Modélisation des lésions rétiniennes pour la prédiction des seuils et l’évaluation probabiliste des risques

Résumé

Une approche de modélisation pour les dommages thermiques causés par laser à l’œil humain est présentée. Il vise à améliorer l’évaluation des dangers basés sur le laser en fournissant un moyen de calculer les dégâts pour un scénario d’irradiation spécifique.

Résumé

Avec le nombre croissant d’applications laser en médecine, défense et technologie, l’exposition intentionnelle ou accidentelle de l’œil humain à des sources laser est devenue une préoccupation majeure. La prédiction basée sur des modèles des seuils de lésions rétiniennes pourrait permettre une évaluation de la sécurité laser plus spécifique à chaque scénario, en particulier pour les paramètres laser non couverts par les données expérimentales. Idéalement, de tels modèles permettraient de calculer les valeurs d’ED50 (dose effective à laquelle la probabilité de dommage est de 50 %) en fonction — entre autres facteurs — de la longueur d’onde, de la durée de l’impulsion et de la forme du spot. Cela nécessite une compréhension détaillée et une modélisation de tous les régimes de dommage afin de refléter la dépendance entre les paramètres clés et le mécanisme dominant de dommage.

Ce travail discute du statut de cette approche (validée ici pour le régime thermique, ou simplement « dans le régime des dommages thermiques ») ; Les aspects critiques qui pourraient bloquer son succès sont mis en avant, et les bénéfices potentiels sont exposés. Celles-ci vont de l’amélioration de la précision des limites d’exposition laser dans les normes de sécurité oculaire à la dosimétrie optimisée en chirurgie au laser rétinienne, en passant par l’évaluation probabiliste des risques liés à l’utilisation des lasers en extérieur.

Introduction

Ce travail décrit le développement et la validation d’un modèle physiologiquement détaillé des dommages thermiques de l’œil humain. Dans le cadre du régime de lésion thermique, le modèle prédit l’évolution de la température rétinienne et les seuils de lésions à l’aide d’une formulation de lésions d’Arrhenius (voir l’explication dans la section sur les dommages photothermiques). Les applications représentatives couvrent toutes les situations où la prévision des températures oculaires et des dommages est d’intérêt. Cela inclut, par exemple, l’évaluation des seuils de dommage pour l’irradiation rétinienne balayée, la compréhension de l’effet de l’additivité du train d’impulsions sur les seuils de dommages, et la comparaison des seuils calculés avec les limites de sécurité issues de la norme de sécurité laser. En dehors du régime thermique, les approches de modélisation actuelles à l’étude sont présentées, et une feuille de route est fournie pour étendre le cadre à des mécanismes de dommages supplémentaires.

Les travaux présentés ici concernent la modélisation et, par conséquent, la prédiction des dommages rétiniens causés par l’irradiation laser. Bien qu’une dose critique puisse en théorie toujours être déterminée par des expériences sur des rétines animales similaires à celles humaines, il est fortement nécessaire de prédire les dommages sans effectuer d’expériences. L’espace de variation des paramètres laser (longueurs d’onde, durées d’impulsions et taux de répétition) est vaste, ce qui implique un nombre prohibitif d’expériences animales pour chaque nouvel ensemble de paramètres. De plus, pour de longues périodes d’irradiation, le flux sanguin rétinien doit également être pris en compte, ce qui nécessiterait des expériences in vivo . Par conséquent, modéliser l’interaction du laser avec l’œil semble être la seule voie réaliste à suivre.

La nécessité d’une compréhension détaillée des mécanismes de lésions et, par conséquent, des seuils de dommage (qui pourraient être utilisés comme substituts ED50) est également liée à la situation de la norme de sécurité oculaire (IEC 60825 ou ANSI Z136.1). Parce que la norme doit couvrir toute la gamme de longueurs d’onde, de durées d’impulsions, de schémas de répétition et de tailles de points, elle intègre nécessairement des hypothèses simplifiantes, des interpolations et des facteurs de sécurité conservateurs pour tenir compte de l’incertitude. Comme un nombre limité de valeurs ED50 — principalement issues d’études sur des primates non humains — est disponible, une interpolation est nécessaire pour établir des limites complètes d’exposition maximale autorisée (MPE). Bien que cette approche offre une applicabilité large et pratique, un cadre fondé sur une compréhension mécaniste détaillée et une modélisation des processus de dommage offre des avantages évidents en termes de transparence physique, de précision spécifique au scénario et d’applicabilité sans connaissance approfondie de la norme de sécurité laser.

Par exemple, les lasers pulsés et à balayage sont évalués comme sources pulsées, bien que le balayage rétinien introduise des effets temporels et spatiaux supplémentaires. Le traitement approprié du scan dans l’élaboration des limites de sécurité fait l’objet de discussions continues au sein de la communauté au cours de la dernière décennie. Même avec des mises à jour régulières pour refléter les avancées technologiques, il n’est pas possible que la norme couvre chaque configuration complexe de nouveaux systèmes laser avec de nouveaux ensembles de paramètres sans simplifications et facteurs de sécurité conservateurs. Par conséquent, il reste une marge d’interprétation, ce qui peut entraîner des incohérences ou des erreurs dans l’évaluation de la sécurité.

Une approche de modélisation basée sur la physique pourrait réduire considérablement la dépendance à l’interpolation et aux marges conservatrices, et étendre l’applicabilité de la norme à des scénarios complexes. Parce que le développement et la validation de tels modèles sont directement liés à une compréhension plus profonde des mécanismes de dommage sous-jacents, les informations qui en résultent pourraient également permettre une dérivation plus transparente et physiquement ancrée des valeurs MPE à partir des données existantes de l’ED50.

À long terme, l’évaluation de la sécurité oculaire pourrait être simplifiée grâce à un cadre intégré de modélisation plug-and-play. Un tel outil pourrait être fourni soit avec les paramètres système concernés, soit directement avec un fichier de conception optique (par exemple, un modèle Zemax), généralement disponible lors du développement du produit, permettant ainsi une évaluation de sécurité cohérente et spécifique^{au scénario 1}.

Un autre domaine d’application est le domaine croissant des lasers à haute énergie (HEL), par exemple pour contrer les drones. Ici, la difficulté réside principalement dans les réflexions laser des cibles, en particulier les cibles métalliques, qui peuvent changer rapidement et de manière aléatoire et constituer un danger pour le personnel militaire et les^{civils 2,3}. Cette situation aléatoire non déterministe nécessite un mécanisme d’évaluation adéquat – généralement une approche probabiliste est utilisée. Cette approche crée des déclarations sur la survenue de certaines situations d’irradiation (intensité, temps d’exposition, longueur d’onde), qui doivent encore être traduites en probabilité de dommages. Ici, la modélisation des dommages discutée dans ce travail peut combler l’écart en traduisant les scénarios probabilistes en probabilités de dommages.

Comprendre en détail les principes des mécanismes de dommage et les imiter dans un modèle logiciel est une manière simple de déterminer les seuils de dommage au lieu de réaliser des expériences. Selon la durée de l’impulsion, des dommages rétiniens surviennent via différents mécanismes d’interaction laser-tissu (Figure 1)4,5,6,7 :

Figure 1 : Aperçu des mécanismes de dégâts. Le type de mécanisme de dommage dépend du temps d’exposition et de l’irradiance. Cela va des dommages photomécaniques résultant d’une irradiance très élevée à des impulsions courtes aux dommages photochimiques dus à une faible irradiance sur de longues durées. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Dégradation photomécanique (^10-12–^10-6 s, 10¹⁰–10¹⁶ W/^{cm 2}) :
Photoperturbation : À des durées d’impulsions ultracourtes à nanosecondes et des irradiances très élevées, l’absorption non linéaire initie la rupture optique. Un plasma dense d’électrons libres et d’ions se forme, s’étendant de manière explosive et générant de fortes ondes de choc. Ce processus, appelé photodisruption, déchire mécaniquement les tissus avec un chauffage en masse minimal et crée des lésions nettement définies même dans des zones faiblement^absorbantes 4,8,9,10.

Ablation induite par le plasma : dans la plage ns–μs à une irradiance très élevée, le plasma domine à nouveau. Ici, l’extraction des tissus est provoquée non seulement par les ondes de choc, mais aussi par l’expansion du plasma et l’ablation explosive. Ce mécanisme est connu sous le nom d’ablation induite par plasma et produit une éjection significative^{du matériau 4,11}.

Photoablation (≈ 10^⁻9–10⁻⁶ s ; ≈ 10⁷–10¹⁰ P/^{cm 2}) :
Pour les impulsions supérieures à la nanoseconde et en dessous de la plage des microsecondes, une photoablation a lieu. Dans ce processus, les liaisons moléculaires sont directement brisées par l’irradiation. Cette méthode est, par exemple, utilisée pour corriger les erreurs réfractives de l’œil en remodelant la cornée (la méthode dite LASIK). Typiquement, les procédures photoablatives sont appliquées dans une plage de puissance où la formation de plasma n’a pas encore eu^{lieu 4,11}.

Dégâts thermomécaniques (≈ ^10-9 – ^10-6 s ; ≈ 10⁶ – 10⁸ W/^{cm 2}) :
Dans les tissus oculaires pigmentés, une forte absorption par les mélanosomes dans la plage ns–μs peut provoquer une surchauffe rapide. Lorsque la surface mélanosome atteint ≈ 150 °C, les microbulles^{nucléent 12,13}. Leur expansion et leur effondrement génèrent des ondes de contrainte mécaniques qui endommagent l’épithélium pigmentaire rétinien (EPR). Ce mécanisme thermomécanique fait le lien entre la photoablation et la lésion thermique : il n’est pas propulsé par le plasma, mais implique des transitoires mécaniques couplés à un chauffage localisé. Les seuils dépendent de la taille, de la forme, de l’orientation et de l’illumination locale^{du mélanome.}

Dégâts photothermiques (≈ 1 μs– 60 s ; ≈ 10–10⁶ L/^{cm 2}) :
Des microsecondes à quelques secondes, le chauffage des tissus domine. Le dépôt d’énergie augmente la température, conduisant d’abord à la dénaturation des protéines et, avec des expositions plus élevées, à la nécrose coagulative et à la carbonisation. Les limites de la littérature diffèrent : Niemz⁴ cite 1 μs – 60 s, Zuclich¹⁴ 10 μs – 60 s. La réciprocité approximative avec l’exposition rayonnante (~1–1000 J/^{cm 2}) est valable, avec des écarts pour des impulsions très courtes (diffusion thermique limitée) et des impulsions très longues (refroidissement amélioré par perfusion^)4,6,15.

La modélisation des dommages thermiques dans l’œuvre présentée est basée sur l’intégrale d’Arrhenius, définie comme suit :

(1)

Avec τ indiquant le temps d’exposition, _{E a} l’énergie d’activation, R la constante universelle du gaz, T la température lors de l’exposition, et A un facteur d’échelle préexponentiel, les paramètres appliqués dans cette étude sont A = 1,3 × 10^{99 s−1} et E = 628 kJ/mol¹⁵. Une condition de Ω = 1 est prise pour indiquer l’apparition de lésions tissulaires. Pour une discussion complète du modèle sous-jacent, se référer à une publication précédente⁴.

Dégâts photochimiques (≈ 10 s – 10^{s 4} s ; ≈ 10⁻³ – 10² W/^{cm 2}) :
Pour les expositions longues à faibles irradiances, les réactions photochimiques cumulatives dominent – telles que le blanchiment des photopigments ou les voies médiées par les espèces réactives d’oxygène (ROS). Ils se produisent lors de durées d’exposition supérieures à 10 s⁶ (ou plus de 1 s⁴). Ainsi, il existe une plage intermédiaire dans laquelle des dommages thermiques et photochimiques peuvent se produire^{simultanément 16}. Le risque chronique de faible intensité de lumière bleue en est un exemple typique.

Protocole

La section 1 décrit les étapes générales nécessaires à la construction de modèles, car elles peuvent être réalisées avec une variété d’options logicielles. La section 2 donne ces instructions pour le cas spécifique et exemplaire où Altair Hypermesh (logiciel de modélisation et d’analyse aux éléments finis [FEA]) et Ansys Fluent (logiciel de simulation de fluides) sont utilisés. De plus, un fichier supplémentaire (Fichier Supplémentaire 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) est fourni, qui décrit l’approche de modélisation et donne un contexte théorique de manière non progressive (Figure 1 - Figure 5, Tableau 1 - Tableau 3).

1. Mise en œuvre de l’approche de modélisation – Étapes procédurales générales

1. Créez un modèle 3D selon la géométrie décrite ci-dessus.
   1. Dans ce travail, créez la géométrie dans un logiciel de conception assistée par ordinateur mécanique 3D (Version 16) selon les paramètres décrits dans le Fichier Supplémentaire 1.
2. Créez le maillage de volume selon les propriétés et extensions de toutes les parties de l’œil, selon le fichier supplémentaire 1.
   1. Effectuer le maillage et le post-traitement avec des logiciels d’analyse FEA (Version 11) et des logiciels d’analyse d’ingénierie assistée par ordinateur (CAE) (Version 11). Le modèle se compose de 761 766 éléments tétraédriques. Les cellules maillées ont des dimensions comprises entre 37 μm et 491 μm.
      REMARQUE : Un maillage plus grossier entraînerait des erreurs ou des déviations de calcul. Un nombre plus élevé de cellules est toujours possible, mais cela augmenterait le temps de calcul. Ce maillage s’est avéré indépendant de la taille, car un affinement supplémentaire de la taille de l’élément a entraîné des différences négligeables dans les calculs.
   2. Pour maintenir des temps de calcul raisonnables, utilisez ce maillage et n’adoptez que si des régions spécifiques nécessitent une résolution plus fine. En conséquence, re-maillez la rétine avec une taille minimale de caractéristique de 5 μm pour permettre l’absorption dans la couche RPE, comme cela est requis et expliqué plus tard dans le protocole.
      REMARQUE : La figure 2 montre une image exemplaire du maillage avec un vitré caché pour rendre la rétine visible.
3. Intégrer les conditions aux limites.
   1. Au niveau de la scléra, on utilise un coefficient de frontière conductionnel uniquement h_scl = 20 W/^{m 2}K et une valeur cornéenne _h’corn,1 = 14,21 W/^{m 2}K de comme dérivé ci-dessus en détail. Utilisez ces valeurs pour définir les conditions aux limites de la surface représentant respectivement la sclère et la cornée.
4. Mettez en place la circulation sanguine.
   REMARQUE : Ce champ fournit la direction et l’amplitude de l’écoulement dans chaque cellule de maillage et ajoute de l’advection à l’équation d’énergie.
   1. Suivez les étapes de construction mentionnées ci-dessous :
      1. Spécifiez les entrées/sorties physiologiques — l’entrée antérieure depuis le cercle artériel majeur de l’iris et l’entrée postérieure par les courtes artères ciliaires, avec drainage veineux via les veines vortex.
      2. Calculez le champ d’écoulement résultant.
      3. Redimensionner toutes les vitesses locales à un uniforme de 5 mm (selon^{Peyman 45}) tout en préservant les directions, en implémentant via une fonction logicielle définie par l’utilisateur (UDF) de simulation de fluides. Le résultat est un champ de vitesses directionnellement correct de magnitude constante à travers la choroïde.
5. Calculez la distribution de température.
   1. Commencez le calcul de la température par la définition des positions et formes dépendantes du temps du faisceau laser. Pour obtenir ces positions variables dans le temps sur la rétine (ou plus généralement à l’intérieur de l’œil), utilisez un modèle logiciel de lancer de rayons de l’œil en parallèle avec le modèle thermodynamique.
      REMARQUE : Basée sur la modélisation logicielle de lancer de rayons du système laser évalué, cette approche fournit l’évolution temporelle des positions et formes des points laser. Cela n’est pas expliqué en détail dans cet ouvrage pour des raisons d’accessibilité, mais il est décrit précédemment ^1,18.
   2. Cartographiez les positions et formes calculées sur les sections correspondantes des cellules du maillage au fil du temps, qui se voient ensuite attribuer la puissance laser respective.
   3. Importez ces données dans le logiciel de simulation des fluides via un UDF, qui les traite de façon cyclique. L’UDF identifie les cellules de maillage pertinentes et introduit un terme source d’énergie selon la puissance laser spécifiée pour le temps d’irradiation correspondant. Considérons à la fois l’irradiation en onde continue (cw) et pulsée, ainsi que les mouvements statiques ou dépendants du temps.
   4. Pour chaque position, calculez l’énergie absorbée en utilisant le coefficient d’absorption à la longueur d’onde laser donnée et assignez-la aux cellules de maillage concernées, qui sont chauffées en parallèle.
      REMARQUE : À titre d’exemple, pour l’irradiation à une longueur d’onde de 532 nm, une absorption de 51 % se produit dans l’EPR avec une épaisseur de 5^{μm 7}, comme illustré à la Figure 3. Aucune absorption ne se produit dans la membrane^{de Bruch 7,46}. L’énergie laser restante diminue dans la choroïde, supposée avoir une épaisseur de 100 μm avec un coefficient^{d’absorption de 7} de α_Ch = 270 ^cm-1, selon la loi de Lambert-Beer. La DUD calcule l’énergie absorbée à travers l’épaisseur de chaque maille et attribue cette valeur à la cellule. Pour la transmission de la cornée à la rétine, une valeur de 20 % est appliquée⁷. Un changement de longueur d’onde laser est facilement géré en adaptant simplement le coefficient d’absorption et la transmission de la cornée à la rétine.
   5. De plus, définissez la durée d’un seul pas de temps, puisque les données de forme ponctuelle (issues du modèle de lancer de rayons ou définies directement dans l’UDF si elles sont connues sans le modèle de lancer de rayons) ne décrivent que la séquence d’irradiation sans échelle temporelle.
   6. Pour accélérer le calcul, regroupez tous les intervalles sans irradiation et attribuez un pas de temps correspondant plus grand, car aucune résolution temporelle fine n’est requise à cet endroit.
      REMARQUE : Après application de ces réglages, le solveur peut calculer la réponse thermique temporelle de l’œil. Comme le modèle actuel ne nécessite que la conduction thermique et le flux sanguin pour être pris en compte, le solveur est limité à résoudre les équations différentielles correspondantes. Consultez le Fichier Supplémentaire 2 pour des fonctions exemplaires définies par l’utilisateur.
6. Calculez les dommages.
   1. Pour déterminer un seuil de dégâts basé sur la réponse thermique, extraire les valeurs de température calculées du fichier de résultats Fluent à l’aide d’un outil basé sur C++ (voir ^1,18 pour les détails et les listes de codes).
   2. En suivant l’approche intégrale d’Arrhenius, calculez les valeurs d’Arrhenius des cellules du maillage individuelles à partir de ces températures et stockez-les dans un format compatible avec le logiciel de post-traitement. Cela permet de passer facilement des valeurs de température et des probabilités de dommage lors de l’analyse.
   3. Enfin, obtenez un résultat binaire de dommage (oui/non) pour chaque cellule maillée. Déterminez la classification oui/non par une valeur seuil de 1 pour l’intégrale^{d’Arrhenius 4}. Identifiez ce seuil de dégâts de manière itérative en testant différentes puissances d’entrée pour une durée d’irradiation fixe.
7. Définir la taille du pas de temps solveur.
   1. Utilisez le logiciel de simulation des fluides (version 14.5) comme solveur, en employant la méthode des volumes finis. La taille du pas doit satisfaire la condition de Courant-Friedrichs-Lewy, qui décrit le rapport avec la taille des cellules du maillage afin de créer des conditions de simulation stables.
   2. De plus, réduire la taille du pas étape par étape jusqu’à ce que le résultat devienne invariant par rapport à la taille du pas. Par exemple, pour des calculs avec des pas de temps allant jusqu’à 10 s de 1 ms et 100 ms, les variations de température étaient de <1 %.

Figure 2 : Coupe coupée à travers le maillage (humeur vitrée masquée). La figure montre la sclère (blanche), la choroïde (rouge), la rétine (jaune), le cristallin (blanc), l’iris (vert) et l’humeur aqueuse (^bleu)18. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Figure 3 : Caractéristiques d’absorption au niveau du fond oculaire. Dans l’EPR, 51 % du rayonnement laser de 532 nm est absorbé ; aucune absorption n’a lieu dans la membrane de Bruch, et la choroïde est modélisée selon le comportement de^{Lambert-Beer 18}. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

2. Exemple illustratif – Étapes spécifiques

1. Créez un modèle 3D selon la géométrie décrite ci-dessus.
   REMARQUE : Le modèle 3D est construit en créant des objets pour tous les éléments listés dans le Tableau Supplémentaire 1. Par exemple, ces étapes mènent à la sclère.
   1. Créez un nouveau fichier de pièces (.ipt).
   2. Commencez un croquis 2D sur le plan XY.
   3. Tracez une ligne de construction horizontale (ce sera l’axe de rotation).
   4. Tracez un arc d’un rayon de 12 mm pour la surface extérieure.
   5. Au centre (pôle postérieur), créez une pointe à 0,99 mm vers l’intérieur depuis l’arc extérieur.
   6. À partir de ce point, esquissez la courbe de la surface intérieure.
   7. Au niveau du limbus, fixez la distance entre la surface interne et la surface extérieure à 0,75 mm.
   8. Reliez les courbes intérieure et extérieure au bord pour former un profil fermé.
   9. Sélectionnez Modèle 3D > Revolve.
   10. Choisissez Surface et confirmez.
2. Créez le maillage de volume.
   REMARQUE : Le maillage est créé à partir de l’objet 3D. Voici un exemple de maillage :
   1. Importez le modèle 3D créé dans le logiciel de conception assistée par ordinateur mécanique 3D.
   2. Cliquez sur la surface de l’objet pour se mailler, par exemple la sclère.
   3. Mets d’abord les surfaces en maillage – clique sur Maillage dans cette interface, qui apparaît une fois la surface cliquée. Sélectionnez les surfs dans l’interface et sélectionnez le maillage adaptatif automatique.
   4. Le maillage 3D (définissant l’objet) est basé sur les maillages de surface. Pour créer, sélectionnez les surfaces et cliquez dans le menu en haut à gauche : Maillage > Créer > Maillage de carte solide.
   5. Maintenant, une interface apparaît. Cliquez sur le maillage.
3. Intégrer les conditions aux limites.
   REMARQUE : Des conditions aux limites doivent être définies pour la sclère et la cornée, car ces surfaces sont en contact avec le monde environnant. Cet exemple concerne la sclère :
   1. Va dans Analysis depuis le menu supérieur > BCs > Créer > contraintes (ou chargements).
   2. Sélectionnez les surfaces de type d’entité et choisissez la sclère dans le menu.
   3. Dans le même panneau, localisez les champs d’entrée de valeur et entrez la valeur directement dans le champ de magnitude .
   4. Cliquez sur créer pour assigner la condition aux limites.
4. Mettez en place la circulation sanguine.
   1. Définissez les surfaces pour - l’entrée antérieure (cercle artériel majeur de l’iris), l’entrée postérieure (artères ciliaires courtes) et l’écoulement (veines vortex).
   2. Attribuez des conditions aux limites pour ces surfaces.
   3. Cliquez sur Analyse > BC > créer > chargements.
   4. Sélectionnez les surfaces d’entrée > attribuez des vecteurs de direction de vitesse (directions physiologiques approximatives).
   5. Sélectionnez les surfaces de sortie > attribuez une sortie de pression (ou aucune contrainte selon la configuration du solveur).
   6. Exportez le modèle vers le logiciel de simulation des fluides – c’est là que la longueur du vecteur d’écoulement sera adaptée.
   7. Utilisez le UDF ScaleVelocity de l’annexe dans le logiciel de simulation des fluides pour adapter la longueur du vecteur (UDF est un format standard à charger dans le logiciel de simulation des fluides).
5. Calculer la distribution de température (Set Solver).
   REMARQUE : Utilisez le logiciel de simulation des fluides pour calculer les températures comme suit et enregistrez-les dans un format de fichier lisible par le logiciel d’analyse CAE.
   1. Cliquez sur Fichier > Lire > Maillage > Sélectionner Maillage > Vérification > Maillage.
   2. Cliquez sur Solveur > général : Pression > Temps : Transitoire.
   3. Cliquez sur Modèles > énergie > activer > OK.
   4. Cliquez sur Matériaux > définir ρ, p, kρ > Conditions de la zone cellulaire > attribuer des matériaux à toutes les régions.
   5. Cliquez sur Conditions aux limites > définir les BC thermiques (cornée, sclére, environnement).
   6. Cliquez sur Initialisation de la solution > Initialiser.
   7. Cliquez sur Exécuter le calcul > définissez la taille du pas de temps + le nombre de pas de temps + les itérations par étape.
   8. Cliquez sur Exécuter Calcul > Calculer.
   9. Cliquez sur Fichier > Exporter > données de la solution... > Type de fichier : Ensight Gold > sélectionner Température > sélectionner les zones > Écrire.
6. Calculez les dégâts.
   1. Exécutez le AddingArrhenius.exe (Fichier supplémentaire 3 et Fichier supplémentaire 4) depuis le même dossier que les fichiers logiciels d’analyse FEA contenant les températures. Il contient un calcul simple de l’intégrale d’Arrhenius basé sur les températures stockées dans les fichiers logiciels d’analyse FEA.

Résultats

Cette section montre d’abord la vérification et la validation du modèle présenté. Ensuite, trois applications exemplaires sont présentées.

Vérification et validation
Dans cette section, le modèle présenté est d’abord vérifié par comparaison avec les modèles oculaires thermophysiologiques^établis 19,27,28,30,32 afin d’assurer la cohérence des distributions de température prévues (situation en état stationnaire).

Discussion

Dans le protocole, il n’y a pas d’étapes critiques concernant la création du modèle. Critique est la sélection de la taille et du type de maillage en combinaison avec la taille du pas de temps. Une modification de la technique de modélisation est pertinente pour l’utilisation d’autres motifs de balayage sur la rétine. Le modèle lui-même ne doit pas être modifié. La technique est limitée aux régimes de dommages expliqués dans la section respective. L’importance réside dans la possibilité ...

Matériaux

Liste des matériaux utilisés dans cet article

Nom	Entreprise	Numéro de catalogue	Commentaires
Altair Hypermesh 11.0	Altair Engineering Inc.	Version 11	Logiciel de création et d'affichage de maillage; modélisation par éléments finis et analyse [FEA]
Ansys Fluent 14.5	Ansys Inc.	Version 14.5	Solveur thermodynamique; logiciel de simulation de fluides
Autodesk Inventor	Autodesk	Version 16	Logiciel de conception assistée par ordinateur (CAO) en 3D
Hyperview	Altair Engineering Inc.	Version 11	Logiciel d'analyse d'ingénierie assistée par ordinateur (CAO)
Optic Studio 13 (Zemax)	Zemax Development Corporation, aujourd'hui c'est Ansys Inc.	Version 13	Logiciel de traçage de rayons
Optocon FOTEMP2	Optocon	https://comem.com/fr/optocon/	Spectromètre; Mesure de la température des tissus oculaires
Optocon TS2	Optocon	https://comem.com/fr/optocon/	Sonde de mesure; Mesure de la température des tissus oculaires