Modellierung von Netzhautschäden zur Schwellenwertvorhersage und probabilistischer Risikobewertung

Zusammenfassung

Ein Modellierungsansatz für laserinduzierte thermische Schäden am menschlichen Auge wird vorgestellt. Es zielt darauf ab, die Bewertung laserbasierter Gefahren zu verbessern, indem eine Möglichkeit zur Berechnung des Schadens für ein bestimmtes Bestrahlungsszenario bereitgestellt wird.

Zusammenfassung

Mit der zunehmenden Anzahl von Laseranwendungen in Medizin, Verteidigung und Technologie ist sowohl die absichtliche als auch die versehentliche Exposition des menschlichen Auges gegenüber Laserquellen zu einem großen Problem geworden. Eine modellbasierte Vorhersage der Schwellen für Netzhautschäden könnte eine szenariospezifischere Bewertung der Lasersicherheit ermöglichen, insbesondere für Laserparameter, die in experimentellen Daten nicht abgedeckt sind. Idealerweise würden solche Modelle die Berechnung von ED50 (effektive Dosis, bei der die Schadenswahrscheinlichkeit 50 % beträgt) erlauben, basierend auf – unter anderem – auf Wellenlänge, Pulszeit und Punktform. Dies erfordert ein detailliertes Verständnis und eine Modellierung aller Schadensregime, um die Abhängigkeit zwischen den Schlüsselparametern und dem dominanten Schadensmechanismus widerzuspiegeln.

Diese Arbeit behandelt den Status dieses Ansatzes (hier validiert für den thermischen Bereich, oder einfach "im thermischen Schadensbereich"); Kritische Aspekte, die den Erfolg blockieren könnten, werden hervorgehoben und potenzielle Vorteile werden dargelegt. Diese reichen von verbesserter Genauigkeit der Laserbelichtungsgrenzen in Augensicherheitsstandards über optimierte Dosimetrie in der Netzhautlaserchirurgie bis hin zur probabilistischen Risikobewertung für den Einsatz von Lasern im Freien.

Einleitung

Diese Arbeit beschreibt die Entwicklung und Validierung eines physiologisch detaillierten thermischen Schadensmodells des menschlichen Auges. Innerhalb des thermischen Verletzungsregimes sagt das Modell die Entwicklung der Netzhauttemperatur und die Verletzungsschwellenwerte anhand einer Arrhenius-Schadensformulierung voraus (vergleiche Erklärung im Abschnitt um photothermische Schäden). Repräsentationsanwendungen decken alle Situationen ab, in denen die Vorhersage von Augentemperaturen und -schäden von Interesse ist. Dazu gehört z. B. die Bewertung von Schadensschwellen für gescannte Netzhautbestrahlung, das Verständnis der Wirkung der Pulszugadditivität auf Schadensschwellenwerte sowie der Vergleich berechneter Schwellenwerte mit Sicherheitsgrenzen aus dem Lasersicherheitsstandard. Außerhalb des thermischen Bereichs werden aktuelle Modellierungsansätze vorgestellt, und eine Roadmap zur Erweiterung des Rahmens auf weitere Schadensmechanismen bereitgestellt.

Die hier vorgestellte Arbeit betrifft die Modellierung und damit die Vorhersage von Netzhautschäden durch Laserbestrahlung. Während eine kritische Dosis theoretisch immer durch Experimente mit Tiernetzhauten bestimmt werden könnte, die der menschlichen Netzhaut ähneln, besteht ein starker Bedarf, den Schaden ohne Experimente vorherzusagen. Der Parameterraum der Laserparameter (Wellenlängen, Pulsdauern und Wiederholungsraten) ist riesig, was eine unerschwinglich große Anzahl von Tierversuchen für jeden neuen Parametersatz impliziert. Zusätzlich muss bei langen Bestrahlungszeiten auch der Netzhautblutfluss berücksichtigt werden, was in vivo-Experimente erfordern würde. Daher scheint die Modellierung der Interaktion des Lasers mit dem Auge der einzige realistische Weg zu sein.

Der Bedarf an einem detaillierten Verständnis der Schadensmechanismen und damit der Schadensschwellenwerte (die als ED50-Surrogaten verwendet werden könnten) ist ebenfalls mit der Situation des Augenschutzstandards (IEC 60825 oder ANSI Z136.1) verbunden. Da der Standard den gesamten Bereich von Wellenlängen, Pulsdauern, Wiederholungsmustern und Fleckgrößen abdecken muss, beinhaltet er notwendigerweise vereinfachende Annahmen, Interpolationen und konservative Sicherheitsfaktoren, um Unsicherheiten zu berücksichtigen. Da nur eine begrenzte Anzahl von ED50-Werten – hauptsächlich aus nicht-menschlichen Primatenstudien abgeleitet – verfügbar ist, ist eine Interpolation erforderlich, um umfassende MPE-Grenzen (maximale zulässige Exposition) festzulegen. Obwohl dieser Ansatz eine breite und praktische Anwendbarkeit bietet, bietet ein Rahmenwerk, der auf einem detaillierten mechanistischen Verständnis und Modellierung von Schadensprozessen basiert, klare Vorteile hinsichtlich physischer Transparenz, szenariospezifischer Genauigkeit und Anwendbarkeit ohne detailliertes Wissen über den Lasersicherheitsstandard.

Beispielsweise werden gepulste und abtastende Laser als gepulste Quellen bewertet, obwohl das Netzhaut-Scannen zusätzliche zeitliche und räumliche Effekte mit sich bringt. Die angemessene Behandlung von Scanning bei der Herleitung von Sicherheitsgrenzen ist in den letzten zehn Jahren Gegenstand laufender Diskussionen in der Gemeinschaft. Selbst mit regelmäßigen Aktualisierungen zur Berücksichtigung technologischer Fortschritte ist es nicht machbar, dass der Standard jede komplexe Konfiguration neuer Lasersysteme mit neuen Parametersätzen ohne Vereinfachungen und konservative Sicherheitsfaktoren abdeckt. Folglich bleibt Interpretationsspielraum, was zu Inkonsistenzen oder Fehlern bei der Sicherheitsbewertung führen kann.

Ein physikbasierter Modellierungsansatz könnte die Abhängigkeit von Interpolation und konservativen Margen erheblich reduzieren und die Anwendbarkeit des Standards auf komplexe Szenarien erweitern. Da die Entwicklung und Validierung solcher Modelle direkt mit einem tieferen Verständnis der zugrunde liegenden Schadensmechanismen verknüpft ist, könnten die daraus resultierenden Erkenntnisse auch eine transparentere und physikalisch fundiertere Herleitung von MPE-Werten aus bestehenden ED50-Daten unterstützen.

Langfristig könnte die Bewertung der Augensicherheit durch ein integriertes, Plug-and-Play-Modellierungssystem optimiert werden. Ein solches Werkzeug könnte entweder mit den relevanten Systemparametern oder direkt mit einer optischen Designdatei (z. B. einem Zemax-Modell) geliefert werden, die typischerweise während der Produktentwicklung verfügbar ist und so eine konsistente und szenariospezifische Sicherheitsbewertung^ermöglicht.

Ein weiteres Anwendungsgebiet ist das wachsende Feld der Hochenergielaser (HEL), z. B. zur Bekämpfung von Drohnen. Hier liegt die Schwierigkeit hauptsächlich in den Laserreflexionen von Zielen, insbesondere metallischen Zielen, die sich schnell und zufällig verändern können und eine Gefahr für Militärangehörige und Zivilisten darstellen ^2,3. Diese zufällige nicht-deterministische Situation erfordert einen angemessenen Bewertungsmechanismus – üblicherweise wird ein probabilistischer Ansatz verwendet. Dieser Ansatz erstellt Aussagen über das Auftreten bestimmter Bestrahlungssituationen (Intensität, Expositionszeit, Wellenlänge), die dennoch in eine Schadenswahrscheinlichkeit übersetzt werden müssen. Hier kann die in dieser Arbeit diskutierte Schadensmodellierung die Lücke schließen, indem probabilistische Szenarien in Schadenswahrscheinlichkeiten übersetzt werden.

Das detaillierte Verständnis der Prinzipien von Schadensmechanismen und deren Nachahmen in einem Softwaremodell ist eine einfache Möglichkeit, Schadensschwellenwerte zu bestimmen, anstatt Experimente durchzuführen. Je nach Pulsdauer entstehen Netzhautschäden durch verschiedene Mechanismen der Laser-Gewebe-Interaktion (Abbildung 1)4,5,6,7:

Abbildung 1: Überblick über die Schadensmechanismen. Die Art des Schadensmechanismus hängt von der Belichtungszeit und der Bestrahlung ab. Sie reicht von photomechanischen Schäden, die von sehr hoher Bestrahlung bei kurzen Pulsdauern resultieren, bis hin zu photochemischen Schäden durch geringe Bestrahlung über lange Zeiträume. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzusehen.

Photomechanische Zerlegung (^10-12–^10-6 S, 10¹⁰–10¹⁶ W/cm²):
Photodisruption: Bei ultrakurzen bis nanosekunden Pulsdauern und sehr hohen Bestrahlungswerten initiiert nichtlineare Absorption einen optischen Durchbruch. Ein dichtes Plasma aus freien Elektronen und Ionen bildet sich, dehnt sich explosionsartig aus und erzeugt starke Stoßwellen. Der Prozess, genannt Photodisruption, zerreißt Gewebe mechanisch mit minimaler Volumenerwärmung und erzeugt scharf definierte Läsionen selbst in schwach absorbierenden Bereichen 4,8,9,10.

Plasmainduzierte Ablation: Im ns–μs-Bereich bei sehr hoher Bestrahlung dominiert erneut das Plasma. Hier wird die Gewebeentfernung nicht nur durch Schockwellen, sondern auch durch Plasmaexpansion und explosive Ablation angetrieben. Der Mechanismus ist als plasma-induzierte Ablation bekannt und verursacht eine signifikante Materialauswurf ^4,11.

Photoablation (≈ 10^⁻9–10⁻⁶ s; ≈ 10⁷–10^{10 W} /cm²):
Bei Pulsdauern oberhalb der Nanosekunde und unterhalb des Mikrosekundenbereichs findet eine Photoablation statt. In diesem Prozess werden Molekularbindungen direkt durch die Bestrahlung gebrochen. Diese Methode wird beispielsweise verwendet, um Brechungsfehler des Auges durch Neugestaltung der Hornhaut zu korrigieren (die sogenannte LASIK-Methode). Typischerweise werden photoablative Verfahren in einem Leistungsbereich angewendet, in dem noch keine Plasmabildung stattgefunden hat ^4,11.

Thermomechanischer Schaden (≈ ^10-9 – ^10-6 S; ≈ 10⁶ – 10⁸ W/cm²):
In pigmentierten Augengeweben kann eine starke Absorption durch Melanosomen im NS–μs-Bereich zu schneller Überhitzung führen. Wenn die Melanosomenoberfläche ≈ 150 °C erreicht, nukleieren Mikroblasen^12,13. Ihre Ausdehnung und ihr Kollaps erzeugen mechanische Belastungswellen, die das retinale Pigmentepithel (RPE) schädigen. Dieser thermomechanische Mechanismus überbrückt die Lücke zwischen Photoablation und thermischer Schädigung: Er ist nicht plasmagesteuert, sondern beinhaltet mechanische Transienten mit lokaler Erwärmung. Schwellenwerte hängen von der Größe des Melanosomens, der Form, der Ausrichtung und der lokalen Beleuchtung ^4,11 ab.

Photothermalschäden (≈ 1 μs–60 s; ≈ 10–10⁶ W/cm²):
Von Mikrosekunden bis zu Sekunden dominiert die Gewebeerwärmung. Die Energieablagerung erhöht die Temperatur, was zunächst zur Denaturierung von Proteinen und bei höherer Exposition zu einer koagulativen Nekrose und Karbonisierung führt. Die Literaturgrenzen unterscheiden sich: Niemz⁴ nennt 1 μs – 60 s, Zuclich¹⁴ 10 μs–60 s. Ungefähre Reziprozität mit Strahlungsbelichtung (~1–1000 J/cm^²) gilt, mit Abweichungen für sehr kurze Impulse (begrenzte Wärmediffusion) und sehr lange Pulse (verbesserte Kühlung durch Perfusion)^4,6,15.

Die Modellierung des thermischen Schadens in der vorgestellten Arbeit basiert auf dem Arrhenius-Integral, das definiert ist als:

(1)

Mit τ als Belichtungszeit, E_a als Aktivierungsenergie, R als universelle Gaskonstante, T als Temperatur während der Belichtung und A als präexponentiellen Skalierungsfaktor, sind die in dieser Studie angewandten Parameter A = 1,3 × 10⁹⁹ s⁻¹ und E = 628 kJ/mol¹⁵. Eine Bedingung Ω = 1 wird als Hinweis auf den Beginn der Gewebeschädigung gewertet. Für eine umfassende Diskussion des zugrundeliegenden Modells siehe eine frühere Veröffentlichung⁴.

Fotochemischer Schaden (≈ 10 s – 10⁴ s; ≈ 10⁻³ – 10² W/cm²):
Bei langen Belichtungen mit niedriger Bestrahlung dominieren kumulative photochemische Reaktionen – wie zum Beispiel photopigmentierte Bleichung oder durch reaktive Sauerstoffspezies (ROS)-vermittelte Wege. Sie treten bei Belichtungsdauern über 10 s⁶ (oder über 1 s⁴) auf. Daher existiert ein Zwischenbereich, in dem sowohl thermische als auch photochemische Schäden gleichzeitig auftreten können¹⁶. Ein typisches Beispiel ist eine chronische, niedrigstufige Blaulichtgefahr.

Protokoll

Abschnitt 1 beschreibt die allgemeinen Schritte für den Modellbau, da sie mit verschiedenen Softwareoptionen durchgeführt werden können. Abschnitt 2 gibt diese Anweisungen für den spezifischen und beispielhaften Fall, in dem Altair Hypermesh (Finite-Elemente-Modellierung und -Analyse [FEA]-Software) und Ansys Fluent (Fluidsimulationssoftware) verwendet werden. Zusätzlich gibt es eine ergänzende Akte (Supplementary File 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) bereitgestellt wird, was den Modellierungsansatz beschreibt und theoretische Hintergründe in einer nicht-schrittweisen Weise liefert (Abbildung 1 - F 5, Tabelle 1 - Tabelle 3).

1. Umsetzung des Modellierungsansatzes – Allgemeine Verfahrensschritte

1. Erstellen Sie ein 3D-Modell entsprechend der oben beschriebenen Geometrie.
   1. Im Rahmen dieser Arbeit wird die Geometrie in einer 3D-mechanischen, computergestützten Entwurfssoftware (Version 16) gemäß den in Supplementary File 1 beschriebenen Parametern erstellt.
2. Erstellen Sie das Volumennetz entsprechend den Eigenschaften und Erweiterungen aller Teile des Auges gemäß Supplementary File 1.
   1. Führen Sie Meshing und Nachbearbeitung mit FEA-Analysesoftware (Version 11) und computerunterstützter Ingenieurstechnik (CAE) Analysesoftware (Version 11) durch. Das Modell besteht aus 761.766 tetraedrischen Elementen. Die Gitterzellen haben Abmessungen zwischen 37 μm und 491 μm.
      HINWEIS: Ein gröberes Meshing würde zu Rechenfehlern oder Abweichungen führen. Eine höhere Anzahl von Zellen ist immer möglich, aber das würde die Rechenzeit erhöhen. Dieses Netz erwies sich als größenunabhängig, da eine weitere Verfeinerung der Elementgröße zu vernachlässigbaren Unterschieden in den Berechnungen führte.
   2. Um angemessene Berechnungszeiten zu gewährleisten, verwenden Sie dieses Mesh und übernehmen Sie nur, wenn bestimmte Regionen eine feinere Auflösung erfordern. Dementsprechend wird die Netzhaut mit einer Mindestgröße von 5 μm neu vernetzt, um die Absorption innerhalb der RPE-Schicht zu ermöglichen, wie es erforderlich und später im Protokoll erklärt wird.
      HINWEIS: Abbildung 2 zeigt ein beispielhaftes Bild des Netzes mit einem verborgenen Glaskörper, um die Netzhaut sichtbar zu machen.
3. Integriere Randbedingungen.
   1. An der Sklera verwenden wir einen reinen Leitungskoeffizienten h_scl = 20 W/m²K und einen Hornhautwert _{h'corn, 1} = 14,21 W/m²K von wie oben detailliert abgeleitet. Verwenden Sie diese Werte, um die Randbedingungen der Oberfläche zu definieren, die die Sklera bzw. die Hornhaut repräsentiert.
4. Führen Sie die Durchblutung ein.
   HINWEIS: Dieses Feld liefert Flussrichtung und -stärke in jeder Gitterzelle und fügt der Energiegleichung Advektion hinzu.
   1. Befolgen Sie die unten genannten Bauschritte:
      1. Spezifizieren Sie physiologische Ein- und Auslass – vorderer Zufluss vom Hauptarteriekreis der Iris und hinterer Zufluss von den kurzen Ziliararterien, mit venösem Abfluss über die Wirbelvenen.
      2. Berechnen Sie das resultierende Strömungsfeld.
      3. Alle lokalen Geschwindigkeiten werden auf gleichmäßige 5 mm (laut Peyman⁴⁵) neu skaliert, wobei die Richtungen erhalten bleiben, implementiert über eine benutzerdefinierte Funktion (UDF) für Fluidsimulation. Das Ergebnis ist ein richtungskorrektes Geschwindigkeitsfeld konstanten Betrags über das Choroid.
5. Berechnen Sie die Temperaturverteilung.
   1. Beginnen Sie die Temperaturberechnung mit der Definition der zeitabhängigen Positionen und Formen des Laserstrahls. Um diese zeitlich variierenden Positionen auf der Netzhaut (oder im Auge allgemeiner) zu erhalten, verwenden Sie ein Raytracing-Softwaremodell des Auges parallel zum thermodynamischen Modell.
      HINWEIS: Basierend auf der Raytracing-Softwaremodellierung des zu bewertenden Lasersystems liefert dieser Ansatz die zeitliche Entwicklung der Positionen und Formen des Laserpunkts. Dies wird in diesem Werk aus Gründen der Zugänglichkeit nicht ausführlich erklärt, wird aber zuvor^{in 1,18} beschrieben.
   2. Übertragen Sie die berechneten Punktpositionen und -formen über die Zeit auf die entsprechenden Abschnitte der Gitterzellen, die dann die entsprechende Laserleistung zugewiesen bekommen.
   3. Importieren Sie diese Daten über ein UDF in die Flüssigkeitssimulationssoftware, das sie zyklisch verarbeitet. Der UDF identifiziert die relevanten Gitterzellen und führt einen Energiequellenterm entsprechend der angegebenen Laserleistung für die entsprechende Bestrahlungszeit ein. Betrachten Sie sowohl kontinuierliche Wellen- (cw) als auch gepulste Bestrahlung sowie statische oder zeitabhängige Strahlbewegungen.
   4. Für jede Position berechnen Sie die absorbierte Energie anhand des Absorptionskoeffizienten bei der gegebenen Laserwellenlänge und weisen sie den betroffenen Gitterzellen zu, die parallel erhitzt werden.
      HINWEIS: Als Beispiel erfolgt bei Bestrahlung bei einer Wellenlänge von 532 nm eine 51%ige Absorption im RPE mit einer Dicke von 5 μm⁷, wie in Abbildung 3 dargestellt. In Bruchs Membran ^7,46 findet keine Absorption statt. Die verbleibende Laserenergie nimmt im Choroid ab, das laut Lambert-Beer-Gesetz mit einem Absorptionskoeffizienten^{von 7} von α_Ch = 270 ^cm-1 vermutet wird, mit einer Dicke von 100 μm Dicke. Der UDF berechnet die absorbierte Energie über die Dicke jeder Gitterzelle und weist diesen Wert der Zelle zu. Für die Übertragung von der Hornhaut auf die Netzhaut wird ein Wert von 20 % ^{7 angewendet}. Eine Änderung der Laserwellenlänge lässt sich leicht durch einfache Anpassung des Absorptionskoeffizienten und der Übertragung von der Hornhaut zur Netzhaut anpassen.
   5. Zusätzlich sollte die Dauer eines einzelnen Zeitschritts definiert werden, da die Spotform-Daten (aus dem Raytracing-Modell oder direkt im UDF definiert, falls sie ohne das Raytracing-Modell bekannt sind) nur die Bestrahlungssequenz ohne zeitliche Skala beschreiben.
   6. Um die Berechnung zu beschleunigen, gruppieren Sie alle Intervalle ohne Bestrahlung zusammen und weisen einen entsprechend größeren Zeitsprung zu, da dort keine feine zeitliche Auflösung erforderlich ist.
      HINWEIS: Nachdem diese Einstellungen angewendet wurden, kann der Löser die zeitliche thermische Reaktion des Auges berechnen. Da das vorliegende Modell nur Wärmeleitung und Blutfluss erfordert, ist der Löser auf das Lösen der entsprechenden Differentialgleichungen beschränkt. Siehe Supplementary File 2 für beispielhafte, benutzerdefinierte Funktionen.
6. Berechnen Sie die Schäden.
   1. Um eine Schadensschwelle basierend auf der thermischen Antwort zu ermitteln, extrahieren Sie die berechneten Temperaturwerte aus der Fluent-Ergebnisdatei mit einem C++-basierten Tool (siehe ^1,18 für Details und Codelisten).
   2. Nach dem Arrhenius-Integralansatz berechnet man die Arrhenius-Werte der einzelnen Mesh-Zellen aus diesen Temperaturen und speichert sie in einem Format, das mit der Nachbearbeitungssoftware kompatibel ist. Dies ermöglicht ein bequemes Wechseln zwischen Temperaturwerten und Schadenswahrscheinlichkeiten während der Analyse.
   3. Erhalten Sie schließlich für jede Mesh-Zelle ein binäres Schadensergebnis (ja/nein). Bestimmen Sie die Ja/Nein-Klassifikation durch einen Schwellenwert von 1 für das Arrhenius-Integral⁴. Identifizieren Sie diese Schadensgrenze iterativ, indem Sie verschiedene Eingangsleistungen für eine feste Bestrahlungsdauer testen.
7. Stelle die Schrittlänge der Solver-Zeit ein.
   1. Verwenden Sie die Fluidsimulationssoftware (Version 14.5) als Solver und verwenden Sie die Finite-Volume-Methode. Die Schrittweite erfüllt die Courant-Friedrichs-Lewy-Bedingung, die das Verhältnis zur Größe der Netzzellen beschreibt, um stabile Simulationsbedingungen zu schaffen.
   2. Reduziere außerdem die Schrittlänge Schritt für Schritt, bis das Ergebnis invariant zur Schrittlänge wird. Zum Beispiel wurden bei Berechnungen mit bis zu 10 Sekunden Zeitschritten von 1 ms und 100 ms die Temperaturänderungen bei <1 % festgestellt.

Abbildung 2: Schnitt durchs Netz (Glaskörper maskiert). Die Abbildung zeigt die Sklera (weiß), die Choroidus (rot), die Netzhaut (gelb), die Linse (weiß), die Iris (grün) und den wässrigen Humor (blau)¹⁸. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzusehen.

Abbildung 3: Absorptionsmerkmale am okulären Fundus. Im RPE werden 51 % der 532-nm-Laserstrahlung absorbiert; in Bruchs Membran findet keine Absorption statt, und das Choroidus wird nach dem Verhalten von Lambert-Beer¹⁸ modelliert. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzusehen.

2. Illustratives Beispiel – Konkrete Schritte

1. Erstellen Sie ein 3D-Modell entsprechend der oben beschriebenen Geometrie.
   HINWEIS: Das 3D-Modell wird erstellt, indem Objekte für alle in Ergänzungstabelle 1 aufgeführten Elemente erstellt werden. Als Beispiel führen diese Schritte zur Sklera.
   1. Erstelle eine neue Teiledatei (.ipt).
   2. Starte eine 2D-Skizze auf der XY-Ebene.
   3. Zeichne eine horizontale Konstruktionslinie (das ist die Rotationsachse).
   4. Zeichne einen Bogen mit einem Radius von 12 mm für die Außenfläche.
   5. Im Zentrum (hinterer Pol) bilden Sie einen Punkt 0,99 mm nach innen vom äußeren Bogen.
   6. Von diesem Punkt aus skizziert man die innere Flächenkurve.
   7. Im Limbus stellen Sie den Abstand zwischen innerer und äußerer Oberfläche auf 0,75 mm ein.
   8. Verbinden innere und äußere Kurven am Rand, um ein geschlossenes Profil zu bilden.
   9. Wählen Sie 3D-Modell > drehen.
   10. Wählen Sie Surface und bestätigen Sie.
2. Erstelle das Volumen-Mesh.
   HINWEIS: Das Mesh wird basierend auf dem 3D-Objekt erstellt. Dies ist ein Beispiel für Meshing:
   1. Importiere das 3D-Modell, das in der 3D-mechanischen computerunterstützten Designsoftware erstellt wurde.
   2. Klicken Sie auf die Oberfläche des Objekts zum Mesh, z. B. die Sklera.
   3. Meshe zuerst die Oberflächen – klicke in dieser Oberfläche auf Mesh, das erscheint, sobald die Oberfläche angeklickt wird. Wähle Surfs in der Benutzeroberfläche und wähle automatisches adaptives Meshing.
   4. Das 3D-Mesh (das das Objekt definiert) basiert auf den Oberflächenmeshes. Zum Erstellen wählen Sie die Oberflächen aus und klicken Sie im Menü oben links: Mesh > Erstellen Sie > Solid Map Mesh.
   5. Jetzt erscheint eine Benutzeroberfläche. Klicke auf Mesh.
3. Integriere Randbedingungen.
   HINWEIS: Für die Sklera und die Hornhaut müssen Randbedingungen definiert werden, da diese Flächen mit der umgebenden Welt in Kontakt stehen. Dieses Beispiel gilt für die Sklera:
   1. Gehe im oberen Menü > BCs zu Analysis > Create > Constraints (oder Loads).
   2. Wähle die Oberflächen des Entitätstyps aus und wähle die Sklera aus dem Menü.
   3. Im selben Panel finden Sie die Werteingabefelder und geben Sie den Wert direkt in das Magnitudenfeld ein.
   4. Klicken Sie auf Erstellen , um die Randbedingung zuzuweisen.
4. Führen Sie die Durchblutung ein.
   1. Definiere Flächen für – vorderer Zufluss (großer arterieller Zirkel der Iris), posteriorer Zufluss (kurze Ziliararterien) und Abfluss (Wirbelvenen).
   2. Stellen Sie Randbedingungen für diese Flächen fest.
   3. Klicken Sie auf Analyse > BCs > erstellen Sie > Loads.
   4. Wählen Sie Einlassflächen > Geschwindigkeitsrichtungsvektoren zuweisen (ungefähre physiologische Richtungen).
   5. Wählen Sie Auslassflächen > Druck Auslass zuweisen (oder keine Einschränkung, je nach Solver-Setup).
   6. Exportmodell in die Fluidsimulationssoftware – hier wird die Länge des Strömungsvektors angepasst.
   7. Verwenden Sie das ScaleVelocity-UDF aus dem Anhang innerhalb der Fluidsimulationssoftware, um die Vektorlänge anzupassen (UDF ist ein Standardformat, das in die Fluidsimulationssoftware geladen wird).
5. Berechnen Sie die Temperaturverteilung (Set Solver).
   HINWEIS: Verwenden Sie die Fluidsimulationssoftware, um die Temperaturen wie folgt zu berechnen und speichern Sie diese in einem Dateiformat, das von der CAE-Analysesoftware lesbar ist.
   1. Klicken Sie auf Datei > lesen Sie > Mesh > Mesh auswählen > Mesh > Kontrolle.
   2. Klicken Sie auf Allgemein > Solver: Druckbasiert > Zeit: Übergänglich.
   3. Klicken Sie auf Modelle > Energie > Aktivieren > OK.
   4. Klicken Sie auf Materialien > definieren ρ, p, kρ > Zellzonenbedingungen > Materialien allen Regionen zuweisen.
   5. Klicken Sie auf Randbedingungen > um thermische BCs (Hornhaut, Sklera, Umwelt) zu definieren.
   6. Klicken Sie auf Lösungsinitialisierung > initialisieren.
   7. Klicken Sie auf Ausführen Berechnung > setzen Sie Zeitschrittgröße + Anzahl der Zeitschritte + Iterationen pro Schritt ein.
   8. Klicken Sie auf "Berechnung ausführen > berechnen.
   9. Klicken Sie auf Datei > exportieren > Lösungsdaten... > Dateityp: Ensight Gold > Temperatur auswählen > Zonen auswählen > Schreiben.
6. Berechnen Sie den Schaden.
   1. Führen Sie die AddingArrhenius.exe (Supplementary File 3 und Supplementary File 4) aus demselben Ordner aus wie die FEA-Analysesoftwaredateien mit den Temperaturen. Sie enthält eine einfache Berechnung des Arrhenius-Integrals, basierend auf den in den FEA-Analyse-Softwaredateien gespeicherten Temperaturen.

Ergebnisse

Dieser Abschnitt zeigt zunächst die Verifikation und Validierung des präsentierten Modells. Anschließend werden drei beispielhafte Anwendungen demonstriert.

Verifikation und Validierung
In diesem Abschnitt wird das vorgestellte Modell zunächst durch den Vergleich mit den etablierten thermophysiologischen Augenmodellen 19,27,28,30,32 überprüft, um die Konsistenz der vorhergesagten Temperaturverteilungen (stationäre Si...

Diskussion

Im Protokoll gibt es keine kritischen Schritte hinsichtlich der Erstellung des Modells. Entscheidend ist die Auswahl der Netzgröße und des Typs in Kombination mit der Zeitschrittgröße. Eine Modifikation der Modellierungstechnik ist im Hinblick auf die Verwendung anderer Scanmuster auf der Netzhaut relevant. Das Modell selbst darf nicht verändert werden. Die Technik ist auf die im jeweiligen Abschnitt erklärten Schadensregimes beschränkt. Die Bedeutung liegt in der Möglichkeit der Schaden...

Materialien

Liste der in diesem Artikel verwendeten Materialien

Name	Unternehmen	Katalognummer	Kommentare
Altair Hypermesh 11.0	Altair Engineering Inc.	Version 11	Mesherstellung und -anzeige; Finite-Elemente-Modellierungs- und Analysesoftware [FEA]
Ansys Fluent 14.5	Ansys Inc.	Version 14.5	Thermodynamischer Löser; Fluidsimulationssoftware
Autodesk Inventor	Autodesk	Version 16	3D mechanisches computergestütztes Konstruktionssoftware
Hyperview	Altair Engineering Inc.	Version 11	Computergestütztes Engineering-Analysesoftware (CAE)
Optic Studio 13 (Zemax)	Zemax Development Corporation, heute ist es Ansys Inc.	Version 13	Raytracing Software
Optocon FOTEMP2	Optocon	https://comem.com/de/optocon/	Spektrometer; Temperaturmessung von Augengewebe
Optocon TS2	Optocon	https://comem.com/de/optocon/	Messsonde; Temperaturmessung von Augengewebe