Pompes péristaltiques

Les pompes péristaltiques sont constituées d’un cylindre rotatoire à galets (fig. 7-2 et 7-3) ^[12]. La tubulure est enroulée autour de ces galets dont le mouvement collabe la ligne d’aspiration à chaque point de contact, avec rotation continue des bolus de liquide. Ces bolus se trouvant entre les galets se déplacent de façon péristaltique dans la direction de la rotation. Ce déplacement crée une pression différentielle qui aspire le liquide tout au long de la tubulure d’aspiration jusqu’à la pointe. Trois paramètres interviennent dans le circuit fluidique : la hauteur de la bouteille d’irrigation, qui peut être positionnée à des niveaux différents, le flux d’aspiration (en cm³/min) et la limite de vide (en mm Hg). Le réglage du flux correspond à la vitesse de rotation de la pompe. Cette vitesse et sa rapidité d’augmentation sont des paramètres qui déterminent les capacités d’aspiration dans la chambre antérieure; la limite de vide fixe le niveau maximum qui peut être atteint en cas d’occlusion à la pointe. De nombreuses autres caractéristiques, telles que la vitesse de montée en vide ou de retour au seuil après la libération de l’occlusion, vont influer sur la stabilité de la chambre antérieure. Les pompes péristaltiques peuvent augmenter le flux quelle que soit la hauteur de la bouteille mais les interconnexions entre la pompe et les tubulures permettent au système de ralentir ce flux et d’agir comme élément régulateur. La pression liée à la hauteur de la bouteille d’irrigation ne peut pas entraîner un flux supérieur à celui que permet la rotation de la pompe péristaltique.

Fig. 7-2 Pompe péristaltique : principe.

(In : J.-L. Arné, Th. Amzallag, P. Fournié, Chirurgie de la cataracte, Paris, Masson, 2005.)

Fig. 7-3 Pompe péristaltique : fonctionnement.

(In : J.-L. Arné, Th. Amzallag, P. Fournié, Chirurgie de la cataracte, Paris, Masson, 2005.)

Pompes Venturi

Dans un système Venturi, le vide est créé par un court-circuit entre les circuits d’aspiration et une chambre de compression des gaz (nitrogène ou air) (fig. 7-4 et 7-5) ^[12]. L’interface est constituée par de l’air et la pression différentielle dans cette zone tampon d’air entraîne les fluides vers la cassette de drainage en proportion du niveau de vide lorsque l’orifice d’aspiration est libre. Dans ce système, aucun flux d’aspiration ne peut être réglé, seul le niveau de vide est paramétré sur la machine. Le niveau de vide réel n’est pas ici fonction du caractère occlus ou non de l’orifice d’aspiration. Une pompe Venturi produisant une dépression à l’extrémité du circuit fluidique, elle ne peut qu’augmenter le flux au-dessus d’une limite inférieure. Traditionnellement, le vide était créé à partir d’un raccordement à l’air comprimé médical externe. Actuellement, ce raccord n’est souvent plus nécessaire et le vide peut être produit à partir d’une pompe centrifuge à l’intérieur du module compresseur.

Fig. 7-4 Pompe Venturi : principe.

(In : J.-L. Arné, Th. Amzallag, P. Fournié, Chirurgie de la cataracte, Paris, Masson, 2005.)

Fig. 7-5 Pompe Venturi : fonctionnement.

(In : J.-L. Arné, Th. Amzallag, P. Fournié, Chirurgie de la cataracte, Paris, Masson, 2005.)

Surge, ou collapsus à la levée de l’occlusion

En cas d’occlusion associée à un niveau de vide élevé, la compliance (changement de volume en réponse à un changement de pression) des tubulures est à l’origine de leur déformation. La qualité des matériaux des tubulures d’aspiration doit permettre d’obtenir une compliance satisfaisante, afin que la compression soit possible au niveau des galets de la pompe péristaltique tout en conservant une rigidité suffisante pour limiter les phénomènes de collapsus.

À la levée de l’occlusion, les modifications liées à la remise des tubulures à leur forme initiale ainsi que le collapsus des bulles d’air créent une dépression additionnelle qui n’est pas équilibrée par la hauteur de la bouteille et qui entraîne de façon brève un aplatissement plus ou moins important de la chambre antérieure. Ce phénomène peut avoir des effets délétères à la fois pour l’en-dothélium cornéen et la capsule postérieure.

L’importance et la durée de ce phénomène de surge augmentent proportionnellement, pouvant aller jusqu’à entraîner des pressions négatives susceptibles d’entraîner un collapsus de chambre antérieure. De façon basique, les différents moyens de limiter le phénomène de surge sont l’élévation de la hauteur de la bouteille d’irrigation, l’utilisation d’une association pointe-tubulure plus adaptée, notamment avec des pointes et des tubulures de petit diamètre, et la diminution du flux associée à des paramétrages de machines adaptés.

Le venting correspond à un reflux automatisé du liquide d’aspiration. Il se déclenche classiquement lorsque le niveau de vide maximum est atteint. Il est également déclenché en passant la pédale de la position 2 à la position 1 et permet alors de libérer des fragments de tissus (iris, capsule), qui auraient pu s’incarcérer dans l’orifice d’aspiration. S’il est insuffisant, il peut être nécessaire d’y adjoindre un reflux. Actuellement, le venting air est quasi abandonné au profit du venting fluidique.

Récemment, des systèmes plus sophistiqués d’aide à l’efficacité fluidique et au maintien de la chambre antérieure ont été développés.

Moyens additionnels de lutte contre le surge

Pour le Signature^® (Abbott Medical Optics), le circuit Fusion^® Fluidics repose sur le système CASE (Chamber Automated Stabilization Environment), qui diminue le vide avant la rupture d’occlusion. Il minimise ainsi le risque de surge lors des phases de phacoémul-sification des quartiers, même pour des niveaux de vide ou des débits d’aspiration élevés. Le principe est celui d’une reconnaissance de l’occlusion et d’une réaction automatique de la pompe péristaltique. Son sens de rotation s’inverse dès qu’on atteint la valeur cible. Le vide est alors diminué dans un délai de 20 ms.

Bausch & Lomb a développé sur le Stellaris^® un système nommé StableChamber^® à double chambre qui est placé sur la tubulure d’aspiration de la machine (fig. 7-6). Ce système présente une chambre interne dont le diamètre d’entrée est de 2 mm puis se rétrécit progressivement jusqu’à 1,1 mm, piégeant les fragments cristalliniens supérieurs à 0,5 mm. Il permet de maintenir une fluidité constante de la ligne d’aspiration, évitant d’éventuels phénomènes de surge à la levée d’une occlusion de la tubulure et garantissant l’absence d’augmentation de l’effet thermique en cas d’interruption du flux par obstruction de la ligne d’aspiration (clogging).

Fig. 7-6 Système StableChamber^® à double chambre sur le Stellaris^® (Bausch & Lomb).

La pédale à double linéarité du Stellaris^® permet de séparer les commandes d’intensité d’aspiration et de délivrance d’ultrasons en deux plans distincts (haut/bas, droite/gauche), ce qui autorise une totale modularité du couplage aspiration/ultrasons : ainsi, le niveau de vide peut être diminué avant de débuter l’émulsification d’un fragment de noyau occluant la pointe, minimisant ainsi le phénomène de surge.

Le système Cruise Control^® de Staar peut être adapté entre la pièce à main de phacoémulsification et la tubulure d’aspiration. Il présente un limitateur de flux d’un diamètre interne de 0,3 mm et est pourvu d’un filtre qui retient également les fragments cristalliniens. Le principe est d’éviter les phénomènes de surge tout en travaillant avec des niveaux de vide élevés. Wade ^[99] a démontré que son efficacité est d’autant meilleure que la machine sur laquelle il est installé est plus génératrice de surge.

L’Infiniti^® d’Alcon bénéficie du système de gestion fluidique Intrepid^® associant une technologie de double détection du niveau de vide et une tubulure d’aspiration de faible compliance. Le système ABS (Aspiration Bypass System) est caractérisé par l’existence d’un micro-orifice de 175 µm dans la paroi de la pièce à main, au niveau du manchon (fig. 7-7) ^[12]. Il assure un flux permanent et empêche toute interruption de ce flux en cas d’occlusion à la pointe, limitant ainsi le phénomène de surge.

Fig. 7-7 Courts-circuits anticollapsus (anticollapsus bypass system).

(In : J.-L. Arné, Th. Amzallag, P. Fournié, Chirurgie de la cataracte, Paris, Masson, 2005.)

Oertli a intégré un système de réduction de l’effet de surge dans sa pointe CO-MICS 2.

Il est à noter que l’ensemble de ces systèmes additionnels entraîne des modifications des flux réels par rapport à ceux affichés sur les machines, accentuant les erreurs d’affichage constatées sur la plupart des machines ^{[34, 82]}.

Georgescu ^[37] a comparé les performances fluidiques de l’Infiniti^®, du Stellaris^® et du Signature^® avec des résultats en faveur du Signature^®. Han ^[39] comparant les trois mêmes machines va dans le sens d’un avantage de l’Infiniti^®.

Pompes

Le Signature^® est aujourd’hui équipé de deux systèmes de pompe d’aspiration : péristaltique et Venturi. Ce système de double pompe permet un passage instantané de l’une à l’autre sans changement de cassette. Le choix de la pompe peut ainsi être prédéterminé par programme ou sous-programme. De nombreuses pompes actuelles (Signature^®, Stellaris^® …) peuvent fonctionner en mode hybride et simuler en mode péristaltique les caractéristiques d’un système Venturi ou, inversement, simuler en mode Venturi les caractéristiques d’une pompe péristaltique. Les nouvelles générations de pompes Venturi (Signature^®, Millenium^®) sont réputées diminuer notablement l’effet de surge à des niveaux de vide élevés.

Les performances fluidiques des machines permettent de travailler aujourd’hui sur des niveaux de vide élevés, qui peuvent aller jusqu’à 600 ou 650 mm Hg, dans des conditions de sécurité optimisées. Valoriser le niveau d’aspiration permet, parallèlement, de réduire les besoins en ultrasons.

Compliance du système

Les fabricants ont amélioré la compliance du couple cassette/tubulure. Plus faible est la compliance, plus sera rapide le temps de montée du vide (rise time) lors de l’occlusion jusqu’à la limite prédéfinie et plus faible sera le surge. Ainsi, cette faible compliance associée à des diamètres internes réduits et des parois plus épaisses réduit le phénomène de rebond élastique de la tubulure et l’effet de surge.

Pulse et bursts

En évolution par rapport à la délivrance continue des ultrasons, les phacoémulsificateurs récents ont développé des modes de délivrance discontinue permettant d’optimiser l’effet pour une délivrance d’énergie plus faible et un échauffement thermique moindre.

Ces modes, communément dénommés « pulse » et « burst », représentent une des avancées dans la délivrance des ultrasons traditionnels. Le mode pulsé permet classiquement de délivrer l’énergie sur une période courte suivie d’une période de repos d’une durée équivalente ou supérieure. La programmation peut être faite en nombre de pulses par seconde, dont la durée peut être de l’ordre de 50 ms (pulse) ou de l’ordre de 1 ms (micropulse). Le cycle actif (duty cycle) représente la fraction de temps de délivrance d’énergie (par exemple 33 % pour des pulses de 6 ms suivies d’intervalles libres de 12 ms). Brinton ^[21] a montré une réduction de l’échauffement de l’ordre de 50 % en mode « pulse » comparé à une délivrance linéaire.

Le mode « burst » correspond à des rafales d’ultrasons dont la durée est, en règle, déterminée de façon linéaire par la position de la pédale. Lors de l’entrée en position 3, une courte rafale est suivie d’un temps de repos important, les rafales se succèdent ensuite plus rapidement, jusqu’à obtenir au maximum, en dépression complète de la pédale, une délivrance continue des ultrasons. La période de repos permet un refroidissement relatif de la pointe évitant les brûlures au niveau de l’incision. En pratique, la plupart des programmes limitent la production de rafales à un maximum de 50 % ou 70 % de la durée du cycle.

Le mode pulsé permet un contrôle linéaire de la puissance ultrasonique maximum, alors que le mode « burst » permet un contrôle linéaire de la fréquence des rafales pour une puissance ultrasonique prédéterminée.

Le mode « hyperpulse » a été également récemment développé, notamment sur les machines Alcon, AMO et Bausch & Lomb. Sa caractéristique est de pouvoir délivrer jusqu’à cent pulses par seconde avec des durées de l’ordre de 5 ms. La très faible durée de ces pulses suivie de périodes plus longues de repos évite de façon importante l’échauffement des pointes et augmente l’efficacité ultrasonique. L’incidence des brûlures cornéennes, évaluée à environ un cas pour mille dans une étude nord-américaine ^[79], varie selon les machines. Dans cette comparaison, les machines qui bénéficiaient de systèmes « hyperpulse » engendraient des taux de brûlure cornéenne huit fois moindres en comparaison des délivrances ultrasoniques traditionnelles. Ce mode de délivrance, avec une efficacité variable selon les machines, permet pour certaines de réaliser des phacoémulsifications par microincisions inférieures à 2 mm (phacoémulsification par microincisions biaxiales) sans manchon et sans échauffement significatif de l’incision ^[20].

Pour le Signature^®, le système de délivrance des ultrasons repose sur la technologie WhiteStar^®, c’est-à-dire sur une distribution programmable de micropulses séparées par des intervalles de repos variables en fonction de la demande de puissance de l’utilisateur. Cette technique permet d’augmenter à moindre coût énergétique l’efficacité de la pointe tout en limitant le risque d’élévation thermique. Fishkind a montré une réduction de l’énergie utilisée et de la perte cellulaire endothéliale ^[33]. La technologie WhiteStar^® ICE (Increased Control and Efficiency) ajoute aux micropulses un pic initial de puissance (« kick ») augmenté jusqu’à 12 % pour la première impulsion durant 1 ms, ce qui augmente l’effet cavitationnel (fig. 7-8 et 7-9). L’efficacité en est significativement accrue et le temps effectif d’ultrasons réduit ^{[9, 107]}.

Fig. 7-8 Technologie Whitestar^® ICE.

(Avec l’aimable autorisation d’Advanced Medical Optics.)

Fig. 7-9 Technologie Whitestar^® ICE : pic initial de puissance, ou « kick ».

(Avec l’aimable autorisation d’Advanced Medical Optics.)

Aqualase^®

Le mode Aqualase^® est une modalité originale de phacoémulsification développée par Alcon en 2004 ^[61]. Le principe repose, comme avec les ultrasons traditionnels, sur l’utilisation d’une pointe d’aspiration entourée d’un manchon de silicone pour l’irrigation. L’énergie est délivrée par des jets de 4 µl de BSS chauffé à 60 °C, ce qui permet l’émulsification d’un noyau peu dense, y compris jusqu’à des grades 3. L’échauffement est restreint, mais Hu ^[47] rapporte une perte cellulaire endothéliale comparable à celle des ultrasons.

Énergie oscillatoire et transversale

La technologie OZil^® de Alcon (fig. 7-10) est définie par un mouvement oscillatoire à 32 kHz d’une pointe angulée d’environ 20°. Ce mouvement latéral — et non plus longitudinal — crée un cisaillement du noyau. Le mouvement latéral a une excursion maximale de 90 µm, assez comparable au mouvement maximum longitudinal, qui est de l’ordre de 100 µm. Contrairement à la phaco-émulsification longitudinale durant laquelle seul 50 % du cycle est efficace, la délivrance d’énergie se fait que la pointe soit mobilisée vers la droite ou vers la gauche : de cette façon, l’ensemble du mouvement participe au processus de phacoémulsification. Dans la phacoémulsification traditionnelle, 50 % du mouvement de la pointe n’est pas énergétiquement utilisable (lorsque celui-ci se fait vers l’arrière). Pour certains, la nécessité d’utiliser une pointe angulée de type Kelman représente un avantage dans le sens où elle permet à tout moment une parfaite visualisation des mouvements de la pointe. OZil^® peut être utilisé en mode de délivrance continue des ultrasons autant qu’en micropulses ou en mode « burst ». Il évite également la répulsion des fragments de noyau fréquemment observée en mode longitudinal. Il a été démontré, dans de nombreux travaux ^{[13, 14, 28, 40, 48, 87]}, une efficacité accrue, une réduction d’échauffement et une diminution de production de radicaux libres lorsqu’il est comparé au mode longitudinal de l’Infiniti^® dont la fréquence est de 44 kHz. En termes de résultat fonctionnel et de perte cellulaire endothéliale, les résultats semblent cependant comparables ^[88]. La technique OZil^® est susceptible d’entraîner, particulièrement sur des noyaux durs, un phénomène de clogging à l’origine d’une obstruction de la ligne d’aspiration. L’application Intelligence Phaco (OZil^® IP), qui associe de manière préprogrammée des ultrasons torsionnels et longitudinaux, y a apporté une solution : cette technique a pour but d’améliorer l’efficacité de la phacoémulsification, l’attraction vers et à travers la pointe ultrasonique ainsi que la fluidité de la phacoaspiration, et d’éviter les phénomènes de clogging par adjonction d’ultrasons longitudinaux aux ultrasons torsionnels.

Fig. 7-10 Pièces à main. a. Traditionnelle. b. Technologie OZil^®.

(Avec l’aimable autorisation d’Alcon.)

Le système Ellips^® (fig. 7-11) puis Ellips^® FX du Signature^®, développé à la suite de l’OZil^®, associe simultanément des ultrasons en mode longitudinal et transversal à hauteur de 50 %. Cette technique mixte n’entraîne pas de phénomène de clogging et ne nécessite pas de modification de la technique opératoire, car elle est fonctionnelle avec tous les types de pointe, droite ou courbe. Le couplage des ultrasons latéraux et longitudinaux permet de diminuer l’amplitude du mouvement d’avant en arrière de la pointe de 50 % tout en conservant une efficacité optimale. Schmutz ^[90] a comparé l’échauf-fement thermique de OZil^® et Ellips^®, qui serait en faveur de Ellips^®.

Fig. 7-11 Mouvement de la pointe du système Ellips^®.

(Avec l’aimable autorisation d’Abbott Medical Optics.)

En théorie, les technologies torsionnelles OZil^® et Ellips^® permettent une phacoémulsification de meilleure qualité en dehors de toute occlusion, garantissant une excellente stabilité de chambre antérieure du fait de l’évitement des phénomènes de surge. Cependant, il n’est pas certain que ces technologies soient supérieures à tous les modes de délivrance des ultrasons traditionnels, particulièrement sur des noyaux durs.

Le mode torsionnel n’est pas le choix universel des fabricants pour réduire l’échauffement en optimisant l’efficacité. Le Stellaris^® est équipé d’une pièce à main possédant six cristaux piézoélectriques dont la fréquence de 28,5 kHz permet d’obtenir une excellente efficacité ultrasonique pour tous les noyaux, associée à un effet thermique modéré (fig. 7-12). Cette fréquence est actuellement la plus basse de toutes les machines en mode longitudinal.

Fig. 7-12 Système Stellaris^®.

(Avec l’aimable autorisation de Baush & Lomb.)

Pointes et manchons

L’efficacité et la sécurisation thermique ont également bénéficié des avancées dans l’élaboration des pointes et manchons.

La pointe historique de référence est une pointe 19 G d’un diamètre externe de 1,1 mm et d’un diamètre interne de 0,9 mm. Des pointes de 21 G peuvent être utilisées actuellement. Leurs diamètres sont de 0,8 mm en externe et 0,5 mm ou 0,6 mm en interne. Elles agissent en créant une résistance au mouvement fluidique, diminuant le flux pour une valeur de vide paramétrée. Par ailleurs, les plus petits diamètres des pointes diminuent le pouvoir de préhension du noyau en occlusion. Les facteurs permettant de compenser cette diminution de préhension sont l’augmentation de la hauteur de la bouteille d’irrigation et l’importance du vide. Menapace ^[65] a montré la relation existant entre la capacité de préhension du noyau et le diamètre interne de la pointe et l’angulation : plus le diamètre interne est grand et plus l’angulation est importante, plus la capacité de préhension est importante.

Plusieurs modèles de pointes, MicroFlow^® (Bausch & Lomb), Flared Tip^® (Alcon), MicroSeal^® (Alcon), Cobra^®, ont un diamètre distal identique à celui d’une pointe standard, leur permettant d’avoir un pouvoir de préhension identique à celui d’une pointe classique pour un niveau de vide donné. Leur diamètre interne proximal réduit crée une résistance évitant les flux très importants qu’on pourrait observer avec des niveaux de vide élevés et les risques de surge inhérents. Les diamètres distaux élevés permettent par ailleurs d’augmenter la capacité d’aspiration et donc de pha-coémulsification du matériel nucléaire (fig. 7-13) ^[12].

Fig. 7-13 Différents types de micropointes.

(In : J.-L. Arné, Th. Amzallag, P. Fournié, Chirurgie de la cataracte, Paris, Masson, 2005.)

Différentes mesures ont été développées en ce qui concerne la géométrie du couple pointe-manchon de façon à lutter spécifiquement contre l’échauffement thermique. Le flux de liquide s’écoulant dans la ligne d’irrigation entre la pointe et le manchon en silicone participe au refroidissement de la pointe. Cependant, a contrario, sur une incision très étroite, si le flux est interrompu à ce niveau, le manchon peut faire office de conducteur thermique et participer au mécanisme de brûlure cornéenne au niveau de l’incision. La protection thermique peut être améliorée par différentes mesures : l’une d’elles consiste à rainurer l’embout de la pièce à main, comme dans les pointes MicroFlow^®, de façon à maintenir en permanence une irrigation autour de la pointe même en cas de constriction du manchon; parfois, un second manchon en polyamide est interposé, comme dans les pointes Mackool, ce qui permet en toutes circonstances de maintenir une irrigation.

Dans les techniques de microincisions bimanuelles, le manchon n’est pas utilisé et l’irrigation se fait par une seconde voie d’abord. Même dans ces conditions, les progrès dans la délivrance des ultrasons et dans la géométrie des pointes permettent d’éviter tout échauffement anormal au niveau de l’incision de phaco-émulsification.

microincision biaxiale (vidéo 7-1)

Les premières publications concernant la chirurgie par microincision remontent au milieu des années soixante-dix et aux années quatre-vingt ^{[38, 42, 94, 93]}. En 1985, c’est à Shearing ^[93] qu’on attribue la séparation des ultrasons et de l’irrigation. Il publie une série de phacoémulsifications par 1 mm. Amar Agarwal, en Inde, popularise la phacoémulsification biaxiale par 0,9 mm à partir de 1999 ^{[1, 2]}; il dénomme cette technique PHAKONIT (N pour needle, I pour incision, T pour tip).

En 2002, Hiroshi Tsuneoka publie les résultats de la première grande série non comparative de six cent trente-sept phacoémul-sifications biaxiales par des incisions inférieures à 1,4 mm ^[98]. Il considère cette technique comme sûre, ne rapporte pas de brûlure cornéenne et retrouve des pertes endothéliales de 4,6 %, selon lui comparables aux techniques de référence.

microincision coaxiale (vidéo 7-2)

Suite aux avancées importantes dues à la phacoémulsification biaxiale, la phacoémulsification coaxiale a progressé jusqu’à permettre des interventions par moins de 2 mm. Ces technologies ont été qualifiées de phacoémulsifications micro-coaxiales. Elles répondent à la définition proposée par Alió.

Incisions de taille standard

Concernant les incisions de taille standard, Khonen compare des incisions cornéennes temporales de 3,5 mm, 4 mm et 5 mm ^[52].

L’astigmatisme chirurgicalement induit est significativement plus faible dans le groupe 3,5 mm que dans le groupe 4 mm (p < 0,05) et le groupe 5 mm (p < 0,005) après six mois. Tejedor retrouve une différence significative en fonction du site pour des incisions de 2,8 mm ^[97], l’astigmatisme chirurgicalement induit étant plus faible si l’incision est placée dans le secteur temporal, puis nasal, puis supérieur.

Incisions de taille standard versus microincisions

En 2005 Jorge Alió ^[3], pionnier de la phacoémulsification biaxiale, publie une série de cent cas comparant des incisions de 1,5 mm biaxiales et 2,8 mm coaxiales. Outre une réduction significative du temps effectif de phacoémulsification, il retrouve une réduction significative de l’astigmatisme chirurgicalement induit moyen dans le groupe « microincisions » : 0,43 D contre 1,2 D. Yao compare des incisions de 1,7 mm et 3,2 mm ^[105] et montre une réduction significative de l’astigmatisme chirurgicalement induit dans le groupe « microincisions » : 0,78 D contre 1,29 D.

D’autres auteurs ne mettent pas en évidence de différence significative ^{[29, 54, 68]}. Kurtz ^[54] montre une réduction du temps effectif de phacoémulsification et une récupération plus rapide de l’acuité visuelle postopératoire mais pas de différence significative en termes d’astigmatisme chirurgicalement induit entre des incisions biaxiales de 1,5 mm et des incisions coaxiales de 2,75 mm (0,15 D contre 0,31 D), ni en termes de perte endothéliale ou de mesure au laser flare.

Incisions de taille standard versus mini-incisions

Masket a publié une étude comparant avantageusement les incisions de 2,2 mm coaxiales par rapport à celles de 3 mm en termes d’astigmatisme induit (0,35 ± 0,21 D par 2,2 mm et 0,67 ± 0,48 D par 3,0 mm; p = 0,006) ^[62]. Hayashi retrouve également une différence significative entre des incisions de 2,0 mm coaxiales par rapport à celles de 2,65 mm en termes d’astigmatisme induit (0,56 D par 2,0 mm et 0,74 D par 3,0 mm) ^[44]. Le même démontre que l’astigmatisme chirurgicalement induit est plus important pour des incisions de 3 mm cornéennes comparées à des incisions sclérales de même taille ^[45]; cette différence disparaît à partir de 2 mm et en dessous.

microincisions versus mini-incisions

Peu d’études ont comparé microincisions et mini-incisions. Can montre une différence significative d’astigmatisme chirurgicalement induit entre des incisions de 2,8 mm, 2,2 mm et 1,4 mm, avec des valeurs de 0,46 D, 0,24 D et 0,13 D ^[22]. Lee, dans une étude prospective randomisée incluant quatre-vingt-six yeux ^[55], ne montre pas de différence en termes d’astigmatisme chirurgicalement induit entre des incisions de 2,2 mm et 1,8 mm.

microincision biaxiale versus micro-coaxiale

En 2009, Wilczinski retrouve des valeurs faibles et proches d’astigmatisme induit en utilisant des incisions coaxiales de 1,8 mm et biaxiales de 1,7 mm (0,42 ± 0,29 D contre 0,5 ± 0,25 D) ^[103], les pertes endothéliales étant par ailleurs comparables dans les deux groupes ^[104].

Outre la comparaison entre les différentes tailles d’incisions et les différentes techniques, il est intéressant de constater que les valeurs moyennes d’astigmatisme chirurgicalement induit peuvent varier d’une étude à l’autre : de 0,13 D ^[22] à 0,78 D ^[105] pour les microincisions et de 0,24 D ^[22] à 0,4 D ^[102] pour les mini-incisions. S’il semble délicat de distinguer nettement micro-et mini-incisions en termes d’astigmatisme chirurgicalement induit, les valeurs, dans la majorité des études, sont faibles et permettent une assez bonne prédiction autour de 2 mm.

Réduction des aberrations optiques de haut degré

Outre l’astigmatisme chirurgicalement induit, Denoyer montre que des microincisions biaxiales de 1,7 mm comparées à des incisions coaxiales de 2,8 mm améliorent les performances optiques postopératoires en limitant les aberrations de hauts ordres induites par la chirurgie ^[29]. Yao trouve des résultats comparables ^[105].

Comment utiliser l’incision pour diminuer l’astigmatisme préopératoire ?

S’il est possible de choisir une incision destinée à réduire l’astigmatisme induit (courte et temporale), il est également possible de faire varier les caractéristiques de l’incision pour réduire l’astigmatisme préopératoire en l’absence d’utilisation d’implant torique. Cette action est multiparamétrique et peu précise, mais des tendances peuvent se dégager. Bien qu’il soit utile de s’éloigner de l’axe optique pour limiter l’astigmatisme induit, il faut signaler que la plupart des chirurgiens ont abandonné les incisions sclé-rales, en particulier dans le secteur temporal où elles sont peu confortables et peu esthétiques. Il est par ailleurs démontré que cela est inutile en dessous de 2 mm ^[45].

S’il n’existe pas ou peu d’astigmatisme cornéen préopératoire (inférieur ou égal à 0,75 D), une incision la plus courte possible située dans le secteur temporal sera le mieux à même de préserver l’astigmatisme préopératoire. S’il existe un astigmatisme inverse préopératoire, l’utilisation d’une incision temporale standard (3 mm) limitera l’astigmatisme inverse induit par une incision supérieure et pourra éventuellement corriger une partie de l’astigmatisme préopératoire. La limite en termes de taille est constituée par la sécurité postopératoire : l’incision n’étant pas suturée, il existe un risque de défaut d’étanchéité, d’autant qu’elle aura été sollicitée au cours de l’intervention.

S’il existe un astigmatisme préopératoire significatif conforme ou oblique (supérieur à 0,75 D), une incision de taille standard sur le méridien le plus cambré pourra avoir un effet correcteur.

En cas d’utilisation d’un implant torique, on choisit habituellement une incision la plus neutre possible afin de mieux prédire le résultat final. Cette incision sera donc la plus courte possible et située sur le site temporal, éloignée de l’axe optique. L’astigmatisme chirurgicalement induit limité permet de mieux prévoir l’astigmatisme final.

Barrière hématoaqueuse

La rupture de la barrière hématoaqueuse est proportionnelle à la taille de l’incision. Il est connu de longue date que la réduction de la taille d’incision limite l’inflammation postopératoire. Chee a comparé des extractions extracapsulaires à la phacoémulsification et retrouve des valeurs significativement moindres de flare dans le second groupe ^[26]. Les valeurs se normalisent au premier mois pour le groupe des phacoémulsifications et au second mois pour le groupe des extractions extracapsulaires. En est-il de même entre des incisions standards et des microincisions ? Kahraman ne retrouve pas de différence significative en termes de flare entre des incisions 3,2 mm et des incisions biaxiales de 1,4 mm élargies pour l’implantation ^[49]. Kurz arrive aux mêmes conclusions entre des incisions de 2,75 mm et des incisions de 1,5 mm ^[54], même si l’efficacité ultrasonique est supérieure et l’acuité visuelle finale acquise plus rapidement dans le groupe « microincision ».

Endophtalmies

Lundström a montré que les incisions cornéennes et/ou la localisation temporale accroissaient le risque d’endophtalmie d’un cas pour 5 500 procédures par rapport à des incisions scléro cornéennes et/ou supérieures ^[60]. Le plus souvent, un défaut d’affrontement des berges est retrouvé ^[64]. La réduction de taille d’incisions réduit théoriquement le risque de contamination postopératoire. Cependant, il semble que la préservation de la structure incisionnelle doive être prise en considération, en particulier concernant la phaco émulsification biaxiale pour laquelle l’absence de manchon en silicone et la taille très réduite des incisions peuvent constituer des facteurs traumatiques menant à un défaut d’étanchéité.

Limitation des pertes cellulaires

Si Kahraman ^[49] retrouve des pertes endothéliales supérieures dans un groupe d’incisions biaxiales 1,4 mm comparé à des incisions coaxiales de 3,2 mm, la majorité des auteurs ^{[24, 66, 104]} ne montre pas de différence significative de pertes endothéliales entre microincision biaxiale et microincision coaxiale.

Traumatisme rétinien

L’incidence de la chirurgie de la cataracte non compliquée sur la rétine dépend essentiellement des tractions mécaniques par des adhérences vitréorétiniennes et de la production de prostaglan-dines dues à la rupture de la barrière hématoaqueuse et à la libération de radicaux libres dans la période postopératoire due à la plus grande exposition rétinienne à la lumière. Il est possible que la réduction de la taille des incisions, par la limitation des traumatismes peropératoires, puisse avoir un effet favorable.

Optique

Le volume de l’optique doit être réduit afin de respecter la microincision. Le diamètre de la zone optique doit cependant se situer aux alentours de 6,00 mm à + 20 D. Diminuer ce diamètre à 5,00 mm voire moins pour réduire les épaisseurs centrales des implants et donc leur volume lors de l’injection fait courir le risque d’observer des aberrations optiques gênantes pour le patient si un décentrement même faible apparaît. La plupart des modèles récents ont été munis d’une barrière postérieure circulaire destinée à limiter la migration cellulaire et l’opacification capsulaire postérieure.

Haptiques

Tous les implants destinés à la microincision sont monoblocs. Les haptiques sont conçues pour stabiliser l’optique de la lentille intraoculaire et éviter tout déplacement lors de la contraction sacculaire postopératoire. Leur angulation postérieure peut également contribuer à la limitation de l’opacification capsulaire postérieure par accroissement de l’angulation capsulaire postérieure précocement après l’intervention. Ces haptiques doivent accepter 1 mm à 2,00 mm de compression dans le sac capsulaire sans décentrement de l’optique. Ce point est d’autant plus important que la réduction d’épaisseur des implants, facteur indispensable pour espérer passer par une petite incision, modifie de façon importante la stabilité de l’implant et oblige de ce fait à reconcevoir totalement les anses pour les adapter à cette situation nouvelle. Des anses larges, multiples pour répartir les efforts, voire angulées pour accentuer la pression sur la capsule postérieure et ainsi renforcer l’effet de la barrière de 360°, sont autant d’éléments favorables. Les feuillets capsulaires antérieur et postérieur ont ainsi la possibilité d’adhérer précocement l’un à l’autre.

L’aptitude effective à la microincision dépend du matériau (déformable et résistant), du dessin (volume et forme compatibles avec une injection par une cartouche de petit diamètre) et du système d’injection (en particulier la cartouche). C’est la cartouche qui détermine la taille de l’incision après injection, en particulier son diamètre interne à l’extrémité dans le cas d’une injection « à la berge » (sans introduire le biseau dans la chambre antérieure).