à criação do modelo. O mais crítico é a seleção do tamanho e do tipo da malha em combinação com o tamanho do passo de tempo. Uma modificação da técnica de modelagem é relevante para o uso de outros padrões de varredura na retina. O modelo em si não deve ser modificado. A técnica é limitada aos regimes de dano conforme explicado na respectiva seção. A importância está na possibilidade de previsão de danos sem experimentos com animais....

Materiais

Lista de materiais utilizados neste artigo

Nome	Empresa	Número de catálogo	Comentários
Altair Hypermesh 11.0	Altair Engineering Inc.	Versão 11	Criação e exibição de malhas; software de modelagem e análise de elementos finitos [FEA]
Ansys Fluent 14.5	Ansys Inc.	Versão 14.5	Resolução termodinâmica; software de simulação de fluidos
Autodesk Inventor	Autodesk	Versão 16	Software de design assistido por computador (CAD) mecânico 3D
Hyperview	Altair Engineering Inc.	Versão 11	software de análise de engenharia assistida por computador (CAE)
Optic Studio 13 (Zemax)	Zemax Development Corporation, hoje é Ansys Inc.	Versão 13	Software de Traçado de Raios
Optocon FOTEMP2	Optocon	https://comem.com/pt/optocon/	Espectrômetro; Medição de temperatura do tecido ocular
Optocon TS2	Optocon	https://comem.com/pt/optocon/	Sonda de medição; Medição de temperatura do tecido ocular