WO2005079657A2 - Device and method for compensation of corneal birefringence of the eye - Google Patents

Device and method for compensation of corneal birefringence of the eye Download PDF

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WO2005079657A2
WO2005079657A2 PCT/FR2005/000134 FR2005000134W WO2005079657A2 WO 2005079657 A2 WO2005079657 A2 WO 2005079657A2 FR 2005000134 W FR2005000134 W FR 2005000134W WO 2005079657 A2 WO2005079657 A2 WO 2005079657A2
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differential
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François LACOMBE
Eric Gendron
Marie Glanc
David Lafaille
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Centre National De La Recherche Scientifique (Cnrs)
Observatoire De Paris
Mauna Kea Technologies
Universite Paris 7 - Denis Diderot
Universite Pierre & Marie Curie
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Definitions

  • the present invention relates to a device for compensating for corneal birefringence in an optical examination of parts of the eye located beyond the cornea. It also relates to a compensation process implemented in this device, as well as an eye examination system including such a device.
  • In vivo examination of the retina may come up against the problem raised by the birefringence of the ocular media: cornea, retina.
  • OCT coherent optical tomography
  • this birefringence is variable from one subject to another, typically from -10 ° to 40 °, with reference to the aforementioned first publication.
  • An important consequence of this property is that any measurement which would like to take advantage of the light returned by an eye, for purposes of imaging or aberrometry for example with incident lighting in polarized light, because coming from a laser or injected via a polarizing optic such as blades or a separating cube, will be affected by the change of polarization state caused by the double passage in the eye.
  • any interferometric type measurement in polarized light or not, immediately sees its contrast diminished.
  • Many publications report the strong dependence of the intensity of the signal returned by the eye on the polarization state of the incident light.
  • FIG. 1 representing the variation in the loss of signal caused by the birefringence of the eye for increasing delays from 0 to 75 ° and azimuths varying from 0 to 90 °, in linearly polarized light (lines discontinuous) and in circularly polarized light (solid lines).
  • linear polarization the loss depends on the azimuth.
  • circular polarization the polarization does not depend on it.
  • Its eigenvector E is located on the equator of the sphere.
  • the azimuth of this vector is by definition equal to twice the angle which separates the fast axis from the equivalent blade with an arbitrary reference direction.
  • the emerging polarization P e is deduced by rotation of the state vector of polarization (or Stokes vector) around the direction of E by an angle equal to the delay of the equivalent plate. For one eye, this delay can reach 80 degrees.
  • the azimuth of the eigenvector equal to twice the angle between the fast axis and a reference direction, is also very variable. An incident polarization different from E can give rise to an emerging polarization strongly eccentric, ie far from the equator.
  • an incident polarization is not retained after double passage in the Cornea + Crystalline + Retina system.
  • an interferometric measurement such as coherent optical tomography (OCT) between a beam having made a double passage in the eye and an external reference beam, one observes a possibly strong signal loss.
  • OCT coherent optical tomography
  • a solution to the particular case of a linearly polarized light measurement consists in introducing a half-wave plate just in front of the eye, oriented so that the working polarization switches to the direction of a neutral line and on the return returns in the incident direction. This solution cannot be applied to a general case of any polarization, or of non-polarization.
  • the object of the invention is to remedy this drawback by proposing a device to compensate for the birefringence of the cornea in an examination of parts of the eye situated beyond the cornea, in the case of any polarization or of non polarization.
  • This objective is achieved with a device to compensate for corneal birefringence, comprising differential phase retarding means along two perpendicular axes.
  • the compensation device according to the invention can also comprise means for aligning the differential retarding means with the slow and fast axes of the cornea, said cornea being assimilated to a uniaxial birefringent blade cut perpendicular to its own optical axis.
  • this compensating device comprises a superposition of two identical prisms mounted head to tail, and a blade with parallel faces. These three elements are mounted so that the rapid axes of the two prisms are parallel to each other and to the edge of the prisms, but perpendicular to the rapid axis of the blade.
  • the compensation of a circular polarization can be obtained by the insertion of a blade of the same birefringence as the cornea, in single passage, but whose axes are perpendicular to those of the cornea.
  • the blade can be either chosen from a set of delay blades making a discrete set of the interval [0 ° , 180 °], in suitable steps, or adjustable. In both cases, its orientation must be adjusted according to the subject.
  • the double adjustment (delay + orientation) can be the subject of an independent measurement, on a dedicated instrument, or by research of the maximum of signal, according to delays and possible orientations.
  • Such an adjustable compensator can be produced in the form of a so-called “Babinet-Soleil” compensator known in the state of the art.
  • a system for examining the eye by in vivo tomography comprising: a Michelson interferometer, performing a full-field coherent optical tomography (OCT) assembly, adaptive optics means, arranged between the interferometer and an eye to be examined, correcting the wave fronts coming from the eye but also bound for the eye, and
  • the examination system may further comprise a device for measuring the contrast in a Michelson interferometer in the open field, this device comprising means for deflecting two incoming perpendicular polarizations in two different emerging directions. It can also advantageously comprise an aiming device comprising at least one moving target having a shape and a programmable trajectory, this at least one target being displayed on an appropriate screen, visible from both eyes, for the duration of the examination.
  • FIG. 5 schematically illustrates a practical example of an in vivo tomography system integrating a birefringence compensator device according to the invention
  • - Figure 6 is a diagram of another embodiment of an in vivo tomography system according to the invention.
  • a Babinet-Soleil compensator comprising a superposition of two prisms A, B arranged head to tail and a blade with parallel faces C.
  • the thickness h AB of the set A + B varies.
  • the corresponding change in optical thickness is greater on the slow axis (index no large) than on the fast axis (index n2 small).
  • hl h AB .nl + h c .n2
  • h2 h AB .n2 + h c .nl
  • hl-h2 (h AB -h c ).
  • the compensator + eye assembly can generally be assimilated to an isotropic medium. It therefore does not affect, in a forward or return trip, the state of polarization of the light. Indeed, if we consider a linear incident polarization oriented in any way, it is projected on the two axes of the compensating device into two components pi, p2 whose amplitudes are deduced from the angle between the direction of incident polarization and l 'fast axis (for example) of the compensating device. At the input of the compensator, these projections are in phase. At the exit, they are no longer: the emerging polarization is elliptical, in the general case.
  • the incident polarization is preserved.
  • a photometric measurement of the light returned by the eye after double passage in a single polarizer can be implemented.
  • the direction of the polarizer which maximizes the return flux is that of the eigenvector of the eye.
  • the polarizer is rotated 45 °.
  • the thickness of the compensator which then maximizes the flux returned after double passage in the polarizer-compensator-eye assembly is indeed that which makes the compensator-eye assembly isotropic.
  • This system includes an interferometer, of the full field Michelson type, comprising a measurement arm intended to illuminate the eye and collect the returned light, and a reference arm provided to illuminate a movable mirror allowing in-depth exploration of the retinal tissue.
  • the interferometer is used in linearly and perpendicularly polarized light in the two arms.
  • the light source S is a diode with a short time coherence length (for example, 12 ⁇ m), the spectrum of which is centered on 780 nm. In principle, it gives the system of in vivo tomography an axial resolution equal to half the coherence length divided by the refractive index of the medium. This light source S can be drawn. In this case, it is then synchronized with the image capture and the adaptive correction.
  • the beam is limited by a diaphragm of field corresponding to 1 degree in the field of view of the eye (300 ⁇ m on the retina) and a pupillary diaphragm corresponding to an opening of 7 mm on a dilated eye.
  • An input polarizer P allows optimal balance of the flows injected into the two arms of the interferometer.
  • the two arms have a configuration called Gauss, afocal, which allows the transport of the pupils, on the one hand, and the materialization of an intermediate image of the field where a diaphragm blocks a large part of the corneal reflection, on the other hand.
  • Quarter-wave plates ensure, by the rotation of the polarization of the only light reflected by the eye, and the movable mirror, efficient filtering of the parasitic reflections in the in vivo tomography system according to the invention.
  • the reference arm is similar to the measurement arm, but with a static optic.
  • the two beams on the output arm are still polarized perpendicularly, and they only interfere if they are projected on a common direction.
  • a Wollaston W prism has the function of simultaneously projecting the two radiations on two perpendicular directions of analysis.
  • the detector is of the CCD type, with an image rate greater than 30 images per second.
  • This detector is associated with a dedicated computer (not shown) in which digital image processing is carried out: extraction of the four measurements, calibration, calculation of the amplitude of the fringes.
  • the adaptive correction of the wave fronts is carried out upstream of the interferometer, therefore in the measurement arm. Each point of the source S thus sees its image on the retina corrected for aberrations, and the image in return is also corrected. The amplitude of the fringes is then maximum.
  • the adaptive optics sub-assembly includes a deformable MD mirror.
  • the wavefront measurement is made by a Shack-Hartmann type SH analyzer on the return beam of a light spot itself imaged on the retina via the deformable mirror MD.
  • the analysis wavelength is 820 nm.
  • the lighting is continuous and provided by a temporally incoherent superluminescent SLD diode.
  • the sizing of the analyzer corresponds to an optimization between photometric sensitivity and wavefront sampling.
  • the refresh rate of the deformable mirror MD control can reach 150 Hz.
  • a dedicated computer (not shown) manages the adaptive optical loop.
  • the command is however synchronized to freeze the shape of the mirror during the interferometric measurement.
  • Appropriate control of the focusing of the analysis channel, using an LA2 lens, makes it possible to adapt the focusing distance to the layer selected by the interferometer. This layout is essential to maintain optimal contrast at any depth.
  • the deformable mirror MD is combined with the pupil of the system and the eye.
  • the system field is defined by the system input DCM field diaphragm. It is chosen equal to 1 degree, less than the isoplanetic field of the eye, which guarantees the validity of the adaptive correction in the field on the only wavefront measurement made from the spot, in the center of the field.
  • the rotation of the mirror deformable MD allows to choose the angle of arrival of the beam in the eye, therefore the portion of retina studied.
  • An adaptive correction system by transmission can be used in preference to fixed lenses for optimal correction.
  • a collaborative or active sighting system is installed upstream of the whole.
  • This sighting system which includes an MAM active sight, presents the subject with the image of a light point deviating periodically from the desired sighting axis.
  • the patient is then invited to follow all the movements of this image.
  • the periodic movement of the gaze makes it possible to obtain from the patient a better fixing capacity when it targets the desired axis.
  • the amplitude and frequency are adaptable to the subject and the measures taken.
  • the target can be achieved with a simple desktop computer on which a light point is displayed and moved.
  • the active target MAM, the adaptive optics, the source S and the image capture are synchronized.
  • the in vivo tomography system according to the invention is relatively compact, less than 1.2 m on a side.
  • a large part of the size constraint comes from the diameter of the deformable mirror MD which partly fixes the focal length of the parabolas off axis.
  • the use of micro-mirrors would obviously decrease all the dimensions of the system.
  • the detection system, with its division into two beams, is produced here with discrete components. It is possible to envisage making and using integrated components combining the functions of separation, folding, or even delay of the beams.
  • the control of the adaptive optics means is established on the basis of wavefront measurements performed downstream of said adaptive optics means (in the direction of return) on the image of a source point of reference installed on the retina.
  • This source point is obtained by the introduction of an additional light beam, independent of the measurement beam, focused on the retina.
  • the “go” reference beam may or may not pass through the adaptive optics means and take advantage of the adaptive correction.
  • the OCT measurement assumes the equality of the optical paths between the two arms of the Michelson interferometer, to the nearest coherence length of the source. It also supposes an optimal development on the depth which corresponds to this equality.
  • limiting the diameter of the beam gives the eye a very large depth of field which dispenses with any re-focusing.
  • the depth of field decreases rapidly, typically 30 ⁇ m.
  • the OCT Z scan can quickly exit this interval, beyond which the interferometric contrast decreases. We can consider this as an aberration effect of pure defocus.
  • This problem can be remedied by providing the wave surface analyzer with a device for adjusting its own focus, for example with mechanical adjustment.
  • An arbitrary modification of this focusing forces, via the adaptive optical loop, the deformable mirror to adopt an additional curvature, combining input source and detector with a point more or less deep in the retina.
  • the control of this focusing must be synchronized with the Z scanning of the OCT. It is also possible to control the analyzer to force it to work in defocused mode.
  • Certain advanced analyzers for example the models of the company Imagine Optic, are indeed able to work in defocused with good results.
  • An alternative solution to a real defocusing of the analyzer can consist in adding a term of pure focus in the control of the mirror, whatever the measurement of the analyzer.
  • This device is commonly used in adaptive optics.
  • a Shack-Hartmann type analyzer we simply modify the table called “reference slopes”, which forces the system to converge towards an arbitrarily modified command.
  • An alternative solution to a real defocusing of the analyzer can consist in adding a term of pure focus in the control of the mirror, whatever the measurement of the analyzer. This device is commonly used in adaptive optics.
  • a Shack-Hartmann type analyzer we simply modify the table called “reference slopes”, which forces the system to converge towards an arbitrarily modified command.
  • the installation of the reference source SLD upstream of the deformable mirror MD allows an optimal quality of measurement of the aberrations therefore of their compensation, since the reference image materialized in the eye in this case benefits from adaptive correction. This optimization remains true whatever the focus, the SLD source being upstream of the focus control system.
  • the use of a CPA polarizing cube again makes it possible to use all the photons coming from the eye. The wavefront measurement is therefore carried out under good conditions.
  • a very precise lateral optical conjugation is required between the reference source SLD and the input of the SH analyzer.
  • a variant of the invention illustrated in FIG. 6, allows more simplicity in the system by reducing this risk of instability of the adaptive optical loop.
  • the reference source SLD is positioned closer to the eye in the optical path, in particular after the adaptive optics (on the outward journey) and for example before a birefringence compensator, such as a Sun compensator. Babinet CBC, or just before the eye. Failing to benefit from an optimal image spot at the back of the eye, the system then gains in operating stability. As illustrated in FIG.
  • the system can also comprise conventional imaging means, such as an IMG camera, making it possible to associate the interferometric measurements with a simple imaging of the areas examined, for example to facilitate exploration and selection of areas to examine.
  • a second CNPI polarizing cube Placed directly at the output (at the return) of the measurement arm, therefore just before the CPR polarizing cube of the interferometer, a second CNPI polarizing cube makes it possible to deflect the return beam towards an IMG imaging camera having its own means of focusing of the image LI. On this route, a direct image of the targeted retinal area will be observable.
  • the measurement arm and this additional channel can be arranged so that they provide a wider field of observation than the interferometric mode, the field of which is limited in particular by the interferometric contrast measurement technique itself.
  • the input source S has a spectrum of polychromatic type.
  • this spectrum is generally relatively narrow, for example with a width of the order of 50 nanometers, but not necessarily negligible.
  • This polychromatic spectrum can cause a degradation of performance, in particular by causing a dispersion of the differences in gait due to the dispersive nature of the ocular medium, which leads to a degradation of the axial resolution of the device.
  • the system can include compensation means located in the reference arm.
  • the dispersive nature of the ocular media also results in a variation of the focal length of the eye with the wavelength, also resulting in a degradation of the axial resolution.
  • the system can then include compensation means located for example in the measuring arm.
  • these means can compensate for a focal chromatism which represents approximately 400 micrometers between red and blue, for example by replacing the collimator LM2-2 located just in front of the eye by a doublet with deliberately chosen chromaticism opposite to that of the eye.
  • These means can also compensate for the differences in optical path due to the chromatic dispersion, for example by inserting a water tank in the reference arm of a size dependent and / or adjustable according to the size or the characteristics of the eye to examine.
  • a tank can be of the order of 24 mm in size, the average length of a human eye. With a source of 12 micrometers in coherence length and
  • the use of these compensation means can make it possible to improve the axial resolution by reducing it from a value of approximately 6 micrometers to a value of approximately 4 micrometers.
  • the system can also use as an input source of the interferometer a polychromatic illumination with a wider spectrum, for example in white light. In this case, the increase in performance provided by these means of compensation will be much greater.
  • the system is arranged so that the target of the active target MAM is visible by the two eyes OD1 and OG1 of the subject to be examined. Sighting with both eyes can indeed improve the performance of bindings or stability, and facilitate examination.
  • the image of the target is introduced into the optical path between the reference source SLD and the eye examined by a separator BST3.
  • This separator can be chosen dichroic so as to reflect 50% of all the light coming from the MAM test pattern towards the eye examined OEX, and transmit the remaining 50% towards the other eye OV1 or OV2 to allow a sighting of the two eyes.
  • the dichroic separator BST3 then transmits all the light from the reference source SLD to the eye examined OEX, taking advantage of a difference in spectrum between the reference source SLD (830 nm) and the test pattern MAM (800 nm).
  • a spectrally neutral 50/50 splitting plate is also suitable, but 50% of the light from the SLD is then sent to the eye which is not studied.
  • a filter can help eliminate this image if it is deemed embarrassing by the subject.
  • the system has a central OEX examination location, as well as two viewing locations OV1 and OV2 distributed on both sides of this location. OEX exam.
  • the right eye receives the image of the MAM test pattern in its aiming location OV1 by retractable return means, for example two mirrors MT1 and MT2.
  • retractable return means for example two mirrors MT1 and MT2.
  • the referral means can be retracted or canceled and the image of the MAM test pattern reaches the left eye in its sighting location OV2. As illustrated in FIG.
  • the system can also include, or collaborate with, IRIS means for monitoring the movements of the eye to be examined, collaborating with the tomography device.
  • IRIS means for monitoring the movements of the eye to be examined, collaborating with the tomography device.
  • It can be, for example, a camera with image recognition performing tracking or “tracking”, for example of the retina or pupil or of the edges of the iris, so as to detect and evaluate the movements of the 'eye. Knowing the movements of the eye then allows the system to adapt to the movements of the area to be examined, for example by coordinating and the adjustments and shots with the different detected or planned positions of this area to be examined, or by allowing a spatial and / or temporal optimization of the adaptive optics. It is possible, for example, to take advantage of natural periods of stabilization of the pupil or retina to carry out all or part of the desired adjustments or measurements.
  • the image of the eye examined reaches the IRIS eye tracking means by a BST2 splitter inserted in the optical path, for example between the eye and the SLD reference source.
  • this separator BST2 is dichroic and the movements of the eye are monitored in non-visible light, for example infrared.
  • the IRIS monitoring means may for example include a device for measuring eye movements, such as those developed by the company Mperivision.
  • the invention can in particular be implemented to produce or complete a retinal imaging device, or corneal topography, or for measuring a film of tears.
  • the invention is not limited to the examples which have just been described and numerous modifications can be made to these examples without departing from the scope of the invention.

Abstract

The invention relates to a device (LAM, CBC) for compensating for the corneal birefringence during an examination of the parts of the eye (OEX) situated beyond the cornea, comprising phase differential retarders on two perpendicular axes. Said device may be embodied as a superposition of two identical prisms mounted head to tail and a sheet with parallel faces. The two prisms have rapid axes parallel to each other and to the edge of the prisms and perpendicular to the rapid axis of the sheet.

Description

«Dispositif et procédé pour compenser la biréfringence coméenne dans un examen optique de parties de l'œil situées au-delà de la cornée, et système d'examen de l'œil incluant un tel dispositif» "Device and method for compensating for comean birefringence in an optical examination of parts of the eye located beyond the cornea, and system for examining the eye including such a device"
La présente invention concerne un dispositif pour compenser la biréfringence cornéenne dans un examen optique de parties de l'œil situées au-delà de la cornée. Elle vise également un procédé de compensation mis en œuvre dans ce dispositif, ainsi qu'un système d'examen de l'œil incluant un tel dispositif. L'examen in vivo de la rétine peut se heurter au problème soulevé par la biréfringence des milieux oculaires : cornée, rétine. Sont concernées toutes les mesures en lumière polarisée ainsi que toutes les techniques interférométriques, telles que la tomographie optique cohérente (OCT). II a été montré que la biréfringence du cristallin est négligeable, mais il n'en est pas de même pour celle de la cornée qui est importante. Il est connu depuis longtemps que la biréfringence de la cornée représente à elle seule plus de 80% de la biréfringence totale de l'œil. Son caractère linéaire, à savoir l'existence d'un axe lent et d'un axe rapide, perpendiculaires à l'axe optique, avec un retard de phase entre axes pouvant aller jusqu'à 80 degrés, soit presque un quart de longueur d'onde, a été mis en évidence et publié par Hunter et al. dans l'article « Mathematical modeling of retinal biréfringence scanning » J.Opt.Soc Am. 1999, Vol 16, No9, et par Klein et al. dans l'article « Biréfringence of the human foveal area assessed in vivo with Mueller-matrix ellipsometry » J.Opt.Soc Am. 1988, January, Vol 5, No 1. De plus, l'orientation de cette biréfringence est variable d'un sujet à l'autre, typiquement de -10° à 40°, en référence à la première publication précitée. Une conséquence importante de cette propriété est que toute mesure qui voudrait tirer parti de la lumière renvoyée par un œil, à des fins d'imagerie ou d'aberrométrie par exemple avec un éclairage incident en lumière polarisée, parce qu'issue d'un laser ou injectée via une optique polarisante telle que des lames ou un cube séparateur, sera affectée par le changement d'état de polarisation occasionné par le double passage dans l'œil. Par ailleurs, toute mesure de type interférométrique, en lumière polarisée ou non, voit immédiatement son contraste diminué. De nombreuses publications font état de la forte dépendance de l'intensité du signal retourné par l'œil vis-à-vis de l'état de polarisation de la lumière incidente. Ce phénomène a souvent été interprété à tort comme une dépolarisation de la lumière à la traversée des milieux oculaires. Les faits observés sont illustrés sur la figure 1 représentant la variation de la perte de signal occasionnées par la biréfringence de l'œil pour des retards croissants de 0 à 75° et des azimuts variant de 0 à 90°, en lumière polarisée linéairement (traits discontinus) et en lumière polarisée circulairement (traits continus). En polarisation linéaire, la perte dépend de l'azimut. En polarisation circulaire, la polarisation n'en dépend pas. A son minimum, le signal restant vaut S=(l+cos(2.retard))/2 On peut ainsi perdre jusqu'à 90% du flux en éclairage polarisé circulairement ou bien quand la polarisation est linéaire mais que l'azimut de l'œil n'est pas aligné avec les polariseurs d'entrée et de sortie. En réalité, la lumière retournée par l'œil est toujours polarisée, mais son état de polarisation a changé. Dans le cas le plus général d'une polarisation incidente linéaire, la polarisation émergente est elliptique. Il en est de même pour une polarisation incidente circulaire. La représentation sur une sphère de Poincaré, telle que divulguée dans la première publication précitée, permet de visualiser ce résultat, comme l'illustre la figure 2. L'œil est assimilable à une lame linéairement biréfringente. Son vecteur propre E est situé sur l'équateur de la sphère. L'azimut de ce vecteur est par définition égal au double de l'angle qui sépare l'axe rapide de la lame équivalente avec une direction arbitraire de référence. Pour une polarisation P( incidente quelconque, la polarisation émergente Pe se déduit par rotation du vecteur état de polarisation (ou vecteur de Stokes) autour de la direction de E d'un angle égal au retard de la lame équivalente. Pour un œil, ce retard peut atteindre 80 degrés. L'azimut du vecteur propre, égal au double de l'angle entre k'axe rapide et une direction de référence, est également très variable. Une polarisation incidente différente de E peut donner lieu à une polarisation émergente fortement excentrique, à savoir loin de l'équateur. Pour un azimut de 90°, soit un angle de 45° entre l'axe rapide et la direction de référence, par exemple, une polarisation incidente linéaire conduit pratiquement à une polarisation émergente circulaire, et réciproquement. Après réflexion sur la rétine, la lumière repasse dans la cornée et y subit de nouveau les effets de la biréfringence. Comme les coordonnées d'un vecteur de Stokes sont directement reliées aux composantes du champ électrique su les axes de référence, il en résulte que l'amplitude et la phase disponibles dans une direction donnée sont complètement affectées par le double passage dans l'œil. Ainsi l'énergie prélevée après un analyseur, ou l'amplitude des interférences avec un faisceau de référence non affecté par la même biréfringence, vont fortement dépendre de l'orientation du vecteur propre de l'œil, donc du sujet. Ainsi, du fait de la biréfringence de l'œil, une polarisation incidente n'est pas conservée après double passage dans le système Cornée+Cristallin+Rétine. Lors d'une mesure qui s'appuierait sur une telle conservation, par exemple une mesure interférométrique telle que la tomographie optique cohérente (OCT) entre un faisceau ayant réalisé un double passage dans l'œil et un faisceau de référence extérieur, on observe une perte éventuellement forte du signal. Une solution au cas particulier d'une mesure en lumière polarisée linéairement consiste à introduire une lame demi-onde juste devant l'œil, orientée de telle sorte que la polarisation de travail bascule à l'aller vers la direction d'une ligne neutre et au retour revienne dans la direction incidente. Cette solution ne saurait s'appliquer à un cas général de polarisation quelconque, ou de non polarisation. Le but de l'invention est de remédier à cet inconvénient en proposant un dispositif pour compenser la biréfringence de la cornée dans un examen de parties de l'œil situées au-delà de la cornée, dans le cas d'une polarisation quelconque ou de non polarisation. Cet objectif est atteint avec un dispositif pour compenser la biréfringence cornéenne, comprenant des moyens retardateurs de phase différentiels selon deux axes perpendiculaires. Le dispositif de compensation selon l'invention peut en outre comprendre des moyens pour aligner les moyens retardateurs différentiels avec les axes lents et rapides de la cornée, ladite cornée étant assimilée à une lame biréfringente uniaxe taillée perpendiculairement à son axe optique propre. Il peut aussi avantageusement comprendre en outre des moyens pour ajuster le retard procuré par les moyens retardateurs différentiels de façon à compenser l'effet biréfringent de la cornée, une fois l'alignement des moyens retardateurs différentiels réalisé. Dans une forme particulière de réalisation de l'invention, ce dispositif compensateur comprend une superposition de deux prismes identiques montés tête bêche, et d'une lame à faces parallèles. Ces trois éléments sont montés de sorte que les axes rapides des deux prismes soient parallèles entre eux et à l'arête des prismes, mais perpendiculaires à l'axe rapide de la lame. Ainsi, la compensation d'une polarisation circulaire peut être obtenue par l'insertion d'une lame de même biréfringence que la cornée, en simple passage, mais dont les axes sont perpendiculaires à ceux de la cornée. Ceci est équivalent à une lame alignée avec la cornée mais de déphasage opposé. Cette lame rend le couple « lame+cornée » non biréfringent, donc invariant pour n'importe quelle polarisation incidente. Pour prendre en compte le caractère variable de la biréfringence, en orientation et en déphasage, d'un sujet à l'autre, la lame peut être soit choisie dans un jeu de lames de retard réalisant un ensemble discret de l'intervalle [0°, 180°], par pas convenable, soit ajustable. Dans les deux cas, son orientation doit être ajustée en fonction du sujet. Le double ajustement (retard+orientation) peut faire l'objet d'une mesure indépendante, sur un instrument dédié, ou par recherche du maximum de signal, en fonction des retards et des orientations possibles. Un tel compensateur ajustable peut être réalisé sous la forme d'un compensateur dit de « Babinet-Soleil » connu dans l'état de la technique. Suivant un autre aspect de l'invention, il est proposé un système d'examen de l'œil par tomographie in vivo, comprenant : - un interféromètre de Michelson, réalisant un montage de tomographie optique cohérente (OCT) plein champ, - des moyens d'optique adaptative, disposés entre l'interféromètre et un œil à examiner, réalisant la correction des fronts d'onde en provenance de l'œil mais aussi à destination de l'œil, etThe present invention relates to a device for compensating for corneal birefringence in an optical examination of parts of the eye located beyond the cornea. It also relates to a compensation process implemented in this device, as well as an eye examination system including such a device. In vivo examination of the retina may come up against the problem raised by the birefringence of the ocular media: cornea, retina. This concerns all polarized light measurements as well as all interferometric techniques, such as coherent optical tomography (OCT). It has been shown that the birefringence of the lens is negligible, but it is not the same for that of the cornea which is important. It has long been known that birefringence of the cornea alone accounts for more than 80% of the total birefringence of the eye. Its linear character, namely the existence of a slow axis and a fast axis, perpendicular to the optical axis, with a phase delay between axes of up to 80 degrees, or almost a quarter of length d wave, has been highlighted and published by Hunter et al. in the article “Mathematical modeling of retinal birefringence scanning” J. Opt. Soc Am. 1999, Vol 16, No 9, and by Klein et al. in the article “Birefringence of the human foveal area assessed in vivo with Mueller-matrix ellipsometry” J. Opt.Soc Am. 1988, January, Vol 5, No 1. In addition, the orientation of this birefringence is variable from one subject to another, typically from -10 ° to 40 °, with reference to the aforementioned first publication. An important consequence of this property is that any measurement which would like to take advantage of the light returned by an eye, for purposes of imaging or aberrometry for example with incident lighting in polarized light, because coming from a laser or injected via a polarizing optic such as blades or a separating cube, will be affected by the change of polarization state caused by the double passage in the eye. Furthermore, any interferometric type measurement, in polarized light or not, immediately sees its contrast diminished. Many publications report the strong dependence of the intensity of the signal returned by the eye on the polarization state of the incident light. This phenomenon has often been misinterpreted as depolarization of light when passing through the ocular media. The facts observed are illustrated in FIG. 1 representing the variation in the loss of signal caused by the birefringence of the eye for increasing delays from 0 to 75 ° and azimuths varying from 0 to 90 °, in linearly polarized light (lines discontinuous) and in circularly polarized light (solid lines). In linear polarization, the loss depends on the azimuth. In circular polarization, the polarization does not depend on it. At its minimum, the remaining signal is worth S = (l + cos (2.retard)) / 2 We can thus lose up to 90% of the flux in circularly polarized lighting or when the polarization is linear but the azimuth of the eye is not aligned with the input and output polarizers. In reality, the light returned by the eye is still polarized, but its state of polarization has changed. In the most general case of a linear incident polarization, the emerging polarization is elliptical. It is the same for a circular incident polarization. The representation on a Poincaré sphere, as disclosed in the first aforementioned publication, makes it possible to visualize this result, as illustrated in FIG. 2. The eye is comparable to a linearly birefringent plate. Its eigenvector E is located on the equator of the sphere. The azimuth of this vector is by definition equal to twice the angle which separates the fast axis from the equivalent blade with an arbitrary reference direction. For a polarization P ( any incident, the emerging polarization P e is deduced by rotation of the state vector of polarization (or Stokes vector) around the direction of E by an angle equal to the delay of the equivalent plate. For one eye, this delay can reach 80 degrees. The azimuth of the eigenvector, equal to twice the angle between the fast axis and a reference direction, is also very variable. An incident polarization different from E can give rise to an emerging polarization strongly eccentric, ie far from the equator. For an azimuth of 90 °, or an angle of 45 ° between the rapid axis and the reference direction, for example, a linear incident polarization practically leads to an emerging circular polarization, and vice versa. After reflection on the retina, the light returns to the cornea and again undergoes the effects of birefringence. As the coordinates of a Stokes vector are directly related to the components of the electric field on the reference axes, it follows that the amplitude and the phase available in a given direction are completely affected by the double passage in the eye. Thus the energy sampled after an analyzer, or the amplitude of the interference with a reference beam not affected by the same birefringence, will strongly depend on the orientation of the eigenvector of the eye, therefore of the subject. Thus, due to the birefringence of the eye, an incident polarization is not retained after double passage in the Cornea + Crystalline + Retina system. During a measurement which would be based on such a conservation, for example an interferometric measurement such as coherent optical tomography (OCT) between a beam having made a double passage in the eye and an external reference beam, one observes a possibly strong signal loss. A solution to the particular case of a linearly polarized light measurement consists in introducing a half-wave plate just in front of the eye, oriented so that the working polarization switches to the direction of a neutral line and on the return returns in the incident direction. This solution cannot be applied to a general case of any polarization, or of non-polarization. The object of the invention is to remedy this drawback by proposing a device to compensate for the birefringence of the cornea in an examination of parts of the eye situated beyond the cornea, in the case of any polarization or of non polarization. This objective is achieved with a device to compensate for corneal birefringence, comprising differential phase retarding means along two perpendicular axes. The compensation device according to the invention can also comprise means for aligning the differential retarding means with the slow and fast axes of the cornea, said cornea being assimilated to a uniaxial birefringent blade cut perpendicular to its own optical axis. It can also advantageously further comprise means for adjusting the delay provided by the differential retarder means so as to compensate for the birefringent effect of the cornea, once the alignment of the differential retarder means has been achieved. In a particular embodiment of the invention, this compensating device comprises a superposition of two identical prisms mounted head to tail, and a blade with parallel faces. These three elements are mounted so that the rapid axes of the two prisms are parallel to each other and to the edge of the prisms, but perpendicular to the rapid axis of the blade. Thus, the compensation of a circular polarization can be obtained by the insertion of a blade of the same birefringence as the cornea, in single passage, but whose axes are perpendicular to those of the cornea. This is equivalent to a blade aligned with the cornea but of opposite phase shift. This blade makes the “blade + cornea” couple not birefringent, therefore invariant for any incident polarization. To take into account the variable nature of the birefringence, in orientation and phase shift, from one subject to another, the blade can be either chosen from a set of delay blades making a discrete set of the interval [0 ° , 180 °], in suitable steps, or adjustable. In both cases, its orientation must be adjusted according to the subject. The double adjustment (delay + orientation) can be the subject of an independent measurement, on a dedicated instrument, or by research of the maximum of signal, according to delays and possible orientations. Such an adjustable compensator can be produced in the form of a so-called “Babinet-Soleil” compensator known in the state of the art. According to another aspect of the invention, there is provided a system for examining the eye by in vivo tomography, comprising: a Michelson interferometer, performing a full-field coherent optical tomography (OCT) assembly, adaptive optics means, arranged between the interferometer and an eye to be examined, correcting the wave fronts coming from the eye but also bound for the eye, and
- des moyens de détection, disposé en aval de l'interféromètre, permettant sans modulation ni détection synchrone, de réaliser la mesure interférométrique OCT, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un dispositif pour compenser la biréfringence de la cornée, comprenant une superposition de deux prismes identiques montés tête bêche, et d'une lame à faces parallèles. Le système d'examen selon l'invention peut en outre comprendre un dispositif pour mesurer le contraste dans un interféromètre de Michelson en plein champ, ce dispositif comprenant des moyens pour dévier deux polarisations perpendiculaires entrantes dans deux directions émergentes différentes. II peut en outre avantageusement comprendre un dispositif de visée comprenant au moins une cible mobile présentant une forme et une trajectoire programmable, cette au moins une cible étant affichée sur un écran approprié, visible des deux yeux, pendant la durée de l'examen. D'autres avantages et caractéristiques de l'invention apparaîtront à l'examen de la description détaillée d'un mode de mise en œuvre nullement limitatif, et des dessins annexés sur lesquels : - la figure 1 représente des courbes d'évolution de la perte de signal occasionnée par la biréfringence de l'œil, illustrant l'état des connaissances dans ce domaine; - la figure 2 représente la biréfringence cornéenne dans la sphère de Poincaré ; - la figure 3 illustre le principe d'un compensateur de Babinet-Soleil mis en œuvre dans un dispositif compensateur selon l'invention ; - la figure 4 illustre des configurations relatives du compensateur et de l'œil dans le cadre du procédé de compensation selon l'invention ; et - la figure 5 illustre schématiquement un exemple pratique de réalisation d'un système de tomographie in vivo intégrant un dispositif compensateur de biréfringence selon l'invention ; - la figure 6 est un schéma d'un autre exemple de réalisation d'un système de tomographie in vivo selon l'invention. On va tout d'abord décrire, en référence à la figure 3, le principe d'un compensateur de Babinet-Soleil comprenant une superposition de deux prismes A, B disposés tête-bêche et d'une lame à faces parallèles C. Lorsqu'on fait glisser le prisme A par rapport au prisme B, perpendiculairement à leur arête, l'épaisseur hAB de l'ensemble A+B varie. Le changement d'épaisseur optique correspondant est plus grand sur l'axe lent (indice ni grand) que sur l'axe rapide (indice n2 petit). L'épaisseur optique totale s'écrit : hl=hAB.nl+hc.n2 h2=hAB.n2+hc.nl La différence est : hl-h2=(hAB-hc).(nl-n2) Selon la position relative des deux prismes, l'ensemble a un effet retardant variable. La différence d'épaisseur optique est indépendante de la portion de compensateur choisie ou de l'ouverture. On peut donc prévoir un tel compensateur placé dans un plan pupille du montage, par exemple au plus près de la pupille de l'œil. Pour compenser l'effet biréfringent de l'œil, un compensateur de- detection means, located downstream of the interferometer, allowing without modulation or synchronous detection, to perform the interferometric OCT measurement, characterized in that it further comprises a device for compensating for the birefringence of the cornea, comprising a superposition two identical prisms mounted head to tail, and a blade with parallel faces. The examination system according to the invention may further comprise a device for measuring the contrast in a Michelson interferometer in the open field, this device comprising means for deflecting two incoming perpendicular polarizations in two different emerging directions. It can also advantageously comprise an aiming device comprising at least one moving target having a shape and a programmable trajectory, this at least one target being displayed on an appropriate screen, visible from both eyes, for the duration of the examination. Other advantages and characteristics of the invention will appear on examination of the detailed description of a mode of implementation which is in no way limitative, and of the appended drawings in which: - Figure 1 represents curves of evolution of the loss signal caused by the birefringence of the eye, illustrating the state of knowledge in this area; - Figure 2 shows the corneal birefringence in the Poincaré sphere; - Figure 3 illustrates the principle of a Babinet-Soleil compensator implemented in a compensator device according to the invention; - Figure 4 illustrates relative configurations of the compensator and the eye in the context of the compensation method according to the invention; and FIG. 5 schematically illustrates a practical example of an in vivo tomography system integrating a birefringence compensator device according to the invention; - Figure 6 is a diagram of another embodiment of an in vivo tomography system according to the invention. We will first describe, with reference to Figure 3, the principle of a Babinet-Soleil compensator comprising a superposition of two prisms A, B arranged head to tail and a blade with parallel faces C. When the prism A is dragged relative to the prism B, perpendicular to their edge, the thickness h AB of the set A + B varies. The corresponding change in optical thickness is greater on the slow axis (index no large) than on the fast axis (index n2 small). The total optical thickness is written: hl = h AB .nl + h c .n2 h2 = h AB .n2 + h c .nl The difference is: hl-h2 = (h AB -h c ). (Nl- n2) Depending on the relative position of the two prisms, the assembly has a variable delaying effect. The difference in optical thickness is independent of the chosen compensator portion or of the opening. One can therefore provide such a compensator placed in a pupil plane of the assembly, for example as close as possible to the pupil of the eye. To compensate for the birefringent effect of the eye, a
Babinet-Soleil est placé devant l'œil, en référence à la figure 4, de sorte que :Babinet-Soleil is placed in front of the eye, with reference to Figure 4, so that:
- ses axes soient ajustés pour être parallèles à ceux de l'œil,- its axes are adjusted to be parallel to those of the eye,
- son retard soit opposé à celui de l'œil, en simple passage. Ainsi l'ensemble compensateur+œil est globalement assimilable à un milieu isotrope. Il n'affecte donc pas, dans un passage aller ou aller et retour, l'état de polarisation de la lumière. En effet, si on considère une polarisation incidente linéaire orientée de manière quelconque, celle-ci se projette sur les deux axes du dispositif compensateur en deux composantes pi, p2 dont les amplitudes se déduisent de l'angle entre la direction de polarisation incidente et l'axe rapide (par exemple) du dispositif compensateur. A l'entrée du compensateur, ces projections sont en phase. A la sortie, elles ne le sont plus : la polarisation émergente est elliptique, dans le cas général. A la traversée de l'œil, les composantes pi, p2 rencontrent un milieu où leur déphasage relatif va justement compenser leur retard à l'entrée à l'œil. En sortie du segment antérieur de l'oeil, à savoir à l'arrivée sur la rétine, elles sont de nouveau en phase, donc la polarisation est de nouveau linéaire et parallèle à la polarisation incidente de départ. On peut effectuer le même raisonnement au retour, et avec n'importe quelle polarisation initiale, linéaire ou circulaire. Ce raisonnement s'appuie sur une très faible biréfringence de la rétine, ce qui est vérifié par un certain nombre de publication dont l'article de Hunter et al. « Automated détection of foveal fixation by use of retinal biréfringence scanning » Applied Optics, 1999, March 1, Vol 38, No 7, qui soulignent toutefois que cette biréfringence n'est pas nulle. En conclusion, la polarisation incidente est conservée. Pour ajuster l'orientation du dispositif compensateur selon l'invention, une mesure photométrique de la lumière renvoyée par l'oeil après double passage dans un polariseur unique peut être mise en œuvre. La direction du polariseur qui maximise le flux en retour est celle du vecteur propre de l'œil. Après avoir ajouté le compensateur monté dans cette même orientation, le polariseur est tourné de 45°. L'épaisseur du compensateur qui maximise alors le flux retourné après double passage dans l'ensemble polariseur-compensateur-œil est bien celle qui rend l'ensemble compensateur-œil isotrope. On va maintenant décrire, en référence à la figure 5, un exemple pratique de réalisation d'un système de tomographie in vivo selon l'invention intégrant un dispositif de mesure de contraste interférométrique. Ce système comprend un interféromètre, de type Michelson plein champ, comportant un bras de mesure prévu pour illuminer l'œil et collecter la lumière renvoyée, et un bras de référence prévu pour illuminer un miroir mobile permettant l'exploration en profondeur du tissu rétinien. L'interféromètre est utilisé en lumière polarisée de façon rectiligne et perpendiculaire dans les deux bras. La source de lumière S est une diode à faible longueur de cohérence temporelle (par exemple, 12 μm), dont le spectre est centré sur 780 nm. Elle confère par principe au système de tomographie in vivo une résolution axiale égale à la moitié de la longueur de cohérence divisée par l'indice de réfraction du milieu. Cette source de lumière S peut être puisée. Dans ce cas, elle est alors synchronisée avec la prise d'image et la correction adaptative. Le faisceau est limité par un diaphragme de champ correspondant à 1 degré dans le champ de vue de l'œil (300 μm sur la rétine) et un diaphragme pupillaire correspondant à une ouverture de 7 mm sur un œil dilaté. Un polariseur d'entrée P permet l'équilibrage optimal des flux injectés dans les deux bras de l'interféromètre. Les deux bras présentent une configuration dite de Gauss, afocale, qui permet le transport des pupilles, d'une part, et la matérialisation d'une image intermédiaire du champ où un diaphragme bloque une grande part du reflet cornéen, d'autre part. Des lames quart d'onde assurent par la rotation de la polarisation de la seule lumière renvoyée par l'œil, et le miroir mobile, un filtrage efficace des réflexions parasités dans le système de tomographie in vivo selon l'invention. Afin de conserver l'égalité des chemins optiques dans les deux bras, avec le même transport des pupilles et du champ, le bras de référence est similaire au bras de mesure, mais avec un optique statique. On va maintenant décrire la voie de détection du système de tomographie in vivo selon l'invention. Les deux faisceaux sur le bras de sortie sont encore polarisés perpendiculairement, et ils n'interfèrent que s'ils sont projetés sur une direction commune. Un prisme de Wollaston W a pour fonction de projeter simultanément les deux rayonnements sur deux directions d'analyse perpendiculaires. On peut alors effectuer une mesure simultanée de l'intensité après interférence dans deux états d'interférence en opposition, sans modulation ni détection synchrone, sur un détecteur bidimensionnel unique. L'adjonction d'une lame quart d'onde, après division du faisceau, permet d'accéder à deux mesures supplémentaires, levant ainsi toute ambiguïté entre amplitude et phase des franges. Une lame demi onde à l'entrée de la voie de détection permet d'orienter convenablement les polarisations incidentes. Le prisme de Wollaston est placé dans un plan pupillaire, donc conjugué du cube séparateur de l'interféromètre de Michelson. L'angle de séparation du prisme de Wollaston est choisi en fonction du champ à observer. La longueur focale de l'objectif final détermine le pas d'échantillonnage des quatre images. Le détecteur est du type CCD, avec une cadence d'image est supérieure à 30 images par seconde. Ce détecteur est associé à un calculateur dédié (non représenté) dans lequel es réalisé le traitement numérique des images : extraction des quatre mesures, étalonnage, calcul de l'amplitude des franges. La correction adaptative des fronts d'onde est réalisée en amont de l'interféromètre, donc dans le bras de mesure. Chaque point de la source S voit ainsi son image sur la rétine corrigée des aberrations, et l'image en retour est également corrigée. L'amplitude des franges est alors maximale. Le sous-ensemble d'optique adaptative comprend un miroir déformable MD. La mesure de front d'onde est faite par un analyseur SH de type Shack-Hartmann sur le faisceau de retour d'un spot lumineux lui- même imagé sur la rétine via le miroir déformable MD. La longueur d'onde d'analyse est de 820 nm. L'éclairage est continu et fourni par une diode SLD superluminescente temporellement incohérente. Le dimensionnement de l'analyseur correspond à une optimisation entre sensibilité photométrique et échantillonnage du front d'onde. La cadence de rafraîchissement de la commande du miroir déformable MD peut atteindre 150 Hz. Un calculateur dédié (non représenté) gère la boucle d'optique adaptative. La commande est toutefois synchronisée pour geler la forme du miroir pendant la mesure interférométrique. Un contrôle approprié de la focalisation de la voie d'analyse, au moyen d'une lentille LA2, permet d'adapter la distance de focalisation à la couche sélectionnée par l'interféromètre. Cette disposition est capitale pour conserver un contraste optimal à toute profondeur. Le miroir déformable MD est conjugué de la pupille du système et de l'œil. Le champ du système est défini par le diaphragme de champ DCM d'entrée du système. Il est choisi égal à 1 degré, soit moins que le champ d'isoplanétisme de l'œil, ce qui garantit la validité de la correction adaptative dans le champ sur la seule mesure de front d'onde réalisée à partir du spot, au centre du champ. De plus, la rotation du miroir déformable MD permet de choisir l'angle d'arrivée du faisceau dans l'œil, donc la portion de rétine étudiée. L'adjonction de verres correcteurs de la vue du sujet, donc des bas ordres d'aberrations géométriques tels que le focus ou l'astigmatisme, juste devant l'œil, permet de relâcher les exigences sur la course du miroir déformable MD, et garantit également une meilleure visée. Un système correcteur adaptatif par transmission peut être utilisé de préférence à des verres fixes pour une correction optimale. Un système de visée collaboratif ou actif est installé en amont de l'ensemble. Ce système de visée, qui comprend une mire active MAM, présente au sujet l'image d'un point lumineux s'écartant périodiquement de l'axe de visée recherché. Le patient est alors invité à suivre tous les mouvements de cette image. Chaque fois que l'image revient sur l'axe, et après un temps de latence ajustable, une série de mesures interferometriques est réalisée. Le déplacement périodique du regard permet d'obtenir du patient une meilleure capacité de fixation quand il vise l'axe recherché. L'amplitude et la fréquence sont adaptables au sujet et aux mesures entreprises. Pour des raisons de commodité, la mire peut être réalisée avec un simple ordinateur de bureau sur lequel un point lumineux est affiché et déplacé. La mire active MAM, l'optique adaptative, la source S et la prise d'image sont synchronisées. Dans l'exemple pratique de réalisation illustré par la figure 5, le système de tomographie in vivo selon l'invention est relativement compact, moins de 1,2 m de côté. Une part importante de la contrainte de taille vient du diamètre du miroir déformable MD qui fixe en partie la longueur focale des paraboles hors axe. L'emploi de micro-miroirs diminuerait évidemment toutes les dimensions du système. Le système de détection, avec sa division en deux faisceaux, est réalisé ici avec des composants discrets. Il est envisageable de faire réaliser et d'utiliser des composants intégrés réunissant les fonctions de séparation, repliement, voire, retard des faisceaux. La commande des moyens d'optique adaptative est établie sur la base de mesures de front d'onde réalisées en aval desdits moyens d'optique adaptative (dans le sens du retour) sur l'image d'un point source de référence installé sur la rétine. Ce point source est obtenu par l'introduction d'un faisceau lumineux additionnel, indépendant du faisceau de mesure, focalisé sur la rétine. Suivant le niveau d'optimisation recherché, le faisceau de référence « aller » peut ou non passer par les moyens d'optique adaptative et profiter de la correction adaptative. La mesure OCT suppose l'égalité des chemins optiques entre les deux bras de l'interféromètre de Michelson, à la longueur de cohérence de la source près. Elle suppose également une mise au point optimale sur la profondeur qui correspond à cette égalité. Traditionnellement, la limitation du diamètre du faisceau confère à l'œil une profondeur de champ très grande qui dispense d'une quelconque re-mise au point. Quand le système est utilisé à pleine ouverture (typiquement F/3), la profondeur de champ diminue rapidement, typiquement 30 μm. Le balayage en Z de l'OCT peut sortir rapidement de cet intervalle, au-delà duquel le contraste interférométrique diminue. On peut considérer cela comme un effet d'aberration de pur défocus. On peut remédier à ce problème en dotant l'analyseur de surface d'onde d'un dispositif permettant de régler sa propre focalisation, par exemple avec un réglage mécanique. Une modification arbitraire de cette focalisation, force, via la boucle d'optique adaptative, le miroir déformable à adopter une courbure supplémentaire, conjuguant source d'entrée et détecteur avec un point plus ou moins profond dans la rétine. La commande de cette focalisation doit être synchronisée avec le balayage en Z de l'OCT. Il est aussi possible de commander l'analyseur pour le forcer à travailler en défocalisé. Certains analyseurs évolués, par exemple les modèles de la société Imagine Optic, sont en effet capables de travailler en défocalisé avec de bons résultats. Une solution alternative à une réelle défocalisation de l'analyseur peut consister à ajouter un terme de focus pur dans la commande du miroir, quelle que soit la mesure de l'analyseur. Cet artifice est couramment utilisé en optique adaptative. Avec un analyseur de type Shack-Hartmann, on modifie simplement le tableau dit « des pentes de référence », ce qui force le système à converger vers une commande arbitrairement modifiée. Une solution alternative à une réelle défocalisation de l'analyseur peut consister à ajouter un terme de focus pur dans la commande du miroir, quelle que soit la mesure de l'analyseur. Cet artifice est couramment utilisé en optique adaptative. Avec un analyseur de type Shack-Hartmann, on modifie simplement le tableau dit « des pentes de référence », ce qui force le système à converger vers une commande arbitrairement modifiée. En ce qui concerne l'analyse de front d'onde, on notera que l'installation de la source de référence SLD en amont du miroir déformable MD permet une qualité optimale de mesure des aberrations donc de leur compensation, puisque l'image de référence matérialisée dans l'œil bénéficie dans ce cas de la correction adaptative. Cette optimisation reste vraie quelle que soit la focalisation, la source SLD étant en amont du système de contrôle de mise au point. Enfin, l'emploi d'un cube polarisant CPA (fig. 4 ) permet là encore d'utiliser tous les photons issus de l'œil. La mesure du front d'onde est donc faite dans de bonnes conditions. Cependant, il est à noter qu'une conjugaison optique latérale très précise est requise entre la source de référence SLD et l'entrée de l'analyseur SH. Dans le cas où cette conjugaison est insuffisante, une tentative de compensation par la boucle d'optique adaptative d'une erreur de conjugaison peut mener à une divergence de l'asservissement. Une variante de l'invention, illustrée en figure 6, permet plus de simplicité dans le système en diminuant ce risque d'instabilité de la boucle d'optique adaptative. Dans cette variante, la source de référence SLD est positionnée plus près de l'oeil dans le trajet optique, en particulier après l'optique adaptative (à l'aller) et par exemple avant un compensateur de biréfringence, comme un compensateur de Soleil-Babinet CBC, ou juste avant l'œil. A défaut de bénéficier d'une tache image optimale au fond de l'œil, le système gagne alors en stabilité de fonctionnement. Ainsi qu'illustré en figure 6, le système peut en outre comprendre des moyens d'imagerie classique, comme une caméra IMG, permettant d'associer les mesures interferometriques avec une imagerie simple des zones examinées, par exemple pour faciliter l'exploration et la sélection des zones à examiner. Placé directement en sortie (au retour) du bras de mesure, donc juste avant le cube polarisant CPR de l'interféromètre, un second cube polarisant CNPI permet de dévier le faisceau de retour vers une caméra d'imagerie IMG disposant de ses propres moyens de focalisation LI de l'image. Sur cette voie, une image directe de la zone rétinienne visée sera observable. On peut en particulier agencer le bras de mesure et cette voie additionnelle de sorte qu'ils procurent un champ d'observation plus large que le mode interférométrique, dont le champ est limité en particulier par la technique de mesure de contraste interférométrique en elle-même. Du fait de sa faible longueur de cohérence, la source d'entrée S présente un spectre de type polychromatique. Dans un montage OCT typique ce spectre est en général relativement étroit, par exemple d'une largeur de l'ordre de 50 nanomètres, mais pas forcément négligeable . Ce spectre polychromatique peut causer une dégradation des performances, en particulier en entraînant une dispersion des différences de marche du fait du caractère dispersif du milieu oculaire, ce qui conduit à une dégradation de la résolution axiale du dispositif. Pour éviter ou limiter ces dégradations, le système peut comprendre des moyens de compensation situés dans le bras de référence. De plus, le caractère dispersif des milieux oculaires se traduit également par une variation de la focale de l'œil avec la longueur d'onde, entraînant aussi une dégradation de la résolution axiale. Pour éviter ou limiter ces dégradations, le système peut alors comprendre des moyens de compensation situés par exemple dans le bras de mesure. En particulier, ces moyens peuvent compenser un chromatisme focal qui représente environ 400 micromètres entre le rouge et le bleu, par exemple en remplaçant le collimateur LM2-2 situé juste devant l'œil par un doublet au chromatisme volontairement choisi opposé à celui de l'œil. Ces moyens peuvent également compenser les différences de chemin optique dues à la dispersion chromatique, par exemple en insérant une cuve d'eau dans le bras de référence d'une taille dépendant et/ou réglable selon la taille ou les caractéristiques de l'œil à examiner. Une telle cuve peut être d'une dimension de l'ordre de 24 mm, longueur moyenne d'un œil humain. Avec une source de 12 micromètres de longueur de cohérence et de- its delay is opposite to that of the eye, in a single pass. Thus, the compensator + eye assembly can generally be assimilated to an isotropic medium. It therefore does not affect, in a forward or return trip, the state of polarization of the light. Indeed, if we consider a linear incident polarization oriented in any way, it is projected on the two axes of the compensating device into two components pi, p2 whose amplitudes are deduced from the angle between the direction of incident polarization and l 'fast axis (for example) of the compensating device. At the input of the compensator, these projections are in phase. At the exit, they are no longer: the emerging polarization is elliptical, in the general case. When crossing the eye, the components pi, p2 encounter an environment where their relative phase shift will compensate for their delay in entering the eye. At the exit from the anterior segment of the eye, namely upon arrival on the retina, they are again in phase, therefore the polarization is again linear and parallel to the initial incident polarization. The same reasoning can be carried out on the return, and with any initial polarization, linear or circular. This reasoning is based on a very weak birefringence of the retina, which is verified by a certain number of publications including the article by Hunter et al. "Automated detection of foveal fixation by use of retinal birefringence scanning" Applied Optics, 1999, March 1, Vol 38, No 7, which however emphasize that this birefringence is not zero. In conclusion, the incident polarization is preserved. To adjust the orientation of the compensating device according to the invention, a photometric measurement of the light returned by the eye after double passage in a single polarizer can be implemented. The direction of the polarizer which maximizes the return flux is that of the eigenvector of the eye. After adding the compensator mounted in this same orientation, the polarizer is rotated 45 °. The thickness of the compensator which then maximizes the flux returned after double passage in the polarizer-compensator-eye assembly is indeed that which makes the compensator-eye assembly isotropic. We will now describe, with reference to FIG. 5, a practical embodiment of an in vivo tomography system according to the invention incorporating a device for measuring interferometric contrast. This system includes an interferometer, of the full field Michelson type, comprising a measurement arm intended to illuminate the eye and collect the returned light, and a reference arm provided to illuminate a movable mirror allowing in-depth exploration of the retinal tissue. The interferometer is used in linearly and perpendicularly polarized light in the two arms. The light source S is a diode with a short time coherence length (for example, 12 μm), the spectrum of which is centered on 780 nm. In principle, it gives the system of in vivo tomography an axial resolution equal to half the coherence length divided by the refractive index of the medium. This light source S can be drawn. In this case, it is then synchronized with the image capture and the adaptive correction. The beam is limited by a diaphragm of field corresponding to 1 degree in the field of view of the eye (300 μm on the retina) and a pupillary diaphragm corresponding to an opening of 7 mm on a dilated eye. An input polarizer P allows optimal balance of the flows injected into the two arms of the interferometer. The two arms have a configuration called Gauss, afocal, which allows the transport of the pupils, on the one hand, and the materialization of an intermediate image of the field where a diaphragm blocks a large part of the corneal reflection, on the other hand. Quarter-wave plates ensure, by the rotation of the polarization of the only light reflected by the eye, and the movable mirror, efficient filtering of the parasitic reflections in the in vivo tomography system according to the invention. In order to maintain the equality of the optical paths in the two arms, with the same transport of the pupils and the field, the reference arm is similar to the measurement arm, but with a static optic. We will now describe the detection path of the in vivo tomography system according to the invention. The two beams on the output arm are still polarized perpendicularly, and they only interfere if they are projected on a common direction. A Wollaston W prism has the function of simultaneously projecting the two radiations on two perpendicular directions of analysis. It is then possible to carry out a simultaneous measurement of the intensity after interference in two states of interference in opposition, without modulation or synchronous detection, on a single two-dimensional detector. The addition of a quarter-wave plate, after division of the beam, allows access to two additional measurements, thus removing any ambiguity between amplitude and phase of the fringes. A half-wave plate at the input of the detection channel makes it possible to properly orient the incident polarizations. The Wollaston prism is placed in a pupillary plane, therefore conjugated with the separator cube of the Michelson interferometer. The angle of separation of the Wollaston prism is chosen according to the field to be observed. The focal length of the final lens determines the sampling step of the four images. The detector is of the CCD type, with an image rate greater than 30 images per second. This detector is associated with a dedicated computer (not shown) in which digital image processing is carried out: extraction of the four measurements, calibration, calculation of the amplitude of the fringes. The adaptive correction of the wave fronts is carried out upstream of the interferometer, therefore in the measurement arm. Each point of the source S thus sees its image on the retina corrected for aberrations, and the image in return is also corrected. The amplitude of the fringes is then maximum. The adaptive optics sub-assembly includes a deformable MD mirror. The wavefront measurement is made by a Shack-Hartmann type SH analyzer on the return beam of a light spot itself imaged on the retina via the deformable mirror MD. The analysis wavelength is 820 nm. The lighting is continuous and provided by a temporally incoherent superluminescent SLD diode. The sizing of the analyzer corresponds to an optimization between photometric sensitivity and wavefront sampling. The refresh rate of the deformable mirror MD control can reach 150 Hz. A dedicated computer (not shown) manages the adaptive optical loop. The command is however synchronized to freeze the shape of the mirror during the interferometric measurement. Appropriate control of the focusing of the analysis channel, using an LA2 lens, makes it possible to adapt the focusing distance to the layer selected by the interferometer. This layout is essential to maintain optimal contrast at any depth. The deformable mirror MD is combined with the pupil of the system and the eye. The system field is defined by the system input DCM field diaphragm. It is chosen equal to 1 degree, less than the isoplanetic field of the eye, which guarantees the validity of the adaptive correction in the field on the only wavefront measurement made from the spot, in the center of the field. In addition, the rotation of the mirror deformable MD allows to choose the angle of arrival of the beam in the eye, therefore the portion of retina studied. The addition of corrective lenses for the subject's view, therefore low orders of geometric aberrations such as focus or astigmatism, right in front of the eye, makes it possible to relax the requirements on the course of the deformable mirror MD, and guarantees also a better aim. An adaptive correction system by transmission can be used in preference to fixed lenses for optimal correction. A collaborative or active sighting system is installed upstream of the whole. This sighting system, which includes an MAM active sight, presents the subject with the image of a light point deviating periodically from the desired sighting axis. The patient is then invited to follow all the movements of this image. Each time the image returns to the axis, and after an adjustable latency time, a series of interferometric measurements is carried out. The periodic movement of the gaze makes it possible to obtain from the patient a better fixing capacity when it targets the desired axis. The amplitude and frequency are adaptable to the subject and the measures taken. For convenience, the target can be achieved with a simple desktop computer on which a light point is displayed and moved. The active target MAM, the adaptive optics, the source S and the image capture are synchronized. In the practical embodiment illustrated in FIG. 5, the in vivo tomography system according to the invention is relatively compact, less than 1.2 m on a side. A large part of the size constraint comes from the diameter of the deformable mirror MD which partly fixes the focal length of the parabolas off axis. The use of micro-mirrors would obviously decrease all the dimensions of the system. The detection system, with its division into two beams, is produced here with discrete components. It is possible to envisage making and using integrated components combining the functions of separation, folding, or even delay of the beams. The control of the adaptive optics means is established on the basis of wavefront measurements performed downstream of said adaptive optics means (in the direction of return) on the image of a source point of reference installed on the retina. This source point is obtained by the introduction of an additional light beam, independent of the measurement beam, focused on the retina. Depending on the level of optimization sought, the “go” reference beam may or may not pass through the adaptive optics means and take advantage of the adaptive correction. The OCT measurement assumes the equality of the optical paths between the two arms of the Michelson interferometer, to the nearest coherence length of the source. It also supposes an optimal development on the depth which corresponds to this equality. Traditionally, limiting the diameter of the beam gives the eye a very large depth of field which dispenses with any re-focusing. When the system is used at full aperture (typically F / 3), the depth of field decreases rapidly, typically 30 μm. The OCT Z scan can quickly exit this interval, beyond which the interferometric contrast decreases. We can consider this as an aberration effect of pure defocus. This problem can be remedied by providing the wave surface analyzer with a device for adjusting its own focus, for example with mechanical adjustment. An arbitrary modification of this focusing, forces, via the adaptive optical loop, the deformable mirror to adopt an additional curvature, combining input source and detector with a point more or less deep in the retina. The control of this focusing must be synchronized with the Z scanning of the OCT. It is also possible to control the analyzer to force it to work in defocused mode. Certain advanced analyzers, for example the models of the company Imagine Optic, are indeed able to work in defocused with good results. An alternative solution to a real defocusing of the analyzer can consist in adding a term of pure focus in the control of the mirror, whatever the measurement of the analyzer. This device is commonly used in adaptive optics. With a Shack-Hartmann type analyzer, we simply modify the table called “reference slopes”, which forces the system to converge towards an arbitrarily modified command. An alternative solution to a real defocusing of the analyzer can consist in adding a term of pure focus in the control of the mirror, whatever the measurement of the analyzer. This device is commonly used in adaptive optics. With a Shack-Hartmann type analyzer, we simply modify the table called “reference slopes”, which forces the system to converge towards an arbitrarily modified command. Regarding the wavefront analysis, it will be noted that the installation of the reference source SLD upstream of the deformable mirror MD allows an optimal quality of measurement of the aberrations therefore of their compensation, since the reference image materialized in the eye in this case benefits from adaptive correction. This optimization remains true whatever the focus, the SLD source being upstream of the focus control system. Finally, the use of a CPA polarizing cube (fig. 4) again makes it possible to use all the photons coming from the eye. The wavefront measurement is therefore carried out under good conditions. However, it should be noted that a very precise lateral optical conjugation is required between the reference source SLD and the input of the SH analyzer. In the case where this conjugation is insufficient, an attempt to compensate by the adaptive optical loop for a conjugation error can lead to a divergence of the servo-control. A variant of the invention, illustrated in FIG. 6, allows more simplicity in the system by reducing this risk of instability of the adaptive optical loop. In this variant, the reference source SLD is positioned closer to the eye in the optical path, in particular after the adaptive optics (on the outward journey) and for example before a birefringence compensator, such as a Sun compensator. Babinet CBC, or just before the eye. Failing to benefit from an optimal image spot at the back of the eye, the system then gains in operating stability. As illustrated in FIG. 6, the system can also comprise conventional imaging means, such as an IMG camera, making it possible to associate the interferometric measurements with a simple imaging of the areas examined, for example to facilitate exploration and selection of areas to examine. Placed directly at the output (at the return) of the measurement arm, therefore just before the CPR polarizing cube of the interferometer, a second CNPI polarizing cube makes it possible to deflect the return beam towards an IMG imaging camera having its own means of focusing of the image LI. On this route, a direct image of the targeted retinal area will be observable. In particular, the measurement arm and this additional channel can be arranged so that they provide a wider field of observation than the interferometric mode, the field of which is limited in particular by the interferometric contrast measurement technique itself. . Due to its short coherence length, the input source S has a spectrum of polychromatic type. In a typical OCT arrangement, this spectrum is generally relatively narrow, for example with a width of the order of 50 nanometers, but not necessarily negligible. This polychromatic spectrum can cause a degradation of performance, in particular by causing a dispersion of the differences in gait due to the dispersive nature of the ocular medium, which leads to a degradation of the axial resolution of the device. To avoid or limit these degradations, the system can include compensation means located in the reference arm. In addition, the dispersive nature of the ocular media also results in a variation of the focal length of the eye with the wavelength, also resulting in a degradation of the axial resolution. To avoid or limit these degradations, the system can then include compensation means located for example in the measuring arm. In particular, these means can compensate for a focal chromatism which represents approximately 400 micrometers between red and blue, for example by replacing the collimator LM2-2 located just in front of the eye by a doublet with deliberately chosen chromaticism opposite to that of the eye. These means can also compensate for the differences in optical path due to the chromatic dispersion, for example by inserting a water tank in the reference arm of a size dependent and / or adjustable according to the size or the characteristics of the eye to examine. Such a tank can be of the order of 24 mm in size, the average length of a human eye. With a source of 12 micrometers in coherence length and
50 nanomètres de largeur de spectre, l'utilisation de ces moyens de compensation peut permettre d'améliorer la résolution axiale en la ramenant d'une valeur d'environ 6 micromètres à une valeur d'environ 4 micromètres. Pour augmenter les performances, en particulier en terme de résolution axiale, le système peut également utiliser comme source d'entrée de l'interféromètre une illumination polychromatique à spectre plus large, par exemple en lumière blanche. Dans ce cas, l'augmentation de performance procurée par ces moyens de compensation sera beaucoup plus importante. Dans l'exemple illustré en figure 6, le système est agencé pour que la cible de la mire active MAM soit visible par les deux yeux OD1 et OG1 du sujet à examiner. Une visée avec les deux yeux peut en effet permettre d'améliorer les performances de fixations ou de stabilité, et faciliter l'examen. Dans cet exemple, l'image de la mire est introduite dans le trajet optique entre la source de référence SLD et l'œil examiné par une séparatrice BST3. Cette séparatrice peut être choisie dichroïque de manière à réfléchir 50% de toute la lumière venant de la mire MAM vers l'œil examiné OEX, et transmettre les 50% restant vers l'autre œil OV1 ou OV2 pour permettre une visée des deux yeux. La séparatrice dichroïque BST3 transmet alors toute la lumière de la source de référence SLD vers l'œil examiné OEX, en profitant d'une différence de spectre entre la source de référence SLD (830 nm) et la mire MAM (800 nm). Une lame séparatrice 50/50 totalement neutre spectralement convient également, mais 50% de la lumière de la SLD est alors envoyé vers l'œil qui n'est pas étudié. Un filtre peut permettre d'éliminer cette image si elle est jugée gênante par le sujet. De façon à pouvoir examiner n'importe lequel des deux yeux tout en assurant une visée des deux yeux, le système présente un emplacement central d'examen OEX, ainsi que deux emplacements de visée OV1 et OV2 répartis des deux côtés de cet emplacement d'examen OEX. Lorsque l'œil gauche est à l'emplacement central pour être examiné, l'œil droit reçoit l'image de la mire MAM dans son emplacement de visée OV1 par des moyens de renvoi escamotables, par exemples deux miroirs MT1 et MT2. Lorsque c'est l'œil droit qui est à l'emplacement d'examen OEX, les moyens de renvoi peuvent être escamotés ou annulés et l'image de la mire MAM parvient à l'œil gauche dans son emplacement de visée OV2. Ainsi qu'illustré en figure 6, le système peut également comprendre, ou collaborer avec, des moyens de suivi IRIS des mouvements de l'œil à examiner, collaborant avec le dispositif de tomographie. Il peut s'agir par exemple d'une caméra avec reconnaissance d'image réalisant un suivi ou « tracking », par exemple de la rétine ou de pupille ou des bords de l'iris, de façon à détecter et évaluer les mouvements de l'œil. La connaissance des mouvements de l'œil permet alors au système de s'adapter aux déplacements de la zone à examiner, par exemple en coordonnant et les réglages et les prises de vue avec les différentes positions détectées ou prévues de cette zone à examiner, ou en permettant une optimisation spatiale et/ou temporelle de l'optique adaptive. Il est possible par exemple de profiter des périodes naturelles de stabilisation de la pupille ou de la rétine pour réaliser tout ou partie des réglages ou des mesures souhaités. L'image de l'œil examiné parvient aux moyens de suivi de l'œil IRIS par une séparatrice BST2 insérée dans le trajet optique, par exemple entre l'œil et la source de référence SLD. De façon avantageuse, par exemple pour ne pas gêner le sujet, cette séparatrice BST2 est dichroïque et le suivi des mouvements de l'œil se fait en lumière non visible, par exemple infrarouge. Les moyens de suivi IRIS peuvent comprendre par exemple un dispositif de mesure des déplacements oculaires, comme ceux développés par la société Métrovision. L'invention peut en particulier être mise en œuvre pour réaliser ou compléter un dispositif d'imagerie rétinienne, ou de topographie corneenne, ou de mesure d'un film de larmes. Bien sûr, l'invention n'est pas limitée aux exemples qui viennent d'être décrits et de nombreux aménagements peuvent être apportés à ces exemples sans sortir du cadre de l'invention. 50 nanometers in spectrum width, the use of these compensation means can make it possible to improve the axial resolution by reducing it from a value of approximately 6 micrometers to a value of approximately 4 micrometers. To increase performance, in particular in terms of axial resolution, the system can also use as an input source of the interferometer a polychromatic illumination with a wider spectrum, for example in white light. In this case, the increase in performance provided by these means of compensation will be much greater. In the example illustrated in FIG. 6, the system is arranged so that the target of the active target MAM is visible by the two eyes OD1 and OG1 of the subject to be examined. Sighting with both eyes can indeed improve the performance of bindings or stability, and facilitate examination. In this example, the image of the target is introduced into the optical path between the reference source SLD and the eye examined by a separator BST3. This separator can be chosen dichroic so as to reflect 50% of all the light coming from the MAM test pattern towards the eye examined OEX, and transmit the remaining 50% towards the other eye OV1 or OV2 to allow a sighting of the two eyes. The dichroic separator BST3 then transmits all the light from the reference source SLD to the eye examined OEX, taking advantage of a difference in spectrum between the reference source SLD (830 nm) and the test pattern MAM (800 nm). A spectrally neutral 50/50 splitting plate is also suitable, but 50% of the light from the SLD is then sent to the eye which is not studied. A filter can help eliminate this image if it is deemed embarrassing by the subject. In order to be able to examine any of the two eyes while ensuring aiming with both eyes, the system has a central OEX examination location, as well as two viewing locations OV1 and OV2 distributed on both sides of this location. OEX exam. When the left eye is in the central location to be examined, the right eye receives the image of the MAM test pattern in its aiming location OV1 by retractable return means, for example two mirrors MT1 and MT2. When it is the right eye which is at the OEX examination location, the referral means can be retracted or canceled and the image of the MAM test pattern reaches the left eye in its sighting location OV2. As illustrated in FIG. 6, the system can also include, or collaborate with, IRIS means for monitoring the movements of the eye to be examined, collaborating with the tomography device. It can be, for example, a camera with image recognition performing tracking or “tracking”, for example of the retina or pupil or of the edges of the iris, so as to detect and evaluate the movements of the 'eye. Knowing the movements of the eye then allows the system to adapt to the movements of the area to be examined, for example by coordinating and the adjustments and shots with the different detected or planned positions of this area to be examined, or by allowing a spatial and / or temporal optimization of the adaptive optics. It is possible, for example, to take advantage of natural periods of stabilization of the pupil or retina to carry out all or part of the desired adjustments or measurements. The image of the eye examined reaches the IRIS eye tracking means by a BST2 splitter inserted in the optical path, for example between the eye and the SLD reference source. Advantageously, for example so as not to disturb the subject, this separator BST2 is dichroic and the movements of the eye are monitored in non-visible light, for example infrared. The IRIS monitoring means may for example include a device for measuring eye movements, such as those developed by the company Métrovision. The invention can in particular be implemented to produce or complete a retinal imaging device, or corneal topography, or for measuring a film of tears. Of course, the invention is not limited to the examples which have just been described and numerous modifications can be made to these examples without departing from the scope of the invention.

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif pour compenser la biréfringence corneenne dans un examen de parties de l'œil situées au-delà de la cornée, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens (CBC ; figure 6) retardateurs de phase différentiels selon deux axes perpendiculaires.1. Device to compensate for corneal birefringence in an examination of parts of the eye located beyond the cornea, characterized in that it comprises means (CBC; Figure 6) differential phase retarders along two perpendicular axes.
2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens pour aligner les moyens retardateurs différentiels avec les axes lents et rapides de la cornée, ladite cornée étant assimilée à une lame biréfringente uniaxe taillée perpendiculairement à son axe optique propre.2. Device according to claim 1, characterized in that it further comprises means for aligning the differential retarding means with the slow and fast axes of the cornea, said cornea being assimilated to a uniaxial birefringent blade cut perpendicularly to its optical axis clean.
3. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens pour ajuster le retard procuré par les moyens retardateurs différentiels de façon à compenser l'effet biréfringent de la cornée, une fois l'alignement des moyens retardateurs différentiels réalisé.3. Device according to claim 2, characterized in that it further comprises means for adjusting the delay provided by the differential retarder means so as to compensate for the birefringent effect of the cornea, once the alignment of the differential retarder means realized.
4. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il est réalisé sous la forme d'une superposition de deux prismes identiques montés tête bêche, et d'une lame à faces parallèles, lesdits deux prismes présentant des axes rapides qui sont parallèles entre eux et à l'arête desdits prismes et perpendiculaires à l'axe rapide de ladite lame.4. Device according to claim 3, characterized in that it is produced in the form of a superposition of two identical prisms mounted head to tail, and a blade with parallel faces, said two prisms having fast axes which are parallel between them and at the edge of said prisms and perpendicular to the rapid axis of said blade.
5. Procédé pour compenser la biréfringence corneenne dans un examen de parties de l'œil situées au-delà de la cornée, caractérisé en ce qu'il comprend des retards de phase différentiels selon deux axes perpendiculaires.5. Method for compensating for corneal birefringence in an examination of parts of the eye located beyond the cornea, characterized in that it comprises differential phase delays along two perpendicular axes.
6. Procédé selon la revendication 5, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un alignement de moyens retardateurs différentiels avec les axes lents et rapides de la cornée, ladite cornée étant assimilée à une lame biréfringente uniaxe taillée perpendiculairement à son axe optique propre. 6. Method according to claim 5, characterized in that it further comprises an alignment of differential retarding means with the slow and fast axes of the cornea, said cornea being assimilated to a uniaxial birefringent blade cut perpendicularly to its own optical axis.
7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un ajustement du retard procuré par les moyens retardateurs différentiels (CBC) de façon à compenser l'effet biréfringent de la cornée, une fois l'alignement des moyens retardateurs différentiels réalisé.7. Method according to claim 6, characterized in that it further comprises an adjustment of the delay provided by the differential retarding means (CBC) so as to compensate for the birefringent effect of the cornea, once the alignment of the retarding means differentials realized.
8. Procédé selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce qu'il comprend, dans le bras de mesure, une compensation des effets du chromatisme focal de l'œil.8. Method according to one of claims 1 to 7, characterized in that it comprises, in the measuring arm, compensation for the effects of the focal chromatism of the eye.
9. Procédé selon l'une des revendications 1 à 8, caractérisé en ce qu'il comprend, dans le bras de référence, des moyens de compensation de la dispersion des différences de marche.9. Method according to one of claims 1 to 8, characterized in that it comprises, in the reference arm, means for compensating for the dispersion of the path differences.
10. Procédé selon l'une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce qu'il comprend une commande de l'analyseur de front d'onde (SH) l'obligeant à travailler en défocalisé.10. Method according to one of claims 1 to 9, characterized in that it comprises a command of the wavefront analyzer (SH) requiring it to work in defocused mode.
11. Système d'examen de l'œil par tomographie in vivo, comprenant :11. In vivo tomography eye examination system, comprising:
- un interféromètre de Michelson, réalisant un montage de tomographie optique cohérente (OCT) plein champ,- a Michelson interferometer, performing a full-field coherent optical tomography (OCT) setup,
- des moyens d'optique adaptative, disposés entre l'interféromètre et un œil à examiner, réalisant la correction des fronts d'onde en provenance de l'œil mais aussi à destination de l'œil, etadaptive optics means, disposed between the interferometer and an eye to be examined, correcting the wave fronts coming from the eye but also bound for the eye, and
- des moyens de détection, disposé en aval de l'interféromètre, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un dispositif pour compenser la biréfringence corneenne de l'œil comprenant une superposition de deux prismes identiques montés tête bêche, et d'une lame à faces parallèles, lesdits deux prismes présentant des axes rapides qui sont parallèles entre eux et à l'arête desdits prismes et perpendiculaires à l'axe rapide de ladite lame.- detection means, arranged downstream of the interferometer, characterized in that it further comprises a device for compensating for the corneal birefringence of the eye comprising a superposition of two identical prisms mounted head to tail, and a blade with parallel faces, said two prisms having rapid axes which are mutually parallel and at the edge of said prisms and perpendicular to the rapid axis of said blade.
12. Système selon la revendication 11, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un dispositif pour mesurer le contraste dans un interféromètre de Michelson en plein champ, ce dispositif comprenant des moyens pour dévier deux polarisations perpendiculaires entrantes dans deux directions émergentes différentes.12. System according to claim 11, characterized in that it further comprises a device for measuring the contrast in a Michelson interferometer in the open field, this device comprising means for deviating two incoming perpendicular polarizations in two different emerging directions.
13. Système selon l'une des revendications 11 ou 12, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un dispositif de visée comprenant au moins une cible mobile présentant une forme et une trajectoire programmable, ladite au moins une cible étant affichée sur un écran approprié, visible d'au moins un oeil, pendant la durée de l'examen.13. System according to one of claims 11 or 12, characterized in that it further comprises an aiming device comprising at least one moving target having a shape and a programmable trajectory, said at least one target being displayed on a screen appropriate, visible from at least one eye, for the duration of the examination.
14. Système selon l'une des revendications 11 à 13, caractérisé en ce que la source de référence (SLD) est insérée dans le chemin optique entre les moyens d'optique adaptative (MD) et l'œil à examiner (OEX).14. System according to one of claims 11 to 13, characterized in that the reference source (SLD) is inserted in the optical path between the adaptive optics means (MD) and the eye to be examined (OEX).
15. Système selon l'une des revendications 11 à 14, caractérisé en ce qu'il comprend, dans le bras de mesure, des moyens de compensation des effets du chromatisme focal de l'œil.15. System according to one of claims 11 to 14, characterized in that it comprises, in the measuring arm, means for compensating for the effects of the focal chromatism of the eye.
16. Système selon l'une des revendications 11 à 15, caractérisé en ce qu'il comprend dans le bras de référence des moyens de compensation de la dispersion des différences de marche. 16. System according to one of claims 11 to 15, characterized in that it comprises in the reference arm means for compensating for the dispersion of the path differences.
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