Brevet FR2866551A1 — publié le 20050826

Méthode et système de correction des aberrations de l' i̇l pour un instrument ophtalmique L'invention concerne une méthode de correction des aberrations de l'oeil pour un instrument ophtalmique, un système de correction des aberrations de 1'oeil pour la mise en u̇vre de ladite méthode ainsi que des instruments ophtalmiques équipés de tels systèmes de correction. Les instruments ophtalmiques tels que par exemple les instruments d'imagerie rétinienne ou de traitement optique par laser sur la rétine fonctionnent avec un faisceau d'analyse destiné à traverser les divers éléments optiques (cornée, cristallin,...) dont est formé l' i̇l, soit en faisceau incident dans l' i̇l (cas du traitement optique de la rétine), soit en faisceau émergent de l' i̇l (cas de l'imagerie rétinienne). Dans tous les cas, les aberrations des différents éléments optiques de l' i̇l entachent d'aberrations le front d'onde du faisceau d'analyse, ce qui dégrade la qualité de l'instrument optique. Ainsi dans le cas de l'imagerie rétinienne, l'image perd en résolution et, dans le cas du traitement optique de l' i̇l, la qualité de focalisation du laser sur la rétine est dégradée.Il est connu d'associer à ces instruments ophtalmiques un système de correction des aberrations de l' i̇l permettant de corriger le front d'onde du faisceau d'analyse, c'est-à-dire de donner à la phase du faisceau optique la forme la plus proche possible d'une forme prédéterminée permettant d'obtenir les performances optimales de l'instrument. Un tel système comprend classiquement des moyens de mesure des aberrations de l'oeil, de type analyseur Shack Hartmann, et un dispositif optique de correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse, de type miroir déformable, ou modulateur spatial de lumière, asservi au moyen d'une unité de commande pour corriger le front d'onde en fonction des aberrations de l' i̇l mesurées. Un tel système peut aussi être utilisé dans un instrument de type instrument de simulation de vision, dont le but est de représenter à un patient les effets de différentes corrections (verres correcteurs, lentilles de contact, traitement optique de l' i̇l) en lui faisant "voir" une image, le faisceau d'analyse incident dans l'oeil du patient étant alors corrigé des aberrations oculaires et/ou des effets induits par le phénomène que l'on souhaite simuler. Cependant la correction des aberrations de l' i̇l est limitée par les mouvements de l' i̇l, mouvements latéraux, axiaux ou mouvements de rotation de l'axe oculaire, qui induisent des variations des aberrations de l' i̇l à des fréquences d'évolution rapide (typiquement supérieures à 5 Hz). Ces variations d'aberrations liées aux mouvements oculaires peuvent être particulièrement gênantes dans certaines applications. Dans le cas de l'imagerie rétinienne par exemple, des images rétiniennes dites "super résolues" sont obtenues par combinaison d'images en coupe, de très petit champ, issues de la même zone de la rétine. Il est alors nécessaire d'avoir une très bonne stabilisation de l'image de la rétine sur le détecteur d'image pour effectuer la combinaison, malgré les mouvements de rotation de l'axe oculaire.De même, dans le cas du traitement optique de la rétine, les mouvements latéraux de la pupille ainsi que les mouvements de rotation de l'axe oculaire diminuent la précision de la focalisation du laser sur la rétine. L'invention propose une méthode de correction des aberrations de l' i̇l ainsi qu'un système pour la mise en u̇vre de la méthode, permettant d'améliorer la qualité d'un instrument ophtalmique, basée sur une mesure indépendante des mouvements de l'oeil et la prise en compte de cette mesure pour modifier la correction des aberrations. Plus précisément, l'invention concerne une méthode de correction des aberrations de l' i̇l appliquée à un instrument ophtalmique fonctionnant avec un faisceau lumineux d'analyse, comprenant: - la mesure des aberrations de l' i̇l susceptibles de perturber ledit faisceau d'analyse, - la correction de la phase du front d'onde dudit faisceau d'analyse en fonction des valeurs mesurées desdites aberrations, caractérisée en ce qu'elle comprend en outre: - la mesure des mouvements de l' i̇l réalisée indépendamment de ladite mesure des aberrations, - la modification de la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse en fonction de ladite mesure des mouvements de l' i̇l. L'invention concerne également un système de correction pour la mise en u̇vre de la méthode. La méthode selon l'invention permet notamment, grâce à la mesure indépendante des mouvements de l' i̇l, de prendre en compte en plus des aberrations intrinsèques de l' i̇l (à basse fréquence d'évolution, typiquement inférieure à 1 Hz), les variations des aberrations liées aux mouvements de l' i̇l, de fréquence d'évolution beaucoup plus rapide, pour obtenir une correction des aberrations à une fréquence au moins égale à cette fréquence d'évolution, sans pour autant travailler avec une fréquence élevée de l'analyseur de front d'onde, ce qui entraînerait une diminution inévitable de la résolution spatiale de l'analyseur. D'autres avantages et caractéristiques de l'invention apparaîtront plus clairement à la lecture de la description, illustrée par les figures qui suivent: - La figure 1, un schéma synoptique illustrant le système de correction selon l'invention. - Les figure 2A à 2C, les schémas d'un instrument de type instrument d'imagerie rétinienne ou instrument de traitement oculaire équipé d'un système de correction, selon différentes exemples de réalisation; - La figure 3, le schéma d'un instrument de type instrument de simulation de la vision équipé d'un système de correction, selon un exemple de réalisation; - La figure 4, un exemple de réalisation du dispositif de mesure des mouvements de l'oeil du système de correction selon l'invention;- Les figures 5A et 5B, des images de la pupille formées par le dispositif de mesure de la figure 4, selon deux positions latérales de 1'oeil ; - La figure 6, un schéma illustrant la méthode de calcul de rotation de l'axe de l' i̇l à l'aide du dispositif de mesure selon la figure 4; - Les figures 7A à 7D, des schémas illustrant le calcul des déplacements axiaux de la pupille de l'oeil à l'aide du dispositif de mesure selon la figure 4. Sur ces figures, les éléments identiques sont repérés par les mêmes références. La figure 1 représente le schéma fonctionnel d'un système de correction selon l'invention, destiné à être intégré dans un instrument ophtalmique fonctionnant avec un faisceau lumineux d'analyse FA. Sur cet figure l'instrument lui-même n'est représenté que par le faisceau d'analyse FA, symbolisé sur la figure 1 par un trait fort, soit incident dans 1'oeil EYE d'un patient (cas par exemple du traitement optique de la rétine par laser ou de la simulation de vision), soit émergent de l'oeil (cas de l'imagerie rétinienne).Le système de correction comprend d'une part des moyens de mesure MES AB des aberrations de l'oeil susceptibles de perturber le faisceau d'analyse FA et un dispositif optique MD de correction de la phase du front d'onde dudit faisceau d'analyse, ainsi qu'une unité de commande COM du dispositif de correction avec des moyens de traitement TRT reliés aux moyens de mesure et calculant les valeurs de correction à appliquer au dispositif de correction en fonction des valeurs mesurées des aberrations. Sur la figure 1, ces éléments ne sont pas représentés selon un schéma optique mais reliés par des flèches qui indiquent les liaisons fonctionnelles entre les éléments.Le système de correction selon l'invention comprend en outre un dispositif de mesure MES_OC des mouvements de 1'oeil distinct des moyens de mesure des aberrations, les valeurs de mesures des mouvements de l'oeil étant envoyées à l'unité de commande afin de modifier la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse. Les performances de l'instrument ophtalmique se trouvent améliorées grâce à la mesure indépendante des mouvements de 1'oeil et la prise en compte de cette mesure pour modifier la correction des aberrations. Les figures 2A à 2C représentent les schémas optiques d'un instrument de type instrument d'imagerie rétinienne ou instrument de traitement oculaire équipé d'un système de correction des aberrations de l' i̇l selon l'invention, dans différents exemples de réalisation. Par soucis de clarté, sur ces schémas l'échelle n'est pas respectée. On entend par système d'imagerie rétinienne tout type d'instrument permettant la visualisation de la rétine quel que soit son mode de fonctionnement. Cela peut être par exemple un système de caméra fond d' i̇l, un système d'angiographie, un instrument de type Scanning Laser Ophtalmoscope (SLO), ou de type Optical Cohérence Tomography (OCT). Un instrument d'imagerie rétinienne comprend de façon classique un système d'éclairage ECL de la rétine permettant d'éclairer la rétine sur la zone que l'on veut imager, un système d'imagerie et de détection en sortie de l'instrument d'imagerie rétinienne recevant un faisceau d'analyse FA, rétro réfléchi par la rétine et émergent de l' i̇l. Sur l'exemple de la figure 2A, l'objectif et le détecteur d'imagerie ne sont pas représentés. Les aberrations intrinsèques de l' i̇l déforment le front d'onde du faisceau d'analyse et de ce fait diminuent la résolution de l'image.Classiquement, l'instrument d'imagerie rétinienne comprend également un système de correction des aberrations intrinsèques avec notamment des moyens de mesure MES AB des aberrations de l' i̇l, un dispositif optique MD de correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse permettant de compenser les aberrations mesurées, et une unité de commande COM du dispositif de correction reliée aux moyens de mesure et comprenant des moyens de traitement TRT permettant de calculer les valeurs de correction à appliquer en fonction des valeurs mesurées des aberrations. Un système de mesure des aberrations est décrit dans la demande de brevet français FR0111112. Il comprend notamment une voie d'éclairage avec notamment des moyens d'émission SRC d'un faisceau d'éclairage FE (en pointillé alterné sur les figures 2A à 2C) et un diaphragme d'éclairage APT pour former sur la rétine de 1'oeil à analyser EYE un point source lumineux diffusant. Dans le cas de l'imagerie rétinienne, la zone éclairée par le système d'éclairage ECL est typiquement dix fois supérieure à la taille du point lumineux formé par le faisceau d'éclairage FE, et l'on fait l'approximation que les aberrations mesurées en ce point seront faiblement variables sur l'ensemble de la zone éclairée par le faisceau d'éclairage ECL.Avantageusement, les longueurs d'onde des faisceaux d'éclairage FE et du système d'éclairage ECL sont différentes de façon à simplifier la séparation optiques des faisceaux. Il comprend en outre une voie d'analyse avec notamment des moyens d'analyse optique MA dans un plan d'analyse PA donné de la phase du front de l'onde émise par ledit point source et émergente de l' i̇l (faisceau FM représenté en pointillé sur les figures 2A à 2C). Des moyens d'imagerie Ll centrés sur un axe de mesure z correspondant à l'axe oculaire dans une position donnée de l' i̇l, associé à des moyens d'imagerie L2 sur la voie d'analyse et L3 sur la voie d'éclairage permettent d'assurer la conjugaison optique entre la pupille de l' i̇l, le plan du diaphragme d'éclairage APT et le plan d'analyse PA des moyens d'analyse MA.La lame séparatrice LM2 définit les voies d'analyse et d'éclairage. Dans l'exemple de la figure 2A, une voie de fixation, couplée au système par une lame de séparation LM4, est également prévue permettant de fixer l'attention du patient dont l' i̇l est analysé. Elle comprend une image éclairée FIX et des moyens d'imagerie L4 assurant la conjugaison optique de l'image avec la rétine, ou réglé de manière à ce que l'image soit vue avec une légère défocalisation myopique pour stimuler la désaccommodation. Dans cet exemple, les voies d'analyse, d'éclairage, de fixation sont solidaires et positionnées sur une plateforme PTF1 mobile le long de l'axe de mesure (z) par rapport aux moyens d'imagerie Ll afin d'assurer les conjugaisons optiques entre les différentes éléments du système en fonction de l'amétropie de l' i̇l. Les moyens d'analyse, par exemple un analyseur de type Shack-Hartmann, sont reliés aux moyens de traitement TRT, qui, de manière connue, établissent la cartographie en phase de l'onde émergente de l' i̇l et calculent les aberrations. Une représentation de cette cartographie peut être affichée sur un écran SCR. Le système de correction comprend en outre le dispositif de correction MD qui intercepte le faisceau d'analyse FA et qui, commandé par l'unité de commande COM reliée aux moyens de traitement, permet de modifier localement la phase du front d'onde du faisceau d'analyse FA en fonction des valeurs des aberrations mesurées par les moyens de mesure MES AB sur le faisceau de mesure FM.Le faisceau d'analyse FA suit un trajet optique similaire à celui du faisceau de mesure FM grâce à la lame de séparation LS ce qui assure une bonne cohérence entre les aberrations mesurées sur le faisceau FM et la correction subie par le faisceau FA. Le dispositif optique de correction MD est formé par exemple d'un miroir déformable constitué d'une surface réfléchissante pouvant être déformée par un ensemble d'actionneurs sur laquelle le faisceau d'analyse est incident, positionné sensiblement dans un plan conjugué de la pupille de l'oeil, chaque actionneur étant commandé par l'unité de commande pour corriger la phase locale du front d'onde du faisceau d'analyse.Il est également possible d'utiliser un modulateur spatial de lumière (ou SLM selon l'abréviation de l'expression anglo-saxonne Spatial Light Modulator ), par exemple réalisé par une matrice de valves à cristaux liquides. Sur les figures 2A à 2C, une lame séparatrice LS positionnée sur la voie d'analyse envoie une partie du faisceau d'analyse FA après correction vers l'objectif et le détecteur d'imagerie rétinienne. Cependant ces moyens ne sont pas suffisants pour compenser les aberrations résultant des mouvements oculaires dont la fréquence d'évolution est supérieure à la fréquence d'évolution des aberrations intrinsèques. Ces mouvements oculaires, comprenant des déplacements latéraux et/ou axiaux de la pupille et des mouvements de rotation de l'axe oculaire, faussent d'une part la correction des aberrations, et entraînent d'autre part des imprécisions sur la focalisation du faisceau d'éclairage sur la rétine. Ce dernier effet est particulièrement gênant pour la formation des images super résolues obtenues par combinaison d'images issues de la même zone de la rétine. L'invention propose une méthode de correction des aberrations de l'oeil permettant de remédier aux inconvénients ci-dessus mentionnés et, plus généralement, d'améliorer la qualité d'un instrument ophtalmique fonctionnant avec un faisceau lumineux d'analyse. La méthode de correction des aberrations de l' i̇l selon l'invention comprend en plus de la mesure des aberrations de l' i̇l et de la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse en fonction des valeurs mesurées desdites aberrations, la mesure des mouvements de l'oeil réalisée indépendamment de ladite mesure des aberrations, et la modification de la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse en fonction de ladite mesure des mouvements de l'oeil.Le fait de procéder à une mesure indépendante des mouvements de 1'oeil, c'est-à-dire en pratique réalisé par des moyens différents de ceux utilisés pour la mesure des aberrations, permet d'apporter au système une information supplémentaire, éventuellement à une fréquence plus rapide, et ainsi d'obtenir une correction des mouvements de 1'oeil plus rapide, adaptée à l'évolution de ces mouvements. La méthode s'applique aussi bien à un fonctionnement continu, dans lequel la mesure des aberrations est réalisée à une fréquence de récurrence donnée, qu'à un fonctionnement impulsionnel ou 'one shot', dans lequel on cherche à corriger le système à des instants donnés, par exemple dans le cas de tirs laser pour le traitement de la rétine. Dans le cas où la mesure des aberrations est réalisée en continu, à une fréquence donnée, la modification de la correction peut, grâce à l'invention, être réalisée à une fréquence de fonctionnement strictement supérieure à la fréquence de mesure des aberrations.Par exemple, la mesure des mouvements de l'oeil est réalisée elle-même en continu, à une fréquence strictement supérieure à la fréquence de mesure des aberrations, avantageusement multiple de ladite fréquence de mesure des aberrations, la fréquence de fonctionnement pouvant être égale à la fréquence de mesure des mouvements de 1'oeil, ou même supérieure dans le cas par exemple où la mesure des mouvements de 1'oeil est réalisée avec un décalage temporel par rapport à la mesure des aberrations.Typiquement, la fréquence de mesure des aberrations est comprise entre quelques Hertz et quelques dizaines de Hertz, et la fréquence de mesure des mouvements de 1'oeil est de l'ordre d'une centaine de Hertz, ce qui permet en final une modification de la correction des aberrations à une vitesse suffisante pour prendre en compte les mouvements de l'oeil et améliorer ainsi la qualité de l'instrument. En fonctionnement impulsionnel, le processus de correction des aberrations de l' i̇l comprend de la même façon une phase de mesure des aberrations optiques de l' i̇l grâce à l'analyseur de front d'onde, une phase de mesure des mouvements de l' i̇l, puis le calcul et l'application de la modification de la correction à l'élément de correction MD. L'exploitation du faisceau d'analyse FA est optimale à l'instant où l'élément de correction MD réalise la correction désirée.Lorsque les aberrations à corriger évoluent rapidement, plus le temps entre le début et la fin du processus de correction sera court, meilleur sera le résultat de l'exploitation du faisceau d'analyse. Dans ce cas, il sera intéressant de synchroniser les phases de mesure des aberrations et de mesures des mouvements oculaires de façon à réduire au maximum le temps de mesure global. Dans certaines applications, il est également possible de coupler des phases de fonctionnement continu et des phases de fonctionnement impulsionnel. Dans le cas de fonctionnement impulsionnel, on peut étendre la notion de fréquence à l'inverse de la durée de la mesure. Selon l'invention, la mesure des mouvements de l' i̇l peut comprendre l'estimation des déplacements latéraux et/ou axiaux de la pupille de l' i̇l par rapport à une position prédéterminée. Dans le cas d'un instrument ophtalmique présentant un axe de visée devant être stabilisé par rapport à l'axe oculaire, la mesure des mouvements de l' i̇l peut comprendre en outre l'estimation de la rotation relative de l'axe de l' i̇l par rapport à une position prédéterminée. Par axe de visée, on entend la direction vers laquelle regarde ou vise l'instrument, ou la ligne qui joint le centre de la pupille d'entrée de l'instrument (qui peut être dans un plan confondu de celui de la pupille de 1'oeil) au point que vise ou regarde l'instrument. La modification de la correction peut alors être faite également en fonction de l'estimation de la rotation de l'axe de l' i̇l. Selon une variante, lorsque la méthode selon l'invention est appliquée à un instrument d'imagerie rétinienne présentant un axe de visée devant être stabilisé par rapport à l'axe oculaire, la mesure des mouvements de l' i̇l peut comprendre pour chaque prise d'image de la rétine l'estimation de la rotation relative de l'axe de l' i̇l par rapport à une position prédéterminée, et la méthode peut inclure en outre une étape ultérieure de traitement desdites images permettant le recalage des images en fonction des estimations de rotation de l'axe de visée. La figure 2A illustre un exemple de système de correction selon l'invention pour la mise en u̇vre de la méthode de correction ci-dessus décrite, permettant de compenser les effets des mouvements oculaires dans l'exemple d'un instrument d'imagerie rétinienne. Pour cela, il comprend un dispositif de mesure MES_OC des mouvements de l' i̇l. Ce dispositif de mesure est distinct des moyens de mesure des aberrations MES AB ce qui lui permet d'analyser les variations des mouvements oculaires à une fréquence de fonctionnement donnée rapide, typiquement de l'ordre de la centaine de Hz, et en tout état de cause au moins égale à la fréquence de mesure des aberrations de l' i̇l. Le dispositif de mesure MES OC, dont un exemple de réalisation est décrit en détail par la suite, est positionné sur l'axe de mesure z.Les moyens de séparation LM1 permettent de séparer la voie de mesure des mouvements oculaires des autres voies du système de correction, montées sur la plate-forme PTF1. Avantageusement, la plate-forme PTF1, les moyens d'imagerie Ll et le dispositif MES_OC sont positionnés sur une seconde plate-forme PTF2 mobile pour ajuster l'ensemble du système de correction au positionnement de la pupille de l' i̇l. Le dispositif de mesure MES_OC permet d'estimer les déplacements de la pupille de l' i̇l par rapport à une position prédéterminée. Les valeurs de déplacement sont envoyées à l'unité de commande COM afin de modifier à la fréquence de fonctionnement la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse. Selon l'invention, la modification de la correction peut être faite de plusieurs manières illustrées sur les figures 2A et 2B. Selon une première variante (figure 2A), des nouvelles valeurs de correction sont calculées par les moyens de traitement TRT de l'unité de commande du dispositif de correction en fonction des valeurs mesurées de déplacement de la pupille.Puis la modification de la correction de la phase du front d'onde est faite par application au dispositif de correction MD des nouvelles valeurs de correction calculées, à la fréquence de fonctionnement du dispositif de mesure MES_OC. Selon une autre variante (Figure 2B), il peut être prévu un élément optique DEV1 de déviation du faisceau d'analyse, relié à l'unité de commande, qui permet de stabiliser à la fréquence de fonctionnement la position de l'image de la pupille de l' i̇l sur le dispositif de correction MD en fonction des valeurs de déplacement de la pupille. Avantageusement, l'élément optique DEV1 est positionné dans un plan proche d'un plan conjugué de la rétine de l' i̇l, ce qui permet dans l'application d'imagerie rétinienne de ne pas perturber la formation de l'image de la rétine. Dans une application de type imagerie rétinienne, ou dans tout autre application dans laquelle l'instrument ophtalmique présente un axe de visée que l'on souhaite stabiliser par rapport à l'axe oculaire, le dispositif de mesure MES_OC permet en outre d'estimer la rotation relative de l'axe de l'oeil par rapport à une position prédéterminée. Les valeurs de rotation sont envoyées à l'unité de commande afin de contrôler à la fréquence de fonctionnement du dispositif de mesure MES_OC, l'orientation de la ligne de visée de l'instrument. Comme précédemment, le contrôle de l' orientation de la ligne de visée peut être fait par application à la fréquence de fonctionnement de nouvelles valeurs de correction calculées par les moyens de traitement de l'unité de commande en fonction des valeurs de rotation mesurées de l'axe de l' i̇l.Cela demande que le dispositif optique de correction MD, de type miroir déformable, ait une dynamique de fonctionnement suffisante. Selon une variante représentée sur la figure 2C, il est également possible de prévoir un élément optique DEV2 de déviation du faisceau d'analyse, relié à l'unité de commande, et permettant de contrôler à la fréquence de fonctionnement l'orientation de la ligne de visée en fonction des valeurs de rotation relative de l'axe de l' i̇l. Dans ce cas, avantageusement, l'élément optique est positionné dans un plan proche d'un plan conjugué de la pupille de l' i̇l, afin de ne pas perturber la correction des aberrations en modifiant la position de l'image de la pupille sur l'élément optique de correction. Le système de correction selon l'invention s'applique également à un instrument de traitement optique dont un exemple de réalisation est montré sur la même figure 2A. On retrouve les différentes voies du système de correction précédemment décrites, à savoir voie d'éclairage, voie d'analyse, voie de fixation et voie de mesure des mouvements oculaires. A la différence de l'instrument d'imagerie rétinienne, l'instrument de traitement oculaire comprend une source laser (non représentée spécifiquement sur la figure 2A mais qui pourrait prendre lieu et place de la source ECL d'éclairage de la rétine) pour l'émission d'un faisceau d'analyse FA destiné à être focalisé sur la rétine de l' i̇l selon un axe de visée donné.Pour contrôler le diamètre et la forme de la tache laser formée sur la rétine, l'instrument peut être équipé d'un système de correction classique avec les moyens de mesure MES AB des aberrations de l' i̇l, le dispositif optique MD de correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse et l'unité de commande COM tels que décrits précédemment. Le système de correction selon l'invention permet en outre d'adapter la correction en fonction des mouvements oculaires avec une fréquence rapide compatible de la fréquence d'évolution de ces mouvements, et d'améliorer la précision de la position de l'impact du faisceau laser sur la rétine grâce à une stabilisation de l'axe de visée du faisceau d'analyse FA par rapport à l'axe oculaire, dont les variations de l'orientation sont mesurées par le dispositif de mesure MES OC. La figue 3 montre selon un exemple comment le système de correction selon l'invention peut s'adapter tout aussi bien à un instrument ophtalmique de type instrument de simulation de la vision utilisé pour simuler à un patient l'image d'une mire qu'il pourrait voir avec une correction donnée. Un tel instrument comprend une voie de fixation semblable avec celle décrite précédemment comprenant une source lumineuse SF émettant un faisceau d'analyse FA et une image FIX éclairée par le faisceau d'analyse FA destinée à être vue par le patient. Il comprend comme précédemment des moyens de mesure MES_AB des aberrations de 1'oeil, un dispositif optique MD de correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse et une unité de commande COM.Dans ce cas, les moyens de traitement TRT de l'unité de commande calculent en fonction des aberrations de l' i̇l mesurées, auxquelles sont ajoutés éventuellement les effets d'une correction de type verre correcteur, lentille de contact, etc., les corrections à appliquer à la phase du front d'onde du faisceau d'analyse par le dispositif optique de correction MD. Selon l'invention, un système de correction est prévu pour tenir compte dans le calcul des corrections à appliquer à la phase du front d'onde, des effets des mouvements oculaires. Comme précédemment, il comprend un dispositif de mesure des mouvements oculaires MES_OC permettant de modifier, à une fréquence compatible de celle des mouvements oculaires, les valeurs de correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse en fonction des mouvements latéraux de la pupille.Là encore, la modification peut être faite par calcul ou grâce à un élément optique de déviation. Nous décrivons maintenant un exemple de réalisation du dispositif de mesure des mouvements oculaires du système de correction selon l'invention à l'aide de l'exemple décrit sur la figure 4 et dont les figures 5A, 5B et 6 permettent de comprendre le fonctionnement. Le dispositif décrit sur la figure 4 est un dispositif de type dispositif optique. D'autres dispositifs sont envisageables, comme par exemple un dispositif basé sur une détection d'un champ magnétique généré par des lentilles de contact munies de bobines d'inductance. Mais un dispositif de type optique, sans contact, est préféré pour la mise en u̇vre de l'invention.Le dispositif de mesure des mouvements de l'oeil MES OC comprend selon cet exemple un détecteur matriciel DEToc. un objectif SLoc formant l'image IMA de la pupille PO de l' i̇l EYE sur le détecteur, des moyens d'éclairage SECLoc émettant chacune un faisceau sensiblement collimaté FOC1, Foc2 incident sur la pupille de 1'oeil PO et formant deux taches lumineuses sur ladite pupille, des moyens de traitement (non représentés sur la figure 4), qui peuvent être les moyens de traitement TRT des figures 2A à 2C, permettant de déterminer les variations des mouvements de l' i̇l à partir des positions relatives des images Tl, T2 formées par l'objectif SLoc desdites taches par rapport à l'image IMA de la pupille.La figure 5A représente l'image sur le détecteur DEToc de la pupille de l' i̇l IMA(l) et les images Tl(l), T2(l) des deux taches formées par les moyens d'éclairage sur la pupille dans une première position de l'oeil du patient. Dans le cas d'un déplacement de la tête correspondant à un mouvement de translation pure, sans rotation (sans variation de l'axe de visée de l' i̇l), compte tenu que les faisceaux d'éclairage sont collimatées, l'image des sources d'éclairage par la cornée (équivalent à un miroir convexe) est toujours au même endroit dans le référentiel de la cornée. Autrement dit, une translation pure de l'oeil d'une valeur donnée (sans variation de l'axe de visée de l' i̇l) entraîne sur le détecteur une translation de la même valeur de l'image de la pupille et des images des sources par la cornée (connues sous le nom d'images de Purkinje).Sur la figure 5B correspondant à une deuxième position de l' i̇l, on observe ainsi un déplacement identique de l'image de la pupille IMA(2) et des images de Purkinje T2(l) et T2(2) lors d'une translation de la tête du patient. Sur la figure 6 est illustré le cas d'une variation de l'orientation de l'axe de visée d'un angle A par rapport à l'axe de rotation de l' i̇l (sans mouvement de la tête). On note Rar la distance qui sépare le sommet de la cornée de l'axe de rotation de l' i̇l, Rc le rayon de courbure de la cornée. Les relations suivantes sont vérifiées : Où Dep.P(rot) et Dep.S(rot) sont respectivement les déplacements dus à un mouvement de rotation pur, sur le détecteur DEToc, de l'image de la pupille et de la source lumineuse. Dans le cas d'un mouvement à la fois en translation et en rotation de la pupille de l' i̇l, on observe sur le détecteur un déplacement de l'image de la pupille d'une valeur Dep.P(trans+rot) ainsi qu'un déplacement des images des sources lumineuses d'un déplacement Dep.S(trans+rot). La valeur de déplacement de l'image de la pupille Dep.P est traitée par les moyens de traitement TRT pour commander le dispositif de correction MD en vue de modifier les corrections des aberrations de l' i̇l en fonction des déplacements latéraux de la pupille. On obtient la valeur de variation de l'axe de visée de 1,'oeil : Dep.pup(trans+rot) - Dep.led(trans+rot) = Rc * sin(A). Rc est facilement mesurable par des mesures annexes (par exemple un kératomètre, ou par un topographe cornéen). Ainsi la relation donnant la valeur de langle A est la suivante : A = asin ((Dep.pup(trans+rot) - Dep.led(trans+rot))/Rc). Cette valeur est envoyée si nécessaire à l'unité de commande COM afin d'obtenir la stabilisation de l'axe de visée du faisceau d'analyse par rapport à l'axe oculaire. Les figures 7A à 7D illustrent le principe de la mesure des déplacements axiaux de la pupille de l' i̇l grâce à un dispositif du type de celui décrit sur la figure 4 mais dans lequel le système d'éclairage est différent. Pour la mesure des déplacements axiaux, le système d'éclairage ECLoc comprend des moyens de formation de deux sources lumineuses ponctuelles ou quasi ponctuelles, selon des axes optiques distincts l'un de l'autre et distincts également de l'axe de visée z de l'instrument optique, par exemple l'instrument d'imagerie rétinienne, sur une partie diffusante de l' i̇l, l'iris ou le blanc de l' i̇l. Les images de ces sources sont observés au moyen d'un système d'imagerie et d'un détecteur du type de ceux décrits sur la figure 4.Le système d'éclairage peut utiliser les mêmes moyens que celui décrit à partir de la figure 4 mais réglés différemment, puisque dans le cas de mesure de déplacements latéraux, le système d'éclairage envoie deux faisceaux sensiblement collimatés. L'espace entre les deux images des sources formées sur le détecteur est proportionnel à la distance qui sépare la pupille de l' i̇l d'un plan n donné, par exemple le plan de meilleure mise au point. Ainsi la figure 7A représente l' i̇l EYE du patient dans une première position par rapport au plan n et la figure 7B l'image IMA' (1) de la pupille de l'oeil EYE dans cette première position avec l'image correspondante des sources ponctuelles (T'l(l), T'2(1)) sur le détecteur de mesure des mouvements oculaires.La figure 7C représente l'oeil EYE du patient dans une seconde position par rapport au plan % et la figure 7B l'image IMA' (1) de la pupille de l' i̇l EYE dans cette première position avec l'image correspondante des sources ponctuelles (T'1(2), T'2(2)). La mesure de l'espace entre les deux images des sources permet de déduire le déplacement axial par rapport au plan % de référence. REVENDICATIONS 1- Méthode de correction des aberrations de l' i̇l appliquée à un instrument ophtalmique fonctionnant avec un faisceau lumineux d'analyse (FA), comprenant: - la mesure des aberrations de l'oeil susceptibles de perturber ledit faisceau d'analyse, - la correction de la phase du front d'onde dudit faisceau d'analyse en fonction des valeurs mesurées desdites aberrations, caractérisée en ce qu'elle comprend en outre: - la mesure des mouvements de l' i̇l réalisée indépendamment de ladite mesure des aberrations, - la modification de la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse en fonction de ladite mesure des mouvements de l'oeil. 2- Méthode de correction selon la revendication 1, dans laquelle la mesure des aberrations se faisant à une fréquence donnée, la modification de la correction est réalisée à une fréquence de fonctionnement, strictement supérieure à ladite fréquence de mesure des aberrations. 3- Méthode de correction selon la revendication 2, dans laquelle ladite mesure des mouvements de 1'oeil est réalisée à une fréquence strictement supérieure à ladite fréquence de mesure des aberrations, multiple de ladite fréquence de mesure des aberrations, la fréquence de fonctionnement étant supérieure ou égale à la fréquence de mesure des mouvements de l' i̇l. 4- Méthode de correction selon l'une des revendications 2 ou 3, dans laquelle la fréquence de mesure des aberrations est comprise entre quelques Hertz et quelques dizaines de Hertz, et la fréquence de mesure des mouvements de l' i̇l est de l'ordre d'une centaine de Hertz. 5- Méthode de correction selon l'une des revendications précédentes, dans laquelle la mesure des mouvements de l'oeil comprend une mesure desdits mouvements réalisée avec un décalage temporel par rapport à ladite mesure des aberrations. 6- Méthode selon l'une des revendications précédentes, dans laquelle l'instrument ophtalmique présentant un axe de visée devant être stabilisé par rapport à l'axe oculaire, la mesure des mouvements de 1'oeil comprend l'estimation de la rotation relative de l'axe de l' i̇l par rapport à une position prédéterminée, et la modification de la correction est faite en fonction de ladite estimation de la rotation de l'axe de l' i̇l. 7- Méthode selon l'une des revendications précédentes, dans laquelle ladite mesure des mouvements de l' i̇l comprend notamment l'estimation des déplacements latéraux et/ou axiaux de la pupille de l' i̇l par rapport à une position prédéterminée. 8- Méthode selon l'une des revendications 6 ou 7 appliquée à un instrument d'imagerie rétinienne présentant un axe de visée devant être stabilisé par rapport à l'axe oculaire, dans laquelle la mesure des mouvements de l' i̇l comprend pour chaque prise d'image de la rétine l'estimation de la rotation relative de l'axe de l' i̇l par rapport à une position prédéterminée, et la méthode comprend en outre une étape ultérieure de traitement desdites images permettant le recalage des images en fonction des estimations de rotation de l'axe de visée. 9- Système de correction des aberrations de l' i̇l destiné à être intégré dans un instrument ophtalmique fonctionnant avec un faisceau lumineux d'analyse (FA), comprenant: - des moyens de mesure (MES AB) des aberrations de l' i̇l susceptibles de perturber ledit faisceau d'analyse, - un dispositif optique (MD) de correction de la phase du front d'onde dudit faisceau d'analyse, - une unité de commande (COM) du dispositif de correction avec des moyens de traitement (TRT) reliés aux moyens de mesure et calculant les valeurs de correction à appliquer au dispositif de correction en fonction des valeurs mesurées des aberrations, le système de correction étant caractérisé en ce qu'il comprend - un dispositif de mesure (MES_OC) des mouvements de l' i̇l distinct desdits moyens de mesure des aberrations, lesdites valeurs de mesures des mouvements de l' i̇l étant envoyées à l'unité de commande afin de modifier la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse. 10- Système de correction selon la revendication 9, dans lequel le dispositif de mesure des mouvements de l' i̇l permettant notamment d'estimer les déplacements latéraux et/ou axiaux de la pupille de l' i̇l par rapport à une position prédéterminée, ladite modification de la phase du front d'onde est faite par application de nouvelles valeurs de correction calculées par les moyens de traitement en fonction desdites valeurs de déplacement de la pupille. 11- Système de correction selon la revendication 9, dans lequel le dispositif de mesure des mouvements de l' i̇l permettant notamment d'estimer les déplacements latéraux et/ou axiaux de la pupille de l' i̇l par rapport à une position prédéterminée, la système comprend en outre un premier élément optique de déviation du faisceau d'analyse, positionné dans un plan proche d'un plan conjugué de la rétine de l' i̇l, relié à l'unité de commande, et permettant de stabiliser la position de l'image de la pupille de l' i̇l sur le dispositif de correction en fonction desdites valeurs de déplacement de la pupille. 12- Système de correction selon l'une des revendications 9 à 11 destiné à un instrument ophtalmique présentant un axe de visée devant être asservi par rapport à l'axe oculaire, dans lequel le dispositif de mesure des mouvements de 1`oeil permet l'estimation de la rotation relative de l'axe de l'oeil par rapport à une position prédéterminée, lesdites valeurs de rotation étant envoyées à l'unité de commande afin de modifier la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse. 13- Système de correction selon la revendication 12, dans lequel la modification de la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse est faite par application de nouvelles valeurs de correction calculées par l'unité de commande du dispositif de correction en fonction des valeurs de rotation relative de l'axe de l' i̇l. 14- Système de correction selon la revendication 12, comprenant en outre un élément optique de déviation du faisceau d'analyse, positionné dans un plan proche d'un plan conjugué de la pupille de l' i̇l, relié à l'unité de commande, et permettant de contrôler à ladite fréquence de fonctionnement l'orientation de la ligne de visée en fonction desdites valeurs de rotation relative de l'axe de l'oeil. 15- Système de correction selon l'une des revendications 9 à 14, dans lequel le dispositif de mesure (MES_OC) des mouvements de l' i̇l comprend un détecteur matriciel (DEToc), un objectif (Loc) formant l'image (IMA) de la pupille de l' i̇l sur le détecteur, des moyens d'éclairage permettant de former deux faisceaux collimatés incidents sur la pupille de l' i̇l et formant deux taches lumineuses (Tl, T2) sur ladite pupille, des moyens de traitement permettant de déterminer les variations des mouvements de l' i̇l à partir des positions relatives des taches par rapport à image de la pupille. 16- Système de correction selon l'une des revendications 9 à 15, dans lequel le dispositif optique de correction est un miroir déformable constitué d'une surface réfléchissante pouvant être déformée par un ensemble d'actionneurs sur lequel ledit faisceau d'analyse est incident, positionné sensiblement dans un plan conjugué de la pupille de l' i̇l, chaque actionneur étant commandé par l'unité de commande pour corriger la phase locale du front d'onde du faisceau d'analyse. 17- Système de correction selon l'une des revendications 9 à 16, dans lequel les moyens de mesure (MES_AB) des aberrations de l' i̇l comprennent un système d'éclairage avec notamment une source d'émission (SRC) d'un faisceau d'éclairage (FE) pour former par rétrodiffusion sur la rétine une source lumineuse secondaire, ladite source secondaire émettant un faisceau de mesure (FM) émergent de l' i̇l, et des moyens d'analyse de la phase du front d'onde dudit faisceau de mesure. 18- Système de correction selon la revendication 17, dans lequel les moyens d'analyse comprennent un analyseur de type Shack-Hartmann avec notamment un détecteur matriciel, une matrice de microlentilles recevant ledit faisceau de mesure et formant sur le détecteur matriciel un ensemble de taches lumineuses, des moyens de traitement desdites taches lumineuses pour la détermination des aberrations. 19- Instrument d'imagerie rétinienne comprenant un système d'éclairage de la rétine émettant un faisceau d'éclairage d'axe donné, un système d'imagerie et de détection recevant un faisceau d'analyse émergent de l' i̇l et réalisant la fonction de détection de l'image de la rétine sur le détecteur dudit système d'imagerie et de détection, caractérisé en ce qu'il comprend un système de correction des aberrations de l' i̇l selon l'une des revendications 12 à 18, permettant la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse notamment en fonction de l'estimation de la rotation relative de l'axe de l' i̇l par rapport à une position prédéterminée. 20- Instrument de traitement optique par laser sur la rétine comprenant une source laser pour l'émission d'un faisceau d'analyse destiné à être focalisé sur la rétine de 1'oeil selon un axe de visée donné, caractérisé en ce qu'il comprend un système de correction des aberrations de l' i̇l selon l'une des revendications 12 à 18, permettant la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse notamment en fonction de l'estimation de la rotation relative de l'axe de 1'oeil par rapport à une position prédéterminée. 21- Instrument de simulation de la vision d'un patient comprenant un système de fixation avec une source lumineuse émettant un faisceau d'analyse et une mire éclairée par le faisceau d'analyse et destinée à être vue par le patient, caractérisé en ce qu'il comprend un système de correction des aberrations de l' i̇l selon l'une des revendications 9 à 18, permettant la correction de la phase du front d'onde du faisceau d'analyse en fonction des mouvements de l' i̇l.