RÉSOLUTION

Par analogie avec un senseur opto-électronique, la résolution de l’œil peut en théorie être définie selon quatre composantes:

Résolutions temporelle, spatiale, radiométrique et spectrale sont antagonistes et ne peuvent être optimisées toutes à la fois pour un senseur donné. Le système visuel humain représente un compromis évolutif, lié à la différenciation optique et sensorielle, adapté à l’activité de l’homme, souvent différent de celui observé dans d’autres espèces animales.

POUVOIR SÉPARATEUR, ACUITÉ VISUELLE

Le pouvoir séparateur de l’œil, capacité à distinguer deux points proches, fait intervenir la qualité optique de l’œil et la densité des photorécepteurs rétiniens; il représente le fondement de la mesure de l’acuité visuelle — assimilée par défaut à la « quantité de vision » par opposition aux autres aptitudes visuelles souvent regroupées improprement sous la notion diffuse de « qualité de vision ».

La densité des récepteurs rétiniens est en effet la base anatomique de la discrimination de deux points très proches par échantillonnage. La projection d’un optotype « E » de Snellen à 10/10 (donc sous un angle de 5 minutes d’arc environ) occupe sur la rétine une matrice d’environ 10 × 20 cônes photorécepteurs. Selon le théorème de Nyquist, l’acuité maximale théorique serait dans ce cas d’environ 20 à 40/10 (fig. 23-1); en pratique, cette acuité maximale théorique est limitée par les phénomènes de diffraction à pupille étroite et de façon croissante par les aberrations optiques d’ordre supérieur quand le diamètre pupillaire augmente (fig. 23-1).

Fig. 23-1 Limite de la vision.

Acuité visuelle théorique en fonction du diamètre de la pupille et de la diffraction, des aberrations optiques d’ordre supérieur, de l’échantillonnage par les photorécepteurs rétiniens.

Le pouvoir séparateur est testé en clinique par la mesure classique de l’acuité visuelle morphoscopique statique sous fort contraste de loin et de près, mais différents éléments en affectent les résultats (taille et forme du test, temps de présentation, état adaptatif, contraste, mobilité de l’optotype ou de l’observateur …). La pertinence de l’acuité visuelle est donc souvent limitée pour apprécier la qualité de vision et l’aptitude visuelle en conditions de vie réelle.

ACUITÉ STÉRÉOSCOPIQUE

L’acuité stéréoscopique peut être mesurée par les tests à disparité fixe (Titmus, Randot) ou à seuil de disparité (Howard-Dolman), ce dernier semblant plus précis ^[55].

ACUITÉ VISUELLE DYNAMIQUE

L’acuité visuelle dynamique (sur test mobile ou avec observateur en mouvement) semble présenter un intérêt clinique particulier. L’acuité visuelle dynamique horizontale, verticale ou circulaire décroît en fonction de divers paramètres (vélocité angulaire du test, basse luminance du test …). L’acuité visuelle dynamique est notamment réduite par le myosis et améliorée par l’augmentation de la taille pupillaire ^[149].

De tous les tests visuels pratiqués en recherche clinique, l’acuité visuelle dynamique semble la mesure la mieux corré-lée aux performances individuelles dans la réalisation de tâches complexes (conduite, pilotage, chasse). Il existe par exemple une corrélation rétrospective très poussée entre l’acuité visuelle dynamique et l’historique d’accidents de la route chez les conducteurs privés ou professionnels ^[31]. L’acuité visuelle dynamique des athlètes de haut niveau est également supérieure à la moyenne, alors que l’acuité statique n’est pas significativement différente ^[165].

Dans une autre étude portant sur des jeunes pilotes automobiles, l’acuité statique, la stabilisation du regard et l’acuité visuelle dynamique n’étaient pas statistiquement différents mais le temps de perception d’ un test (PTT) était significativement meilleur ^[139].

PERTE D’ACUITÉ DIRECTIONNELLE

La perte d’acuité visuelle sous déviation angulaire ou « acuité directionnelle », décrite sous le terme d’effet Campbell ^[27], traduit l’effet du décentrement d’une pupille d’entrée étroite artificielle par rapport à la pupille naturelle. Cette perte de pouvoir séparateur de l’œil dans les fréquences spatiales basses et intermédiaires pour les rayons excentrés (d’un facteur 3 à 8) semble être la conséquence d’une combinaison d’aberrations transverses chromatiques et monochromatiques ^[7]. D’un intérêt purement théorique jusqu’ici, l’effet Campbell devrait retrouver une certaine importance clinique avec la mise en œuvre de méthodes réfractives fondées sur une partition spatiale de la pupille (photoablation multifocale excentrée, implant intrastromal sténopéique, implant pseudophake avec addition bifocale asphérique excentrée).

EFFET DE STILES-CRAWFORDT

L’effet de Stiles-Crawfordt stipule que:

Ceci serait lié à l’angle d’incidence au niveau des photorécepteurs, dont la structure allongée parallèlement à l’axe visuel joue le rôle d’un filtre d’apodisation, contribuant à la réduction des halos de diffraction. Il est important de noter que la pupille d’entrée effective dépend de plusieurs paramètres (topographie réfractive cornéenne, distance des éléments optiques de l’œil par rapport aux points nodaux).

Les phénomènes de diffraction sont liés à l’interférence de la propagation du front d’onde avec les bords de la pupille d’entrée lorsque celle-ci devient trop étroite (inférieure à 1 mm pour l’œil humain, f:22 pour un objectif photographique). Ce phénomène peut être assimilé aux modifications de direction et d’amplitude subies par la houle (train de vagues) à l’entrée d’un port. La fonction de dispersion (ou d’étalement) d’un point (PSF) montre dans ce cas une disposition concentrique caractéristique (disque d’Airy), qui donne une idée de la gêne visuelle subie par les patients traités par myotiques (fig. 23-4).

RAPPORT DE STREHL

Le rapport de Strehl (Strehl Ratio, SR), ratio entre les MTF d’un système optique et celles d’un système uniquement limité par la diffraction, quantifie le rôle des aberrations optiques, dans la qualité optique de ce système, indépendamment des problèmes de diffraction.

FRONT D’ONDE

Les aberrations optiques de l’œil peuvent être appréhendées par l’analyse des distorsions du front d’onde. Le front d’onde (wavefront) matérialise la direction des rayons lumineux formant l’image d’un objet comme étant la surface virtuelle réunissant les surfaces « élémentaires » individuelles perpendiculaires à chacun de ces rayons lumineux. Pour un objet situé à l’infini, les rayons lumineux pénétrant la pupille d’entrée sont parallèles entre eux. L’union des surfaces perpendiculaires à chacun de ces rayons lumineux est une surface plane, perpendiculaire à la direction de propagation des rayons parallèles entre eux. Ce front d’onde plan traduit l’absence d’aberration optique dans le milieu de propagation (l’air) (fig. 23-5). En cas d’aberrations optiques, les rayons lumineux ne sont plus parallèles et le front d’onde présente des distorsions caractéristiques du système optique traversé.

Fig. 23-5 Principe de l’aberrométrie du front d’onde.

PSF, Point Spread Function (fonction de dispersion d’un point, tri- ou bidimensionnelle).

Une analyse mathématique de cette déformation du front d’onde au moyen de différents outils (décomposition polynomiale de Zernike ou transformées de Fourier) permet de quantifier de façon simple le niveau de déformation « global » sous forme d’un écart quadratique moyen tridimensionnel (analogue à l’écart type par rapport à la moyenne dans un système à deux dimensions pour une distribution statistique), nommé Root Mean Square (RMS, en micromètres). Une interprétation mathématique de ces données du front d’onde permet de dériver des notions utiles pour la compréhension et la quantification de la qualité optique de l’œil.

Coefficients de Zernike

Les coefficients de Zernike (en micromètres) permettent de mesurer les parts respectives et les directions des différentes aberrations optiques élémentaires d’ordre inférieur (tilt, myopie, astigmatisme, hypermétropie) ou d’ordre supérieur (aberration sphérique positive ou négative, coma, trefoil …) (fig. 23-6c). La décomposition polynomiale de Zernike consiste schématiquement à représenter toute déformation complexe du front d’onde par la « somme » de soixante-quatre déformations (aberrations) élémentaires, classées par « ordres » et par types de symétries (fig. 23-6d).

Fig. 23-6 Décomposition polynomiale de Zernike du front d’onde.

a. Examen aberrométrique. À gauche : front d’onde total. À droite : front d’onde des aberrations d’ordre supérieur. En bas : valeur des RMS.

b. Décomposition polynomiale et coefficients de Zernike. c. Formes élémentaires de Zernike.

Un autre mode de décomposition, par les transformées de Fourier, permet d’augmenter la précision des coefficients au-delà du cinquième ordre, moins importants en pratique clinique.

Aberrations optiques d’ordre supérieur

Les aberrations optiques d’ordre supérieur les plus importantes en pratique pour l’œil humain sont:

– l’aberration sphérique, qui induit une déformation du front d’onde en « sombrero », caractérise la différence de puissance optique réfractive entre le centre et la périphérie du système (fig. 23-7):

– par exemple, une cornée opérée de myopie (asphéricité de type oblate du fait d’un aplatissement central relativement à la périphérie) présente une aberration sphérique positive; celle-ci peut parfois retarder l’effet de la presbytie ^[8];

– une cornée opérée d’hypermétropie, prolate, présente une aberration sphérique négative, d’autant plus importante que la zone optique est étroite (cornée hyperprolate, dotée d’une asphéricité importante, avec un facteur Q par exemple compris entre – 0,4 et – 1,0) (cf. infra, fig. 23-12a); dans certaines conditions, l’aberration sphérique négative permet d’induire une augmentation de la profondeur de champ afin de compenser la presbytie;

– la coma, qui induit une déformation asymétrique du front d’onde en doubles cupules inversées adjacentes, caractérise le décentrement optique du système; elle est responsable d’une dégradation de la fonction de dispersion d’un point en « queue de comète » (cf. infra, fig. 23-12, e à g); dans certaines conditions, la coma permet d’induire un certain degré de bifocalité, afin de compenser la presbytie.

Fig. 23-7 Aberration sphérique.

a. Aberration sphérique positive après chirurgie ablative myopique. La cornée préopératoire (jaune) est aplatie au centre en postopératoire (gris). En postopératoire, les rayons centraux sont focalisés sur la rétine, tandis que les rayons périphériques subissent l’effet de la myopie périphérique résiduelle induisant une défocalisation d’une partie de l’image. b. Aberration sphérique négative après chirurgie ablative de la presbytie. L’ablation hypermétropique (rouge) corrige la vision de loin en augmentant la courbure centrale de la cornée. L’ablation paracentrale décentrée complémentaire, centrée sur la pupille de près en myosis (bleu), augmente la courbure centrale au niveau d’une zone plus étroite et défocalise les rayons lumineux passant par cette zone « hyperprolate » (myopisation focale).

Fig. 23-12 Résultats d’un presbyLASIK.

a. Cornée asphérique hyperprolate (addition + 1,7 D, zone optique de 3,0 mm). b. Aberration sphérique négative. c. Front d’onde multifocal tridimensionnel et bidimensionnel. d. Myopisation centrale de la courbe aberrométrique réfraction/pupille. e. PSF (Point Spread Function) globale. f. PSF sans l’aberration sphérique. g. PSF sans l’aberration sphérique ni la coma.

Autres

Les caractéristiques du front d’onde permettent également de calculer d’autres paramètres:

– les fonctions de transfert de modulation (MTF);

– les images simulées d’optotype ou d’objets plus complexes « vues » par le sujet, par une technique mathématique de convolution d’image (produit de la FDP par les coordonnées de l’objet);

– l’acuité visuelle potentielle sous fort ou faible contraste (cf. infra, fig. 23-13).

Fig. 23-13 Résultats d’un presbyLASIK en termes de vision des contrastes.

Calcul des MTF, sensibilité aux contrastes et convolution d’optotypes à partir de la PSF.

MTF, Modulation Transfer Functions; CSF, Contrast Sensitivity Function; HOA, High Order Aberrations; PSF, Point Spread Function.

TOPOGRAPHIE CORNÉENNE

La kératométrie a été remplacée par la topographie cornéenne, mieux à même d’analyser les variations régionales de la courbure et de la forme de la cornée opérée, afin d’en déduire les conséquences optiques sur la vision.

Les modèles les plus récents de topographes cornéens d’élévation se sont affranchis du système vidéokératoscopique de Placido, trop dépendant de la qualité du film lacrymal et de la symétrie rotationnelle « normale » de la cornée, et restituent une modélisation géométrique plus fidèle des faces antérieure et postérieure de la cornée, dont peuvent être inférées les cartes topographiques de puissance réfractive antérieure, postérieure et globale (cf. infra, fig. 23-12a), ainsi que des indices numériques ou cartographiques de « qualité optique » ^[13].

Des algorithmes sophistiqués, empiriques ou théoriques, offrent des possibilités d’analyse prédictive d’acuité visuelle potentielle, de ray-tracing et de modélisation du front d’onde cornéen ou des fonctions de transfert de modulation (MTF).

RAY-TRACING

Grâce à la simulation numérique fondée sur les données de courbure topographique cornéenne, les modèles d’optique axiale (œil réduit de Donders) ont évolué vers des modèles plus complexes de ray-tracing, prenant en compte l’ensemble des rayons lumineux incidents et l’effet optique des surfaces secondaires (face postérieure de la cornée, cristallin).

Ces modèles, disponibles commercialement (par exemple, logiciel Zemax^®), sont adaptés à l’analyse prédictive des interactions optiques complexes de l’œil, notamment pour l’optimisation des profils ablatifs ^{[86, 112]} et le dessin des implants intraoculaires utilisés en chirurgie de la presbytie ^[74].

PUPILLOMÉTRIE

La taille de la pupille adaptée à l’obscurité (pupille mésopique et scotopique) détermine le niveau et le retentissement optique et donc visuel des aberrations optiques. Cette mesure est donc très importante en chirurgie ablative de la myopie, afin de préserver la qualité de vision nocturne compromise par l’aberration sphé-rique positive induite. Dans la chirurgie multifocale cornéenne de compensation de la presbytie, la connaissance de la pupille photopique et mésopique joue un rôle également important:

Les technologies de pupillométrie statique ou dynamique mises en œuvre dans la chirurgie de la presbytie sont très variées et sont de plus en plus souvent intégrées aux instrumentations de topographie cornéenne, d’aberrométrie ou de photoablation.

Les techniques binoculaires ou non occultantes sont plus fiables, car elles évitent la mydriase réactionnelle à l’occlusion de l’œil adelphe ^[138].

La pupillométrie permet notamment de:

ABERROMÉTRIE DU FRONT D’ONDE

L’aberrométrie du front d’onde, adaptée des techniques de contrôle de qualité en optique astronomique, a surtout ouvert la voie d’une quantification objective directe de la qualité optique de l’œil, permettant une évaluation indirecte reproductible de la qualité de vision (à capacité sensorielle et cognitive constante).

L’aberrométrie du front d’onde de l’œil consiste à mesurer la déviation des rayons lumineux induite par leur passage dans les milieux oculaires (cf. supra, fig. 23-5). Il existe de nombreux aber-romètres disponibles en clinique, dont les performances ont été comparées ^[131].

L’utilisation clinique de l’aberrométrie permet d’établir une correspondance objective relativement fiable avec les plaintes subjectives des patients, selon l’aspect du front d’onde et la quantification des aberrations optiques d’ordre supérieur (tableau 23-II). Il est très important de noter que le résultat de l’aberrométrie du front d’onde dépend du diamètre pupillaire de mesure : tous les aberromètres intègrent donc des fonctions de pupillométrie plus ou moins sophistiquées.

Types d’aberromètres

MÉTHODE MANUELLE

Une méthode manuelle, dite psychophysique (fondée sur les réponses du sujet examiné), très peu utilisée, consiste à mesurer la déviation angulaire de l’image d’un point source entrant par différents points de la pupille en réalignant cette image avec celle d’une croix de fixation passant par un point fixe de la pupille. Cette méthode permet notamment de mesurer les variations du front d’onde au cours de l’accommodation ^[71].

RÉFRACTOMÉTRIE SPATIALE

Une autre méthode inspirée de la skiascopie focale, la réfractomé-trie spatiale (OPD-scan, Nidek) permet d’obtenir une carte topographique de la réfraction oculaire et d’en déduire le front d’onde, ainsi que les MTF. Cette méthode, couplée à une topographie cor-néenne de type Placido coaxiale, donne une représentation graphique pratique des aberrations optiques d’origine cornéenne, comparée aux aberrations globales de l’œil.

ABERROMÈTRE DE HARTMANN-SHACK

Dans l’aberromètre de Hartmann-Shack (« out-going optics »), le plus couramment utilisé en ophtalmologie, une grille de rayons monochromatiques parallèles entre eux est projetée sur la rétine au moyen d’une grille composée de quelques dizaines de lenticules (fig. 23-9a).

Fig. 23-9 Aberromètres.

a. Hartmann-Shak. b. Tscherning. c. Dual-pass OQAS.

Dans le cas d’un œil dépourvu d’aberrations optiques, les rayons lumineux sont déviés par les dioptres oculaires et convergent parfaitement sur la fovéa. Lorsque ces rayons sont réfléchis par la rétine, ils suivent un chemin inverse et, à la sortie de la pupille d’entrée, se distribuent à nouveau de façon parfaitement parallèle. Un capteur capable d’analyser ces rayons à leur sortie détermine que leur disposition est conforme à la « grille » régulière de départ, ce qui permet de conclure à l’absence d’aberrations optiques oculaires.

En cas d’aberrations optiques, certains rayons se dispersent et ne parviennent pas à la fovéa. Après réflexion par la rétine et sortie par la pupille d’entrée, le même capteur déterminera que les rayons émergents ne sont pas parallèles et que la grille des « centroïdes » matérialisant la position de chacun des rayons réfléchis présente des distorsions par rapport à la grille projetée. Ces distorsions permettent de calculer la déformation du front d’onde, qui peut être représentée en deux ou en trois dimensions et qui traduit graphiquement la présence d’aberrations optiques dans l’œil analysé. Certains modèles récents sont également couplés à une topographie cornéenne de type Placido coaxiale (Topcon KW1).

ABERROMÈTRE DE TSCHERNING

Dans l’aberromètre de Tscherning, un rayon monochromatique balaie l’aire maculaire en reproduisant une grille. Un capteur synchrone de ce balayage analyse directement en temps réel la position du reflet rétinien de ce rayon entrant (« in-going optics ») (fig. 23-9b). Ce système présente quelques avantages, notamment l’augmentation de la plage dynamique d’analyse — indépendante de la réfraction ou de l’importance des aberrations, car les cen-troïdes trop « proches » ne risquent pas d’être confondus — et la possibilité d’une analyse en temps réel permettant de faire varier l’accommodation du sujet au moyen d’un stimulus réfractif ou visuel, plus adaptée à l’examen du presbyte.

ABERROMÈTRE OQAS^®

L’aberromètre OQAS^® (« dual-pass optics ») (Visiometrics) utilise un capteur particulièrement sensible pour analyser directement l’image du reflet rétinien d’un faisceau monochromatique infrarouge projeté sur la fovéa et calculer la distorsion spatiale du point lumineux projeté (fonction de dispersion d’un point, PSF), qui intègre sa dégradation « à l’aller » et « au retour » au travers des milieux intraoculaires (fig. 23-9c).

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