Brevet FR2947064A1 — publié le 20101224

DISPOSITIF D'HOLOGRAPHIE L'invention a pour objet un dispositif d'imagerie optique permettant la formation d'un hologramme d'un objet comprenant au moins une zone en mouvement. Le dispositif est avantageusement applicable à l'imagerie médicale ophtalmique. Parmi les techniques d'imagerie ophtalmique, on utilise principalement l'angiographie. L'angiographie est un examen basé sur l'injection d'un produit de contraste lors d'une imagerie par rayons X. Différentes photographies du fond d'oeil sont réalisées, d'abord sans préparation, puis après injection intraveineuse d'un colorant fluorescent, comme la fluorescéine ou le vert d'indocyanine. Le colorant est transporté par le courant sanguin dans le réseau artériel et veineux de la rétine, ainsi mieux mis en évidence. Cette technique présente toutefois de nombreux inconvénients. Il s'agit d'une technique invasive, nécessitant une injection locale. Elle est ainsi difficile à mettre en oeuvre, fortement désagréable voire dangereuse pour le patient, et peu apte à mettre en évidence les vitesses de perfusion sanguine. L'invention vise à remédier à ces inconvénients. En particulier, l'invention propose un dispositif d'holographie qui permet une imagerie non invasive, pouvant en particulier respecter les normes d'irradiation optique de la rétine, et ne nécessitant pas d'avoir recours à des traceurs. L'invention a ainsi pour objet un dispositif d'holographie permettant la formation d'un hologramme d'un objet comprenant au moins une zone en mouvement. Le dispositif selon l'invention comprend : - des moyens de génération d'une onde d'illumination apte à éclairer l'objet et à produire une onde signal issue de l'objet ainsi illuminé, - des moyens de génération d'une onde de référence, distincte 5 de l'onde d'illumination, l'onde de référence et l'onde d'illumination étant cohérentes temporellement, - des moyens aptes à faire varier la différence de fréquence entre l'onde de référence et l'onde d'illumination, - des moyens aptes à faire interférer l'onde signal et l'onde de 10 référence sur des moyens de détection optoélectroniques comprenant une pluralité de pixels, de manière à acquérir au moins un interférogramme pour une différence de fréquence donnée ou pour un balayage de différences de fréquence, - des moyens de réduction aptes à réduire ou empêcher le 15 recouvrement i) des termes d'interférence entre l'onde de référence et l'onde signal, appelés termes d'interférence croisés, entre eux et avec ii) le terme d'interférence de l'onde de référence avec elle-même, et iii) le terme d'interférence de l'onde signal avec elle-même, et - des moyens de traitement aptes à former un hologramme de 20 l'objet, à partir du ou des interférogrammes obtenus. Ainsi, l'utilisation de l'holographie permet une imagerie non invasive. Le dispositif selon l'invention permet une imagerie fiable, ne reposant pas sur des méthodes d'analyse numérique basées sur des 25 algorithmes susceptibles de diverger. Il permet également une bonne résolution spatiale et une bonne résolution temporelle, qui sont dues à une nouvelle approche de détection de l'effet Doppler en parallèle sur les pixels des moyens de détection optoélectroniques, qui sont typiquement une caméra. La résolution spatiale est la capacité de discerner deux structures petites et proches. La résolution temporelle est le temps d'acquisition de l'information. Grâce au dispositif de l'invention, une sensibilité adéquate permettant des mesures en fond d'oeil avec peu de photons est obtenue. Le dispositif permet de faire interférer l'onde signal, typiquement de faible puissance, de l'ordre de un à une centaine de milliers de photons rétrodiffusés par pixel et par image acquise, avec une onde de référence de plus forte puissance, apte à illuminer la caméra à serai-saturation, afin d'amplifier le signal par voie optique avant détection sur la caméra. La détection fait l'objet d'un double hétérodynage, par exemple par désaccord angulaire et par désaccord en fréquence entre l'onde de référence et l'onde d'illumination. Le double hétérodynage permet d'atteindre une sensibilité adéquate pour la mesure de spectres Doppler pertinents. L'interférence avec une onde de référence et le double hétérodynage permettent de réaliser un détecteur idéal. De manière surprenante, le dispositif fait appel à des interférences entre l'onde réfléchie par l'objet et une onde de référence séparée. En effet, dans les techniques connues, lorsqu'on réalise une image interférométrique avec une onde de référence séparée, on ne peut pas séparer le signal des termes parasites, qui dégradent très fortement les mesures. Les termes parasites de la composante interférentielle entre le signal cherché et la référence comprennent notamment le bruit du laser, les bruits de détection, ainsi que les termes d'interférences non croisés. Ce sont les moyens de réduction qui permettent la mesure du signal amplifié par voie optique, qui est le signal interférométrique, dans des conditions de rapport signal à bruit suffisantes pour mesurer un signal Doppler optique pertinent. Ils permettent de séparer les interférences parasites de la composante interférentielle entre l'onde signal et l'onde de référence. Le rapport signal à bruit désigne le rapport entre la grandeur d'un signal (information utile, significative) et celle du bruit (information 5 inutile, non significative). L'interférence entre l'onde signal et l'onde de référence sur les moyens de détection permet d'amplifier les fluctuations de l'onde signal par voie optique, c'est-à-dire avant la détection à proprement parler, et permet ainsi d'éviter les problèmes inhérents à la détection de signaux 10 en conditions de faible lumière. Le décalage de fréquence entre l'onde de référence et l'onde d'illumination permet la mesure d'une composante spectrale de fluctuation optique au-delà de la bande passante des moyens de détection. Ainsi, une caméra dont la fréquence d'acquisition d'image est 15 de 10 Hz peut mesurer une carte de la composante spectrale de fluctuations optiques à 10 kHz par exemple. Dans le cas d'une absence de décalage de fréquence, et en utilisant une caméra ultrarapide pour échantillonner le spectre de fluctuations optiques, par exemple de fréquence d'acquisition d'image 20 supérieure à 1 kHz, l'interférométrie avec une onde de référence séparée permet de disposer d'une illumination du capteur suffisante pour enregistrer un signal exploitable. Enfin, le recours à l'holographie pour l'imagerie Doppler optique sur une caméra permet de réaliser une mesure de fluctuations optiques 25 sur un détecteur multipixel avec un rapport signal à bruit supérieur à ceux atteignables en imagerie directe. Les moyens de réduction sont de préférence aptes à produire, sur au moins une partie des moyens de détection, et de préférence sur l'ensemble des moyens de détection, un écart angulaire non nul entre la direction de propagation de l'onde signal et la direction de propagation de l'onde de référence. Les moyens de réduction peuvent comprendre des moyens de filtrage spatial. Les moyens aptes à faire varier la différence de fréquence entre l'onde de référence et l'onde d'illumination peuvent être des modulateurs acousto-optiques. Les moyens de traitement peuvent être aptes, dans le cas où un seul interférogramme est acquis, à soustraire ledit interférogramme à 10 une image obtenue avec l'onde de référence seule. Dans le cas où deux interférogrammes sont acquis, ils peuvent être aptes à soustraire les deux interférogrammes. Dans le cas où plus de deux interférogrammes sont acquis, ils peuvent être aptes à effectuer au moins une combinaison linéaire des 15 interférogrammes acquis. Les moyens de traitement sont par exemple aptes à effectuer une transformée de Fourier des interférogrammes acquis. Les moyens aptes à faire varier la différence de fréquence sont de préférence aptes à faire varier la différence de fréquence entre -10 20 MHz et +10 MHz. Les moyens aptes à faire varier la différence de fréquence sont de préférence aptes à faire varier la différence de fréquence suivant une échelle logarithmique. L'espacement logarithmique permet d'observer les variations des spectres Doppler en enregistrant un minimum 25 d'information, c'est-à-dire en maximisant la résolution temporelle. L'invention a également pour objet l'utilisation d'un dispositif décrit ci-dessus pour l'observation de fluctuations à l'échelle nanométrique ou micrométrique. Elle a également pour objet l'utilisation d'un dispositif décrit ci-dessus pour l'observation de vaisseaux sanguins, en particulier l'observation de vaisseaux sanguins de l'oeil. Elle a enfin pour objet l'utilisation d'un dispositif décrit ci-dessus 5 pour l'imagerie ophtalmique. D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention apparaîtront plus clairement à la lecture de la description suivante donnée à titre d'exemple illustratif et non limitatif et faite en référence aux dessins annexés sur lesquels : 10 - la figure 1 illustre schématiquement un dispositif d'holographie selon l'invention, conformément à un premier mode de réalisation, - la figure 2 illustre schématiquement un dispositif d'holographie selon l'invention, conformément à un deuxième mode de réalisation, - la figure 3 montre différents interférogrammes obtenus par un 15 dispositif selon l'invention, - la figure 4 montre différentes images de fond d'oeil obtenues par le dispositif, - la figure 5 montre deux images de fond d'oeil et deux diagrammes associés, et 20 - la figure 6 montre une image de fond d'oeil et un diagramme associé. Le dispositif d'holographie 1 selon l'invention, tel qu'illustré à la figure 1, comprend un laser 2 destiné à produire une onde d'illumination de fréquence WL et une onde de référence de fréquence WL + Lw. L'onde 25 d'illumination et l'onde de référence sont produites à partir du même laser 2 à l'aide d'un séparateur de faisceau 3. Un dispositif 10 est apte à produire un décalage de fréquence Lw entre l'onde de référence et l'onde d'illumination. Le dispositif 10 peut être une paire de modulateurs acousto-optiques. L'onde de référence est réfléchie à l'aide 30 d'un miroir 4 et ainsi dirigée vers une caméra 5. L'onde d'illumination éclaire en champ large un oeil 6 d'un rat et produit ainsi une onde signal qui, après un passage à travers deux séparateurs de faisceau 7,8, interfère avec l'onde de référence sur la caméra 5. Conformément à un premier mode de réalisation, les moyens optiques 3,4,7,8 peuvent être disposés de façon à produire sur la caméra 5 un écart angulaire non nul entre la direction de propagation de l'onde signal et la direction de propagation de l'onde de référence. On provoque ainsi un écart angulaire et fréquentiel entre l'onde signal et l'onde de référence. Conformément à un deuxième mode de réalisation, tel qu'illustré à la figure 2, l'onde d'illumination éclaire l'objet 6 en champ large. L'onde réfléchie passe ensuite par des moyens de filtrage spatial 9, par exemple un diaphragme 9, et interfère avec l'onde de référence sur les pixels de la caméra 5. On peut également provoquer un écart angulaire non nul 80 entre la direction de propagation de l'onde signal et la direction de propagation de l'onde de référence. Ainsi, le décalage de fréquence Aw entre l'onde de référence et l'onde d'illumination permet d'ajuster la fréquence de mesure des fluctuations optiques, tandis que le filtrage spatial et/ou l'écart angulaire 80 permet le non recouvrement des termes d'interférences croisés entre eux et avec le terme d'interférence de l'onde de référence avec elle-même et le terme d'interférence de l'onde signal avec elle-même. Tel que représenté sur la figure 3, l'interférogramme (a) est un interférogramme enregistré par la caméra pour une différence de fréquence donnée. L'interférogramme (b) représente l'amplitude de la transformée de Fourier spatiale de l'image (a). La zone 1 provient principalement de 30 l'interférence de l'onde de référence avec elle-même. L'interférogramme (c) représente la différence de deux interférogrammes consécutifs. Les zones 2 et 4 représentent les termes d'interférence entre l'onde de référence et l'onde signal, tandis que la zone 3 représente les termes d'interférence de l'onde signal avec elle- même. La zone 5 est une région où ne participent pas les photons objet. Elle est obtenue par les moyens de réduction appropriés, par exemple en occultant les vecteurs d'onde de la radiation diffractée par l'objet les plus dispersés angulairement à l'aide d'un diaphragme. Grâce à l'emploi des moyens de réduction, comme le filtrage spatial et/ou l'écart angulaire sur la caméra, on constate que les zones 2,4 représentant les termes d'interférence entre l'onde de référence et l'onde signal ne se recouvrent pas et ne recouvrent pas non plus la zone représentant les termes d'interférences de l'onde de référence avec elle-même ni la zone 3 représentant les termes d'interférence de l'onde signal avec elle-même. L'image (d), et en particulier la zone 6, représente l'image obtenue par traitement numérique holographique de l'interférogramme (a). Pour davantage de clarté, les différentes zones de la figure 3 ont été référencées 1 à 6. Ces références sont différentes des références 1 à 6 des figures 1 et 2. La figure 4 montre différentes images de fond d'oeil obtenues in vivo chez un rat pour différentes différences de fréquence entre l'onde de référence et l'onde d'illumination. L'image (a) est obtenue pour une différence de fréquence de 25 Hz, l'image (b) est obtenue pour une différence de fréquence de 845 Hz, l'image (c) est obtenue pour une différence de fréquence de 4,6 kHz, tandis que l'image (d) est obtenue pour une différence de fréquence de 22 kHz. La barre d'échelle en blanc en bas à droite des images (a) à (d) correspond à une longueur de 1 mm. Le renversement de contraste observé entre les douze vaisseaux rétiniens perfusés et le reste du tissu rétinien de l'image (a) à l'image (c) témoigne d'un signal Doppler optique caractéristique et sélectif de cet écoulement. Le contraste observé est de nature endogène, c'est-à-dire qu'aucun produit n'a été déposé dans l'organisme pour faire cette observation. A une fréquence intermédiaire (b), le signal Doppler des vaisseaux ne se distingue pas de celui du reste de la rétine. A haute fréquence (d), seul le signal Doppler des vaisseaux dans la région du disque optique (entouré) est observé. La figure 5 montre deux images de fond d'oeil de rat et leurs spectres correspondants. L'image (a) est celle d'un rat sain obtenue pour une différence de fréquence de 10 Hz. La zone 1 est une région sans vaisseau rétinien. La zone 2 est traversée par un vaisseau, tandis que la zone 3 est située dans le disque optique, à la confluence des vaisseaux rétiniens. Le diagramme (c), correspondant à l'image (a), illustre l'intensité spectrale des zones 1 à 3 et l'intensité spectrale du bruit de fond (� noise level � en langue anglaise) mesurée dans la région 5 de l'interférogramme (c) de la figure 3, en unité arbitraire, en fonction de la différence de fréquence en Hz entre l'onde de référence et l'onde d'illumination. L'intensité spectrale et la différence de fréquence sont en échelle logarithmique. L'allure des courbes moyennées dans les régions 1 à 3 illustre la dépendance du spectre avec l'état de perfusion sanguine local. Plus la � perfusion � (ici, le nombre de vaisseaux) est grande, plus le spectre est large. Plus la � perfusion � est faible, plus le spectre est étroit. L'image (b) est celle d'un rat chez lequel on a provoqué l'occlusion d'une veine au niveau de la zone 1. Le diagramme (d) correspond à l'image (b), obtenue chez un animal différent de celui utilisé pour obtenir l'image (a). Les régions 1 à 3 choisies sont équivalentes à celles de l'image (a). Les spectres correspondants, reportés sur le diagramme (d), ont le même comportement que chez le premier animal, sur le diagramme (c). Ceci témoigne d'une répétabilité de mesure appropriée. L'image (a) de la figure 6 correspond à l'image (b) de la figure 5. Les différentes zones de la figure 6 ont été référencées 1 à 4. Ces références sont différentes des références 1 à 4 des figures 1, 2, 3 et 5. Les spectres correspondants du diagramme (b) ont été mesurés dans les zones 1 à 4, présentant une perfusion rétinienne décroissante. Les spectres représentés sur le diagramme (b) ont été calculés de manière à annuler l'effet de l'illumination inhomogène spatialement : ils sont normalisés par le bruit de fond et par leur valeur à 10 Hz, de manière à ne plus faire apparaître qu'un paramètre pertinent : la largeur spectrale, qui augmente clairement avec la perfusion. REVENDICATIONS1. Dispositif d'holographie (1) permettant la formation d'un hologramme d'un objet (6) comprenant au moins une zone en mouvement, caractérisé en ce qu'il comprend : des moyens (2) de génération d'une onde d'illumination apte à éclairer l'objet (6) et à produire une onde signal issue de l'objet (6) ainsi illuminé, des moyens (2) de génération d'une onde de référence, distincte de l'onde d'illumination, l'onde de référence et l'onde d'illumination étant cohérentes temporellement, des moyens (10) aptes à faire varier la différence de fréquence entre l'onde de référence et l'onde d'illumination, des moyens aptes à faire interférer l'onde signal et l'onde de référence sur des moyens de détection optoélectroniques (5) comprenant une pluralité de pixels, de manière à acquérir au moins un interférogramme pour une différence de fréquence donnée ou pour un balayage de différences de fréquence, des moyens de réduction (8,9) aptes à réduire ou empêcher le recouvrement i) des termes d'interférence entre l'onde de référence et l'onde signal, appelés termes d'interférence croisés, entre eux et avec ii) le terme d'interférence de l'onde de référence avec elle-même, et iii) le terme d'interférence de l'onde signal avec elle-même, et des moyens de traitement aptes à former un hologramme de l'objet (6), à partir du ou des interférogrammes acquis. 2. Dispositif (1) selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens de réduction (8) sont aptes à produire, sur au moins une partie des moyens de détection (5), un écart angulaire non nul entre la direction de propagation de l'onde signal et la direction de propagation de l'onde de référence. 3. Dispositif (1) selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce que les moyens de réduction (8,9) comprennent des moyens de filtrage spatial (9). 4. Dispositif (1) selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que les moyens (10) aptes à faire varier la différence de fréquence entre l'onde de référence et l'onde d'illumination sont des modulateurs acousto-optiques (10). 5. Dispositif (1) selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que les moyens de traitement sont aptes, dans le cas où un seul interférogramme est acquis, à soustraire ledit interférogramme à une image obtenue avec l'onde de référence seule, en ce qu'ils sont aptes, dans le cas où deux interférogrammes sont acquis, à soustraire les deux interférogrammes, et en ce qu'ils sont aptes, dans le cas où plus de deux interférogrammes sont acquis, à effectuer au moins une combinaison linéaire des interférogrammes acquis. 6. Dispositif (1) selon la revendication 5, caractérisé en ce que les moyens de traitement sont aptes à effectuer une transformée de Fourier des interférogrammes acquis. 7. Dispositif (1) selon l'une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que les moyens (10) aptes à faire varier la différence de fréquence sont aptes à faire varier la différence de fréquence entre -10 MHz et +10 MHz. 8. Dispositif (1) selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que les moyens (10) aptes à faire varier la différence de fréquence sont aptes à faire varier la différence de fréquence suivant une échelle logarithmique. 9. Utilisation d'un dispositif (1) selon l'une des revendications 1 à 8 pour l'observation de fluctuations à l'échelle nanométrique ou micrométrique. 10. Utilisation d'un dispositif (1) selon l'une des revendications 1 à 8 pour l'observation de vaisseaux sanguins. 11. Utilisation d'un dispositif (1) selon l'une des revendications 1 à 8 pour l'imagerie ophtalmique.