Validation du simulateur « Simuler son implant de cataracte »

Comment les images du simulateur sont calculées, et à quel point elles concordent avec les mesures de laboratoire et les données cliniques publiées. Page destinée aux professionnels.

1. Le modèle optique

• Optique ondulatoire, pas un simple flou. Pour chaque plan de la scène, la fonction d'étalement du point (PSF) est calculée à partir de la pupille de l'œil par transformée de Hankel (FFT 2D pour l'astigmatisme).
• Pupille : défocus, aberration sphérique (Seidel équilibrée sur la pupille de réfraction de 3 mm, d'où une myopie nocturne réaliste en pupille large), effet Stiles-Crawford.
• Chromatisme : aberration chromatique longitudinale de l'œil (modèle de Thibos 1992). PSF polychromatique pondérée par la sensibilité photopique V(λ) sur 5 longueurs d'onde.
• Implants diffractifs : somme incohérente des ordres de diffraction. Chaque ordre a son énergie et son addition, proportionnelle à la longueur d'onde (chromatisme diffractif inversé). Les ordres parasites portent la lumière « perdue » et produisent les halos.
• Implant EDOF non diffractif : zone centrale de 2,2 mm à puissance modifiée (+1,25 D au plan des lunettes), raccordée sans marche.
• Cataracte : diffusion (voile de noyau ≈ 1/θ²), jaunissement du cristallin, décalage myopique pour la forme nucléaire.
• Additions exprimées au plan des lunettes : environ 0,75 × l'addition au plan de l'implant.

2. Acuité en fonction du défocus : modèle contre clinique

L'acuité est prédite à partir de la fonction de transfert de modulation (MTF) polychromatique calculée, avec la relation publiée par Alarcón et al. (2016) : VA = 0,085 / MTFa − 0,21, MTFa étant la moyenne de la MTF entre 1 et 50 pl/mm, pupille de 3 mm. Les courbes du modèle (bleu) sont superposées aux données cliniques et de banc publiées (ocre et vert).

3. Halos : modèle contre banc optique

Mêmes conditions que les bancs publiés : pupille de 4,5 mm, lumière verte à 525 nm, source ponctuelle (trou de 200 µm, soit 0,115°), mise au point de loin. Affichage en échelle logarithmique sur 4,5 décades, comme les images HDR des publications.

4. Vision perçue après adaptation

L'image optique d'un trifocal de près ne contient que 22 % de lumière focalisée. Le reste forme des copies floues qui ajoutent un voile, d'où un contraste rétinien d'environ 25 %. Pourtant, la sensibilité au contraste mesurée de près, six mois après une implantation trifocale bilatérale, n'est inférieure à celle d'un monofocal corrigé pour 40 cm que d'environ 0,2 unité log (Gil 2022, AT LISA tri, Vistech à 40 cm, médianes) :

Le système visuel compense donc environ 60 % de la perte (en log). C'est cohérent avec l'adaptation du gain de contraste du cortex après une réduction prolongée du contraste (Kwon, Legge et al. 2009). Le mode « vision perçue après adaptation » applique cette compensation de manière traçable : le poids de l'image la mieux focalisée passe de η à η^1−α, avec α = 0,6. Les copies défocalisées, voile et halos, diminuent d'autant. Pour un trifocal de près, 22 % deviennent 55 %, soit une perte de contraste perçue d'environ 0,26 log. Le mode ne touche ni les implants monofocaux, ni le flou d'une image réellement défocalisée : un monofocal ne se met pas à lire de près.

5. Limites connues

• Modèle générique. Les profils diffractifs exacts sont propriétaires. Énergies et additions sont reprises des publications ; leur légère dépendance à la pupille n'est pas modélisée, sauf la zone diffractive de 4,5 mm du trifocal.
• Aucune aberration d'ordre élevé propre au patient (coma, trefoil), ni décentrement ou bascule de l'implant. Or un décentrement de 0,5 mm rend les halos diffractifs asymétriques.
• La neuro-adaptation est modélisée de façon simplifiée (section 4) : elle varie beaucoup d'un patient à l'autre et une minorité ne s'adapte pas.
• Vision monoculaire. La sommation binoculaire améliore l'acuité d'environ 0,05 à 0,1 logMAR.
• Image agrandie à l'écran. La taille angulaire des textes et du flou est à l'échelle de la scène : le champ affiché est choisi pour que les textes aient une taille réaliste.

Sources

• Alarcón A, Canovas C, Rosen R et al. Preclinical metrics to predict through-focus visual acuity for pseudophakic patients. Biomed Opt Express 2016.
• Kohnen T, Nouri Y, Carson D. Vehicle headlight halo simulation of presbyopia-correcting intraocular lenses. Transl Vis Sci Technol 2023;12(12):19. PMC10746926
• García-Pedreño C, Tabernero J, Ginis H, Hervella L, Artal P. Halo assessment in intraocular lenses through high dynamic range images. J Cataract Refract Surg 2026;52(3):296–302. PMC12928771
• Niknahad A, Łabuz G et al. Evaluation of Clareon Vivity and PureSee intraocular lenses: optical quality, depth of focus and misalignment effects. Sci Rep 2025;15:26943. lien
• Martínez-Espert A, García-Delpech S, Furlan WD. In vitro evaluation of multifocal intraocular lenses based on the point spread function. J Clin Med 2025;14:8368. PMC12692911
• Sudhir RR et al. AcrySof IQ PanOptix intraocular lens versus extended depth of focus intraocular lens and trifocal intraocular lens: a clinical overview. Asia Pac J Ophthalmol 2019;8:335. PMC6727923 (Kohnen 2017, García-Pérez, Alió 2018, Ruiz-Mesa, Monaco)
• Gil et al. Far and near contrast sensitivity and quality of vision with six presbyopia correcting intraocular lenses. J Clin Med 2022;11(14):4150. PMC9316344
• Kwon M, Legge GE, Fang F, Cheong AMY, He S. Adaptive changes in visual cortex following prolonged contrast reduction. J Vis 2009;9(2):20. PubMed
• Thibos LN, Ye M, Zhang X, Bradley A. The chromatic eye: a new reduced-eye model of ocular chromatic aberration in humans. Appl Opt 1992.
• Données cliniques Vivity, Eyhance et ZCB00 (profondeur de champ à 0,2 logMAR) : essais comparatifs publiés, cités dans Niknahad 2025 et dans les études Eyhance contre ZCB00.

© 2026 Dr Benjamin Memmi — tous droits réservés, reproduction interdite.