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De quoi sont faits les implants de cataracte ?

De quoi sont faits les implants utilisés lors de la chirurgie de cataracte ? Avec le Dr Joel Pynson, nous avons étudié ce sujet afin de mieux déterminer les meilleures caractéristiques. Ces matériaux sont extrêmement fiables dans la durée. Il faut cependant bien les connaitre.

REVUE GÉNÉRALE

 

Biomatériaux dans la chirurgie du cristallin

 

T. Amzallag, J. Pynson

 

Institut Ophtalmique, Somain.

 

Correspondance : T. Amzallag, Institut Ophtalmique de Somain, 28, rue Anatole France 59490 Somain.

 

Communication présentée lors du Carrefour de la Recherche Clinique et Fondamentale sur « les biomatériaux  » au 112 congrès de la Société Français d’Ophtalmologie en mai 2006.

 

Reçu le 17 janvier 2007. Accepté le 23 mars 2007.


RÉSUMÉ

Les premières implantations furent pratiquées par Sir Harold Ridley en 1949 à l’aide d’ implants rigides en poly méthyl-méthacrylate (PMMA). Ce biomatériau a été utilisé exclusivement pendant plus de 30 ans. L’avènement, grâce à Charles Kelman au début des années soixante-dix, de la phacoémulsification, en réduisant la taille des incisions, a conduit à la diversification des biomatériaux et à l’introduction des matériaux souples. Plus de 50 ans après l’avènement du PMMA, le nombre de matériaux utilisables pour la fabrication des lentilles intraoculaires reste extrêmement limité. De l’ensemble des matériaux qui ont été essayés, il ne reste guère que la famille des polymères d’acryliques et celle des élastomères de silicone, tout au moins pour ce qui est de la nature des optiques. Si au départ il s’agissait principalemen t de tolérancein vivo , il s’agit aujourd’hui également de performances. Ces performances concernent l’aptitude à l’injection, les qualités optiques ou le comportement intra sacculaire postopératoire à long terme. L’analyse des caractéristiques physico-chimiques des biomatériaux , contribue, avec celle de son dessin, au choix d’une lentille intra oculaire.

 

Mots clés : Chirurgie , cristallin , cataracte , biomatériau , implants intraoculaires.

 

ABSTRACT

 

Lens biomaterials for cataract surgery

 

The first implantations were performed by Sir Harold Ridley in 1949 using rigid poly-methyl-methacrylate (PMMA) lenses. This biomaterial has exclusively been used during more than 30 years. In the early seventies, Charles Kelman introduced the phacoemulsification, reducing the incision size and beginning the biomaterials’ diversification, including foldable materials. More than 50 years after the introduction of PMMA, the range of biomaterials used for intraocular lenses remains extremely limited. Among the tested materials, acrylic polymers and silicon elastomeres are the only remaining materials used for the optics. Throughout the time, we moved from in vivo tolerance to clinical performances including injection abilities, optical qualities or long term postoperative intraocular behaviour. Together with the design of the lens, the analysis of physical and chemical biomaterials’ characteristics, will contribute to the choice of the best intraocular lens.

 

Keywords: Surgery, c rystalline lens, cataract, biomaterial, intraocular lenses.

 

INTRODUCTION

La chirurgie moderne de la cataracte ne se conçoit plus sans le remplacement du cristallin opacifié, lentille intra oculaire (LIO) convergente biconvexe et filtrante, par un implant de puissance équivalente ou permettant de corriger tout ou partie des amétropies préopératoires éventuelles.

Nous disposons maintenant d’un recul significatif sur l’implantation intraoculaire puisque les premières furent pratiquées par Sir Harold Ridley en 1949. Il s’agissait alors d’ implants rigides en poly méthyl-méthacrylate (PMMA). L’avènement, grâce à Charles Kelman au début des années 70, de la phacoémulsification a notablement modifié la donne en raison de la réduction drastique de la taille des incisions. Mais ce n’est qu’à partir des années 80, après les premières implantations d’ implants souples, qu’a été donné le départ de la diversification des biomatériaux

Si au départ il s’agissait principalement de tolérancein vivo , ce qui doit demeurer notre préoccupation permanente, il s’agit aujourd’hui également de performances.

Ces performances en terme d’aptitude à l’injection, de qualité optique ou de comportement intra-sacculaire postopératoire à long terme constituent un enjeu notable pour l’opéré de cataracte , et donc pour son chirurgie n.

 

BIOMATERIAUX DES OPTIQUES

Les optiques d’ implant peuvent être constitu ées de matériaux très divers aux comportements différents [1 ] . Après plusieurs décennies de PMMA rigide, de nouveaux matériaux permettant le pliage et à l’injection de l’ implant ont été développés. Il est assez surprenant de noter que, plus de 50 ans après l’avènement du PMMA, le nombre de matériaux utilisables pour la fabrication des lentilles intraoculaires reste extrêmement limité. De l’ensemble des matériaux qui ont été essayés, il ne reste guère que la famille des polymères d’acryliques et celle des élastomères de silicone, tout au moins pour ce qui est de la nature des optiques (Fig. 1 ). D’autres polymères sont à l’étude comme le polyuréthane ou les silico-hydrogels. Toutefois, le recul clinique est aujourd’hui insuffisant pour déterminer si ces matériaux trouveront leur place dans le futur.

Peu de biomatériaux s’avèrent être de bons candidats pour la réalisation d’une lentille intraoculaire en raison de nombreuses contraintes parfois particulièrement exigeantes (Tableau I ).

Comprendre les bases chimiques des matériaux d’ implant permet de mieux appréhender leur comportement physique lors de la chirurgie .

 

Matériaux rigides

Le PMMA a été le premier matériau historiquement employé pour la fabrication des implants intraoculaires. Ce matériau rigide à la température ambiante appartient à la famille des polymères d’acrylique. La chaîne carbonée de base est l’acrylate avec deux parties variables A et R qui conditionnent en grande partie les propriétés physico-chimiques des polymères obtenus.

Le matériau final peut être soit rigide, comme le PMMA, ou souple, comme tous les dérivés souples de l’acrylique. Il peut être soit hydrophile comme les hydrogels ou hydrophobes. Le méthacrylate est obtenu en remplaçant sur le squelette une molécule d’hydrogène par un groupe méthyl en position A, transformant ainsi l’acrylate en méthacrylate. Le PMMA est un polymère dans lequel un groupe méthyl est rajouté sur le méthacrylate en position R (Fig. 2 ). Le matériau obtenu est hydrophobe et rigide à la température ambiante. Sa température de transition est élevée, à 100°Celsius. Il est utilisé pour fabriquer des implants de chambre postérieure, mais également des implants de chambre antérieure à appui angulaire et des implants à fixation irienne parfois utiles pour la correction de certaines aphaquies.

Les modifications apportées sur le radical R ont des conséquences importantes sur les propriétés physico-chimiques des polymères obtenus (Tableau II ).

 

Matériaux souples

Les principaux matériaux souples sont des dérivées de l’acrylique, comme le PMMA, ou des copolymères de silicone.

 

Dérivés de l’acrylique

Ces produits sont les premiers à avoir été implantés dans un œil humain en 1978 en Inde par Mehta qui a précédé Thomas Mazzocco et Graham Barett au début des années 80. Il s’agissait alors d’un implant en poly(hydroxy éthyl méthacrylate),

Si l’on souhaite rendre souple et pliable le PMMA, il est nécessaire de substituer certains groupes méthyl situés en position À part des molécules d’hydrogène et de remplacer les groupes méthyl en position R par des groupes spécifiques variant d’un matériau à l’autre.

Si un groupe hydroxy éthyl est placé en position R sur le méthacrylate, on parle de poly HEMA ou PHEMA (Fig. 3). Ce matériau acrylique hydrophile pliable à température ambiante fait partie de la famille des hydrogels, vaste ensemble de polymères hydrophiles et insolubles dans l'eau qui comprend des polymères à base d'esters acryliques, d'amides (vinyl-pyrrolidone) ou d'acrylates, ce qui est le cas de l'HEMA et des « acryliques hydrophiles » utilisées pour la fabrication des lentilles intraoculaires (Fig. 4 et 5 ).

D’autres groupes peuvent être placés en position R sur des polymères hydrophobes (Fig. 6 et 7 ). C’est le cas du groupe phényléthyl du matériau Acrysof®, premier acrylique hydrophobe pliable commercialisé en France. C’est le cas des groupes éthyl et trifluoroéthyl du matériau Sensar. Dans les deux cas, il existe une alternance d’acrylate et de méthacrylate. Ces modifications permettent de passer d’un matériau hydrophobe rigide, le PMMA, à des matériaux hydrophobes souples à la température du bloc opératoire. Plus récemment d’autres matériaux acryliques hydrophobes ont été mis au point.

La température de transition des implants en acrylique est comprise entre celle de la silicone et celle du PMMA. Certains implants en acrylique, en particulier parmi les hydrophobes, présentent des variations de flexibilité en fonction de la température du bloc opératoire. Il faut donc prendre garde à leur température de stockage qui influe sur leur déformabilité, mais également sur leur résistance. Plus la température est élevée, plus l’ implant est souple et éventuellement fragile, modifiant son comportement lors de l’injection.

 

structure chimique des acrylates et propriétés des LIO [S’il s’agit du titre d’un paragraphe. Ne pas faire une phrase et le raccourcir SVP]

 

Teneuren eau

Du fait de la présence d’une fonction carbonyl (C=0), la teneur en eau des acryliques n’est jamais nulle. Ainsi, même les matériaux dits « hydrophobes » ont une teneur en eau de l’ordre de 0,2 %, ce qui explique l’existence possible de micro-vacuoles (glistening) lorsque ces matériaux sont plongés en milieu aqueux. Ce phénomène augmente avec la température.

Toutefois, les matériaux ayant une fonction hydroxy (OH) ont eux une forte affinité pour l’eau et sont dits « hydrophiles ». La teneur en eau du poly HEMA est de 38 %. En copolymérisant du MMA, à l’origine du PMMA rigide et à très faible teneur en eau, avec de l’HEMA, on peut moduler la teneur en eau du copolymère. C’est le cas aujourd’hui de la majorité des acryliques hydrophiles utilisés pour la réalisation de lentille intraoculaire, dont la teneur en eau se situe en général entre 18 et 26 %.

 

Souplesse

Tous les matériaux sont souples à une certaine température : encore faut-il qu’ils le soient à température du bloc opératoire. La température à laquelle un matériau passe de l’état rigide à l’état souple est appelée la température de transition vitreuse (Tg). La Tg dépend de la structure et de la polarité du polymère. Par exemple, des chaînes polymères courtes, peu liées entre elles, contenant peu de groupes polaires et libres de groupes à fort encombrement stériques, auront une Tg basse et seront souples à température ambiante.

En revanche, la présence de groupe méthyl ou phényl, à fort encombrement stérique, augmente la Tg qui est par exemple d’environ 100°C pour le PMMA.

Les polymères hydrophiles sont un cas particulier : en effet, lors de l'hydratation l'eau va jouer le rôle de plastifiant. C'est ainsi que le PHEMA a une Tg à 50°C à l'état sec mais est parfaitement souple à température ambiante lorsqu'il est hydraté.

 

Résistance mécanique

Les propriétés mécaniques des polymères dépendent de nombreux facteurs tels que la longueur des chaînes, leur orientation, la taille et la forme des structures supramoléculaires ou la densité du réseau tridimensionnel.

Les agents pontants sont l'un des facteurs clés de la résistance mécanique. Ce sont des composés utilisés en très faible quantité pour créer des liens à l'intérieur des chaînes polymères. On peut donner en exemple l'éthyl glycol-diméthacrylate (EGDM).

La résistance mécanique des acryliques est excellente, ce qui se traduit par exemple par le bon comportement  des lentilles intra oculaires (LIO) de l'injection (extension ou cisaillement), une bonne mémoire de forme et une résistance aux impacts de laser Nd:Yag.

 

Mise en forme

Les acryliques rigides à température ambiante peuvent être usinés (par tournage, surfaçage et polissage) ou moulés alors que les acryliques souples à sec à température ambiante doivent être moulés. Du fait des rétractations de la matière après moulage, les qualités optiques, en particulier la résolution des LIO moulées, sont légèrement inférieures à celles des implants usinés. En revanche, du point de vue industriel, le moulage permet une fabrication en grande quantité.

 

Les silicones

Les implants souples en silicone (Fig. 8 ) ont été les premiers à être utilisés en grande quantité. Ils sont actuellement supplantés par les dérivés des acryliques, qu’ils soient hydrophiles ou hydrophobes.

Le squelette de l’élastomère de silicone est constitué d’une alternance d’atomes de silicone et d’oxygène appelé siloxane (Fig. 9 ) sur lequel des radicaux organiques peuvent être placés. En fonction du degré de polymérisation des chaînes de polysiloxane, on peut obtenir des huiles de silicone ou des élastomères. En général les élastomères de silicone sont obtenus par vulcanisation : deux composés, l'un comportant le siloxane et un agent pontant, l'autre le siloxane et un initiateur (groupes vinyl) sont mélangés en présence d'un catalyseur (platine). La réaction se produit dans un moule qui a la forme de l'optique de la LIO ou de l'ensemble s'il s'agit d'une LIO monobloc.

Le poly(diméthyl siloxane) (PDMS), matériaux le plus ancien, comporte deux groupes méthyl placés sur chaque atome de silicone.

Afin d’accroître l’indice de réfraction, et donc diminuer l’épaisseur des optiques, d’autres élastomères ont été élaborés en remplaçant certains groupes méthyl par des groupes phényl aboutissant au poly(diméthyl diphényl siloxane) (PDMDPS). Globalement, plus le ratio phényl/méthyl est élevé, plus l’indice de réfraction l’est également.

Les élastomères de silicone sont en fait les seuls matériaux véritablement hydrophobes avec une teneur en eau égale à zéro. La Tg des silicones est très basse : inférieure à –100°C. Le matériau est donc souple à température ambiante. La résistance mécanique des silicones est également excellente ce qui explique que les LIOs en silicone aient été les premières lentilles à avoir été injectées.

 

BIOCOMPATIBILITE

La biocom patibilité des LIO est aujourd'hui définie par une série de normes ISO portant sur les biomatériaux en général et par une norme spécifique (ISO/FDIS 11979-5 – Implantsophtalmiques – Lentilles intraoculaires) à laquelle se réfèrent tous les fabricants de lentilles.

Elle comporte une liste de tests propres aux lentilles intraoculaires à réaliser sur le matériau et/ou sur la lentille finie avec en particulier l'étude :

- du taux d'extractibles (résidus de synthèse du polymère) ;

- de la stabilité hydrolytique ;

- de la photostabilité ;

- de la résistance au laser Nd:Yag ;

- des résultats de l'implantation oculaire chez l'animal.

Pour autant ces tests ne donnent qu'une idée approximative de la biocompatibilité intrasacculaire car ce site d'implantation a des caractéristiques uniques (absence d'innervation et de vascularisation, réactions post-chirurgicales faisant intervenir plusieurs lignées cellulaires, prolifération secondaire in-situ) et parce que le biocomportement de l'implantdans son site d'implantation est au moins aussi important que sa biocompatibilité et que ce biocomportement est fonction de nombreux autres facteurs comme le comportement mécanique, la souplesse, les propriétés de surface, le design…

D'autre part, si l’on peut supposer des différences de comportement in-vitro et in-vivo, par exemple vis-à-vis du type de cellules inflammatoires rencontrées en postopératoire précoce ou de l'adhésivité bactérienne, les corrélations cliniques n'ont pas été clairement démontrées.

 

INJECTABILITE

Indice de réfraction

L’indice de réfraction est un élément important puisqu'il conditionne l'épaisseur de l'optique. Pour les matériaux courants, les indices de réfraction vont de 1,43 (silicone première géné ration) à 1,55 (matériau Acrysof®) avec 1,46 environ pour les acryliques hydrophiles. La possibilité de réaliser des optiques fines comporte toutefois le risque d'effet de halos ou d'éblouissement par réflection sur la face antérieure trop plate de l'optique. Ceci peut-être compensé en réalisant des optiques biconvexes asymétriques pour augmenter la convexité de la face antérieure.

 

Souplesse et pliabilité

 

La pliabilité peut être mesurée au laboratoire en testant la force à exercer pour plier des optiques standards de 6 mm de diamètre et de 20 dpt par exemple.

Le comportement des différents matériaux se révèle sous la forme d'une courbe spécifique, véritable « signature » du matériau. La corrélation est assez bonne avec le comportement de l' implant lors de l'injection : lorsque les forces à exercer sont faibles, l' implant se laisse facilement déformer lors de l'injection et inversément.

 

Résistance mécanique

Les propriétés mécaniques des polymères dépendent la longueur des chaînes, de leur orientation, de la taille et la forme des structures supramoléculaires ou la densité du réseau tridimensionnel. Concernant les acryliques, les agents pontants, utilisés en très faible quantité, constituent un élément clé de la résistance mécanique, améliorant notablement leur résistance lors de l’injection. Plus généralement, la résistance mécanique des matériaux utilisés aujourd'hui  peut être considérée comme excellente.

 

Spécificité de la micro-incision (Fig. 10 )

La phacoémulsification bi-axiale permettant le traitement de la cataracte par une incision égale ou inférieure à 1,5 mm, il est nécessaire de disposer d’ implants spécifiquement destinés à une telle taille d’incision. Les implants habituels, quel que soit leur matériau, ne peuvent être injectés par une micro-incision. Il a donc fallu développer des lentilles destinées à cet usage. Parmi les biomatériaux actuellement disponibles, les acryliques hydrophiles sont les mieux adaptés à la micro-incision.

 

OPACIFICATION CAPSULAIRE POSTÉRIEURE ( Fig. 11 )

L’opacification capsulaire postérieure représente le principal inconvénient et la principale gêne postopératoire pour le patient après chirurgie de la cataracte .

La nécessaire compréhension de ses mécanismes de survenue, destinée à réduire son occurrence et donc les complications liées à son traitement, a mis en avant un certain nombre de facteurs prépondérants dont la morphologie des implants intraoculaires utilisés pour corriger optiquement l’aphakie générée par le traitement chirurgical extracapsulaire de la cataracte .

Distinguer le rôle du dessin de l’ implant par rapport à celui du matériau dont il est fait n’est pas aisé tant il s’avère qu’ils sont intimement liés. Toutefois, des grandes lignes se dégagent indéniablement à la lumière des résultats des études cliniques, histopathologiques et expérimentales menées récemment [2 ] .

La géométrie des implants ne peut être considérée de manière isolée, mais s’intègre dans une interprétation multifactorielle. Appleet al. [3 ] , après avoir quantifié le taux de Nd:Yag pour 8 types d’ implants rigides et pliables sur une série de 5416 yeux pseudophaques obtenus post mortem entre janvier 1988 et janvier 2000, ont cherché à identifier les facteurs contribuant à la réduction de l’opacification capsulaire postérieure. Après analyse histopathologique, ils ont rapporté un taux élevé de Nd:Yag associé aux quatre dessins les plus anciens (20,3 à 33,4 %) alors que pour les quatre dessins les plus modernes quel que soit le matériau, les taux étaient inférieurs (0,9 % à 17,1 %). Les implants souples étaient par ailleurs associés à des taux de Nd:Yag inférieurs à ceux des implants rigides (14,1 % contre 31,1 %). Ces auteurs proposent six facteurs chirurgicaux ou liés à l’implant, susceptibles de limiter l’opacification capsulaire postérieure :

- la qualité de l’hydrodissection ;

- le positionnement de l’ implant dans le sac capsulaire : nécessaire à l’amélioration de l’effet barrière de l’optique [4 ] . Celui-ci est maximal lorsque l’ implant est strictement dans le sac capsulaire et en contact direct avec la capsule postérieure ;

- la taille du capsulorhexis : un capsulorhexis plus petit que l’optique aide à séquestrer l’optique dans le sac capsulaire par rapport à l’humeur aqueuse. Placer le rhexis sur le bord de l’optique contridue à créer un rapport étroit avec la capsule postérieure ;

- la biocompatibilité de l’implant. D’un point de vue clinique et indépendamment des tests nécessaires à la commercialisation d’un implant, la biocompatibilité peut être définie comme sa capacité à inhiber la stimulation postopératoire de la prolifération des cellules épithéliales.

- l’angulation postérieure de la LIO et convexité postérieure [5, 6 ] . Tout ce qui peut créer un rapport intime entre la capsule postérieure et la face postérieure de la LIO est efficace. Une relative adhésivité du matériau peut favoriser ce phénomène [7-13 ]  ;

            - l’effet barrière de l’optique comme une seconde ligne de défense vis-à-vis du matériel cortical ou des cellules résiduelles [4, 6, 12, 14-17 ] .

 

Géométrie similaire et matériaux différents [idem]]

Expérimentalement, il a été démontré très tôt qu’un bord aigu postérieur permet de limiter la migration des cellules épithéliale capsulaires CEC (signification de cette abréviation ?) , et ce avec différents matériaux, en particulier le PMMA [17 ] , le silicone [18 ] ou d’autres matériaux acryliques hydrophobes [19 ] . Nishiet al. [19 ] ont conclu qu’il n’existait pas de différence significative en terme de prévention de la opacification capsulaire postérieure (OCP) (signification de cette abréviation ?) entre les LIO testées présentant un bord postérieur carré indépendamment de leur matériau.

            Cliniquement, ces observations ne sont pas systématiquement confirmées dans le temps, même si certaines études retrouvent des résultats proches du produit de référence. Le recul reste souvent encore modeste, eu égard au délai nécessaire pour comparer deux LIO performantes, et leur impact est souvent limité par l’existence de variables multiples.

            Cependant, force est de constater que les performances globales des différentes LIO concernant l’opacification capsulaire postérieure, quel que soit leur matériau, se sont améliorées par l’optimisation de leur de ssin.

 

Apport de la géométrie au matériau [Idem]

Le matériau peut aider la géométrie à limiter l’OCP en facilitant la formation effective et rapide d’une angulation capsulaire postérieure et en favorisant un contact étroit entre face postérieure de la LIO et la capsule postérieure. (Pas de phrase ? Rédiger SVP)

            Nishiet al. [20 ] ont souligné le rôle de la vitesse de constitution de l’angulation capsulaire postérieure pour la prévention de l’opacification capsulaire postérieure, après avoir évalué cliniquement comment et à quelle vitesse l’angulation capsulaire postérieure se crée au bord de l’optique après chirurgie de la cataracte pour trois types de LIO en Acrysof® en silicone et en PMMA. Ils ont constaté que les capsules antérieures et postérieures adhéraient l’une à l’autre, la seconde étant attirée par la première. Cette adhésion progressait toujours de la périphérie vers le bord de l’optique de manière à ce qu’éventuellement la capsule postérieure se drape autour de la face postérieure de la LIO bien que de façon non circonférentielle dans certains cas. L’angulation capsulaire était complète à un mois avec les LIO pliables, plus tard avec le PMMA. À un an, le drapage capsulaire était ferme et complètement circonférentiel pour toutes les LIO. Les auteurs ont conclu que la formation d’une angulation capsulaire progressait de la même façon, mais à des vitesses différentes d’une LIO à l’autre, suggérant que ce processus dépend du dessin mais également du matériau. Ses résultats indiquent que la prévention de l’opacification capsulaire postérieure passe par une angulation capsulaire postérieure circulaire, mais également par la vitesse de sa formation.

 

Matériau performant et  bords carrés  [Idem]

Expérimentalement, Nishiet al. [21 ] ont démontré que pour un même matériau performant (Acrysof®), les bords carrés de la LIO ont un meilleur effet préventif sur l’opacification capsulaire postérieure. Souhaitant distinguer le rôle de l’adhésivité du matériau acrylique hydrophobe par rapport au dessin de la LIO dans la formation de l’opacification capsulaire postérieure, ils ont implanté trois types d’Acrysof® 3 pièces spécifiquement préparés : des LIO Acrysof® à bords ronds, à bords carrés et à bords dépolis. Avec le bord rond, aucune angulation capsulaire n’a été constatée et de nombreuses CEC ont migré en arrière de l’optique. Avec le bord carré, une angulation capsulaire aiguë est survenue, inhibant significativement la migration cellulaire. Avec le bord dépoli, une angulation capsulaire était créée, mais moins marquée qu’avec le bord carré. Un peu plus de CEC a migré en arrière. Acrysof® perd donc expérimentalement son effet préventif sur l’opacification capsulaire postérieure lorsque l’optique comporte des bords arrondis. L’effet préventif d’Acrysof® serait donc principalement dû à ses bords carrés. Le matériau acrylique joue peut-être un rôle complémentaire en aidant à créer une angulation capsulaire aiguë. La formation d’une angulation capsulaire est la clé de la prévention de prévention de l’opacification capsulaire postérieure par la LIO.

Une des hypothèses expliquant les résultats positifs de la LIO Acrysof® monobloc, qui seront à confirmer sur une plus longue période d’observation, fait intervenir la bio adhésivité du matériau Acrysof®. Il a été démontré que le matériau acrylique hydrophobe Acrysof® pouvait accroître l’adhésion entre la capsule postérieure et la LIO [11-13 ] . Ce scellement entre optique et capsule postérieure peut aider à r éduire la migration des CEC de l’équateur vers la capsule postérieure. Linnolaet al. [7-10, 22 ] proposent une théorie impliquant ce concept. Ils émettent l’hypothèse qu’un matériau biocompatible bioactif permet aux CEC résiduelles de lier à la fois la LIO et la capsule postérieure. Cela produirait un aspect de « sandwich » incluant la LIO, une monocouche de cellule et la capsule postérieure. Ce « sandwich » scellé incluant le bord carré du matériau pourrait prévenir la migration des CEC et l’opacification capsulaire postérieure.

Pour cette LIO, les caractéristiques d’adhésivité du matériau permettraient d’atténuer l’utilité de l’angulation postérieure des haptiques pour une action du bord postérieur carré.

Liliana Wener a réalisé deux études avec Linnola, en utilisant des yeux de cadavres implantés avec des lentilles fabriquées à partir de divers matériaux [Références ?] .

Dans la première étude [Références ?] , des analyses immunohistochimiques à la recherche de la présence de protéines d’adhésion telles que la fibronectine, la laminine, la vitronectine, et le collagène IV ont été réalisées sur des yeux pseudophaques. Les auteurs ont démontré que la fibronectine est le médiateur de l’adhésion entre la LIO acrylique hydrophobe utilisée et la capsule : ils ont observé soit un contact direct de la lentille avec la capsule par l’intermédiaire d’une couche de fibronectine, soit l’interposition d’une monocouche cellulaire. La même série d’études a démontré la présence d’un tissu fibrocellulaire entre la capsule et les LIOs en PMMA et en silicone, formé plutôt de collagène IV, mais sans véritable adhésion entre ces deux types de LIOs et la capsule postérieure.

Dans la deuxième étude [Références ?] , les analyses immunohistochimiques ont été réalisées directement à la surface des LIOs, explantées des yeux de cadavres, et ont permis de confirmer la présence d’une plus grande quantité de fibronectine à la surface de la lentille acrylique hydrophobe.

Si différents travaux ont montré que le dessin de la LIO est plus important pour la prévention de l’opacification capsulaire postérieure que le matériau de la lentille [Références ?] , il reste que les propriétés adhésives et les différentes protéines observées à la surface des lentilles pourraient au moins en partie expliquer les différents taux d’opacification capsulaire antérieure (OCA) (signification de cette abréviation ?) . En effet, l’OCA dépend seulement du contact entre la surface antérieure de l’ implant et la surface interne de la capsule. Les bords carrés de l’optique, très importants pour la prévention de l’opacification capsulaire postérieure, seraient sans influence sur l’OCA.

 

BIOMATERIAUX ET QUALITE OPTIQUE

Indice de réfraction

L’indice de réfraction a été cité parmi les causes possibles de dysphotopsies postopératoires décrites par certains patients au même titre que la forme carrée des bords, et les rayons de courbure des faces de l’implant. Il s’agit là d’un problème complexe. Des bords modifiés ont alors été proposés afin de bénéficier d’une arête postérieure aiguë dans le but de prévenir l’opacification capsulaire postérieure, associée à une face latérale inclinée et un bord antérieur arrondi destinés à limiter les phénomènes d’éblouissement. Les bords carrés ont ensuite été dépolis dans le même but sur certains implants. Des recherches sur la répartition des convexités des faces vont dans le même sens. Le but de cette optimisation des surfaces et des bords consiste à limiter les phénomènes d’éblouissement tout en conservant la prévention de l’opacification capsulaire postérieure, en particulier pour les matériaux dont l’indice de réfraction est élevé.

Expérimentalement, Holladayet al. [ ] ont constaté l’importance des bords dans la survenue de phénomènes de halos et de croissants lumineux en périphérie rétinienne. Ces phénomènes sont plus fréquents lorsque les bords sont accessibles, c'est-à-dire si l’ implant est décentré, si l’optique est de petit diamètre (5,5 mm), lorsque la pupille est dilatée et avant que ne survienne l’opacification de la capsule antérieure qui s’accompagne souvent d’une diminution des phénomènes lumineux parasites (moins de lumière arrive alors sur le bord). Erieet al. [ ] ont mis en évidence le rôle de l’indice de réfraction élevé et de la convexité des faces de l’implant, dans les phénomènes de réflexion externe et interne, en particulier pour les lumières incidentes latérales. Ces études ont mené à des modifications des rayons de courbures antérieures et postérieures afin de réduire ces phénomènes.

Bien que ces phénomènes de dysphotopsies ne soient pas totalement élucidés ni résolus, d’indéniables améliorations ont été apportées. Les modifications de la géométrie des bords, des faces, de la texture et de l’indice de réfraction de l’ implant constituent les principaux paramètres contribuant à limiter la gêne des patients.

 

Transmission, longueurs d’ondes, filtres

Si le cristallin est un dioptre convergent biconvexe doué d’un pouvoir accommodatif, il est également un filtre contribuant à la protection rétinienne. Si tous les implants commercialisés sont munis d’un filtre protégeant des ultraviolets, certains implants dont également destinés à filtrer la partie potentiellement toxique des longueurs d’ondes dans le bleu. Si cet effet protecteur se vérifiait, ce type de filtration pourrait devenir, comme celle des ultraviolets, un standard en termes d’implantation.

 

Lumière bleue

Le spectre lumineux visible se situe entre les ultraviolets et les infrarouges entre 400 et 700 nm. La lumière bleue correspond aux longueurs d’ondes les plus courtes comprises entre 400 et 500 nm. Elle correspond à la longueur d’one la plus énergétique dans le spectre visible, ce qui explique sa phototoxicité rétinienne. Cette phototoxicté rétinienne concerne également les ultraviolets vis-à-vis desquels nous nous protégeons déjà.

 

Implants filtrant les ultraviolets

Le cristallin absorbe les ultraviolets de 300 à 380 nm. L'extraction du cristallin expose donc la rétine aux ultraviolets proches (UVA). La transmittance d'un implant en PMMA est de 70 % à 300 nm et de 90 % à 350 nm. Les yeux aphaques et les yeux pseudophaques sans filtre UV sont 46 fois plus sensibles que les yeux phaques à 380 nm. Les yeux pseudophaques avec implant sans filtre UV présentent une diminution du nombre de cônes S comparé aux yeux controlatéraux porteurs d'un implant avec filtre aux ultraviolets. La rhodopsine et les pigments des cônes ont des pics d'absorption dans l'ultraviolet proches, ce qui explique pourquoi les photorécepteurs sont si sensibles aux radiations UV. Les cônes ayant un renouvellement plus lent que les bâtonnets, ils sont plus susceptibles de présenter des dommages permanents.

Des maculopathies induites par la lumière du microscope opératoire et susceptibles de réduire l'acuité visuelle postopératoire ont été rapportées [Références ?] .

Les yeux pseudophaques exposés à de hautes intensités de lumière contenant des ultraviolets proches présentent une diminution de l'acuité visuelle 6 mois plus tard. Une diminution de l'acuité visuelle du pseudophaque (sans filtre aux ultraviolets) en relation avec l'exposition aux ultraviolets a également été retrouvée (Berler et Peyser 1983) [Références ?] . Ces résultats plaident en la faveur de l'introduction de filtres UV dans les LIO.

 

Implantsfiltrant la lumière bleue (Fig. 12 )

Plusieurs implants pliables filtrant la lumière bleue sont disponibles en France. Ils ne sont pas les premiers puisque des implants en PMMA munis d’un filtre jaune sont déjà utilisés, en particulier en Russie et au Japon.

Grâce au chromophore jaune intégré dans leur matériau, ces implants présentent des caractéristiques d’absorption de la lumière proches de celles d’un cristallin sain d’un adulte de 53 ans, et ce, en particulier pour les courtes longueurs d’onde comprises entre 400 et 470 nanomètres (Fig. 13 ). Cette propriété de filtration décroît rapidement au-dessus de 470 nm pour se rapprocher de celle d’un enfant, puis de celle d’une LIO filtre UV, pour préserver la qualité de vision des couleurs du pa tient. Comme tous les implants commercialisés en France, ils sont également équipés d’un filtre UV.

Les résultats anatomiques postopératoires sont tout à fait comparables à ceux de la même lentille non teintée. La lueur pupillaire n’est pas influencée par la teinte jaune de l’ implant et aucun patient ne décrit de modification des couleurs.

L’examen clinique postopératoire ne présente pas de particularité en particulier l’examen du fond d’œil.

 

CONCLUSION

L’analyse des caractéristiques physico-chimiques des biomatériaux , contribue, avec celle de son dessin, au choix d’une lentille intraoculaire. L’aptitude de ces biomatériaux à une injection sûre et à un biocomportement intrasacculaire postopératoire à long terme de qualité, contribue à la sécurité des procédures chirurgicales de cataracte . À cet égard, les tests en laboratoire n’autorisent pas de prédiction parfaite. L’observation et l’évaluation clinique conservent donc toute leur importance.

 

RÉFÉRENCES

 

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LÉGENDES DE FIGURES

 

Figure 1 : Principaux matériaux d’optique d’ implants souples.

 

Figure 2 : Famille des acrylates : acrylique, acrylate, méthacrylate, le PMMA.

 

Figure 3 : Poly (hydroxy éthyl méthacrylate) ou poly HEMA ou PHEMA.

 

Figure 4 : Matériau acrylique hydrophile.

 

Figure 5 : Implants acryliques hydrophiles.

 

Figure 6 : Matériaux acryliques hydrophobes.

 

Figure 7 : Implants acryliques hydrophobes.

 

Figure 8 : Implants en silicone.

 

Figure 9 : Matériaux silicone.

 

Figure 10 : Implants destinés à la micro-incision.

 

Figure 11 : Biomatériaux et opacification capsulaire postérieure (Acrysof®, Sensar, Silicone, Acrylique hydrophile).

 

Figure 12 : Implants filtrant la lumière bleue.

 

Figure 13 : Transmission de la lumière à travers différents types de filtres.

 

Tableau I. Propriétés exigées pour un matériau destiné à la fabrication d’une lentille intraoculaire.

 

Bio compatibilité  :

  • Absence de cytotoxicité

  • Absence de mutagénicité

  • Absence de réaction inflammatoire ou cellulaire in situ

  • Paradoxalement effet cytostatique bienvenu vis-à-vis des cellules endothéliales capsulaires.

Propriétés physiques :

  • Résistance à la traction

  • Stabilité dimensionnelle

  • Pliabilité

  • Résistance aux déchirures

  • Résistance à la stérilisation (oxyde d’éthylène ou autoclave)

Propriétés optiques :

  • Transparence

  • Résolution optique

  • Absence de coloration dans le temps

  • Filtre des ultraviolets

Propriétés chimiques :

  • Absence de relargage

  • Stabilité dans le temps (absence de dégradation)

 

 

Tableau II. Incidence du radical R sur les propriétés physiques et optiques des matériaux de lentilles intra oculaires

 

R

Caractéristiques

Méthyl (CH )

Hydroxy Ethyl (C H OH)

Phényl Ethyl (C H -C H )

Rigide

Souple à l’état hydraté

Souple + indice de réfraction élevé

 

 

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