Modellizzazione del danno retinico per la previsione delle soglie e la valutazione probabilistica del rischio

Sommario

Viene presentato un approccio di modellazione per i danni termici indotti da laser all'occhio umano. L'obiettivo è migliorare la valutazione dei rischi basati su laser fornendo un mezzo per calcolare i danni per uno scenario specifico di irradiazione.

Abstract

Con l'aumento del numero di applicazioni laser in medicina, difesa e tecnologia, sia l'esposizione intenzionale che accidentale dell'occhio umano alle sorgenti laser è diventata una preoccupazione importante. La previsione basata su modelli delle soglie di danno retinico potrebbe consentire una valutazione della sicurezza laser più specifica per ogni scenario, specialmente per parametri laser non coperti dai dati sperimentali. Idealmente, tali modelli permetterebbero di calcolare valori di ED50 (dose effettiva in cui la probabilità di danno è del 50%) basandosi — tra gli altri fattori — su lunghezza d'onda, durata dell'impulso e forma del punto. Ciò richiede una comprensione dettagliata e una modellazione di tutti i regimi di danno per riflettere la dipendenza tra i parametri chiave e il meccanismo dominante di danno.

Questo lavoro discute lo stato di questo approccio (validato qui per il regime termico, o semplicemente "nel regime di danno termico"); Vengono evidenziati gli aspetti critici che potrebbero ostacolarne il successo e vengono evidenziati i potenziali benefici. Questi vanno dalla maggiore precisione dei limiti di esposizione laser negli standard di sicurezza oculare alla dosimetria ottimizzata nella chirurgia laser retinica, fino alla valutazione probabilistica del rischio per l'uso dei laser in ambienti esterni.

Introduzione

Questo lavoro descrive lo sviluppo e la convalida di un modello fisiologicamente dettagliato del danno termico dell'occhio umano. All'interno del regime di lesione termica, il modello prevede l'evoluzione della temperatura retinica e le soglie di lesione utilizzando una formulazione di danno di Arrhenius (si veda la spiegazione nella sezione sul danno fototermico). Le applicazioni rappresentative coprono tutte le situazioni in cui la previsione delle temperature oculari e dei danni è di interesse. Ciò include, ad esempio, la valutazione delle soglie di danno per l'irradiazione retinica scansionata, la comprensione dell'effetto dell'additività del treno di impulsi sulle soglie di danno e il confronto delle soglie calcolate con i limiti di sicurezza dello standard di sicurezza laser. Al di fuori del regime termico, vengono presentati gli approcci di modellazione attuali in considerazione e viene fornita una roadmap per estendere il quadro a ulteriori meccanismi di danno.

Il lavoro qui presentato riguarda la modellazione e, quindi, la previsione dei danni retinici causati dall'irradiazione laser. Sebbene una dose critica potesse, in teoria, essere sempre determinata da esperimenti con retine animali simili a quelle umane, c'è un forte bisogno di prevedere il danno senza effettuare esperimenti. Lo spazio di variazione dei parametri laser (lunghezze d'onda, durate degli impulsi e velocità di ripetizione) è vasto, implicando un numero proibitivo di esperimenti su animali per ogni nuovo insieme di parametri. Inoltre, per lunghi tempi di irradiazione, bisogna considerare anche il flusso sanguigno retinico, che richiederebbe esperimenti in vivo . Di conseguenza, modellare l'interazione del laser con l'occhio sembra essere l'unica via realistica da seguire.

La necessità di una comprensione dettagliata dei meccanismi di danno e, di conseguenza, delle soglie di danno (che potrebbero essere utilizzate come surrogati ED50) è anche legata alla situazione dello standard di sicurezza oculare (IEC 60825 o ANSI Z136.1). Poiché lo standard deve coprire l'intera gamma di lunghezze d'onda, durate degli impulsi, pattern di ripetizione e dimensioni dei punti, incorpora necessariamente assunzioni semplificanti, interpolazioni e fattori di sicurezza conservativi per tenere conto dell'incertezza. Poiché è disponibile solo un numero limitato di valori ED50—principalmente derivati da studi su primati non umani—è necessaria l'interpolazione per stabilire limiti completi di MPE (massima esposizione consentita). Sebbene questo approccio offra un'applicabilità ampia e pratica, un quadro basato su una comprensione meccanicistica dettagliata e sulla modellizzazione dei processi di danno offre chiari vantaggi in termini di trasparenza fisica, accuratezza specifica dello scenario e applicabilità, senza una conoscenza dettagliata dello standard di sicurezza laser.

Ad esempio, i laser a impulsi e a scansione vengono valutati come sorgenti pulsate, anche se la scansione retinica introduce effetti temporali e spaziali aggiuntivi. Il trattamento appropriato della scansione nella definizione dei limiti di sicurezza è stato oggetto di discussione continua all'interno della comunità nell'ultimo decennio. Anche con aggiornamenti regolari per riflettere i progressi tecnologici, non è fattibile per lo standard coprire ogni configurazione complessa di nuovi sistemi laser con nuovi set di parametri senza semplificazioni e fattori di sicurezza conservativi. Di conseguenza, rimane spazio per l'interpretazione, che può portare a incoerenze o errori nella valutazione della sicurezza.

Un approccio di modellazione basato sulla fisica potrebbe ridurre sostanzialmente la dipendenza dall'interpolazione e dai margini conservativi, estendendo l'applicabilità dello standard a scenari complessi. Poiché lo sviluppo e la validazione di tali modelli sono direttamente collegati a una comprensione più profonda dei meccanismi di danno sottostanti, le intuizioni risultanti potrebbero anche supportare una derivazione più trasparente e fisicamente fondata dei valori MPE dai dati ED50 esistenti.

Nel lungo termine, la valutazione della sicurezza oculare potrebbe essere semplificata tramite un framework integrato di modellazione plug-and-play. Uno strumento del genere potrebbe essere fornito sia con i parametri di sistema pertinenti sia direttamente con un file di progettazione ottica (ad esempio, un modello Zemax), tipicamente disponibile durante lo sviluppo del prodotto, consentendo così una valutazione della sicurezza coerente e specifica^{per ogni scenario 1}.

Un altro campo di applicazione è il crescente campo dei laser ad alta energia (HEL), ad esempio per contrastare i droni. Qui, la difficoltà risiede principalmente nei riflessi laser dai bersagli, specialmente quelli metallici, che possono cambiare rapidamente e casualmente e costituiscono un pericolo per il personale militare e i civili ^2,3. Questa situazione casuale non deterministica richiede un meccanismo di valutazione adeguato – di solito si utilizza un approccio probabilistico. Questo approccio crea affermazioni sulla verificarsi di determinate situazioni di irradiazione (intensità, tempo di esposizione, lunghezza d'onda), che devono comunque essere tradotte in probabilità di danno. Qui, la modellazione dei danni discussa in questo lavoro può colmare il divario traducendo scenari probabilistici in probabilità di danno.

Comprendere in dettaglio i principi dei meccanismi di danno e imitarli in un modello software è un modo semplice per determinare le soglie di danno invece di eseguire esperimenti. A seconda della durata dell'impulso, il danno retinico si verifica tramite diversi meccanismi di interazione laser-tessuto (Figura 1⁾4,5,6,7:

Figura 1: Panoramica dei meccanismi di danno. Il tipo di meccanismo di danno dipende dal tempo di esposizione e dall'irradianza. Va dal danno fotomeccanico derivante da un'irradianza molto elevata a brevi durate di impulsi a danni fotochimici dovuti a una bassa irradianza per lunghi periodi. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Rottura fotomeccanica (^10-12–^10-6 s, 10¹⁰–10¹⁶ W/^{cm 2}):
Fotodisruption: A durate di impulsi ultracorte o nanosecondi e irradianze molto elevate, l'assorbimento non lineare avvia la rottura ottica. Si forma un plasma denso di elettroni e ioni liberi, esplosivamente e generando forti onde d'urto. Il processo, chiamato fotodisruption, strappa meccanicamente i tessuti con un riscaldamento in massa minimo e crea lesioni nettamente definite anche in aree debolmente^assorbenti 4,8,9,10.

Ablazione indotta dal plasma: nell'intervallo ns–μs a un'irradianza molto elevata, il plasma domina nuovamente. Qui, la rimozione dei tessuti è guidata non solo dalle onde d'urto, ma anche dall'espansione del plasma e dall'ablazione esplosiva. Il meccanismo è noto come ablazione indotta dal plasma e produce una significativa espulsione del materiale ^4,11.

Fotoablazione (≈ 10^⁻9–10⁻⁶ s; ≈ 10⁷–10¹⁰ W/^{cm 2}):
Per durate di impulsi superiori al nanosecondo e al di sotto dell'intervallo dei microsecondi, avviene la fotoablazione. In questo processo, i legami molecolari vengono direttamente spezzati dall'irradiazione. Questo metodo è, ad esempio, utilizzato per correggere gli errori rifrattivi dell'occhio rimodellando la cornea (il cosiddetto metodo LASIK). Tipicamente, le procedure fotoablative vengono applicate in un intervallo di potenza in cui la formazione del plasma non è ancora^{avvenuta 4,11}.

Danni termomeccanici (≈ ^10-9 – ^10-6 s; ≈ 10⁶ – 10⁸ W/^{cm 2}):
Nei tessuti oculari pigmentati, un forte assorbimento da parte dei melanosomi nell'intervallo ns–μs può causare un rapido surriscaldamento. Quando la superficie del melanosoma raggiunge ≈ 150 °C, le microbolle nucleano ^12,13. La loro espansione e collasso generano onde di stress meccaniche che danneggiano l'epitelio pigmentario retinico (EPR). Questo meccanismo termomeccanico colma il divario tra fotoablazione e danno termico: non è guidato dal plasma, ma coinvolge transitori meccanici accoppiati a riscaldamento localizzato. Le soglie dipendono dalla dimensione, forma, orientamento e illuminazione locale^{dei melanosomi 4,11}.

Danno fototermico (≈ 1 μs– 60 s; ≈ 10–10⁶ W/^{cm 2}):
Da microsecondi fino a secondi, il riscaldamento dei tessuti domina. La deposizione energetica aumenta la temperatura, portando prima alla denaturazione delle proteine e, con esposizioni più elevate, alla necrosi coagulativa e alla carbonizzazione. I limiti della letteratura differiscono: Niemz⁴ cita 1 μs – 60 s, Zuclich¹⁴ 10 μs – 60 s. La reciprocità approssimativa con l'esposizione radiante (~1–1000 J/^{cm 2}) si verifica, con deviazioni per impulsi molto brevi (diffusione termica limitata) e impulsi molto lunghi (raffreddamento potenziato per perfusione^)4,6,15.

La modellazione del danno termico nel lavoro presentato si basa sull'integrale di Arrhenius, definito come:

(1)

Con τ che indica il tempo di esposizione, E_a l'energia di attivazione, R la costante universale del gas, T la temperatura durante l'esposizione e A un fattore di scala preesponenziale, i parametri applicati in questo studio sono A = 1,3 × 10⁹⁹ s⁻¹ ed E = 628 kJ/mol¹⁵. Si prende una condizione di Ω = 1 come indicazione dell'insorgenza di danni tissutitori. Per una discussione completa del modello sottostante, si rifera a una pubblicazione^{precedente 4}.

Danno fotochimico (≈ 10 s – 10⁴ s; ≈ 10⁻³ – 10² W/^{cm 2}):
Per esposizioni lunghe a basse irradianze, dominano reazioni fotochimiche cumulative - come lo sbiancamento del fotopigmento o le vie mediate da specie reattive dell'ossigeno (ROS). Si verificano a durate di esposizione superiori a 10 s⁶ (o superiori a 1 s⁴). Pertanto, esiste un intervallo intermedio in cui possono verificarsi simultaneamente sia danni termici che^{fotochimici 16}. Il pericolo cronico di luce blu a basso livello è un esempio tipico.

Protocollo

La Sezione 1 descrive i passaggi generali necessari per la costruzione dei modelli, poiché possono essere eseguiti con una varietà di opzioni software. La sezione 2 fornisce queste istruzioni per il caso specifico ed esemplare in cui vengono utilizzati Altair Hypermesh (software di modellazione e analisi agli elementi finiti [FEA]) e Ansys Fluent (software di simulazione dei fluidi). Inoltre, un fascicolo supplementare (File supplementare 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) è fornito, che descrive l'approccio di modellazione e fornisce un contesto teorico in modo non graduale (Figura 1 - Figure 5, Tabella 1 - Tabella 3).

1. Implementazione dell'approccio di modellazione – Passaggi procedurali generali

1. Crea un modello 3D secondo la geometria descritta sopra.
   1. All'interno di questo lavoro, creare la geometria in un software di progettazione assistita da computer meccanico 3D (Versione 16) secondo i parametri descritti nel Supplementary File 1.
2. Crea la mesh di volume in base alle proprietà ed estensioni di tutte le parti dell'occhio, secondo il File Supplementare 1.
   1. Effettuare mesh e post-elaborazione con software di analisi FEA (Versione 11) e software di analisi ingegneristica assistita da computer (CAE) (Versione 11). Il modello è composto da 761.766 elementi tetraedrici. Le celle a mesh hanno dimensioni comprese tra 37 μm e 491 μm.
      NOTA: Una mesh più grossolana comporterebbe errori o deviazioni di calcolo. Un numero maggiore di celle è sempre possibile, ma aumenterebbe il tempo di calcolo. Questa mesh si è rivelata indipendente dalla dimensione, poiché ulteriori affinamenti della dimensione degli elementi hanno portato a differenze trascurabili nei calcoli.
   2. Per mantenere tempi di calcolo ragionevoli, si utilizza questa mesh e si adotta solo se specifiche regioni richiedono una risoluzione più fine. Di conseguenza, si rimesh la retina con una dimensione minima di 5 μm per consentire l'assorbimento all'interno dello strato RPE, come richiesto e spiegato successivamente nel protocollo.
      NOTA: La Figura 2 mostra un'immagine esemplare della rete con un vitro nascosto per rendere visibile la retina.
3. Integrare le condizioni al contorno.
   1. Alla sclera, si utilizza un coefficiente di confine solo conduttivo h_scl = 20 W/^{m 2}K e un valore corneale _h'corn,1 = 14,21 W/^{m 2}K di come riportato sopra in dettaglio. Utilizzare questi valori per definire le condizioni al contorno della superficie che rappresenta rispettivamente la sclera e la cornea.
4. Implementa il flusso sanguigno.
   NOTA: Questo campo fornisce direzione e grandezza del flusso in ogni cella a mesh e aggiunge advezione all'equazione energetica.
   1. Segui i passaggi di costruzione come menzionato di seguito:
      1. Specificare ingressi/uscite fisiologiche—afflusso anteriore dal cerchio arterioso maggiore dell'iride e afflusso posteriore dalle arterie ciliari corte, con drenaggio venoso tramite le vene vortice.
      2. Calcola il campo di flusso risultante.
      3. Riscalare tutte le velocità locali a un uniforme 5 mm (secondo^{Peyman 45}) mantenendo le direzioni, implementata tramite una funzione definita dall'utente (UDF) tramite simulazione dei fluidi. Il risultato è un campo di velocità direzionalmente corretto di grandezza costante attraverso la coroide.
5. Calcola la distribuzione della temperatura.
   1. Inizia il calcolo della temperatura definendo le posizioni e le forme dipendenti dal tempo del fascio laser. Per ottenere queste posizioni variabili nel tempo sulla retina (o all'interno dell'occhio in generale), si utilizza un modello software di raytracing dell'occhio in parallelo al modello termodinamico.
      NOTA: Basandosi sulla modellazione software di raytracing del sistema laser in valutazione, questo approccio fornisce l'evoluzione temporale delle posizioni e forme dei punti laser. Questo non è spiegato in dettaglio in quest'opera per motivi di accessibilità, ma è stato descritto in^{precedenza 1,18}.
   2. Mappare le posizioni e le forme calcolate sulle corrispondenti sezioni delle celle a mesh nel tempo, che poi vengono assegnate alla rispettiva potenza laser.
   3. Importare questi dati nel software di simulazione dei fluidi tramite un UDF, che li elabora ciclicamente. L'UDF identifica le celle a mesh rilevanti e introduce un termine di sorgente energetica in base alla potenza laser specificata per il corrispondente tempo di irradiazione. Considera sia l'irradiazione a onda continua (cw) che l'irradiazione pulsata, così come i movimenti statici o dipendenti dal tempo del fascio.
   4. Per ogni posizione, calcola l'energia assorbita usando il coefficiente di assorbimento alla lunghezza d'onda laser data e assegnala alle celle a rete interessate, che vengono riscaldate in parallelo.
      NOTA: Ad esempio, per l'irradiazione a una lunghezza d'onda di 532 nm, l'assorbimento del 51% si verifica nell'EPR con uno spessore di 5^{μm 7}, come mostrato nella Figura 3. Non avviene assorbimento all'interno della membrana^{di Bruch 7,46}. L'energia residua del laser diminuisce nella coroide, presumibilmente spessa 100 μm con un coefficiente di assorbimento⁷ pari a α_Ch = 270 ^cm-1, secondo la legge di Lambert-Beer. La UDF calcola l'energia assorbita attraverso lo spessore di ogni cella a mesh e assegna questo valore alla cella. Per la trasmissione dalla cornea alla retina, si applica un valore del 20% ⁷. Un cambiamento nella lunghezza d'onda del laser è facilmente accettabile semplicemente adattando il coefficiente di assorbimento e la trasmissione dalla cornea alla retina.
   5. Inoltre, definire la durata di un singolo passo temporale, poiché i dati sulla forma del punto (dal modello di raytracing o definiti direttamente nell'UDF se noto senza il modello di raytracing) descrivono solo la sequenza di irradiazione senza una scala temporale.
   6. Per accelerare il calcolo, si raggruppano tutti gli intervalli senza irradiazione insieme e si assegna un passo temporale corrispondentemente maggiore, poiché non è richiesta una risoluzione temporale fine.
      NOTA: Dopo l'applicazione di queste impostazioni, il risolutore può calcolare la risposta termica temporale dell'occhio. Poiché il modello attuale richiede solo la conduzione del calore e il flusso sanguigno per essere considerati, il risolutore è limitato a risolvere le corrispondenti equazioni differenziali. Consulta il File Supplementare 2 per funzioni esemplari definite dall'utente.
6. Calcola i danni.
   1. Per derivare una soglia di danno basata sulla risposta termica, estrai i valori di temperatura calcolati dal file di risultati Fluent utilizzando uno strumento basato su C++ (vedi ^1,18 per dettagli e elenchi di codici).
   2. Seguendo l'approccio integrale di Arrhenius, calcola i valori di Arrhenius delle singole celle della mesh da queste temperature e memorizzali in un formato compatibile con il software di post-elaborazione. Questo consente di alternare comodamente valori di temperatura e probabilità di danno durante l'analisi.
   3. Infine, ottieni un risultato binario di danno (sì/no) per ogni cella della mesh. Determinare la classificazione sì/no da un valore soglia di 1 per l'integrale^{di Arrhenius 4}. Identifica questa soglia di danno iterativamente testando diverse potenze di ingresso per una durata fissa di irradiazione.
7. Imposta la dimensione del passotempo del solver.
   1. Utilizzare il software di simulazione dei fluidi (Versione 14.5) come risolutore, impiegando il metodo dei volumi finiti. La dimensione del passo deve soddisfare la condizione di Courant-Friedrichs-Lewy, che descrive il rapporto con la dimensione delle celle della mesh per creare condizioni di simulazione stabili.
   2. Inoltre, riduci la dimensione del passo passo passo dopo passo finché il risultato non diventa invariante rispetto alla dimensione del passo. Ad esempio, per calcoli con passi temporali fino a 10 secondi di 1 ms e 100 ms, le variazioni di temperatura sono state riscontrate <1%.

Figura 2: Sezione tagliata attraverso la rete (umore vitreo mascherato). La figura mostra la sclera (bianca), la coroide (rossa), la retina (gialla), il cristallino (bianco), l'iride (verde) e l'umore acquoso (blu⁾¹⁸. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figura 3: Caratteristiche di assorbimento al fondo oculare. All'interno dell'EPR, il 51% della radiazione laser da 532 nm viene assorbito; non avviene assorbimento nella membrana di Bruch, e la coroide è modellata secondo il comportamento di^{Lambert-Beer 18}. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

2. Esempio illustrativo – Passaggi specifici

1. Crea un modello 3D secondo la geometria descritta sopra.
   NOTA: Il modello 3D viene costruito creando oggetti per tutti gli elementi elencati nella Tabella Supplementare 1. Ad esempio, questi passaggi porteranno alla sclera.
   1. Crea un nuovo file di parte (.ipt).
   2. Inizia uno schizzo 2D sul piano XY.
   3. Disegna una linea di costruzione orizzontale (questo sarà l'asse di rotazione).
   4. Disegna un arco con un raggio di 12 mm per la superficie esterna.
   5. Al centro (polo posteriore), creare una punta di 0,99 mm verso l'interno rispetto all'arco esterno.
   6. Da questo punto, disegna la curva della superficie interna.
   7. Nel limbo, imposta la distanza tra la superficie interna ed esterna a 0,75 mm.
   8. Collega le curve interne ed esterne al bordo per formare un profilo chiuso.
   9. Seleziona Modello 3D > Revolve.
   10. Scegli Surface e conferma.
2. Crea la mesh del volume.
   NOTA: La mesh è creata in base all'oggetto 3D. Questo è un esempio di mesh:
   1. Importa il modello 3D creato nel software di progettazione meccanica assistita da computer 3D.
   2. Clicca sulla superficie dell'oggetto per mesh, ad esempio la sclera.
   3. Mesh sulle superfici prima – clicca su Mesh in questa interfaccia, che appare una volta cliccata sulla superficie. Seleziona i surf nell'interfaccia e seleziona il mesh adattivo automatico.
   4. La mesh 3D (che definisce l'oggetto) si basa sulle mesh superficiali. Per creare, seleziona le superfici e clicca dal menu in alto a sinistra: Mesh > Crea > Solid Map Mesh.
   5. Ora appare un'interfaccia. Clicca mesh.
3. Integrare le condizioni al contorno.
   NOTA: Le condizioni al contorno devono essere definite per la sclera e la cornea, poiché queste superfici sono a contatto con il mondo circostante. Questo esempio è per la sclera:
   1. Vai su Analysis dal menu superiore > BCs > Crea > vincoli (o carichi).
   2. Seleziona le superfici del tipo di entità e scegli la sclera dal menu.
   3. Nello stesso pannello, localizza i campi di input del valore e inserisci il valore direttamente nel campo di magnitudine .
   4. Clicca su crea per assegnare la condizione al contorno.
4. Implementa il flusso sanguigno.
   1. Definisci superfici per - afflusso anteriore (cerchio arterioso maggiore dell'iride), afflusso posteriore (arterie ciliari corte) e flusso in uscita (vene vortice).
   2. Assegnare condizioni al contorno per queste superfici.
   3. Clicca su Analisi > BC > creare carichi >.
   4. Seleziona le superfici di ingresso > assegna vettori di direzione della velocità (direzioni fisiologiche approssimative).
   5. Seleziona le superfici di uscita > assegna la presa di pressione (o zero vincoli a seconda della configurazione del solver).
   6. Esporta il modello nel software di simulazione dei fluidi – qui verrà adattata la lunghezza del vettore di flusso.
   7. Utilizzare il UDF ScaleVelocity dall'allegato all'interno del software di simulazione dei fluidi per adattare la lunghezza del vettore (UDF è un formato standard da caricare nel software di simulazione dei fluidi).
5. Calcola la distribuzione della temperatura (Set Solver).
   NOTA: Utilizzare il software di simulazione dei fluidi per calcolare le temperature come segue e salvarlo in un formato file leggibile dal software di analisi CAE.
   1. Clicca su File > Leggi > Mesh > Seleziona mesh > Mesh > Controlla.
   2. Clicca su Risolutore > Generale: Tempo > Basato sulla Pressione: Transitorio.
   3. Clicca su modelli > energia > abilita > OK.
   4. Clicca su Materiali > definire ρ, p, kρ > Condizioni della Zona Cellulare > assegnare i materiali a tutte le regioni.
   5. Clicca su Condizioni al Contorno > definire i BC termici (cornea, sclera, ambiente).
   6. Clicca su Inizializzazione della soluzione > Inizializza.
   7. Clicca su Esegui Calcolo > imposta dimensione del passo temporale + numero di passi temporali + iterazioni per passo.
   8. Clicca su Esegui Calcolo > Calcola.
   9. Clicca su File > Esporta > Dati della soluzione... > Tipo di file: Ensight Gold > selezionare Temperatura > selezionare zone > Scrivere.
6. Calcola i danni.
   1. Esegui il AddingArrhenius.exe (File Supplementare 3 e File Supplementare 4) dalla stessa cartella dei file software di analisi FEA contenenti le temperature. Contiene un calcolo semplice dell'integrale di Arrhenius basato sulle temperature memorizzate nei file software di analisi FEA.

Risultati

Questa sezione mostra prima la verifica e la validazione del modello presentato. Successivamente, vengono dimostrate tre applicazioni esemplari.

Verifica e validazione
In questa sezione, il modello presentato viene prima verificato confrontandolo con i modelli oculari termofisiologici^consolidati 19,27,28,30,32 per garantire la coerenza delle distribuzioni di temperatura previste (situazione a stato stazionario).^...

Discussione

All'interno del protocollo, non ci sono passaggi critici riguardo alla creazione del modello. Fondamentale è la selezione della dimensione e del tipo della mesh in combinazione con la dimensione del passo temporale. Una modifica della tecnica di modellazione è rilevante rispetto all'impiego di altri modelli di scansione sulla retina. Il modello stesso non deve essere modificato. La tecnica è limitata ai regimi di danno spiegati nella sezione successiva. Il significato risiede nella possi...

Materiali

Elenco dei materiali utilizzati in questo articolo

Nome	Azienda	Numero di catalogo	Commenti
Altair Hypermesh 11.0	Altair Engineering Inc.	Versione 11	Software di modellazione e analisi a elementi finiti [FEA] per la creazione e la visualizzazione delle mesh
Ansys Fluent 14.5	Ansys Inc.	Versione 14.5	Software di simulazione fluida; risolutore termodinamico
Autodesk Inventor	Autodesk	Versione 16	Software di progettazione assistita da computer (CAD) 3D meccanico
Hyperview	Altair Engineering Inc.	Versione 11	Software di analisi di ingegneria assistita da computer (CAE)
Optic Studio 13 (Zemax)	Zemax Development Corporation, oggi è Ansys Inc.	Versione 13	Software di Raytracing
Optocon FOTEMP2	Optocon	https://comem.com/it/optocon/	Spettrometro; Misurazione della temperatura del tessuto oculare
Optocon TS2	Optocon	https://comem.com/it/optocon/	Sonda di misura; Misurazione della temperatura del tessuto oculare