WO2003077739A2 - Dispositif de mesure des proprietes optiques de l'oeil - Google Patents

Dispositif de mesure des proprietes optiques de l'oeil Download PDF

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WO2003077739A2
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Pierre-François LENNE
Hervé RIGNEAULT
Ludovic Escoubas
Willam Lenne
Hugues Giovannini
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Luneau Sa
Universite De Droit, D'economie Et Des Sciences D'aix-Marseille
Centre National De La Recherche Scientifique (Cnrs)
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    • A61B3/1225—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes using coherent radiation

Definitions

  • the invention relates to a device for measuring the optical properties of the eye for measuring the power and ocular aberrations, the biometric characteristics of the eye as well as the corneal topography.
  • Such devices are intended to be used by ophthalmologist doctors and surgeons in specialized offices, clinics and hospital centers in order to be able to have complete ophthalmological examinations.
  • optometric devices for measuring power and ocular aberrations, or devices allowing wavefront measurement by Shack-Hartmann detection.
  • the wavefront produced by a luminous flux reflecting on the retina is sampled at its exit from the eye, using a matrix of micro-lenses combined with the pupil of the eye.
  • Each diffraction figure associated with a micro-lens generally covers several pixels of the CCD sensor placed in its focal plane.
  • the recorded image consists of a regular matrix of focal points or centroids, centered in the zone associated with the corresponding microlens. If the wavefront is disturbed by aberrations, the centroid matrix is deformed. The centroids then undergo displacements Dx and Dy in the two directions of the plane of the CCD sensor. The recorded image is compared with a reference image obtained in the case of an undistorted wavefront.
  • the local slopes of the wave front are obtained from Dx and Dy.
  • the shape of the wavefront can be approximated by so-called Zernicke polynomials, whose coefficients, also calculated from Dx and Dy, allow the various aberrations of the wavefront to be quantified .
  • a two-wave interferometer is lit by a source with a short coherence length, such as a light-emitting diode, with a spectral density of flux Ps (sigma), sigma designating the wave number.
  • Ps spectral density of flux
  • a second two-wave interferometer is placed, which introduces a path difference Dd, in series with the first.
  • the spectral density P "(sigma) of the flux leaving the system is a complex function of constants intrinsic to the system, De and Dd.
  • the path difference De introduced by the sensor interferometer is large compared to the coherence length of the source, if the flux Ps (sigma) is sent to a photoreductive and if it is assumed that Ps (sigma) is a symmetrical function with respect to sigma 0, the electrical signal S delivered by the detector when Dd varies is a complex function of Ps (sigma).
  • the PCI technique makes it possible to determine the characteristic lengths of the eye by using the beams reflected by the various dioptres constituted by the air-comea, cornea-aqueous humor, aqueous-crystalline humor, crystalline-vitreous body, vitreous-retina body interfaces.
  • the invention proposes to implement a unique and compact measurement device capable of making corneal topographies as well as measurements of the thickness of the cornea.
  • the invention relates to a device for measuring the optical properties of the eye, comprising:
  • - source means making it possible to direct a light beam onto the eye to be examined
  • an interferometer is interposed between said source means and said eye on the illumination beam.
  • the device of the invention has the following characteristics, possibly combined:
  • Said source means comprise a source of short coherence length associated with an iris diaphragm and producing a parallel beam of light entering the eye to be analyzed;
  • - Said source means comprise a neutral filter in order to limit the light power entering the eye
  • - Said source means comprise a collimator and a variable aperture diaphragm making it possible to control the diameter of the beam at the level of the pupil of the eye
  • - Said receiving means comprise a matrix of flat sensors and a single-channel sensor whose planes are optically conjugated with the pupil of the eye by an optical system
  • - Said optical conjugation system is an afocal system comprising two objectives having confused focal points, a diaphragm being placed at the common focal point so as to stop most of the reflected light which has not passed through the eye;
  • - Said plane sensor array forms an image on a CCD camera, "charged coupled devices”, “charge transfer devices” and the single-channel sensor is a photodiode;
  • reception means comprise a microcomputer receiving the signals from the CCD camera and the photodiode after their digitization and allowing the analysis of said signals;
  • Said means for fixing the ocular orientation comprise a fixing target associated with an optical system and with a separating plate, said target being illuminated by a diffuse light directed on the eye to be analyzed;
  • Said means for separating the luminous flux sent back from the incoming flux comprises a separating plate
  • - Said interferometer introduces a variable Dd path difference via a motor or a piezoelectric block (630), and on the other hand a fixed mirror;
  • - Said device is provided with means for adjusting the convergence of the light beam at eye level;
  • adjusting means consist of two lenses located on the ocular axis on either side of the separating plate of the means for separating the light flux, the first being mounted fixed between the plate and the eye, the second being movable ascent between the slide and the interferometer;
  • FIG. 1 is a diagrammatic representation of a device according to the invention
  • FIG. 2 is the representation of an alternative embodiment.
  • Source means 200 making it possible to direct a light beam towards the eye to be observed, consist of a source 210 of short coherence length, of the order of a few tens of micrometers, emitting of the order of a milliwatt to 850 will go.
  • This source can be a super-radiant diode.
  • This source 210 emits a light beam successively through a neutral filter 220 constituting an attenuating optical density, a collimator 230 comprising two crossed lenses 231 and 232 positioned on either side of a diaphragm 233, and d '' an iris diaphragm 240 with variable aperture.
  • the parallel light beam obtained is directed towards the eye 100 to be observed.
  • the neutral filter 220 makes it possible to limit the light intensity entering the eye to around 5 to 200 microwatts depending on the case.
  • the laser beam is spatially filtered and extended by the collimator 230.
  • the iris diaphragm 240 with variable opening makes it possible to control the diameter of the beam at the level of the pupil 110 of the eye 100, the size illuminated in the pupil having to be l '' order of 3 mm.
  • Reception means 300 in this case an image acquisition block, collect the light flux sent back by the eye 100 to be observed.
  • a lens 310 an optical system 320 comprising two crossed lenses 321 and 322 positioned on either side of a diaphragm 323, a CCD camera 330 "charged coupled devices", “transfer devices of charges ”.
  • Said CCD camera 330 integrates a plane sensor array 331 whose plane is optically conjugated with the pupil 110 of the eye 100 to be observed by the optical system 320.
  • Said optical conjugation system 320 is an afocal system whose two objectives 321 and 322 have mixed focal points, the diaphragm 323 being placed at the common focal point so as to stop most of the reflected light which has not passed through the eye.
  • a CCD camera 337 combined with the pupil 110 of the eye 100, makes it possible to verify the correct positioning of the eye relative to the incident beam.
  • the beams sent back by the eye are partially reflected by the blade 336 towards said CCD camera 337.
  • Said receiving means 300 also comprise a microcomputer 340 receiving the signals 332 and 338 from the CCD cameras 330 and 337 and the signal 335 after their digitization and allowing the analysis of said signal.
  • the light coming from the source means 200 is focused on the fovea 121 of the eye 100, undergoes a diffuse reflection and can be considered as a point source located on the retina 120.
  • the reflected light passes through the eye and constitutes a front d wave deformed by ocular aberrations.
  • the lenses 310 and 710 on the one hand, 321 and 322 on the other hand, are two afocal systems making it possible to image the wavefront in the plane of the pupil of the eye on the plane sensor array 331 consisting of microlenses.
  • the plane of the pupil 110 of the eye 100 is conjugated with the plane of the matrix 331 and the fovea 121 is conjugated with the fixation target 410 and the diaphragm 323.
  • the CCD sensor of the camera 330 is in the focal plane of the matrix 331.
  • the device thus described allows the realization of several types of measurement.
  • a shutter not shown, is opened and an image of the centroids is obtained.
  • a reference image is recorded by injecting a plane wave at the location where the eye 100 is positioned. This plane wave is obtained with a precision collimator and is deemed to have a high peak flatness. with crest for an opening of diameter 30 mm.
  • the calculation algorithm compares the two images and displays the Zemicke polynomials as well as a wavefront mapping.
  • Fixing means 400 for ocular orientation include a fixing target 410 associated with a lens 420 and a separating blade 430.
  • the eye 600 to be observed looks at the fixing target 410 through said lens 420 and said blade 430.
  • Said fixing target 410 is illuminated by diffuse light so as to stabilize the ocular accommodation and to ensure the localization of the parallel light beam emitted by the source means 200 on the fovea 121 of said eye 100 to be observed.
  • Said blade 430 inclined at 45 °, returns said diffuse light to the eye 100, while being transparent to the light flux emitted by the source means 200 and returned to said eye 100.
  • Means 500 for separating the luminous flux sent back from the incoming flux mainly comprise a separating blade 510 inclined at 45 °. Said blade 510 authorizes the passage of the parallel light beam emitted by the source means 200 towards the eye 100 to be observed. The luminous flux sent back by the eye 100 to be observed is reflected by said blade 510 towards the reception means 300.
  • An interferometer 600 for example a two-wave interferometer, is interposed downstream of the source means 200 and upstream of the eye 100 to be observed on the illumination beam. Its role is to introduce a variable Dd path difference, for example via a motor or a piezoelectric block (630). It consists of a separating plate 610 inclined at 45 °, associated on the one hand with a variable mirror 620, and on the other hand with a fixed mirror 650. Said blade returns said illumination beam to the variable mirror 620. It can also transmit it without deviation to the fixed mirror 650. Conversely, said blade returns the illumination beam reflected by the fixed mirror 650 to the eye to be observed 100. It can also transmit it without deviation to said eye 100 after reflection on the variable mirror 620.
  • a motor or a piezoelectric block consists of a separating plate 610 inclined at 45 °, associated on the one hand with a variable mirror 620, and on the other hand with a fixed mirror 650. Said blade returns said illumination beam to the variable mirror
  • Said variable mirror 620 is mounted movable via a motor or a piezoelectric block 630, and can be obscured by a blade wheel 640 capable of interrupting or authorizing the passage of light.
  • Said interferometer 600 can be a Michelson interferometer.
  • Means 700 for adjusting the convergence of the light beam at eye level 100 consist of two lenses 710 and 720, located on the ocular axis on either side of the separating blade 510 of the flow separation means luminous.
  • the first lens 710 is mounted fixed between the blade 510 and the eye 100
  • the second lens 720 is mounted movably between said blade 510 and the interferometer.
  • Myopia or hyperopia of the eye are corrected by adjusting the second lens 720 compared to the first 710. This adjustment also allows you to place yourself in a configuration suitable for measuring the topography of the cornea, or its thickness .
  • Said adjustment means 700 make it possible to measure the power, aberrations and biometric characteristics of the eye, as well as the corneal topography and its thickness.
  • a Shack-Hartmann type wavefront analysis is thus used to measure the characteristics of the wavefront reflected by the fundus of the eye 100.
  • a parallel light beam passes through the interferometer 600, then the adjustment means. 700, and is focused by the eye 100 on the retina 120.
  • the myopia or hyperopia of the eye 100 are corrected by adjusting the relative positions of the lenses 710 and 720 of the adjustment means 700.
  • the eye 100 looks at the fixing target 410 illuminated by a diffuse light so as to stabilize its accommodation and to be sure that the parallel beam coming from the source with short coherence length, in in this case the super-radiant diode 210, that is to say focused on the fovea 121.
  • the light focused on the fovea 121 undergoes a diffuse reflection and can be considered as a point source located on the retina 12 0.
  • the reflected light passes through the eye 100 and constitutes a wave front deformed by ocular aberrations.
  • the optical systems respectively constituted by the lenses 710 and 310 on the one hand, and 321 and 322 on the other hand, the latter two constituting the optical system 320, are two afocal systems which make it possible to image the wavefront in the plane of the pupil 120 of the eye 100 on the matrix of flat sensors 331 made up of micro-lenses and called the Shack-Hartmann sensor.
  • Such matrices are commonly used in CCD video technology.
  • the plane of the pupil 120 of the eye 100 is conjugated with the plane of the matrix 331 and the fovea 121 is conjugated with the fixing target 410 and the diaphragm 323 of the optical system 320.
  • the CCD sensor of the camera 330 is in the focal plane of the planar sensor array 331.
  • the plane sensor array 331 forms on the CCD camera 330 an image consisting of centroids, or circular images, the positions of which make it possible to determine the aberrations of the eye 100.
  • the intensity signal detected by the CCD area located on the optical axis of the system contains information relating to the difference in optical path between the different reflected waves. on the various diopters constituting the eye 100. There are five of these: the external face of the cornea, the internal face of the cornea, the external face of the lens, the internal face of the lens, the wall of the retina. This signal is the result of the superposition of the interference signals produced between the different waves reflected by the eye 100, taken two by two.
  • the signal delivered by a receiver located on the optical axis of the system when the path difference introduced by the interferometer 600 varies over time, presents a succession of correlation peaks including the positions on the axis of the path differences of said interferometer 600 are related to the distances between the diopters and to the refractive index of the media crossed.
  • This biometry is carried out in parallel with the measurement of the aberrations of the eye 100, obtained by an analysis of the position of the centroids on the CCD 330 camera by Shack-Hartmann detection. This coupling between the two measurement systems is particularly interesting.
  • the sensitivity of the measurement in PCI mode or type is improved.
  • the reception means 300 then comprise a single-channel sensor 334, for example a photodiode connected by a cable 335 to the microcomputer 340 and a beam separation means 333.
  • This separator means 333 is either a semi-transparent blade, or a tilting mirror.
  • a semi-transparent plate directs part of the flux towards photodiode 334.
  • a tilting mirror alternately directs light flux towards camera 330 or towards photodiode 334.
  • PCI measurement the whole flux contributes to the measurement which has thus better sensitivity.
  • a third type of measurement made possible by the device of the invention is the measurement of the corneal topography by Shack-Hartmann analysis. It is performed by illuminating the cornea with a reference wavefront of appropriate shape. The corneal topography will be deduced from the difference between the reference wavefront and the wavefront measured by the Shack-Hartmann device.
  • a fourth type of measurement also enabled by the device of the invention is the measurement of the spatial variation of the corneal thickness by joint Shack-Hartmann and PCI analysis, using the signals on all or part of the centroids and on the photodiode 334 For this, the cornea is illuminated by a wave front of suitable shape, in this case convergent, using the lens 720.

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Abstract

La demande concerne un dispositif de mesure des propriétés optiques de l’œil (100) comportant: des moyens source (200) permettant de diriger un faisceau lumineux sur l’œil (100) à examiner, des moyens de réception de type shack-Hartmann (300) mesurant le flux lumineux envoyé en par l’œil (100), des moyens de fixation (400) de l'orientation oculaire, des moyens de séparation (500) du flux lumineux envoyé en retour par rapport au faisceau entrant. Un interféromètre (600) est interposé entre lesdits moyens source (200) et ledit œil (100) sur le faisceau d'illumination.

Description

Dispositif de mesure des propriétés optiques de l'œil
L'invention concerne un dispositif de mesure des propriétés optiques de l'oeil permettant de mesurer la puissance et les aberrations oculaires, les caractéristiques biométriques de l'œil ainsi que la topographie cornéenne.
De tels dispositifs sont destinés à être utilisés par les médecins et chirurgiens ophtalmologistes au sein de cabinets, cliniques et centres hospitaliers spécialisés afin de pouvoir disposer d'examens ophtalmologiques complets. Actuellement, on connaît, soit des dispositifs optométriques de mesure de puissance et d'aberrations oculaires, soit des dispositifs permettant la mesure de front d'onde par détection de Shack- Hartmann.
Ces derniers dispositifs sont par exemple décrits dans les brevets US-6.095.651 de Liang Junzhong et Williams David R., Univ. Rochester, intitulé « Method and apparatus for improving vision and the resolution of retinal images », « Méthode et appareil d'amélioration de la vision et de la résolution d'images rétiniennes », et DE-42.22.395, de Grimm Bernhard Dr. et Mueller Klaus Dr., Amtech, intitulé « Optical System for measuring refraction of eye with light source » , « Système optique de mesure de réfraction oculaire par source lumineuse ».
Dans le cas idéal d'un œil dépourvu d'aberrations, des rayons parallèles traversant la pupille en n'importe quel point convergent au même endroit sur la rétine. L'aberration du front d'onde, lieu des points à égal chemin optique de la source, est plate, et l'image d'un point source vue à travers une large pupille est une tache d'Airy. Dans la réalité, les yeux présentent des aberrations plus ou moins prononcées. Ainsi, les rayons traversant la pupille en différents points atteignent la rétine en différents points. Les déviations par rapport au cas idéal sont proportionnelles à la pente du front d'onde. L'image rétinienne d'un point source est en général asymétrique. Elle peut se calculer à partir de la mesure de l'aberration d'onde.
Selon la méthode de Shack-Hartmann, le front d'onde produit par un flux lumineux se réfléchissant sur la rétine est échantillonné à sa sortie de l'œil, en utilisant une matrice de micro-lentilles conjuguée de la pupille de l'œil. Chaque figure de diffraction associée à une micro-lentille couvre en général plusieurs pixels du capteur CCD placé dans son plan focal. Dans le cas d'un front d'onde plan, l'image enregistrée est constituée d'une matrice régulière de points focaux ou centroïdes, centrés dans la zone associée à la micro-lentille correspondante. Si le front d'onde est perturbé par des aberrations, la matrice de centroïdes est déformée. Les centroïdes subissent alors des déplacements Dx et Dy dans les deux directions du plan du capteur CCD. L'image enregistrée est comparée à une image de référence obtenue dans le cas d'un front d'onde non déformé. Les pentes locales du front d'onde sont obtenues à partir de Dx et Dy. Dans le cas d'une pupille circulaire, la forme du front d'onde peut être approchée par des polynômes dits de Zernicke, dont les coefficients, également calculés à partir de Dx et Dy, permettent de quantifier les diverses aberrations du front d'onde.
Des dispositifs optométriques de mesure des caractéristiques biométriques de l'œil, ainsi que ceux mettant en œuvre rinterférométrie en lumière faiblement cohérente de type PCI ou partial cohérence interferometry, sont décrits par exemple dans les brevets EP-0.956.809 de Haung D., Petersen C. L. et Wei J., Cari
Zeiss, intitulé « Interféromètre pour tomographie optique à cohérence
», et EP-0.956.810 de Hellmuth T., Cari Zeiss, intitulé « Mesure simultanée de la longueur et de l'erreur de réfraction d'un œil ». La technique PCI est basée sur le principe des interférences en lumière faiblement cohérente et sur celui des interféromètres corrélés. Un interféromètre à deux ondes est éclairé par une source à faible longueur de cohérence, telle une diode électroluminescente, à densité spectrale de flux Ps (sigma), sigma désignant le nombre d'onde. La différence de marche introduite est notée De. On place un deuxième interféromètre à deux ondes, qui introduit une différence de marche Dd, en série avec le premier. La densité spectrale P" (sigma) du flux en sortie de système est une fonction complexe de constantes intrinsèques au système, de De et de Dd. Lorsque la différence de marche De introduite par l' interféromètre capteur est grande devant la longueur de cohérence de la source, si le flux Ps (sigma) est envoyé sur un photoréducteur et si l'on suppose que Ps (sigma) est une fonction symétrique par rapport à sigma 0, le signal électrique S délivré par le détecteur lorsque Dd varie est une fonction complexe de Ps (sigma). Lorsque la différence de marche Dd de l' interféromètre de démodulation varie, on obtient donc :
- une composante continue égale à Ps (0), transformée de Fourier de la fonction Ps (sigma) prise au point 0,
- un pic principal de modulation centré sur Dd = 0,
- un pic secondaire de modulation centré sur Dd = De,
La technique PCI permet de déterminer les longueurs caractéristiques de l'œil en utilisant les faisceaux réfléchis par les différents dioptres constitués par les interfaces air-comée, cornée- humeur aqueuse, humeur aqueuse-cristallin, cristallin-corps vitré, corps vitré- rétine.
Chacune des mesures Shack-Hartmann d'une part, PCI d'autre part, présente ses avantages et fournit des mesures intéressantes pour les praticiens. Toutefois, le recours à plusieurs dispositifs présente un certain nombre d'inconvénients, parmi lesquels :
- les dimensions accrues du local de mesure, devant héberger plusieurs dispositifs au lieu d'un dispositif unique,
- le coût des appareils, augmenté par la multiplicité de ces derniers,
- le temps nécessaire d'examen lors d'une consultation, englobant ad rninima les temps d'examen sur chaque dispositif,
- l'augmentation de stress pour les patients, et dans une moindre mesure pour le praticien, du fait de l'allongement et de la pluralité des examens,
- la saisie informatique et les corrélations inhérentes plus complexes au moment de l'établissement de la synthèse des résultats,
- une formation utilisateur par appareil pour la mise en œuvre et l'interprétation des résultats, - la moins bonne corrélation des résultats, du fait des variations de conditions expérimentales,
- les calibrages différents, du fait de l'hétérogénéité des machines en âge et en précision, - une fatigue oculaire accrue pour le patient, du fait de la durée et du nombre des examens,
- un coût accru pour les organismes de santé,
- enfin l'absence de données concernant la topographie cornéenne et l'épaisseur de la cornée. Afin de pallier ces défauts, l'invention se propose de mettre en œuvre un dispositif de mesures unique et compact, capable de réaliser des topographies cornéennes ainsi que des mesures d'épaisseur de la cornée.
A cet effet, l'invention concerne un dispositif de mesure des propriétés optiques de l'œil comportant :
- des moyens source permettant de diriger un faisceau lumineux sur l'œil à examiner,
- des moyens de réception mesurant le flux lumineux envoyé en retour par l'œil, - des moyens de fixation de l'orientation oculaire,
- des moyens de séparation du flux lumineux envoyé en retour par rapport au faisceau entrant.
Selon l'invention, un interféromètre est interposé entre lesdits moyens source et ledit œil sur le faisceau d'illumination. Dans différents modes de réalisation présentant chacun leurs avantages spécifiques, le dispositif de l'invention présente les caractéristiques suivantes, éventuellement combinées :
- lesdits moyens source comportent une source de faible longueur de cohérence associée à un diaphragme à iris et produisant un faisceau de lumière parallèle entrant dans l'œil à analyser ;
- lesdits moyens source comportent un filtre neutre afin de limiter la puissance lumineuse entrant dans l'œil ;
- lesdits moyens source comportent un collimateur et un diaphragme d'ouverture variable permettant de contrôler le diamètre du faisceau au niveau de la pupille de l'œil ; - lesdits moyens de réception comportent une matrice de capteurs planes et un capteur monocanal dont les plans sont optiquement conjugués avec la pupille de l'œil par un système optique ; - ledit système optique de conjugaison est un système afocal comportant deux objectifs ayant des foyers confondus, un diaphragme étant placé au foyer commun de façon à arrêter la majeure partie de la lumière réfléchie qui n'a pas traversé l'œil ;
- ladite matrice de capteurs plane forme une image sur une caméra CCD, « charged coupled devices », « dispositifs à transfert de charges » et le capteur monocanal est une photodiode ;
- lesdits moyens de réception comportent un micro ordinateur recevant les signaux de la caméra CCD et de la photodiode après leur digitalisation et permettant l'analyse desdits signaux ; - lesdits moyens de fixation de l'orientation oculaire comportent une cible de fixation associée à un système optique et à une lame séparatrice, ladite cible étant illuminée par une lumière diffuse dirigée sur l'œil à analyser ;
- lesdits moyens de séparation du flux lumineux envoyé en retour par rapport au flux entrant comportent une lame séparatrice ;
- ledit interféromètre introduit une différence de marche Dd variable via un moteur ou une cale piézoélectrique (630), et d'autre part un miroir fixe ;
- ledit dispositif est muni de moyens de réglage de la convergence du faisceau lumineux au niveau de l'œil ;
- lesdits moyens de réglage sont constitués de deux lentilles situées sur l'axe oculaire de part et d'autre de la lame séparatrice des moyens de séparation du flux lumineux, la première étant montée fixe entre la lame et l'œil, la seconde étant montée mobile entre la lame et l 'interféromètre ;
- lesdits moyens de réglage permettent la mesure de la puissance, des aberrations et des caractéristiques biométriques de l'œil, ainsi que de la topographie cornéenne et de l'épaisseur de la cornée. D'autres buts et avantages de la présente invention apparaîtront au cours de la description qui va suivre se rapportant à un mode de réalisation qui n'est donné qu'à titre d'exemple indicatif et non limitatif. La compréhension de cette description sera facilitée en se référant aux dessins dans lesquels : la figure 1 est une représentation schématisée d'un dispositif conforme à l'invention, la figure 2 est la représentation d'un mode de réalisation alternatif.
L'œil à observer 100 est positionné par rapport au dispositif. Des moyens source 200, permettant de diriger un faisceau lumineux vers l'œil à observer, sont constitués d'une source 210 de faible longueur de cohérence, de l'ordre de quelques dizaines de micromètres, émettant de l'ordre de un milliwatt à 850 irai. Cette source peut être une diode super radiante. Cette source 210 émet un faisceau de lumière successivement au travers d'un filtre neutre 220 constituant une densité optique atténuatrice, d'un collimateur 230 comprenant deux lentilles croisées 231 et 232 positionnées de part et d'autre d'un diaphragme 233, et d'un diaphragme à iris 240 à ouverture variable. Le faisceau de lumière parallèle obtenu est dirigé en renvoi vers l'œil 100 à observer. Il est alors focalisé sur la rétine 120 par l'optique de l'œil. Le filtre neutre 220 permet de limiter l'intensité lumineuse entrant dans l'œil aux environs de 5 à 200 microwatts selon les cas. Le faisceau laser est filtré spatialement et étendu par le collimateur 230. Le diaphragme à iris 240 à ouverture variable permet de contrôler le diamètre du faisceau au niveau de la pupille 110 de l'œil 100, la taille illuminée dans la pupille devant être de l'ordre de 3 mm. Des moyens de réception 300, en l'occurrence un bloc d'acquisition d'image, collectent le flux lumineux envoyé en retour par l'œil 100 à observer. Ils comprennent successivement une lentille 310, un système optique 320 comprenant deux lentilles croisées 321 et 322 positionnées de part et d'autre d'un diaphragme 323, une caméra CCD 330 « charged coupled devices », « dispositifs à transfert de charges ». Ladite caméra CCD 330 intègre une matrice de capteurs plane 331 dont le plan est optiquement conjugué avec la pupille 110 de l'œil 100 à observer par le système optique 320. Ledit système optique 320 de conjugaison est un système afocal dont les deux objectifs 321 et 322 ont des foyers confondus, le diaphragme 323 étant placé au foyer commun de façon à arrêter la majeure partie de la lumière réfléchie qui n'a pas traversé l'œil. Une caméra CCD 337, conjuguée de la pupille 110 de l'œil 100, permet de vérifier le bon positionnement de l'œil par rapport au faisceau incident. Les faisceaux envoyés en retour par l'œil sont partiellement réfléchis par la lame 336 vers ladite caméra CCD 337. Lesdits moyens de réception 300 comportent également un micro-ordinateur 340 recevant les signaux 332 et 338 des caméras CCD 330 et 337 et le signal 335 après leur digitalisation et permettant l'analyse dudit signal. La lumière en provenance des moyens source 200 est focalisée sur la fovéa 121 de l'œil 100, subit une réflexion diffuse et peut être considérée comme une source ponctuelle localisée sur la rétine 120. La lumière réfléchie traverse l'œil et constitue un front d'onde déformé par les aberrations oculaires. Les lentilles 310 et 710 d'une part, 321 et 322 d'autre part, sont deux systèmes afocaux permettant d'imager le front d'onde dans le plan de la pupille de l'œil sur la matrice de capteurs plane 331 constituée de micro-lentilles. Dans cette configuration, le plan de la pupille 110 de l'œil 100 est conjugué du plan de la matrice 331 et la fovéa 121 est conjuguée de la cible de fixation 410 et du diaphragme 323. Le capteur CCD de la caméra 330 est dans le plan focal de la matrice 331.
Le dispositif ainsi décrit permet la réalisation de plusieurs types de mesure.
Lors d'une mesure de type Shack-Hartmann, on ouvre un obturateur, non représenté, et on obtient une image des centroïdes. Avant de mesurer un œil 100, une image de référence est enregistrée en injectant une onde plane à l'endroit où est positionné l'œil 100. Cette onde plane est obtenue avec un collimateur de précision et est réputée avoir une planéité de haut niveau crête à crête pour une ouverture de diamètre 30 mm. L'algorithme de calcul compare les deux images et affiche les polynômes de Zemicke ainsi qu'une cartographie du front d'onde.
Des moyens de fixation 400 de l'orientation oculaire comportent une cible de fixation 410 associée à une lentille 420 et à une lame séparatrice 430. L'œil 600 à observer regarde la cible de fixation 410 au travers de ladite lentille 420 et de ladite lame 430. Ladite cible de fixation 410 est illuminée par une lumière diffuse de façon à stabiliser l'accommodation oculaire et à assurer la localisation du faisceau de lumière parallèle émis par les moyens source 200 sur la fovéa 121 dudit œil 100 à observer. Ladite lame 430, inclinée à 45°, renvoie ladite lumière diffuse vers l'œil 100, tout en étant transparente au flux lumineux émis par les moyens source 200 et renvoyé vers ledit œil 100.
Des moyens de séparation 500 du flux lumineux envoyé en retour par rapport au flux entrant comportent principalement une lame séparatrice 510 inclinée à 45°. Ladite lame 510 autorise le passage du faisceau de lumière parallèle émis par les moyens source 200 vers l'œil 100 à observer. Le flux lumineux envoyé en retour par l'œil 100 à observer est réfléchi par ladite lame 510 vers les moyens de réception 300.
Un interféromètre 600, par exemple un interféromètre à deux ondes, est interposé en aval des moyens source 200 et en amont de l'œil 100 à observer sur le faisceau d'illumination. Son rôle est d'introduire une différence de marche Dd variable, par exemple via un moteur ou une cale piézoélectrique (630). Il est constitué d'une lame séparatrice 610 inclinée à 45°, associée d'une part à un miroir variable 620, et d'autre part à un miroir fixe 650. Ladite lame renvoie ledit faisceau d'illumination vers le miroir variable 620. Elle peut également le transmettre sans déviation vers le miroir fixe 650. Inversement, ladite lame renvoie le faisceau d'illumination réfléchi par le miroir fixe 650 vers l'œil à observer 100. Elle peut également le transmettre sans déviation vers ledit œil 100 après réflexion sur le miroir variable 620. Ledit miroir variable 620 est monté mobile via un moteur ou une cale piézoélectrique 630, et peut être occulté par une roue à lames 640 apte à interrompre ou autoriser le passage de lumière. Ledit interféromètre 600 peut être un interféromètre de Michelson.
Des moyens de réglage 700 de la convergence du faisceau lumineux au niveau de l'œil 100 sont constitués de deux lentilles 710 et 720, situées sur l'axe oculaire de part et d'autre de la lame séparatrice 510 des moyens de séparation du flux lumineux. La première lentille 710 est montée fixe entre la lame 510 et l'œil 100, la seconde lentille 720 est montée mobile entre ladite lame 510 et l'interféromètre. La myopie ou l'hypermétropie de l'œil sont corrigées en réglant la seconde lentille 720 par rapport à la première 710. Ce réglage permet également de se placer dans une configuration adéquate à la mesure de la topographie de la cornée, ou de son épaisseur. Lesdits moyens de réglage 700 permettent la mesure de la puissance, des aberrations et des caractéristiques biométriques de l'œil, ainsi que de la topographie cornéenne et de son épaisseur.
Une analyse de front d'onde de type Shack-Hartmann est ainsi utilisée pour mesurer les caractéristiques du front d'onde réfléchi par le fond de l'œil 100. Un faisceau de lumière parallèle traverse l'interféromètre 600, puis les moyens de réglage 700, et est focalisé par l'œil 100 sur la rétine 120. La myopie ou rhypermétropie de l'œil 100 sont corrigées en réglant les positions relatives des lentilles 710 et 720 des moyens de réglage 700. Au plan focal de la lentille 420 des moyens de fixation 400 de l'orientation oculaire, l'œil 100 regarde la cible de fixation 410 illuminée par une lumière diffuse de manière à stabiliser son accommodation et à être sûr que le faisceau parallèle issu de la source à faible longueur de cohérence, en l'occurrence la diode super radiante 210, soit focalisé sur la fovéa 121. La lumière focalisée sur la fovéa 121 subit une réflexion diffuse et peut être considérée comme une source ponctuelle localisée sur la rétine 120. La lumière réfléchie traverse l'œil 100 et constitue un front d'onde déformé par les aberrations oculaires. Les systèmes optiques respectivement constitués par les lentilles 710 et 310 d'une part, et 321 et 322 d'autre part, ces deux dernières constituant le système optique 320, sont deux systèmes afocaux qui permettent d'imager le front d'onde dans le plan de la pupille 120 de l'œil 100 sur la matrice de capteurs plane 331 constituée de micro-lentilles et dite capteur Shack-Hartmann. De telles matrices sont couramment utilisées en technologie vidéo CCD. Dans cette configuration, le plan de la pupille 120 de l'œil 100 est conjugué du plan de la matrice 331 et la fovéa 121 est conjuguée de la cible de fixation 410 et du diaphragme 323 du système optique 320. Le capteur CCD de la caméra 330 est dans le plan focal de la matrice de capteurs plane 331. Le diaphragme 323, placé aux points focaux communs des lentilles 321 et 322 dans le système optique 320, permet d'arrêter la majeure partie de la lumière réfléchie par la lentille 710 qui n'a pas traversé l'œil 100. Ainsi, la matrice de capteurs plane 331 forme sur la caméra CCD 330 une image constituée de centroïdes, ou images circulaires, dont les positions permettent de déterminer les aberrations de l'œil 100.
Lors d'une mesure de type PCI ou encore interférométrie en lumière faiblement cohérente, le signal en intensité détecté par la zone de la CCD située sur l'axe optique du système contient une information relative à la différence de chemin optique entre les différentes ondes réfléchies sur les différents dioptres constituant l'œil 100. Ces derniers sont au nombre de cinq : la face externe de la cornée, la face interne de la cornée, la face externe du cristallin, la face interne du cristallin, la paroi de la rétine. Ce signal est le résultat de la superposition des signaux d'interférence produits entre les différentes ondes réfléchies par l'œil 100, prises deux à deux. Grâce au principe des interféromètres corrélés de la méthode PCI, le signal délivré par un récepteur, situé sur l'axe optique du système lorsque la différence de marche introduite par l'interféromètre 600 varie dans le temps, présente une succession de pics de corrélation dont les positions, sur l'axe des différences de marche dudit interféromètre 600, sont liées aux distances entre les dioptres et à l'indice de réfraction des milieux traversés. Une analyse du signal obtenu sur la photodiode situé sur l'axe optique du système, lorsque la différence de marche de l'interféromètre 600 varie, permet donc de faire une biométrie de l'œil 100, autrement dit de déterminer les positions des différents dioptres présents dans l'œil 100. Cette biométrie est réalisée en parallèle avec la mesure des aberrations de l'œil 100, obtenue par une analyse de la position des centroïdes sur la caméra CCD 330 par détection de Shack-Hartmann. Ce couplage entre les deux systèmes de mesure est particulièrement intéressant.
Dans un mode de réalisation alternatif représenté sur la figure 2, la sensibilité de la mesure en mode ou de type PCI est améliorée.
A cet effet, les moyens de réception 300 comportent alors un capteur monocanal 334, par exemple une photodiode reliée par un câble 335 au microordinateur 340 et un moyen de séparation de faisceaux 333. Ce moyen séparateur 333 est soit une lame semi-transparente, soit un miroir basculant. Une lame semi-transparente dirige une partie du flux vers la photodiode 334. Un miroir basculant dirige alternativement le flux lumineux vers la caméra 330 ou vers la photodiode 334. Lors de la mesure PCI, l'ensemble du flux contribue à la mesure qui a ainsi une meilleure sensibilité.
Un troisième type de mesure permis par le dispositif de l'invention est la mesure de la topographie cornéenne par analyse de Shack-Hartmann. Elle est réalisée en éclairant la cornée avec un front d'onde de référence de forme appropriée. La topographie cornéenne sera déduite de l'écart entre le front d'onde de référence et le front d'onde mesuré par le dispositif de Shack-Hartmann.
Un quatrième type de mesure également permis par le dispositif de l'invention est la mesure de la variation spatiale de l'épaisseur cornéenne par analyse conjointe Shack-Hartmann et PCI, en utilisant les signaux sur tout ou partie des centroïdes et sur la photodiode 334. Pour cela, la cornée est éclairée par un front d'onde de forme appropriée, en l'occurrence convergente, en utilisant la lentille 720.
Cette compatibilité avec des méthodes de mesure de la topographie cornéenne d'une part, de son épaisseur d'autre part, est également un avantage de l'invention.
Bien que l'invention ait été décrite à propos d'une forme de réalisation particulière, il est bien entendu qu'elle n'y est nullement limitée et qu'on peut y apporter diverses modifications de formes, de matériaux et de combinaisons de ces divers éléments sans pour cela s'éloigner du cadre et de l'esprit de l'invention.

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif de mesure des propriétés optiques de l'œil (100) comportant :
- des moyens source (200) permettant de diriger un faisceau lumineux sur l'œil à examiner (100),
- des moyens de réception (300) mesurant le flux lumineux envoyé en retour par l'œil (100),
- des moyens de fixation (400) de l'orientation oculaire,
- des moyens de séparation (500) du flux lumineux envoyé en retour par rapport au faisceau entrant, caractérisé en ce qu'un interféromètre (600) est interposé entre lesdits moyens source (200) et ledit œil (100) sur le faisceau d'illumination, et les moyens de réception (300) comportent une matrice de capteurs plane (331) et un capteur monocanal (334) dont les plans sont optiquement conjugués avec la pupille (110) de l'œil (100) par un système optique.
2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit système optique de conjugaison (320) est un système afocal comportant deux objectifs (321,322) ayant des foyers confondus, un diaphragme (323) étant placé au foyer commun de façon à arrêter la majeure partie de la lumière réfléchie qui n'a pas traversé l'œil (100).
3. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite matrice de capteurs plane (322) forme une image sur une caméra CCD « charged coupled devices », « dispositifs à transfert de charges » (330), et que le capteur monocanal est une photodiode (334).
4. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que lesdits moyens de réception (300) comportent un micro-ordinateur (340) recevant les signaux (332) et (335) de la caméra CCD (330) et de la photodiode (334) après leur digitalisation et permettant l 'analyse desdits signaux (332).
5. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que lesdits moyens source (200) comportent une source (210) de faible longueur de cohérence, de l'ordre de quelques dizaines de micromètres, associée à un diaphragme à iris (240) et produisant un faisceau de lumière parallèle entrant dans l'œil à analyser (100).
6. Dispositif selon la revendication 5, caractérisé en ce que lesdits moyens source (200) comportent un filtre neutre (220) afin de limiter la puissance lumineuse entrant dans l'œil (100).
7. Dispositif selon la revendication 5, caractérisé en ce que lesdits moyens source (200) comportent un collimateur (230) et un diaphragme d'ouverture (250) variable permettant de contrôler le diamètre du faisceau au niveau de la pupille (110) de l'œil (100).
8. Dispositif selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que lesdits moyens de fixation de l'orientation oculaire (400) comportent une cible de fixation (410) associée à un système optique (420) et à une lame séparatrice (430), ladite cible (410) étant illuminée par une lumière diffuse dirigée sur l'œil à analyser (100).
9. Dispositif selon l'une des revendications 1 à 8, caractérisé en ce que lesdits moyens de séparation (500) du flux lumineux envoyé en retour par rapport au flux entrant comportent une lame séparatrice (510).
10. Dispositif selon l'une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce que ledit interféromètre (600) introduit une différence de marche variable Dd, par exemple via un moteur ou une cale piézoélectrique (630), et d'autre part un miroir fixe.
11. Dispositif selon l'une des revendications 1 à 10, caractérisé en ce qu'il est muni de moyens de réglage (700) de la convergence du faisceau lumineux au niveau de l'œil (100).
12. Dispositif selon la revendication 11, caractérisé en ce que lesdits moyens de réglage (700) sont constitués de deux lentilles (710, 720) situées sur l'axe oculaire de part et d'autre de la lame séparatrice (510) des moyens de séparation du flux lumineux, la première (710) étant montée fixe entre la lame (510) et l'œil (100), la seconde (720) étant montée mobile entre la lame (510) et l'interféromètre (60O).
13. Dispositif selon les revendications 11 et 12, caractérisé en ce que lesdits moyens de réglage (700) permettent la mesure de la puissance, des aberrations, des caractéristiques biométriques de l'œil, de la topographie cornéenne ainsi que de l'épaisseur de la cornée.
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