Brevet FR3050038A1 — publié le 20171013

673/010FR1 3050038 1 PROCÉDÉ ET DISPOSITIF DE MICROSCOPIE INTERFÉRENTIELLE PLEIN CHAMP EN LUMIÈRE INCOHÉRENTE DOMAINE TECHNIQUE [0001] La présente description concerne un procédé et un dispositif de microscopie interférentielle plein champ en lumière incohérente. Elle est applicable notamment à l'imagerie de milieux biologiques, par exemple de milieux biologiques « vivants » ou à l'imagerie « in vivo ». ETAT DE L'ART [0002] La technique d'acquisition d'image par microscopie interférentielle plein champ en lumière incohérente, connue sous le nom d'OCT plein champ (OCT étant l'abréviation de l'acronyme « Optical Coherence Tomography »), est une méthode non invasive et non destructive qui est très performante pour l'acquisition d'images de tissus biologiques. [0003] La technique d'imagerie OCT plein champ est par exemple décrite dans l'article « Full- field optical coherence tomography » de A. Dubois et C. Boccara, extrait de l'ouvrage « Optical Coherence Tomography - Technology and Applications » - Wolfgang Drexler - James G. Fujimoto - Editors - Springer 2009. La technique d'imagerie OCT plein champ est également décrite dans la demande de brevet français FR2817030. [0004] L'imagerie OCT plein champ, dite « en face », d'un échantillon est basée sur l'exploitation de la lumière rétrodiffusée par un échantillon lorsqu'il est éclairé par une source lumineuse à faible longueur de cohérence, et en particulier l'exploitation de la lumière rétrodiffusée par les structures microscopiques cellulaires et tissulaires dans le cas d'un échantillon biologique. Cette technique exploite la faible cohérence de la source lumineuse pour isoler la lumière rétrodiffusée par une tranche virtuelle en profondeur dans l'échantillon. L'emploi d'un interféromètre permet de générer, par un phénomène d'interférence, un signal d'interférence représentatif de la lumière provenant sélectivement d'une tranche donnée de l'échantillon, appelée tranche de cohérence, et d'éliminer la lumière provenant du reste de l'échantillon. Par acquisition au moyen d'un capteur, de type caméra, de signaux interférométriques bidimensionnels, la technique d'OCT plein champ permet d'obtenir, sans balayage mécanique pour l'acquisition d'image, des images interférométriques orientées en plan perpendiculaire à l'axe de la lumière incidente sur l'échantillon, à une profondeur sélectionnée. [0005] Par un déplacement de l'interféromètre ou de l'échantillon, la technique d'imagerie OCT plein champ permet d'obtenir des images en trois dimensions avec une résolution typique de l'ordre de 1µm, ce qui est supérieur aux résolutions de l'ordre de 10um susceptibles d'être obtenues avec d'autres techniques OCT conventionnelles telles que l'OCT dans le domaine spectral (connue sous l'acronyme « Fourier-Domain OCT » ou « spectral domain OCT »). 27673/010FR1 3050038 2 [0006] La figure lA représente plus précisément un exemple de dispositif d'OCT plein champ selon l'art antérieur. Dans cet exemple l'interféromètre 100 est un interféromètre de type Linnik, avec un objectif 103 de microscope sur le bras objet de l'interféromètre 100 et un objectif 104 de microscope sur le bras de référence de l'interféromètre 100. L'interféromètre est illuminé au moyen d'une source 5 lumineuse 101 large bande, spatialement incohérente. Les deux objectifs 103, 104 de microscope permettent de conjuguer l'onde rétrodiffusée par un miroir 105 de référence agencé sur le bras de référence et l'onde rétrodiffusée par la tranche de cohérence de l'échantillon 106 sur un capteur bidimensionnel 108, de type caméra, de telle sorte à générer, par un phénomène d'interférence optique, un signal interférométrique bidimensionnel représentatif de la lumière rétrodiffusée par la tranche de 10 cohérence de l'échantillon. [0007] Une image interférométrique brute I(i,j), acquise par la caméra, représentant l'intensité d'illumination acquise à chaque pixel (i,j) peut s'exprimer sous la forme : j) = /0 (i, j)(R, + Ro (i, j) + R,'(i , j) +2\RYRoj) cos 0(i, j)) (eql) où : 15 /0(i, j) est un coefficient dépendant de l'intensité d'illumination du pixel (i,j), fonction de l'intensité d'une onde lumineuse incidente à l'entrée de l'interféromètre; /0(i, j) est supposée fonction du pixel (i,j) en raison de la non-uniformité spatiale de l'éclairage crée par la source lumineuse 101; Rr est le coefficient de réflexion du miroir de référence, supposé constant sur toute la surface 20 de réflexion du miroir de référence ; Ro (i, j) est le coefficient de réflexion correspondant à la fraction de l'intensité d'illumination, acquise pour le pixel (i,j), qui provient d'un volume élémentaire (voxel) correspondant de la tranche de cohérence; R1 (i, j) est le coefficient de réflexion correspondant à la fraction de l'intensité d'illumination, 25 acquise pour le pixel (i,j), qui provient de l'extérieur du volume de cohérence ou de réflexions parasites ; est la phase du signal d'interférence, proportionnelle à la différence de marche entre les deux bras de l'interféromètre. [0008] Afin d'extraire un signal utile, défini comme coefficient de réflexion du volume de 30 cohérence Ro (i, j) , il est connu de moduler la différence de marche - et donc la phase j) qui est proportionnelle à cette différence de marche - entre le bras objet et le bras de référence de l'interféromètre afin d'obtenir au moins deux images interférométriques brutes, acquises à différentes valeurs de la différence de marche. [0009] Une méthode couramment utilisée consiste à moduler la différence de marche en modulant, à l'aide par exemple d'une cale piézoélectrique 111, la position du miroir de référence dans le sens de 27673/010FR1 3050038 3 la profondeur de champ de l'objectif de microscope. Ce déplacement peut être réalisé de manière continue ou discrète. [0010] Par exemple, dans une méthode dite « méthode 4 phases », la modulation de la différence de marche est synchronisée sur la fréquence d'acquisition d'image de la caméra et est effectuée de sorte 5 à acquérir successivement 4 images interférométriques brutes h, 12, 13 et 14 avec un déphasage respectif de 0, 7r12, 27[12 et 37[12 sur la phase 0(i, j) : 11(i, j) = 0(i, j)(R, + Ro(i, j)+ j)+2.'1R,R0(i, j)cos(0(i, j))) (eq2) /2 (i, i) = /0 (i, j)(R, + Ro (i, j) + Ring (i, j) + R,R0(i , j)cos(0(i, j) + - 1 2)) (eq3) /3 (i, j)= I 0(i, j)(R, + R0 (1, j) + R1 (1, j)+2.\IR,R0(i, j)cos(0(i, j) + 2 12)) (eq4) 10 /4 i) = /0 (i, j)(R, + Ro (i, j) + R,'(i , j) + R,R0(i , j)cos(0(i, j) + 37z- / 2)) (eq5) [0011] On acquiert ainsi 4 images interférométriques brutes h, 12, 13 et 14 avec un déphasage relatif de 7r12 de sorte que la différence de marche 8z induite est telle que 27m.:3015z = 7r12 (avec n l'indice de réfraction, ao le nombre d'onde central du spectre de la source lumineuse). [0012] Ces 4 images interférométriques brutes h, 12, 13 et 14 peuvent ensuite être combinées, pixel 15 à pixel, de manière non-linéaire, pour générer une image OCT plein champ, notée FF4(i,j), telle que, pour chaque pixel (i,j): FF4(i,j)=[ (h(i,j) - I3(0)2+ (VO - I4(0)21 1/2 (eq6) En supposant que les coefficients R,' et Ro sont constants lors de la modulation de phase, on peut montrer 20 que, pour chaque pixel (i,j): FF4(1,i) = 4I0(1j)[RrRo(1,011/2 (eq7) [0013] Dans l'image OCT plein champ ainsi obtenue chaque pixel a une valeur proportionnelle à l'amplitude de l'onde rétrodiffusée par le voxel correspondant du volume de cohérence, c'est-à-dire (IiJoRijo) 1/2. 25 [0014] Alternativement, dans une méthode dite « méthode 2 phases », on acquiert successivement 2 images interférométriques brutes h, et 13 avec un déphasage respectif de 0 et 7( sur la phase 0(i, j), et 13 étant définies selon les équations (eq2) et (eq4) ci-dessus. [0015] Ces 2 images interférométriques brutes h et 13 peuvent ensuite être combinées, pixel à pixel, de manière non-linéaire, pour générer une image OCT plein champ, notée FF2(i,j), telle que, pour chaque 30 pixel (i,j): FF2(i,j) = Rh(i,j) - I3(i,j))21 1/2 (eq8) En supposant également que les coefficients Rinc(i,j) et Ro(i,j) sont constants lors de la modulation de phase, on peut montrer que, pour chaque pixel (i,j): 35 FF2(i,j) = 4I0(i,j)[abs(cos( 0(i, j)))1[R,R0(1,J)]1/2 (eq9) 27673/010FR1 3050038 4 où abs(cos( j))) est la valeur absolue du cosinus de la phase j). [0016] La présente description propose un procédé de microscopie interférentielle plein champ alternatif, adapté notamment à l'imagerie de tissus biologiques vivants. 5 RESUME [0017] La présente description a pour objet, selon un premier aspect, un procédé d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ d'un échantillon volumique et diffusant placé sur un bras objet d'un dispositif d'interférence. Ce procédé comprend : - une production, au moyen du dispositif d'interférence, d'un signal interférométrique 10 bidimensionnel résultant d'une interférence entre, d'une part, une onde de référence obtenue par réflexion d'une onde lumineuse incidente sur une surface de réflexion d'un bras de référence du dispositif d'interférence, et, d'autre part, une onde objet obtenue par rétrodiffusion de l'onde lumineuse incidente par une tranche de cohérence de l'échantillon placé dans le bras objet du dispositif d' interférence; 15 - une production, au moyen du dispositif d'interférence, d'un signal bidimensionnel de référence, obtenu en l'absence d'onde objet par réflexion de l'onde lumineuse incidente sur la surface de réflexion ; - une acquisition, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, d'une image interférométrique brute à partir du signal interférométrique bidimensionnel; - une acquisition, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, d'une 20 image de référence à partir du signal bidimensionnel de référence ; - un calcul d'une image normalisée à partir de l'image interférométrique brute et de l'image de référence; - un calcul d'une image OCT plein champ de la tranche de cohérence de l'échantillon par élimination, dans l'image normalisée, de fluctuations spatiales basses fréquences définies en fonction 25 de la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique brute. [0018] La déposante a démontré que, grâce au procédé selon le premier aspect, une image interférométrique brute unique acquise par la caméra à différence de marche fixe est suffisante pour calculer une image OCT plein champ de la tranche de cohérence dans l'échantillon. [0019] Le procédé d'imagerie décrit ici tire parti des propriétés aléatoires du signal de « speckle » 30 contenu dans l'onde rétrodiffusée afin de supprimer le signal de fond venant de l'extérieur de la tranche de cohérence. Les hétérogénéités de la tranche de cohérence occupent des positions spatiales aléatoires qui donnent lieu au « speckle » dans l'image interférométrique brute. Le « speckle » est donc à la fois une source de bruit et porteur d'information sur les caractéristiques du tissu biologique. A cause du « speckle », l'intensité dans l'image interférométrique brute varie rapidement d'un pixel à son voisin et 35 comprend un signal à hautes fréquences spatiales. 27673/010FR1 3050038 5 [0020] La déposante a en outre constaté, notamment par observation de la fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique brute, la présence d'une part d'un pic central, dont la largeur est celle de la tâche de diffraction du dispositif optique et qui comprend les informations sur les caractéristiques du tissu biologique, et d'autre part, d'un signal d'amplitude beaucoup plus faible, 5 correspondant au signal de fond à éliminer. [0021] Cette largeur de pic est comprise entre 2 et 3 pixels: cette valeur est à la fois supérieure à la taille des grains du « speckle » dans l'image et inférieure à la période avec laquelle varie le signal de fond. [0022] Ainsi le signal de fond présentant principalement des basses fréquences spatiales, il peut 10 être supprimé de l'image interférométrique brute en préservant les informations sur les caractéristiques du tissu biologique sous réserve de prendre en compte la largeur (ou dimension latérale) du pic central de la fonction d'autocorrélation pour la sélection des fréquences spatiales à conserver. [0023] En outre, en travaillant à différence de marche fixe, on évite les problèmes d'ajustement des sauts de phase de n/2 qui correspondent à des déplacements très fins, de l'ordre de la centaine de 15 nanomètres. [0024] Par rapport à la « méthode 4 phases » ou la « méthode 2 phases », il n'est plus nécessaire de s'assurer que l'échantillon ne se déplace pas de plus de quelques dizaines de nanomètres pendant l'acquisition des images interférométriques brutes, et une qualité d'image OCT plein champ équivalente est obtenue. 20 [0025] En conséquence, la technique d'imagerie par OCT plein champ selon la présente description est applicable, sans contrainte d'immobilité pour le patient, à l'imagerie in-vivo, par exemple pour l'examen ophtalmologique de la cornée d'un patient. [0026] Dans au moins un mode de réalisation du procédé d'imagerie selon le premier aspect, le calcul de l'image OCT plein champ comprend un calcul de différences pixel à pixel entre l'image 25 normalisée et l'image normalisée translatée d'un vecteur de module supérieur à la largeur dudit pic central de la fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique, un pixel de l'image OCT plein champ étant calculé en fonction d'une dite différence pixel à pixel calculée pour le pixel concerné. [0027] Dans au moins un mode de réalisation du procédé d'imagerie selon le premier aspect, un pixel de l'image OCT plein champ est obtenu par multiplication du pixel correspondant de l'image 30 normalisée avec la différence pixel à pixel calculée pour le pixel correspondant et par mise à l'échelle de la valeur obtenue par ladite multiplication. [0028] Dans au moins un mode de réalisation du procédé d'imagerie selon le premier aspect, le calcul de l'image OCT plein champ comprend un filtrage de l'image normalisée au moyen d'un filtre passe-haut de fréquence de coupure fonction de ladite largeur de pic. 35 [0029] Dans au moins un mode de réalisation du procédé d'imagerie selon le premier aspect, dans lequel un pixel de l'image normalisée est obtenu en divisant un pixel correspondant de l'image interférométrique brute avec un pixel correspondant de l'image de référence. 27673/010FR1 3050038 6 [0030] La présente description a pour objet, selon un deuxième aspect, un système d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ d'un échantillon volumique diffusant comprenant : un dispositif d'interférence comprenant un bras objet destiné à recevoir l'échantillon et un bras de référence sur lequel est agencée une surface de réflexion, le dispositif d'interférence étant adapté 5 pour produire un signal interférométrique bidimensionnel résultant d'une interférence entre, d'une part, une onde de référence obtenue par réflexion d'une onde lumineuse incidente sur une surface de réflexion d'un bras de référence du dispositif d'interférence, et, d'autre part, une onde objet obtenue par rétrodiffusion de l'onde lumineuse incidente par une tranche de cohérence d'un échantillon placé dans le bras objet du dispositif d'interférence; et produire, en l'absence d'onde objet, un signal 10 bidimensionnel de référence par réflexion de l'onde lumineuse incidente sur la surface de réflexion ; un dispositif d'acquisition adapté pour acquérir, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, une image interférométrique brute à partir du signal interférométrique bidimensionnel ; et acquérir, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, une image de référence acquise à partir du signal bidimensionnel de référence; 15 une unité de traitement configurée pour calculer une image normalisée à partir de l'image interférométrique brute et de l'image de référence acquise; et calculer une image OCT plein champ de la tranche de cohérence de l'échantillon par élimination, dans l'image normalisée, de fluctuations spatiales basses fréquences définies en fonction de la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique brute. 20 [0031] Dans au moins un mode de réalisation du système d'imagerie selon le deuxième aspect, l'unité de traitement est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ en calculant des différences pixel à pixel entre l'image normalisée et l'image normalisée translatée d'un vecteur de module supérieur à la largeur dudit pic central de la fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique, un pixel de l'image OCT plein champ étant calculé en fonction d'une dite différence 25 pixel à pixel calculée pour le pixel concerné. [0032] Dans au moins un mode de réalisation du système d'imagerie selon le deuxième aspect, dans lequel l'unité de traitement est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ par multiplication du pixel correspondant de l'image normalisée avec la différence pixel à pixel calculée pour le pixel correspondant et par mise à l'échelle de la valeur obtenue par ladite multiplication. 30 [0033] Dans au moins un mode de réalisation du système d'imagerie selon le deuxième aspect, l'unité de traitement est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ par filtrage de l'image normalisée au moyen d'un filtre passe-haut de fréquence de coupure fonction de ladite largeur de pic. [0034] Dans au moins un mode de réalisation du système d'imagerie selon le deuxième aspect, dans lequel l'unité de traitement est configurée pour calculer un pixel de l'image normalisée en divisant 35 un pixel correspondant de l'image interférométrique brute avec un pixel correspondant de l'image de référence. 27673/010FR1 3050038 7 BREVE DESCRIPTION DES FIGURES [0035] D'autres avantages et caractéristiques de la technique d'imagerie présentée ci-dessus apparaîtront à la lecture de la description détaillée ci-dessous, faite par référence aux figures dans lesquelles 5 - la figure 1 A (déjà décrite) est un exemple d'un dispositif d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ de type FFOCT selon l'art antérieur; - la figure 1B est un exemple d'un dispositif d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ de type FFOCT selon la présente description; - la figure 2A illustre les propriétés de rétrodiffusion d'une tranche de cohérence d'un échantillon; 10 - la figure 2B est une image d'exemple d'un signal bidimensionnel de « speckle » ; - la figure 2C est une image d'exemple d'une fonction d' autocorrélation; - la figure 3 illustre un exemple de réalisation d'un procédé d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ selon la présente description ; - la figure 4 illustre un premier mode de réalisation d'un procédé d'imagerie par microscopie 15 interférentielle plein champ selon la présente description ; - la figure 5 illustre un deuxième mode de réalisation d'un procédé d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ selon la présente description ; - les figures 6A-6C représente des signaux monodimensionnels obtenus avec d'un procédé d'imagerie selon l'art antérieur et selon la présente description; 20 - la figure 7 représente une image OCT plein champ obtenue par un procédé d'imagerie selon l'art antérieur; - la figure 8 représente une image OCT plein champ obtenue par un procédé d'imagerie selon la présente description. DESCRIPTION DETAILLEE 25 [0036] Un mode de réalisation d'un système d'imagerie 20 adapté à la mise en oeuvre de procédés d'imagerie d'un échantillon volumique selon la présente description est représenté schématiquement sur la figure 1B. [0037] Le système d'imagerie 20 comprend un dispositif d'interférence 200, un dispositif d'acquisition 208, au moins une unité de traitement 220 et un écran d'affichage 230 relié à l'unité de 30 traitement 220. [0038] Selon un mode de réalisation, le dispositif d'interférence 200 comprend un élément séparateur de faisceau 202, par exemple un cube séparateur non polarisant, permettant de former deux bras. Dans l'un des bras, qui sera par la suite nommé « bras de référence », se trouve une surface de réflexion 205, plane, supposée être de réflexivité uniforme, par exemple un miroir. L'autre bras, qui sera 35 par la suite nommé « bras objet », est destiné à recevoir, en fonctionnement, un échantillon 206 volumique et diffusant, pour une tranche duquel on souhaite produire une image tomographique à au 27673/010FR1 3050038 8 moins une profondeur selon l'un des procédés de la présente description. Dans le mode de réalisation illustré à la figure 1B, l'échantillon est placé sur un plateau 210 ou un porte-échantillon. Alternativement l'échantillon peut être un échantillon in-vivo ne nécessitant pas de support. [0039] Dans l'exemple de la figure 1B, le dispositif d'interférence 200 est de type interféromètre 5 de Linnik et comprend deux objectifs de microscope identiques 203, 204 agencés respectivement dans le bras objet et dans le bras de référence. La surface de réflexion 205 est placée au foyer de l'objectif 204 du bras de référence et un échantillon 206 peut être placé au foyer de l'objectif 203 du bras objet. D'autres types d'interféromètres peuvent être envisagés pour la mise en oeuvre des procédés selon la présente description, et notamment des interféromètres de type Michelson, Mirau, Fizeau etc. Des lames 10 de verre 209, 210 sont si nécessaire prévues sur chacun des bras pour compenser la dispersion. [0040] Le dispositif d'interférence comprend une source lumineuse 201 pour l'émission d'une onde lumineuse incidente. La source lumineuse 201 est une source spatialement incohérente ou de faible longueur de cohérence (en pratique, dans une gamme de 1 à 20 micromètres), par exemple une lampe halogène ou une LED. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la source lumineuse 201 peut faire 15 partie du système d'imagerie 20, comme dans l'exemple de la figure 1B, ou peut être un élément extérieur au système d'imagerie, le système d'imagerie étant adapté à travailler avec des ondes lumineuses incidentes provenant de différents types de sources lumineuses. [0041] Le dispositif d'interférence 200 comprend ou est utilisé en combinaison avec un dispositif d'acquisition 208 configuré pour l'acquisition d'au moins un signal interférométrique bidimensionnel 20 produit par le dispositif d'interférence 200. Le dispositif d'acquisition 208 est par exemple un capteur d'image, de type caméra CCD (Charge-Coupled Device) ou CMOS (Complementarity metal-oxidesemiconductor). Ce dispositif d'acquisition 208 est capable d'acquérir des images à cadence élevée, par exemple à une fréquence de 100 à 1000 images par seconde, certaines caméras pouvant acquérir jusqu'à plusieurs milliers d'images par seconde. 25 [0042] Dans un mode de réalisation, en sortie du dispositif d'interférence 200, est placée une optique 207, par exemple un doublet achromatique, dont la focale est adaptée pour permettre un échantillonnage adéquat de l'échantillon 206 par le dispositif d'acquisition 208, et qui permet de conjuguer les plans situés aux foyers des deux objectifs de microscope 203, 204 dans un même plan en sortie du dispositif d'interférence. Le dispositif d'acquisition 208 est placé dans ce dernier plan en sortie 30 du dispositif d'interférence 200 afin d'acquérir les signaux d'interférence produits par le dispositif d'interférence 200. Afin de ne pas limiter la résolution spatiale permise par les objectifs de microscope 203, 204, le choix de la focale de l'optique 207 est fait en adéquation avec le critère de Shannon La focale de l'optique 207 est par exemple de quelques centaines de millimètres, typiquement 300 mm. [0043] Le dispositif d'interférence 200 est configuré pour produire un signal interférométrique 35 bidimensionnel, résultant d'une interférence optique entre, d'une part, une onde de référence, obtenue par réflexion de l'onde lumineuse incidente par la surface de réflexion 205 du bras de référence du 27673/010FR1 3050038 9 dispositif d'interférence 200 et, d'autre part, une onde objet, obtenue par rétrodiffusion de l'onde lumineuse incidente par un échantillon 206 placé dans le bras objet du dispositif d'interférence 200. [0044] En notant n l'indice de réfraction du tissu biologique et I, la longueur de cohérence de la source de lumière 201, des interférences entre l'onde lumineuse réfléchie par la surface de réflexion 205 5 (onde de référence) et l'onde lumineuse rétrodiffusée par l'échantillon 206 n'ont lieu que lorsque les chemins optiques dans les deux bras du dispositif d'interférence sont égaux, à /c/2n près. Ainsi, des interférences ont lieu entre l'onde de référence et l'onde lumineuse rétrodiffusée par une tranche de l'échantillon, appelée tranche de cohérence, cette tranche de cohérence étant située dans un plan perpendiculaire à l'axe optique du bras objet, à une profondeur donnée de l'échantillon. L'épaisseur de 10 cette tranche de cohérence est égale à la longueur de cohérence I, de la source lumineuse 201 divisée par 2 fois l'indice n de réfraction du tissu biologique. [0045] Le signal interférométrique bidimensionnel résultant est acquis à un instant t par le dispositif d'acquisition 208. Il en résulte une image interférométrique brute correspondant à l'état d'interférence à un instant t donné de la tranche de cohérence. Un élément d'image ou pixel d'image 15 interférométrique situé à une position donnée (i,j), définie relativement à un repère bidimensionnel associé au dispositif d'acquisition 208, présente une valeur I(i,j), définie par l'équation (eql) ci-dessus et qui correspond à l'intensité du signal interférométrique bidimensionnel, acquis à l'instant t, à la position (i,j). [0046] L'intensité I(i,j) du signal interférométrique bidimensionnel ou pixel (i,j) d'image 20 interférométrique représente l'intensité d'une onde élémentaire de sortie, résultant notamment d'une interférence optique entre une onde élémentaire, composant l'onde de référence, réfléchie par une surface élémentaire de la surface de réflexion 205 et une onde élémentaire, composant l'onde objet, rétrodiffusée par un volume élémentaire ou voxel de la tranche de cohérence de l'échantillon. Un voxel est ainsi un volume élémentaire défini dans la tranche de cohérence. Chaque voxel de la tranche de 25 cohérence de l'échantillon correspond ainsi à une surface élémentaire de la surface de réflexion 205 et les ondes élémentaires correspondantes interfèrent pour former une onde élémentaire de sortie composant le signal interférométrique bidimensionnel en sortie du dispositif d'interférence 200. [0047] Conformément à l'équation (eql), l'intensité d'une onde élémentaire de sortie comprend en outre une composante I o(i, j)R,'(i, j) qui ne résulte pas d'une interférence optique, mais 30 correspond à une onde lumineuse élémentaire provenant de l'extérieur du voxel ou de réflexions parasites. [0048] Ces différentes ondes élémentaires de sortie sont acquises en parallèle, à un instant t, par le dispositif d'acquisition 208 pour obtenir une image interférométrique brute. [0049] L'onde lumineuse élémentaire rétrodiffusée par un voxel est représentative de l'amplitude 35 de la somme cohérente des ondes rétrodiffusées par l'ensemble des structures diffusantes présentes dans ce voxel. 27673/010FR1 3050038 10 [0050] La figure 2A illustre ce qui se passe au niveau d'un voxel d'un échantillon de tissu biologique. Une onde plane incidente A est focalisée dans la tranche de cohérence de l'échantillon diffusant. Des diffuseurs ou hétérogénéités Dl à D10, qui occupent des positions aléatoires spatialement dans l'échantillon, produisent une onde rétrodiffusée B dont l'amplitude et la phase sont aléatoires 5 spatialement produisant dans l'image interférométrique brute le bruit appelé « speckle ». [0051] La figure 2B est une image d'exemple d'un signal bidimensionnel de « speckle ». On observe sur cette image un bruit à hautes fréquences spatiales, donnant à l'image un aspect sableux, la taille des grains de « speckle » étant d'environ 2 pixels (comprise entre 2 et 3 pixels dans le cas de cet exemple). Dans cette image d'exemple, un zoom d'un facteur 2 a été appliqué de sorte que les grains de 10 « speckle » ont une taille de 4 pixels environ. [0052] Ce « speckle » est souvent considéré comme un défaut, en ce sens qu'il ajoute un «bruit » à l'image de l'échantillon. Ce bruit peut être corrigé, par exemple en additionnant plusieurs images décorrélées prises à des profondeurs différentes dans l'échantillon, mais ceci se fait au détriment de la résolution axiale et de la possibilité d'acquérir des images à cadence élevée. 15 [0053] Pour surmonter de telles limitations, la déposante a montré qu'il est possible de tirer parti des propriétés fréquentielles de ce bruit. En effet, les ondes lumineuses rétrodiffusées par l'échantillon sont affectées par le « speckle », ce bruit étant un bruit multiplicatif, à hautes fréquences spatiales, qui se combine à l'information pertinente [R,R00,0]1/2 recherchée. On peut donc restituer cette information pertinente en éliminant de l'image interférométrique brute les composantes à plus basses fréquences. 20 [0054] Le terme d'interférence aléatoire 4/0(i,j)fabs(cos(9(0)///R,R0(i,j)f/2 possède ainsi des propriétés fréquentielles distinctes de la composante /00,0[R, + Ro(i,j) + Rin,(01 qui n'est pas affectée le « speckle ». On considère à cet endroit que le terme Ro(i,j), bien qu'étant en pratique affecté par le « speckle », est négligeable devant /R,R0(i,j)Jl'. On peut ainsi extraire l'information pertinente par une des méthodes décrites ici. 25 [0055] Le dispositif d'interférence 200 peut également être utilisé en bloquant la transmission optique dans le bras objet, c'est-à-dire, en l'absence d'onde objet, et produire en sortie du dispositif d'interférence 200 un signal bidimensionnel de référence obtenu par réflexion de l'onde lumineuse incidente sur la surface de réflexion 205. L'image brute, dénommée ci-après image de référence, qui est acquise à partir de ce signal bidimensionnel de référence comprend des irrégularités et/ou non- 30 uniformités représentatives des irrégularités et/ou non-uniformités propres au dispositif d'interférence 200 et/ou au dispositif d'acquisition 208 et/ou à la source lumineuse 201, et qui sont donc indépendantes de tout échantillon. Par exemple, les irrégularités de réalisation de la matrice d'acquisition d'image du dispositif d'acquisition 2008 induisent un signal de bruit, de faible amplitude, à hautes fréquences spatiales, sur les pixels de chaque image, produite en sortie du dispositif d'interférence 200, qui est 35 acquise par ce dispositif d'acquisition 208. Selon un autre exemple, la non-uniformité de la source lumineuse induit également des variations spatiales sur les pixels de chaque image, produite en sortie du dispositif d'interférence 200, qui est acquise par ce dispositif d'acquisition 208. 27673/010FR1 3050038 11 [0056] Dans l'équation (eql), les coefficients Ro (i, j) et Ri (i, j) , qui correspondent à l'onde objet sont supposés être égaux à zéro en l'absence d'onde objet. L'image de référence présente une intensité d'illumination pour chaque pixel (i,j) qui peut ainsi s'exprimer sous la forme : IR(i , j)= I0(i , j)(R,,) (eq10) 5 [0057] L'unité de traitement 220 est configurée pour exécuter au moins une étape de traitement d'au moins un signal interférométrique bidimensionnel acquis par le dispositif d'acquisition 208 et/ou au moins une étape de génération d'image conformément à au moins un des procédés d'imagerie selon la présente description, afin de générer au moins une image OCT plein champ de la tranche d' échantillon. 10 [0058] Dans un mode de réalisation, l'unité de traitement 220 est un dispositif informatique comprenant une première mémoire CM1 (non représentée) pour le stockage d'images numériques, une deuxième mémoire CM2 (non représentée) pour le stockage d'instructions de programme ainsi qu'un processeur de données, apte à exécuter des instructions de programme stockées dans cette deuxième mémoire CM2, notamment pour commander l'exécution d'au moins une étape de traitement d'au moins 15 un signal interférométrique bidimensionnel acquis par le dispositif d'acquisition 208 et/ou d'au moins une étape de calcul d'image conformément à au moins un des procédés d'imagerie selon la présente description. [0059] L'unité de traitement 220 peut également être réalisée sous forme de circuit intégré, comprenant des composants électroniques adaptés pour mettre en oeuvre la ou les fonctions décrites dans 20 ce document pour l'unité de traitement. L'unité de traitement 220 peut également être mise en oeuvre par un ou plusieurs dispositifs physiquement distincts. [0060] L'unité de traitement 220 est configurée pour calculer au moins une image OCT plein champ de l'échantillon 206 à partir d'au moins un signal interférométrique bidimensionnel obtenu par le dispositif d'acquisition 208. 25 [0061] Différentes méthodes d'utilisation de ce système d'imagerie et de génération d'images à partir de signaux interférométriques bidimensionnels produit par ce système d'imagerie sont décrites plus en détail ci-dessous. [0062] Les principales étapes d'un mode de réalisation d'un procédé d'imagerie selon la présente description, nommé ci-après procédé d'imagerie SP-FFOCT (pour « Single phase Full Field OCT »), 30 sont décrites par référence à la figure 3. De même, une image OCT plein champ obtenue par un tel procédé d'imagerie SP-FFOCT sera nommée image SP-FFOCT. Bien que présentées de manière séquentielle, certaines au moins des étapes de ce procédé sont susceptibles d'être réalisées en parallèle d'autres étapes ou dans un autre ordre. Dans au moins un mode de réalisation, le procédé d'imagerie SP-FFOCT est mis en oeuvre par l'unité de traitement 220. 35 [0063] Lors de l'étape 300, un signal interférométrique bidimensionnel est produit par l'interféromètre 200, en l'absence d'onde objet et à différence de marche fixe entre le bras objet et le 27673/010FR1 3050038 12 bras de référence, et une image brute de référence ou image de référence Ire{ est acquise en sortie par le dispositif d'acquisition 208. [0064] Pour l'acquisition à différence de marche fixe, aucun moyen technique (i.e. optique, électrique et/ou mécanique tel que lames biréfringentes, modulateur à effet Pockels, cale piézo- 5 électrique, etc), induisant une variation de la différence de marche entre le bras objet et le bras de référence, n'est utilisé dans le dispositif d'interférence 200 pour produire le signal interférométrique bidimensionnel qui est acquis par le dispositif d'acquisition 208. Par différence de marche fixe, on entend que la différence de chemin optique (en anglais « optical path difference ») entre le bras de référence et le bras objet est constante. Selon un mode de réalisation, la différence de marche est 10 maintenue fixe en maintenant à une position fixe la surface de réflexion dans le bras de référence. Aucun dispositif optique, induisant une variation temporelle de la phase 0(i, j) (cf équation (eql)) au cours de l'acquisition d'une image interférométrique brute, n'est notamment utilisé sur les chemins optiques de l'onde incidente, de l'onde objet ou de l'onde de référence. [0065] Lors de l'étape 310, un échantillon 206 est placé dans le bras objet du dispositif 15 d'interférence 200 à une position permettant d'analyser une première tranche d'échantillon. Cette première tranche est la tranche courante pour la première exécution des étapes 320 à 340 décrites ci-dessous. [0066] Lors de l'étape 320, un signal interférométrique bidimensionnel de la tranche courante de l'échantillon 206 est produit par l'interféromètre 200 à différence de marche fixe entre le bras objet et 20 le bras de référence et une image interférométrique brute est acquise par le dispositif d'acquisition 208 à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence. Cette image interférométrique est enregistrée dans une mémoire du dispositif d'acquisition 208. Comme pour l'étape 300, aucun moyen technique, induisant une variation de la différence de marche entre le bras objet et le bras de référence, n'est utilisé pour la production ou pendant l'acquisition du signal interférométrique bidimensionnel qui 25 est acquis par le dispositif d'acquisition 208. Selon un mode de réalisation, la différence de marche est maintenue fixe en maintenant à une position fixe à la fois la surface de réflexion dans le bras de référence et l'échantillon 206 dans le bras objet du dispositif d'interférence 200. [0067] A l'étape 330, un calcul d'une image normalisée N est effectuée par normalisation de l'image interférométrique brute acquise à l'étape 320. Cette normalisation est effectuée en utilisant 30 l'image de référence acquise à l'étape 300. [0068] Selon un mode de réalisation, l'image normalisée est calculée comme la division pixel à pixel entre l'image interférométrique brute I(i,j) et l'image de référence IR(i,j). Ainsi, pour chaque pixel (i,j) de l'image normalisée N : N(i,j)= (K1 * I(i,j) ) / IR(i,j) (eql la) 35 où K1 est un facteur multiplicatif de mise à l'échelle. En pratique, le rapport I(i,j) / IR(i,j) étant proche de 1, le facteur multiplicatif K1 peut être choisi en fonction de la dynamique de codage souhaitée, c'est- 27673/010FR1 3050038 13 à-dire par exemple du nombre de bits de codage choisi pour les valeurs N(i,j). Par exemple K= 128 pour un codage sur 8 bits. . [0069] En effectuant une normalisation selon l'un quelconque de ces modes de réalisation, l'image normalisée N est indépendante des irrégularités et/ou non-uniformités propres au dispositif 5 d'interférence 200 et/ou au dispositif d'acquisition 208 et/ou à la source lumineuse 201. En outre, contrairement à l'image interférométrique brute I, l'image normalisée N présente un bon rapport signal / bruit. [0070] A l'étape 340, une image OCT plein champ, ou image SP-FFOCT, est calculée par correction de l'image normalisée obtenue à l'étape 330. Cette correction est effectuée en prenant en 10 compte la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée N ou de l'image interférométrique brute I. [0071] La figure 2C est une image d'exemple d'une fonction d'autocorrélation d'une image normalisée N. On observe sur cette image un cercle blanc central correspondant au pic central de la fonction d'autocorrélation. La largeur de pic du pic central de la fonction d'autocorrélation est 15 approximativement égale au diamètre de ce cercle blanc central ou au rayon du premier cercle noir autour du cercle blanc central. Pour les besoins de la présente description, l'image de la figure 2C a été zoomée de sorte que la largeur de pic est d'environ 12 pixels, mais en utilisant une échelle correspondant à celle utilisée pour la figure 2B, cette largeur de pic serait d'environ 4 pixels. [0072] Il est possible également d'utiliser la largeur du pic de la fonction d'autocorrélation de 20 l'image interférométrique brute I acquise à différence de marche fixe. Dans ce cas, par rapport à la figure 2C, s'ajoute un pic de section triangulaire, correspondant à la composante fréquentielle de fréquence égale à zéro ou proche de zéro, c'est-à-dire correspondant à la valeur moyenne des pixels de l'image interférométrique brute I. Cette composante fréquentielle / valeur moyenne ne comporte pas d'information pertinente, et peut donc être éliminée. Ainsi le fait de travailler sur l'image normalisée N 25 permet d'éliminer cette composante fréquentielle / valeur moyenne de l'image interférométrique brute et donc le pic de section triangulaire dans la fonction d'autocorrélation. [0073] Selon au moins un mode de réalisation, la correction comprend une élimination de fluctuations spatiales basses fréquences, définies en fonction de la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée N ou de l'image interférométrique brute I. 30 [0074] Aucune combinaison d'images interférométriques brutes de l'échantillon n'est effectuée. A partir d'une seule et unique image interférométrique brute de l'échantillon, acquise par le dispositif d'acquisition 208, une image OCT plein champ de l'échantillon, ou image SP-FFOCT, est calculée. [0075] La génération d'une image SP-FFOCT par traitement d'une image interférométrique brute peut être effectuée soit en temps réel, si les ressources et les capacités de traitement de l'unité de 35 traitement 220 le permettent, soit en temps différé. [0076] Ainsi, en répétant les étapes 320 à 340 un nombre P quelconque de fois, on peut obtenir une succession de P images SP-FFOCT de l'échantillon à une cadence identique à la cadence 27673/010FR1 3050038 14 d'acquisition des images interférométriques brutes de départ dans le cas d'un traitement en temps réel, ou tout au moins, pour des instants temporels qui correspondent aux instants d'acquisition des images interférométriques brutes, en cas de traitement en temps différé. Cette succession d'images SP-FFOCT peut être utilisée pour une analyse des mouvements dans une tranche de cohérence donnée de 5 l'échantillon, pour effectuer une moyenne ou une combinaison entre ces images SP-FFOCT, ou encore, pour générer une représentation en trois dimensions de l'échantillon en produisant une image SPFFOCT par tranche de cohérence pour des tranches de cohérence situées à différentes profondeurs dans 1' échantillon. [0077] En l'absence de modulation de la différence de marche, on peut obtenir par unité de temps, 10 pour un échantillon donné, autant d'images OCT plein champ successives distinctes, que le nombre d'images interférométriques brutes que le dispositif d'acquisition 208 est capable d'acquérir par unité de temps. [0078] Les principales étapes d'une première variante de réalisation d'un procédé de correction d'image, sont décrites par référence à la figure 4. Bien que présentées de manière séquentielle, certaines 15 au moins des étapes de ce procédé sont susceptibles d'être réalisées en parallèle d'autres étapes ou dans un autre ordre. Dans au moins un mode de réalisation, le procédé de correction d'image est mis en oeuvre par l'unité de traitement 220. [0079] A l'étape 400, la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée N est obtenue. En l'absence de structures périodiques ou répétitives dans l'échantillon, et 20 compte-tenu de la distribution spatiale aléatoire des hétérogénéités dans l'échantillon, la fonction d'autocorrélation présente un pic central, d'amplitude très nettement supérieure comparativement au reste de la fonction d'autocorrélation, correspondant à des fluctuations spatiales à basses fréquences spatiales dans l'image normalisée N. [0080] On peut montrer que la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image 25 normalisée N est fixe et correspond à la largeur de la tâche de diffraction du dispositif d'interférence 200. Cette largeur de pic est donc fonction du dispositif d'interférence 200. Pour un dispositif d'acquisition 208 d'image donné, cette largeur de pic peut être exprimée en nombre de pixels d'image. Cette largeur de pic est mesurée par exemple à mi-hauteur du pic central de la fonction d'autocorrélation. [0081] La largeur du pic central de la fonction d'autocorrélation correspond à la largeur de la tâche 30 de diffraction, qui est égale à 1,22k/20N où ON est l'ouverture numérique du microscope (ON varie par exemple entre 0.1 et 0.4) et 2,, la longueur d'onde de la source lumineuse 20. Cette largeur, calculée en nombre de pixels, dépend de la fréquence d'échantillonnage spatial du dispositif d'acquisition 208. La largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée N est par exemple comprise entre 1 et 4 pixels. 35 [0082] A l'étape 410, un calcul d'une image intermédiaire D est effectué à partir de l'image normalisée N obtenue à l'étape 330. Dans un mode de réalisation, ce calcul est effectué en calculant des 27673/010FR1 3050038 15 différences pixel à pixel entre l'image normalisée N et l'image normalisée N translatée d'un vecteur V(x,y) de coordonnées (x,y). Pour chaque pixel (i,j) de l'image intermédiaire D : D(ij)=1N(ij) - N(i-x, j-y) (eq12) [0083] L'image intermédiaire D est représentative de fluctuations spatiales à hautes fréquences 5 spatiales dans l'image normalisée N, la fréquence F de ces fluctuations étant telle que F > 1/Rx2±y2)11/4. [0084] En pratique, le vecteur V est choisi de sorte que sa norme Rx2+y2)11/2 soit supérieure à la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée N obtenue à l'étape 400. Par exemple, V(x,y)=(2,2) ou V(x,y)=(-2,2) ou V(x,y)=(-2,-2) ou V(x,y)=(2,-2). Selon un autre exemple, V(x,y)=(1,2) ou V(x,y)=(-1,2) ou V(x,y)=(-1,-2) ou V(x,y)=(1,-2). Selon encore un autre exemple, 10 V(x,y)=(2,1) ou V(x,y)=(-2,1) ou V(x,y)=(-2,-1) ou V(x,y)=(2,-1). [0085] A l'étape 420, un calcul d'une image SP-FFOCT Cl est effectué à partir de l'image intermédiaire D obtenue à l'étape 410. Dans un mode de réalisation, ce calcul est effectué par multiplication pixel à pixel de l'image normalisée N avec l'image intermédiaire D suivi d'une opération de mise à l'échelle. Cette mise à l'échelle peut être effectuée par une fonction linéaire ou non linéaire. 15 [0086] Selon un premier mode de réalisation, l'opération de mise à l'échelle utilise la fonction racine carrée, et pour chaque pixel (i,j) de l'image SP-FFOCT Cl : Cl(ij)= ( N(ij )*D(i j) )1/2_ N(i,j)*(1N(ij) - N(i-x, j-y) 1/2 (eql3a) soit Cl(ij)=(IN(ij)*N(ij) - N(ij)*N(i-x, j-y)1 ) 1/2 (eql3b) 20 [0087] Selon un deuxième mode de réalisation, l'opération de mise à l'échelle utilise une division par un facteur d'échelle N, et pour chaque pixel (i,j) de l'image SP-FFOCT Cl : C1(i,j)= ( N(i,j)*D(i,j) ) / N = ( N(ij)*(1N(ij) - N(i-x, j-y) / K2 (eql4a) soit Cl(ij)=(IN(ij)*N(ij) - N(ij)*N(i-x, j-y)1 ) / K2 (eql4b) 25 où K2 est un facteur d'échelle, par exemple égale à 256 si les pixels de l'image sont codés sur 8 bits avec des valeurs allant de 1 à 255. Dans ce deuxième mode de réalisation, on peut par exemple prendre K1= K2 = 1 et calculer, directement - c'est-à-dire sans mise à l'échelle - l'image SP-FFOCT C1(i,j) à partir de l'image interférométrique brute I(i,j) et de l'image de référence afin d'éviter une perte de précision dans les opérations de division, soit : 30 Cl(ij)=( I(i,j) ) / IR(i,j) ))*(1( I(i,j) / IR(i,j)) - (I(i-x, j-y) / IR(i-x, j-y)) (eql4c) [0088] Dans ces modes de réalisation, l'image SP-FFOCT Cl est ainsi calculée par correction de chaque pixel N(i,j) de l'image normalisée N avec une différence pixel à pixel D(i,j) calculée pour le pixel (i,j) concerné. 35 [0089] Dans l'équation (eql3a) ou (eql4a), en multipliant l'image normalisée N par l'image intermédiaire D et en prenant un vecteur V de norme supérieure à la largeur du pic d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée N, on obtient une image SP-FFOCT Cl dans laquelle les 27673/010FR1 3050038 16 fluctuations spatiales à basse fréquence sont éliminées de manière ciblée, c'est-à-dire dans laquelle les fluctuations spatiales à fréquence F telle que F > 1/1(x2+y2)11/2 sont éliminées et les fluctuations spatiales à plus haute fréquence sont conservées. [0090] A titre de comparaison, en raisonnant sur la base d'une fonction monodimensionnelle f(x), 5 représentative d'une ligne de pixels suivant la direction x, la différence f(x)-f(x-Dx) est égale, en prenant une approximation de premier ordre, au produit de la dérivée spatiale df/dx par la différence Dx. Le fait de calculer une dérivée par rapport à une variable spatiale revient ainsi à introduire un filtre « passe haut » sur les fréquences spatiales, plus précisément dans le rapport Dx/p où p est la période spatiale (inverse de la fréquence spatiale) contenue dans le spectre de Fourier. Une différence f(x)-f(x-Dx) d'une 10 ligne d'image de quelques milliers de pixels (par exemple, une ligne de 2000 pixels) permet ainsi de filtrer les basses fréquences spatiales selon la direction x dont la période est très supérieure à Dx, c'est-à-dire dont la fréquence spatiale est très inférieure à 1/Dx. [0091] Dans le cas particulier de l'image normalisée N(i,j), les informations correspondant au terme .N/Ro(i, j)R, cos 0(i, j) sont conservées. Les autres termes de l'équation (eql), c'est-à-dire les 15 composantes /0(01R, + Ro(i,j) + Rin,(01, sont éliminés ou négligeables par rapport au terme .'/R0(i, j)R, cos 0(i, j) extrait par les méthodes décrites. [0092] A l'étape 430, l'image SP-FFOCT Cl calculée à l'étape 420 est affichée sur un écran d'affichage, par exemple sur l'écran d'affichage 230 relié à l'unité de traitement 220. [0093] Les principales étapes d'une deuxième variante de réalisation d'un procédé de correction 20 d'image, sont décrites par référence à la figure 5. Bien que présentées de manière séquentielle, certaines au moins des étapes de ce procédé sont susceptibles d'être réalisées en parallèle d'autres étapes ou dans un autre ordre. Dans au moins un mode de réalisation, le procédé de correction d'image est mis en oeuvre par l'unité de traitement 220. [0094] A l'étape 500, la largeur L du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image 25 normalisée est obtenue. Cette étape est réalisée de la même manière que ce qui a été décrit plus haut pour l'étape 400. [0095] Lors de l'étape 510, un filtre passe-haut est obtenu et appliqué dans le domaine des fréquences spatiales à l'image normalisée N obtenue à l'étape 330. Une image SP-FFOCT C2 est ainsi obtenue par filtrage passe-haut de l'image normalisée N. Cette opération de filtrage passe-haut permet 30 d'éliminer de l'image normalisée les fluctuations spatiales à basse fréquence et de ne conserver que le terme .'/Ro(i, j)/ R, cos 0(i, j)) de l'image normalisée N. [0096] La fréquence Fc de coupure du filtre-passe haut est déterminée en fonction de la largeur L du pic de la fonction d'autocorrélation. En utilisant les notations précédentes, et en utilisant un filtre passe-haut du premier ordre, la fréquence de coupure Fc est de l'ordre de ON/(1,22 k). La relation entre 35 la fréquence de coupure est dans ce cas : alors : Fc = 1 / 2L 27673/010FR1 3050038 17 En pratique, une fréquence de coupure Fc fixée entre 5% et 10% de la largeur du spectre en fréquence de l'image normalisée N peut être utilisée. [0097] La synthèse du filtre passe-haut et/ou son application à l'image normalisée peut être réalisée au moyen de différents outils numérique de synthèse de filtre et/ou de filtrage numérique. 5 Différents types de filtre sont utilisables. Par exemple, un filtre passe-haut du premier ordre, du deuxième ordre. [0098] A l'étape 520, l'image SP-FFOCT C2 calculée à l'étape 510 est affichée sur un écran d'affichage, par exemple sur l'écran d'affichage 230 relié à l'unité de traitement 220. [0099] Les figures 6A-6C illustrent les composantes fréquentielles contenues dans les images 10 interférométriques brutes. La figure 6A représente un signal monodimensionnel correspondant à une représentation selon une dimension (une ou plusieurs lignes correspondant à 1000 pixels successifs selon l'exemple de la figure 6A) d'une image interférométrique brute I(i,j) selon l'équation (eql) (ou du signal interférométrique bidimensionnel correspondant) acquise à différence de marche fixe selon ce qui a été décrit à l'étape 320. 15 [00100] On observe sur cette figure 6A que ce signal monodimensionnel comprend une composante continue d'amplitude A - environ égale à 1000 selon l'échelle de la figure 6A - nettement plus élevée que l'amplitude B - inférieure à 10 selon l'échelle de la figure 6A - des composantes hautes fréquences de ce même signal monodimensionnel. Cette figure 6A illustre que le rapport signal / bruit est mauvais pour ce signal monodimensionnel et ne permet donc pas d'aboutir à une image OCT plein champ de 20 qualité visuelle suffisante, le signal utile correspondant à la composante /0(i,j)IR,R0(011/2 de l'équation (eql) étant noyé dans les composantes basses fréquences et n'ayant pas une amplitude ou un contraste suffisant pour pouvoir être exploité efficacement. [00101] La figure 6B est le résultat du traitement du signal monodimensionnel de la figure 6A par la « méthode des 2 phases » selon l'art antérieur, sur la base de l'équation (eq9). 25 [00102] On observe sur cette figure 6B une modulation - qui est représentée par la sinusoïde dessinée en pointillé sur la figure 6B - à basse fréquence sur l'amplitude du signal monodimensionnel (ou respectivement du signal interférométrique bidimensionnel) correspondant à une variation sinusoïdale du terme 4/0(i,j)Iabs(cos(9(i,j))))1[R,R0(0]1/2 de l'image OCT plein champ. [00103] La figure 6C est le résultat du traitement du signal monodimensionnel de la figure 6A par 30 le mode de réalisation décrit par référence aux figures 3 et 4. On observe, par comparaison de la figure 6B avec la figure 6C, que les signaux, après traitement par la méthode des 2 phases et par un procédé d'imagerie SP-FFOCT selon la présente description, sont très proches. La qualité des images obtenues par ces méthodes est ainsi équivalente. On observer en outre que le rapport signal / bruit des signaux des figures 6B et 6C est significativement meilleur que celui du signal de la figure 6A. 35 [00104] La figure 7 est une image OCT plein champ d'une tranche d'un échantillon de tissu biologique résultant d'une « méthode 4 phases » tandis que la figure 8 est une image OCT plein champ de la même tranche d'échantillon obtenue par un procédé d'imagerie SP-FFOCT de la présente 27673/010FR1 3050038 18 description. On observe, par comparaison de la figure 7 avec la figure 8, que les deux images sont très proches, de qualité équivalente, et qu'elles permettent toutes les deux de mettre en évidence les mêmes structures du tissu biologique. [00105] La technique d'imagerie de la présente description permet l'obtention d'images 5 tomographiques à cadence élevée, cette cadence n'étant actuellement limitée que par les fréquences d'acquisition d'image des caméras utilisables pour l'imagerie OCT Plein Champ, fréquences qui sont de l'ordre de 100 à 700 images par seconde. Cette technique d'imagerie trouve ainsi de nombreuses applications dans toutes les situations dans lesquelles il est souhaitable d'obtenir une image tomographique aussi nette que possible d'un tissu biologique à un instant donné, par exemple dans les 10 cas où le tissu biologique présente des mouvements ou dans l'acquisition in-vivo d'images tomographiques de tissus biologiques. [00106] Une première application concerne les examens ophtalmologiques. Il est connu que la vitesse de déplacement axial de l'oeil est de l'ordre de 0.1 mm/s (Heartbeat-Induced Axial Motion Artifacts in Optical Coherence Tomography Measurements of the Retina ; Roy de Kinkelder et al. 15 Investigative Ophthalmology & Visual Science, May 2011, Vol. 52, No. 6 3908 Copyright 2011), cette vitesse de déplacement faisant abstraction des mouvements induits par les battements cardiaques. Pour acquérir une image nette indépendamment de ces déplacements naturels de il est possible de travailler à une fréquence d'acquisition d'image d'environ 500 à 1000 images par seconde. A cette fréquence, on peut avoir une différence de marche liée aux mouvements de l'échantillon qui soit 20 inférieure à 80nm (soit le dixième de la longueur d'onde généralement utilisée). Ainsi, même des mouvements rapides allant jusqu'à 0.04 mm/s n'altéreraient pas de manière significative la qualité des images obtenues. On peut ainsi acquérir in vivo des images de la cornée ou de la rétine. [00107] Une autre application nécessitant une prise rapide d'images tomographiques est l'endoscopie de contact. Lors d'un tel examen, le médecin met son endoscope en contact avec la surface 25 d'un tissu biologique à examiner, par exemple un épithélium, et fait glisser l'endoscope le long de la surface. Là encore, compte-tenu du déplacement de l'endoscope, il faut pouvoir acquérir des images tomographiques à cadence suffisamment élevée pour conserver aussi intacte que possible l'information qui est contenue dans l'onde lumineuse rétrodiffusée à chaque instant par l'échantillon. Si la fréquence d'acquisition d'image de la caméra s'avère encore trop basse, il est possible en outre d'utiliser une 30 source lumineuse par impulsion ou par « flash » afin que l'onde lumineuse rétrodiffusée à chaque instant par l'échantillon corresponde à un intervalle de temps encore plus bref que l'intervalle entre 2 images. [00108] La technique d'imagerie de la présente description est applicable également dans le domaine de la dermatologie, par exemple pour la détection in vivo de tumeurs de la peau. [00109] La technique d'imagerie de la présente description permet plus généralement l'obtention 35 d'images, à cadence élevée et haute résolution, d'échantillons quelconques, que ces échantillons soient biologiques ou non. 27673/010FR1 REVENDICATIONS1. Procédé d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ d'un échantillon volumique et diffusant placé sur un bras objet d'un dispositif d'interférence comprenant : - une production, au moyen du dispositif d'interférence (200), d'un signal interférométrique bidimensionnel résultant d'une interférence entre, d'une part, une onde de référence obtenue par réflexion d'une onde lumineuse incidente sur une surface de réflexion (205) d'un bras de référence du dispositif d'interférence (200), et, d'autre part, une onde objet obtenue par rétrodiffusion de l'onde lumineuse incidente par une tranche de cohérence de l'échantillon (206) placé dans le bras objet du dispositif d'interférence (200); - une production, au moyen du dispositif d'interférence (200), d'un signal bidimensionnel de référence, obtenu en l'absence d'onde objet, par réflexion de l'onde lumineuse incidente sur la surface de réflexion (205) ; - une acquisition (320), à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, d'une image interférométrique brute à partir du signal interférométrique bidimensionnel; - une acquisition (300), à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, d'une image de référence à partir du signal bidimensionnel de référence ; - un calcul (330) d'une image normalisée à partir de l'image interférométrique brute et de l'image de référence; - un calcul (340) d'une image OCT plein champ de la tranche de cohérence de l'échantillon par élimination, dans l'image normalisée, de fluctuations spatiales basses fréquences définies en fonction de la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique brute. 2. Procédé d'imagerie selon la revendication 1, dans lequel le calcul de l'image OCT plein champ comprend un calcul de différences pixel à pixel entre l'image normalisée et l'image normalisée translatée d'un vecteur de module supérieur à la largeur dudit pic central de la fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique, un pixel de l'image OCT plein champ étant calculé en fonction d'une dite différence pixel à pixel calculée pour le pixel concerné. 3. Procédé d'imagerie selon la revendication 2, dans lequel un pixel de l'image OCT plein champ est obtenu par multiplication du pixel correspondant de l'image normalisée avec la différence pixel à pixel calculée pour le pixel correspondant et par mise à l'échelle de la valeur obtenue par ladite multiplication. 27673/010FR1 3050038 20 4. Procédé d'imagerie selon la revendication 1, dans lequel le calcul de l'image OCT plein champ comprend un filtrage de l'image normalisée au moyen d'un filtre passe-haut de fréquence de coupure fonction de ladite largeur de pic. 5. Procédé d'imagerie selon l'une quelconque des revendications indépendantes 1 à 4, 5 dans lequel un pixel de l'image normalisée est obtenu en divisant un pixel correspondant de l'image interférométrique brute avec un pixel correspondant de l'image de référence. 6. Système d'imagerie (20) par microscopie interférentielle plein champ d'un échantillon volumique diffusant (206) comprenant : - un dispositif d'interférence (200) comprenant un bras objet destiné à recevoir l'échantillon et 10 un bras de référence sur lequel est agencée une surface de réflexion (205), le dispositif d'interférence étant adapté pour - produire un signal interférométrique bidimensionnel résultant d'une interférence entre, d'une part, une onde de référence obtenue par réflexion d'une onde lumineuse incidente sur une surface de réflexion (205) d'un bras de référence du dispositif d'interférence (200), et, d'autre 15 part, une onde objet obtenue par rétrodiffusion de l'onde lumineuse incidente par une tranche de cohérence d'un échantillon (206) placé dans le bras objet du dispositif d'interférence (200); - produire, en l'absence d'onde objet, un signal bidimensionnel de référence par réflexion de l'onde lumineuse incidente sur la surface de réflexion (205) ; - un dispositif d'acquisition (208) adapté pour 20 - acquérir, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, une image interférométrique brute à partir du signal interférométrique bidimensionnel ; - acquérir, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, une image de référence acquise à partir du signal bidimensionnel de référence; - une unité de traitement (220) configurée pour : 25 - calculer une image normalisée à partir de l'image interférométrique brute et de l'image de référence acquise; - calculer une image OCT plein champ de la tranche de cohérence de l'échantillon par élimination, dans l'image normalisée, de fluctuations spatiales basses fréquences définies en fonction de la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique 30 brute. 7. Système d'imagerie selon la revendication 6, dans lequel l'unité de traitement (220) est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ en calculant des différences pixel à pixel entre l'image normalisée et l'image normalisée translatée d'un vecteur de module supérieur à la largeur dudit 27673/010FR1 3050038 21 pic central de la fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique, un pixel de l'image OCT plein champ étant calculé en fonction d'une dite différence pixel à pixel calculée pour le pixel concerné. 8. Système d'imagerie selon la revendication 7, dans lequel l'unité de traitement (220) est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ par multiplication du pixel correspondant de 5 l'image normalisée avec la différence pixel à pixel calculée pour le pixel correspondant et par mise à l'échelle de la valeur obtenue par ladite multiplication. 9. Système d'imagerie selon la revendication 6, dans lequel l'unité de traitement (220) est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ par filtrage de l'image normalisée au moyen d'un filtre passe-haut de fréquence de coupure fonction de ladite largeur de pic. 10 10. Système d'imagerie selon l'une quelconque des revendications indépendantes 6 à 9, dans lequel l'unité de traitement (220) est configurée pour calculer un pixel de l'image normalisée en divisant un pixel correspondant de l'image interférométrique brute avec un pixel correspondant de l'image de référence.