Brevet FR3099876A1 — publié le 20210219

Description Titre de l'invention : Procédé et dispositif d'imagerie rétinienne tomographique en cohérence optique Domaine technique [0001] La présente description concerne un procédé d'imagerie rétinienne et un dispositif adapté à la mise en oeuvre dudit procédé. Plus précisément, le procédé d'imagerie rétinienne est basé sur l'imagerie tomographique en cohérence optique (ou « OCT » selon l'abréviation de l'expression anglo-saxonne « optical coherence tomographv »). Etat de la technique [0002] L'OCT repose sur l'utilisation d'un interféromètre à faible cohérence. Cette technique d'imagerie permet de réaliser in vivo des images en coupe de tissus, avec une résolution axiale de quelques microns. Un intérêt de l'OCT en ophtalmologie provient de sa capacité à révéler in-vivo des tissus au travers d'autres tissus diffusants. [0003] La Fig. lA illustre de façon simplifiée les éléments principaux d'un dispositif 100 pour l'imagerie rétinienne de type OCT connu de l'état de l'art et décrit par exemple dans l'article de revue de J.F. De Boer et al. [Réf. 1]. Un tel dispositif comprend par exemple un module d'éclairage et de détection 110 et un module de balayage bidimensionnel 120 pour le balayage d'un faisceau d'éclairage émis par le module 110 et d'un faisceau réémis par la rétine après illumination par ledit faisceau d'éclairage. Le module 110 comprend un sous-module d'éclairage comprenant une source lumineuse 111 à faible cohérence temporelle, par exemple une source lumineuse de type SLED, configuré pour illuminer un point de la rétine avec un faisceau d'illumination à faible cohérence. Le module 110 comprend par ailleurs un sous-module de détection formé d'un interféromètre, par exemple un interféromètre fibré, par exemple de type Michelson, comprenant un bras de référence fibré avec un élément de réflexion 115 et une optique 114. Un coupleur 113 reçoit les faisceaux issus des fibres 112-1, 112-2, 112-3 respectivement en provenance de la source, du bras de référence et de la rétine pour la formation d'interférences sur un détecteur 116, par exemple un photomultiplicateur ou une photodiode à avalanche, relié au coupleur par une libre 112-4. Le dispositif 100 comprend par ailleurs une unité de traitement du signal 130, elle-même reliée à un écran et/ou interface 140 pour un utilisateur 11. [0004] Un tel dispositif d'imagerie tomographique à cohérence optique permet. d'obtenir une image axiale en profondeur au niveau d'un point de mesure de la rétine, cette image axiale, acquise selon une direction, étant connue sous le nom de « A-Scan ». Une telle image axiale en profondeur est obtenue par diverses méthodes telles que décrites dans [réf. 1]. Par exemple, une image axiale en profondeur peut être obtenue au moyen 2 d'une source avec un spectre large et l'enregistrement d' interférogrammes en fonction de la longueur d'onde au moyen d'un spectromètre (on parle de « FD-OCT » pour « Fourier domain OCT »). Selon un autre exemple, une image axiale en profondeur peut être obtenue au moyen d'une source à balayage spectral (ou « Swept Source ») et l'enregistrement d'un interférogramme comme une modulation temporelle lors du balayage spectral de la source (on parle de « Swept Source OCT »). [0005] Le schéma 101, Fig. 1B, illustre ainsi un profil A-Scan de la rétine 12 d'un oeil 10, l'image axiale étant dans cet exemple acquise selon un axe de propagation (t) du faisceau lumineux d'éclairage confondu avec l'axe (A) de où (A) est défini par l'axe passant par le centre de la cornée 14 et le centre de la fovéa. [0006] Par ailleurs, en effectuant un balayage du faisceau d'éclairage de telle sorte à déplacer l'impact du faisceau sur la surface de la rétine, il est possible d'acquérir une pluralité de profils axiaux en profondeur selon une ligne et d'obtenir ainsi une image en coupe à deux dimensions de la rétine, cette image en coupe étant dénommée « B-Scan ». Le schéma 102, Fig. 1B, illustre ainsi un B-Scan ou image en coupe de la rétine, acquise dans un plan comprenant dans cet exemple l'axe (A) de l'oeil et avec un déplacement angulaire 0, du faisceau de balayage. [0007] Comme illustré sur le schéma 103, FIG. 1B, il est également possible d'acquérir une pluralité d'images tomographiques en coupe, référencés B-Scan(i) sur le schéma 103. Les B-scans peuvent être acquis au même endroit c la rétine pour obtenir par moyennage sur les images tomographiques capturées, une image tomographique meilleur signal sur bruit. Les B-scans peuvent également être acquis à différents endroits de la rétine pour obtenir une image en volume de la rétine (« 3D-Scan »). [0008] 11 est connu également, comme décrit dans la demande publiée WO 2018197288 [Réf. 2] au nom de la déposante, un système d'imagerie de la rétine multi-échelle, avec une voie optique « grand-champ » pour l'acquisition d'images grand champ de la rétine et une voie optique « petit champ » pour l'acquisition d'images petit champ et haute résolution latérale, c'est-à-dire typiquement de quelques microns, la voie petit champ intégrant un dispositif de correction de front d'onde. Dans la demande précédemment citée, l'imagerie peut être de type OCT. [0009] En pratique, bien qu'on atteigne avec les dispositifs d'imagerie OCT connus à ce jour des fréquences d'acquisition des A-Scans de plus en plus importantes (typiquement supérieures à 100 kHz), la durée minimale d'acquisition d'une image en coupe (B-Scan) de la rétine, qui comprend entre 500 et 1000 A-scans, est comprise typiquement entre 3 ms et 10 ms. La durée minimale d'acquisition d'une image en volume de la rétine (3D-Scan), qui comprend entre 200 et 500 B-scans, est comprise typiquement entre 0,5 s et 4 s. Or, pendant de telles durées, l'oeil peut bouger pendant la capture d'image et détériorer la qualité des images acquises. 3 [0010] En effet, même lorsqu'il est demandé au patient de fixer un point, les yeux continuent de bouger selon différents types de mouvements. On connaît par exemple la dérive (ou « drift »), le « tremor » (tremblement) et les microsaccades involontaires. En particulier, la dérive s'observe comme un déplacement lent et irrégulier des axes optiques de La dérive, mesurée comme une variation angulaire de l'axe optique de l'oeil peut aller jusqu'à 150'/s (minutes d'arc par seconde) chez un sujet en bonne santé. Le tremor est un mouvement difficile à observer puisqu'il s'agit d'un mouvement incessant, de très faible amplitude (20 à 40 secondes d'angle) mais de haute fréquence (70 à 90 Hz) et les microsaccades, sont quant à elles de minuscules saccades. Elles peuvent avoir une dimension minimale de 2-5 minutes d'angle et surviennent de façon involontaire. [0011] Ainsi, comme illustré sur la FIG. 1C, lors de l'acquisition d'un B-Scan capturé en 10 ms, l'axe oculaire (A) peut être amené à subir une rotation de près d'une minute d'arc (schémas 104, 105) par rapport à la position nominale (schéma 104) si un sujet présente une dérive de 100'/s, ce qui correspond sur la rétine à un déplacement du faisceau d'illumination d'environ 5 !int Il en résulte un défaut de précision de l'image obtenue, notamment lors de l'acquisition d'une image en haute résolution latérale, pour laquelle la résolution peut atteindre 2pm. [0012] La demande de brevet US 2010/0053553 [Réf. 3] décrit une méthode d'imagerie ré- tinienne permettant, lors de l'acquisition d'une image en coupe (B-Scan) de la rétine, une poursuite et une correction des mouvements oculaires. Plus précisément, la méthode décrite dans le document précité comprend la mesure d'images de surface de la rétine au moyen d'un premier dispositif d'acquisition rapide, par exemple un système à balayage laser. Par opposition aux images en coupe, les images de surface sont acquises dans un plan perpendiculaire à l'axe oculaire L'acquisition des images de surface étant rapide, elle permet de mesurer en temps réel les mouvements de l'oeil. La méthode comprend alors la sélection sur l'image de surface ainsi acquise d'un emplacement et d'une direction d'une image en coupe souhaitée en vue de l'acquisition d'un B-Scan puis la capture du B-Scan au moyen d'un dispositif OCT, dans lequel le module de balayage est corrigé en temps réel des mouvements de l'oeil mesurés par le dispositif d'acquisition rapide. La stabilisation du module de balayage du dispositif OCT permet la capture du B-Scan à l'endroit exact sélectionné sur l'image de surface. [0013] La stabilisation du module de balayage du dispositif OCT par le signal de correction issu du dispositif d'acquisition d'images de surface telle que décrite dans [Réf. 3] est idéale dans le sens où elle permet une excellente précision dans la capture d'un BScan. Cependant, cette méthode de stabilisation est complexe à mettre en oeuvre car elle nécessite d'envoyer un signal de con-ection plusieurs fois pendant l'acquisition d'un B-Scan. 100141 La demande de brevet US2014/0211155 1RéL 41 décrit également une méthode d'imagerie rétinienne mettant en oeuvre une stabilisation de la mesure OCT au moyen d'un dispositif d'acquisition rapide d'images de surface de la rétine. Plus précisément, la méthode comprend la mesure des mouvements de l'oeil au moyen de l'acquisition d'images de surface. La méthode comprend également l'acquisition d'une pluralité d'images tomographiques en coupe ou B-Scans au moyen d'un dispositif OCT équipé d'un module de balayage bidimensionnel. Selon la méthode décrite, avant chaque acquisition d'un nouveau B-Scan, il est déterminé si les mouvements de l'oeil mesurés pendant l'acquisition d'un B-Scan précédent sont inférieurs à une valeur de seuil prédéterminée. Si c'est le cas, une correction des mouvements de l'oeil est faite par envoi d'un signal de correction sur le module de balayage du dispositif OCT avant l'acquisition du nouveau B-Scan, visant à corriger la position de départ. Si les mouvements de l'oeil sont supérieurs à la valeur de seuil prédéterminée, le B-Scan précédent est acquis à nouveau. [0015] La méthode décrite dans [Réf. 4] est beaucoup plus simple et plus rapide à mettre en oeuvre que la méthode décrite dans [Réf. 3]. Cependant, en cours d'acquisition d'un BScan, on observe l'effet de la dérive qui se traduit en fin d'acquisition par une distance entre le point théorique que l'on cherche à imager et le point réel imagé, cette distance pouvant en pratique être de l'ordre de 5 !km chez un sujet en bonne santé et beaucoup plus chez des sujets ayant une mauvaise fixation. Ainsi, la méthode décrit dans [Réf. 4] ne permet pas une stabilisation suffisante notamment dans le cas d'imagerie à haute résolution latérale. [0016] Un objet de la présente description est de proposer un procédé et un dispositif d'imagerie rétinienne qui présente une simplicité et une rapidité d'acquisition comparable à celle décrite dans [Réf. 4] mais qui offre une précision compatible notamment avec l'imagerie à haute résolution latérale. Résumé de l'invention [0017] Selon un premier aspect, la présente description concerne un procédé d'imagerie ré- tinienne, comprenant : [0018] l'acquisition successive d'une pluralité d'images en coupe de la rétine au moyen d'un premier module d'acquisition d'images tomographiques, ledit premier module comprenant un premier sous-module d'éclairage et de détection et un premier sous-module de balayage selon deux directions ; l'acquisition d'images de surface de la rétine au moyen d'un deuxième module d'acquisition d'image de surface de la rétine, ledit deuxième module comprenant un deuxième sous-module d'éclairage et de détection ; la détermination, à partir d'images de surface acquises par le deuxième module, d'une vitesse angulaire des mouvements oculaires selon au moins une desdites directions; la détermination, lors du lancement de l'acquisition de chaque image en coupe de ladite pluralité d'images en coupe de la rétine, d'une vitesse de balayage à appliquer par ledit premier sous-module de balayage selon ladite au moins une direction, ladite vitesse de balayage comprenant une vitesse de balayage nominale corrigée par une vitesse de correction fonction de ladite vitesse angulaire des mouvements oculaires. [0019] En corrigeant non plus systématiquement la position initiale pour l'acquisition d'un B-Scan mais la vitesse de balayage au lancement de l'acquisition du B-Scan, en fonction de la vitesse angulaire des mouvements oculaires (ou mouvements de la rétine), la déposante a montré qu'il était possible d'obtenir une bien meilleure prise en compte de la dérive de la rétine, notamment dans le cas d'imagerie de haute résolution latérale, tout en gardant un système simple de mise en oeuvre. [0020] Dans la présente description, on parlera indifféremment de résolution latérale et de vitesse de déplacement de la rétine d'une part, et de résolution et de vitesse angulaires de la rétine telle qu'elle apparait vue au travers du segment antérieur de l'oeil d'autre part. Les valeurs latérales et angulaires sont en effet liées par la focale de Ainsi, une résolution de 2pm équivaut à une résolution angulaire de 0.007°, soit 0.4 arcmin (avec la focale moyenne de de 17 mm). [0021] Un sous-module de balayage au sens de la présente description est configuré pour le balayage d'un faisceau d'éclairage émis pal- le sous-module d'éclairage et de détection, de manière continue ou discrète. [0022] On distingue de façon connue le balayage tramé ou unidirectionnel (également appelé « raster scan »), réalisé toujours dans le même sens, et le balayage bidirectionnel réalisé alternativement dans des sens opposés. Dans les deux cas, le balayage comprend une direction principale de balayage, appelée par convention « direction horizontale » dans la présente demande. [0023] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le sous-module de balayage comprend un scanner résonnant ou galvanométrique configuré pour dévier un faisceau d'éclairage de manière continue grâce à un miroir en rotation autour d'un axe. Le sous-module de balayage peut également comprendre une paire de scanners permettant de modifier le point d'impact du faisceau d'éclairage sur la rétine selon deux directions et générant un balayage bidirectionnel. [0024] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le sous-module de balayage comprend un miroir électromécanique MEMS (« Microelectromechanical systems ») configuré pour dévier directement un faisceau d'éclairage selon deux directions. [0025] De manière générale, tout composant capable de produire un nombre suffisant de di- 6 rections ou de points d'impact d'un faisceau d'éclairage sur la rétine peut être utilisé en tant que sous-module de balayage. [0026] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la vitesse angulaire des mouvements oculaires selon une direction est mesurée à partir de deux images de surface de la rétine, par exemple deux images acquises successivement ; la vitesse angulaire est alors déterminée par le déplacement angulaire selon cette direction divisé par l'intervalle de temps séparant les acquisitions desdites images de surface. [0027] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la vitesse angulaire des mouvements oculaires n'est déterminée que selon une direction, généralement la direction principale de balayage. La vitesse de correction ne sera alors déterminée que selon cette direction et la vitesse de balayage appliquée dans l'autre direction par le sous-module de balayage sera la vitesse nominale. [0028] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la vitesse angulaire des mouvements oculaires pourra être déterminée selon les deux directions. Dans ce cas, il sera possible de déterminer une vitesse de correction selon chacune des directions. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la vitesse de balayage appliquée par le sous-module de balayage est selon chaque direction, une vitesse nominale corrigée de ladite vitesse de correction. [0029] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la vitesse de correction est une vitesse des mouvements oculaires mesurée avant le lancement de l'acquisition, par exemple la dernière vitesse des mouvements oculaires mesurée avant le lancement de l' acquisition. [0030] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la vitesse de correction est obtenue sur la base d'une prédiction, à partir d'un historique des vitesses des mouvements oculaires mesurées avant le lancement de l'acquisition. [0031] Dans la présente description, on appelle vitesse de balayage nominale la vitesse de balayage prédéterminée pour l'acquisition d'un B-Scan, avant correction. La vitesse de balayage nominale est déterminée pour chacune des directions, par exemple par le champ total balayé selon ladite direction, le nombre de A-scans contenus dans un Bscan, et la durée d'un A scan; elle est généralement comprise (valeurs mesurées dans l'espace de l'oeil) entre -100 °/s (cas d'une image en petit champ haute résolution latérale), et plus de 10 000 °/s (image grand champ). [0032] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la détermination d'une vitesse angulaire des mouvements oculaires est faite avec une fréquence identique à la fréquence d'acquisition des images de surface. Il est également possible de déterminer la vitesse angulaire avec une fréquence plus faible ; en pratique, on pourra mesurer entre 2 et 10 valeurs de la vitesse angulaire des mouvements oculaires selon chaque direction pendant un B-Scan. 7 [0033] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, l'acquisition d'images de surface de la rétine est faite au moyen d'un détecteur bidimensionnel de type caméra et la fréquence d'acquisition est la fréquence d'acquisition de la caméra. [0034] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, l'acquisition d'images de surface de la rétine est faite par balayage d'un faisceau d'éclairage de la rétine et la fréquence d'acquisition est fonction de la fréquence de balayage et du nombre de lignes des images de surface de la rétine acquises. [0035] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le procédé d'imagerie rétinienne comprend en outre, avant l'acquisition de chaque image en coupe de ladite pluralité d'images en coupe de la rétine, la détermination d'une correction de décalage à appliquer par ledit premier sous-module de balayage, selon au moins une desdites directions, à un décalage de position nominal. [0036] Dans la présente description, on appelle décalage de position nominal une valeur de décalage prédéterminée à appliquer par le premier sous-module de balayage avant l'acquisition d'un nouveau B-Scan, indépendamment de toute correction des mouvements de la rétine. Le décalage de position nominal est par exemple calculé avec les paramètres de balayage définis par l'utilisateur. [0037] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la correction de décalage à appliquer selon ladite au moins une direction est fonction de ladite vitesse de correction. En particulier dans le cas d'un balayage tramé, on pourra corriger ainsi la dérive de la rétine pendant le temps de retour au point de démarrage pour l'acquisition d'un nouveau BScan. [0038] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le procédé d'imagerie rétinienne comprend en outre : [0039] - la détermination, pendant l'acquisition de chaque image en coupe de ladite pluralité d'images en coupe de la rétine, d'une valeur représentative d'une variation de la vitesse des mouvements oculaires ; l'application, avant l'acquisition d'une image en coupe de la rétine subséquente, selon ladite au moins une direction, de ladite correction de décalage au décalage de position nominal, si ladite valeur représentative de la variation de la vitesse pendant l'acquisition de l'image en coupe précédente est supérieure à une valeur seuil prédéterminée. [0040] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite valeur représentative de la variation de la vitesse des mouvements oculaires correspond à une accélération angulaire des mouvements oculaires (variation de vitesse pendant un intervalle de temps). [0041] De façon générale, lorsque l'acquisition d'images de surface de la rétine est faite au moyen d'un détecteur bidimensionnel de type caméra ou d'un système de balayage de 8 faisceau, ladite valeur représentative de la variation de la vitesse des mouvements oculaires peut être déterminée à partir de la variation de la vitesse de de la rétine. [0042] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la valeur seuil est déterminée en fonction de la résolution latérale recherchée pour l'imagerie de la rétine, la focale de la durée d'acquisition d'un A-Scan et le nombre de A-Scans par B-Scan. Des exemples de valeurs seuil sont comprises entre 0.10/s et 107s. [0043] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la correction de décalage à appliquer selon chacune des deux directions si la valeur représentative de la variation de la vitesse pendant l'acquisition de l'image en coupe précédente est supérieure à la valeur seuil prédéterminée est directement calculée à partir des images de surface de la rétine. [0044] Dans d'autres exemples, la correction de décalage pourra être déterminée à partir des vitesse(s) angulaires de mouvements de la rétine précédemment mesurées. [0045] Ainsi, selon un ou plusieurs exemples de réalisation, aucune correction sur le décalage de position nominal directement calculée à partir des images de surface de la rétine n'est appliquée pour l'acquisition d'un B-Scan ultérieur s'il n'y a pas eu un changement significatif de la vitesse des mouvements de la rétine. Cette absence de correction dans le décalage de position, associée à une correction de la vitesse de balayage, permet d'éviter toute variation brusque de l'espacement entre la fin d'un Bscan et le début du B-scan suivant. Une correction sur le décalage de position nominal fonction de la vitesse des mouvements oculaires peut cependant être appliquée. [0046] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le décalage de position nominal est prédéterminé pour l'acquisition d'une image en coupe de la rétine au même endroit que celui de l'image en coupe de la rétine précédente, en vue de l'acquisition d'une image en coupe de la rétine moyennée. Le procédé d'imagerie comprend alors la détermination d'une image en coupe moyennée de la rétine, calculée à partir d'une moyenne entre plusieurs images en coupe acquises au même endroit. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite image en coupe moyennée de la rétine est affichée. [0047] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le décalage de position nominal est prédéterminé pour l'acquisition d'une image en coupe de la rétine au même endroit que celui de l'image en coupe de la rétine précédente, en vue de l'acquisition d'une image dite « angiographique » de la rétine, ou « OCT A », permettant de mettre en évidence les vaisseaux de la rétine (voir [Réf. 1]) ; le procédé comprend alors la détermination d'une image calculée à partir d'une modification du contenu entre plusieurs images en coupe acquises au même endroit. Par exemple, on peut utiliser un indicateur de dispersion sur l'information de chaque pixel de l'image. L'information de chaque pixel peut par exemple correspondre à un module d'une valeur complexe correspondant à la mesure OCT, ou à la phase de cette mesure. Un indicateur de 9 dispersion est par exemple la variance, l'écart-type, l'écart absolu moyen, le moment d'ordre N ou tout autre indicateur de dispersion de l'information de chaque pixel. [0048] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le décalage de position nominal est prédéterminé pour l'acquisition d'une image en coupe de la rétine à un endroit de la rétine différent de celui de l'image en coupe précédente, en vue de l'acquisition d'une image tridimensionnelle de la rétine. [0049] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le procédé comprend en outre l'affichage d'une image tridimensionnelle de la rétine formée à partir de ladite pluralité d'images en coupe de la rétine. [0050] A partir de ladite image tridimensionnelle de la rétine, obtenue au moyen du procédé selon le premier aspect, un utilisateur peut, selon un ou plusieurs exemples de réalisation, sélectionner une région d'intérêt à imager. Il peut par exemple, et de façon non limitative, requérir l'acquisition d'un B-Scan moyenne, l'acquisition d'une image tridimensionnelle de la rétine en haute résolution latérale sur un champ réduit, l'acquisition d'une image angiographique de la rétine. Pour chacune de ces applications, le procédé selon la présente description peut être appliqué, avec notamment une correction de la vitesse de balayage au début de l'acquisition d'un B-Scan et, le cas échéant, une correction du décalage. [0051] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le procédé comprend en outre, pendant l'acquisition de chaque image en coupe de la rétine, la détection d'un clignement de l'oeil à partir des dites images de surface de surface de la rétine. Lors d'un clignement de fceil, les images de surface de la rétine obtenue présentent un signal quasi-nul. [0052] En cas de détection d'un clignement de l'ceil, l'acquisition de l'image en coupe de la rétine en cours est arrêtée, puis lorsque le clignement est terminé et que les images de surface de la rétine sont de nouveau obtenues, un décalage de position selon chacune des directions est appliqué par ledit premier sous-module de balayage pour recommencer l'acquisition de ladite image en coupe de la rétine. [0053] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le procédé comprend en outre, pendant l'acquisition de chaque image en coupe de la rétine, la détection d'une microsaccade à partir de ladite vitesse angulaire des mouvements de la rétine. En cas de détection d'une microsaccade, l'acquisition de l'image en coupe de la rétine en cours est arrêtée et lorsque la microsaccade est terminée, un décalage de position selon chacune des directions est appliqué par ledit premier sous-module de balayage pour recommencer l'acquisition de ladite image en coupe de la rétine. [0054] La déposante a montré en effet que dans le cas d'un clignement, l'absence de signal ne permet aucune mesure et dans le cas d'une microsaccade, le déplacement de la rétine pendant l'acquisition est trop important pour pouvoir être corrigé. Il est alors préférable de recommencer l'acquisition du B-scan. [0055] Selon un deuxième aspect, la présente description concerne des dispositifs pour la mise en oeuvre des procédés décrits selon un ou plusieurs exemples de réalisation du procédé selon le premier aspect. [0056] Ainsi, la présente description concerne un dispositif d'imagerie rétinienne, comprenant : [0057] un premier module d'acquisition d'images tomographiques, comprenant un premier sous-module d'éclairage et de détection et un premier sous-module de balayage selon deux directions, ledit premier module étant configure pour l'acquisition d'une pluralité d'images en coupe de la rétine; un deuxième module d'acquisition d'images de surface de la rétine comprenant un deuxième sous-module d'éclairage et de détection; une unité de contrôle configurée pour - déterminer, à partir d'images de surface acquises par le deuxième module, une vitesse angulaire des mouvements oculaires selon au moins une desdites directions; - déterminer, lors du lancement de l'acquisition de chaque image en coupe de ladite pluralité d'images en coupe de la rétine, une vitesse de balayage à appliquer par ledit premier sous-module de balayage selon ladite au moins une direction, ladite vitesse de balayage comprenant une vitesse de balayage nominale corrigée par une vitesse de correction fonction de ladite vitesse angulaire des mouvements oculaires. [0058] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, chacun desdits premier et deuxième modules comprend une voie optique grand champ et une voie optique petit champ. De tels modules sont décrits par exemple dans [Réf. 2]. [0059] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, lequel ledit deuxième module d'acquisition d'image de surface de la rétine comprend en outre un deuxième sous-module de balayage selon deux directions. 111 s'agit par exemple d'un ophtalmoscope à balayage laser (ou « SLO » pour « Scanning laser ophthalmoscope »). Un tel SLO comprend par exemple un scanner résonant pour le balayage selon une première direction et un scanner galvanométrique pour le balayage selon une deuxième direction. [0060] Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ledit premier module d'acquisition d'images tomographiques est de type « Fourier domain OCT » ou « Swept source OCT » tels que connus de l'état de l'ait. Brève description des figures 11 100611 D'autres avantages et caractéristiques de l'invention apparaîtront à la lecture de la description, illustrée par les figures suivantes : [0062] [fig.1A], déjà décrite, représente un schéma illustrant un dispositif pour l'imagerie rétinienne de type OCT connu de l'état de l'art ; [0063] [fig.1B], déjà décrite, représente trois schémas illustrant des images rétiniennes de type OCT (A-Scan et B-Scan) connues de l'état de l'art ; [0064] [fig.1C], déjà décrite, représente deux schémas illustrant l'effet d'un mouvement de l'oeil de type dérive sur des images rétiniennes de type OCT (B-Scan) ; [0065] [fig.2] représente un schéma illustrant un exemple de dispositif d'imagerie rétinienne tomographique en cohérence optique (OCT) selon la présente description ; [0066] [fig.3A] représente un schéma synoptique d'un exemple de procédé d'imagerie ré- tinienne tomographique en cohérence optique (OCT) selon la présente description ; [0067] [fig.3B] représente un schéma synoptique illustrant un détail du procédé d'imagerie rétinienne décrit en Fig. 3A, selon un exemple ; [0068] [fig.4A] représente un schéma illustrant deux courbes montrant respectivement, en fonction du temps et selon une direction, un exemple de dérive de la rétine et le signal de correction correspondant dans un exemple de procédé d'imagerie rétinienne selon la présente description ; [0069] [fig.4B] représente, à titre de comparaison, un schéma illustrant les deux mêmes courbes que dans la Fig. 4A mais dans un exemple de procédé d'imagerie rétinienne selon la [Réf. 3] ; [0070] [fig.4C] représente, à titre de comparaison, un schéma illustrant les deux mêmes courbes que dans la Fig. 4A mais dans un exemple de procédé d'imagerie rétinienne selon la [Réf. 4] ; [0071] [fig.5] représente un schéma synoptique d'un exemple de procédé d'imagerie ré- tinienne tomographique en cohérence optique (OCT) selon la présente description comprenant une acquisition d'une image OCT 3D de la rétine, et une sélection, par un utilisateur, d'acquisitions d'autres images à partir d'un affichage de l'image 3D. Description détaillée de l'invention [0072] Sur les figures, les éléments ne sont pas représentés à l'échelle pour une meilleure vi- sibilité. [0073] La Fig. 2 représente un schéma illustrant un exemple de dispositif 200 d'imagerie ré- tinienne tomographique en cohérence optique (OCT) configuré pour la mise en oeuvre d'exemples de procédés d'imagerie rétinienne selon la présente description. [0074] Le dispositif 200 comprend un premier module 201 d'acquisition d'images tomo- graphiques, un deuxième module 202 d'acquisition d'image de surface de la rétine et une unité de contrôle 203 pour le contrôle d'éléments desdits premier et deuxièmes 12 modules 201, 202 et pour la mise en oeuvre d'étapes de procédé d'imagerie selon la présente description. Un élément séparateur de faisceau 206 permet la combinaison des voies pour l'imagerie de surface et pour l'imagerie tomographique pour l'éclairage et leur séparation pour la détection. [0075] De façon générale, l'unité de contrôle à laquelle il est fait référence dans la présente description peut comprend une ou plusieurs entités physiques, par exemple un ou plusieurs ordinateurs. Lorsque dans la présente description, il est fait référence à des étapes de calcul ou traitement pour la mise en oeuvre notamment d'étapes de procédés, il est entendu que chaque étape de calcul ou traitement peut être mis en oeuvre par logiciel, hardware, firmwarc, microcodc ou toute combinaison appropriée de ces technologies. Lorsqu'un logiciel est utilisé, chaque étape de calcul ou traitement peut être mise en oeuvre par des instructions de programme d'ordinateur ou du code logiciel. Ces instructions peuvent être stockées ou transmises vers un support de stockage lisible par l'unité de contrôle et/ou être exécutées par l'unité de contrôle afin de mettre en oeuvre ces étapes de calcul ou traitement. [0076] L'unité de contrôle 203 est dans cet exemple reliée à un écran et/ou interface 204 pour l'interface avec un utilisateur 11. [0077] Le premier module 201 d'acquisition d'images tomographiqucs comprend de façon connue un premier sous-module d'éclairage et de détection 210 et un premier sous-module 220 de balayage selon deux directions pour le balayage d'un faisceau d'éclairage émis par le sous-module 210 et d'un faisceau réémis par la rétine après illumination par ledit faisceau d'éclairage. [0078] Le sous-module d'éclairage et de détection 210 comprend une source lumineuse 211 à faible cohérence temporelle, par exemple une source lumineuse de type SLED, configuré pour illuminer un point de la rétine avec un faisceau d'illumination à faible cohérence et un interféromètre 213, par exemple un interféromètre fibré, par exemple de type Michelson, comprenant un bras de référence 214, configuré pour former des interférences sur un détecteur 216, par exemple un photomultiplicateur ou une photodiode à avalanche. Le sous-module 220 de balayage comprend par exemple deux scanners galvanométriques. Les éléments du premier module 201 d'acquisition d'images tomographiques sont connus et configurés pour la génération d'images tomographiques de type « FD-OCT» ou « Swept source OCT » tels que décrits par exemple dans [Réf. 1]. Seuls les principaux éléments sont schématisés sur la FIG. 2. [0079] Le deuxième module 202 d'acquisition d'image de surface de la rétine comprend dans l'exemple de la FIG. 2 un deuxième sous-module d'éclairage et de détection 230 et un deuxième sous-module de balayage 240 selon deux directions pour le balayage d'un faisceau d'éclairage émis par le sous-module 230 et d'un faisceau réémis par la rétine après illumination par ledit faisceau d'éclairage. Le deuxième module 202 est 13 par exemple un ophtalmoscope laser à balayage (SLO) connu de l'état de l'art, tel que décrit dans R. H. Webb et al. [Réf. 5]. Le sous-module d'éclairage et de détection 230 comprend une source 231, par exemple une diode superluminescentc (SLED) infrarouge et un détecteur 236, par exemple une photodiode à avalanche. Le sous-module de balayage 240 comprend un scanner résonnant et un scanner galvanométrique. [0080] Le deuxième module 202 d'acquisition d'image de surface de la rétine permet ainsi l'acquisition d'images de surface de la rétine à une fréquence d'acquisition donnée, déterminée par la fréquence de balayage du sous-module de balayage 240 et le nombre de points par ligne des images de surface de la rétine que l'on cherche à acquérir. [0081] A noter que d'autres modules d'acquisition d'images de surface de la rétine peuvent être utilisés, comme par exemple un dispositif d'acquisition bidimensionnel de type caméra. Dans cc cas, la fréquence d'acquisition est donnée par la fréquence d'acquisition de la caméra. Généralement, le SLO, bien que de mise en oeuvre plus complexe, donne des images plus contrastées que celles fournies par une caméra. [0082] Dans l'exemple de la FIG. 2, un système optique permet sur chacune des voies d'imagerie de surface de la rétine et d'imagerie tomographique d'acheminer le faisceau d'éclairage jusqu'à l'oeil du patient et de le mettre en forme conjointement avec le module de balayage pour scanner la rétine de la manière souhaitée. Les systèmes optiques de chacune des voies possèdent au moins un élément commun 205. [0083] A noter que selon un ou plusieurs exemples de réalisation, chacun desdits premier et deuxième modules peut comprendre une voie optique grand champ et une voie optique petit champ (non représentés sur la FIG. 2). De tels modules sont décrits par exemple dans [Réf. 2]. [0084] La FIG. 3A représente un schéma synoptique d'un exemple de procédé 300 d'imagerie rétinienne tomographique en cohérence optique (OCT) selon la présente description, mis en oeuvre par exemple au moyen d'un dispositif tel que décrit sur la FIG. 2 et la FIG. 3B représente un schéma synoptique illustrant un détail du procédé d'imagerie rétinienne décrit en FIG. 3A. [0085] Dans le procédé selon la présente description, des images de surface de la rétine sont acquises à une fréquence donnée par le module (202, FIG. 2) d'acquisition d'images de surface (étape 340 , FIG. 3B). En pratique, on acquière une série d'images de surface de la rétine pour générer une image de référence 341 par recalage et moyennage, puis on compare les images acquises pour identifier la présence d'un clignement, d'une microsaccade et pour mesurer la vitesse des mouvements de la rétine. [0086] A partir des images de surface de la rétine, l'unité de contrôle détermine (étape 311) une vitesse angulaire des mouvements oculaires (ou mouvements de la rétine) selon les deux directions de balayage ou selon au moins une des deux directions, par exemple la direction principale. La détermination de la vitesse angulaire des mouvements de la 14 rétine peut se faire à la fréquence d'acquisition des images de surface, par exemple à partir d'images de surface acquises successivement. [0087] Le procédé 300 d'imagerie rétinienne comprend par ailleurs l'acquisition successive (350, FIG. 3B) d'une pluralité d'images en coupe B-Scan(i) de la rétine au moyen du premier module d'acquisition d'images tomographiqucs (201, FIG. 2). [0088] Comme illustré sur la FIG. 3A, lors de l'acquisition 301 de chaque image en coupe B-Scan(i), une vitesse de balayage 312 est calculée par l'unité de contrôle 203. La vitesse de balayage est appliquée par le premier sous-module de balayage 220. La vitesse de balayage à appliquer avant le début d'acquisition 313 du B-Scan(i) comprend une vitesse de balayage nominale corrigée par une vitesse de correction fonction de la vitesse angulaire des mouvements oculaires avant le lancement de l'acquisition de l'image B-Scan(i). On prendra par exemple la dernière valeur de la vitesse angulaire des mouvements oculaires mesurée avant le lancement de l'acquisition du B-Scan. Il est également possible de déterminer une vitesse de correction à partir d'une prédiction obtenue à partir d'une pluralité de valeurs de vitesse des mouvements de la rétine déterminées précédemment. [0089] Pendant l'acquisition d'un B-Scan, il est déterminé (étape 322) s'il y a eu clignement de l'oeil à partir des images de surface de la rétine. Pour cela, on détecte une absence de signal. [0090] Il est également déterminé (étape 324) s'il y a eu un microsaccade. L'information d'une microsaccade est déterminée à partir des vitesses des mouvements de la rétine. On pourra par exemple observer un décalage très rapide de l'image. [0091] S'il y a clignement (323) ou microsaccade (325), l'acquisition du B-Scan est suspendue (326) pendant la durée du clignement ou de la microsaccade. Une nouvelle acquisition complète de l'image en coupe en cours est effectuée après la fin du clignement de l'oeil ou de la microsaccade. Pour cela, un décalage est appliqué au faisceau de balayage (327) et une nouvelle mesure de vitesse de déplacement de la rétine et prise en compte. [0092] S'il n'y a pas eu de microsaccade, l'acquisition du B-Scan continue jusqu'à ce que la fin de la ligne prédéterminée pour l'acquisition soit atteinte (314). [0093] Le balayage OCT s'arrête (315) pour démarrer le cas échéant un nouveau B-Scan. [0094] Dans le but de démarrer un nouveau B-Scan, un décalage nominal est appliqué (316). Le décalage de position nominal est une valeur de décalage prédéterminée à appliquer par le premier sous-module de balayage avant l'acquisition d'un nouveau B-Scan, in- dépendamment de toute correction de mouvement de Le décalage de position nominal est par exemple calculé avec les paramètres de scan défini par l'utilisateur. Par exemple, l'utilisateur définit un scan qui donne des B-scans de 30° de longueur, espacés de 0.2° verticalement, en raster scan (toujours dans le même sens). Le décalage de position nominal entre la fin d'un B-scan et le B-scan suivant est par exemple de 30°, -0.2°. [0095] Dans le cas d'un balayage tramé, on pourra appliquer au décalage nominal une correction de décalage selon au moins une direction, par exemple la direction principale, la correction de décalage étant fonction de la vitesse angulaire des mouvements oculaires selon ladite direction et du temps utilisé par le scanner pour retourner au point de démarrage. Cela permet de corriger la dérive de la rétine pendant le temps de retour au point de démarrage pour l'acquisition d'un nouveau B-Scan. [0096] Dans l'exemple illustré sur la FIG. 3A, on détermine également (317) pendant l'acquisition du B-Scan(i) une variation de la vitesse des mouvements de la rétine. Cette mesure de la variation de la vitesse est utilisée pour déterminer l'application ou non d'un décalage de correction à appliquer avant l'acquisition d'un B-Scan subséquent. [0097] Ainsi, on détermine (318) si la variation est inférieure à un seuil prédéterminé. Dans l'affirmative, on procède à l'acquisition du B-Scan suivant (B-Scan(i-F1), 302) sans correction de décalage (ou avec la seule correction liée à la vitesse comme précédemment expliqué). Dans la négative, on effectue une correction de décalage (319) avant de procéder à l'acquisition du B-Scan suivant (B-Scan(i+1 ), 302). Cette correction de décalage est calculée sur la hase des images de surface de la rétine et est effectuée selon au moins une des directions de balayage. [0098] Ainsi, en pratique, lorsqu'une pluralité d'images en coupe de la rétine sont acquises, lors de l'acquisition de chacune des images en coupe, une vitesse de balayage comprenant une vitesse de balayage nominale colligée par la vitesse des mouvements de la rétine est appliquée par le premier sous-module de balayage. Par ailleurs, avant le lancement de chaque nouvelle image en coupe de la rétine, une correction de décalage selon au moins une direction peut être appliquée au décalage de position nominal par ledit premier sous-module de balayage. Cette correction de décalage peut être une correction calculée directement à partir des images de la rétine si ladite valeur représentative de la variation de la vitesse des mouvements de la rétine pendant l'acquisition de l'image en coupe précédente est supérieure à la valeur seuil prédéterminée. [0099] La valeur seuil pourra être déterminée en fonction de la résolution latérale recherchée pour l'imagerie de la rétine, la focale de l'ceil, la durée d'acquisition d'un A-Scan et le nombre de A-Scans par B-Scan. Des exemples de valeurs seuil sont comprises entre 0.1°/s et 10°/s. Ces valeurs sont calculées respectivement pour (valeur min) une résolution de 1 pm, une fréquence d'acquisition des A-Scans de 50 kHz, et un nombre de 1000 A-Scans par B-Scan et pour (valeur haute) une résolution de 5 pm, une fréquence d'acquisition des A-Scans de 200 kHz, et un nombre de 500 A-Scans par B-Scan. [0100] A titre d'exemple, une résolution latérale sur la rétine de 2 pm avec un oeil de focale 16 17 mm correspond à une résolution angulaire de 0.007°. La durée d'acquisition d'un B-Scan composé de 1000 A-Scans acquis à une fréquence de 200 kHz est de 5 ms. Le seuil de variation de vitesse à appliquer dans ce cas est de 0.00770.005s = 1.3°/s. [0101] La FIG. 3B illustre ainsi un exemple d'acquisition d'un premier B-Scan(i) (étape 351). Pendant l'acquisition, l'unité de contrôle détermine à partir des images de surface 342 une vitesse des mouvements de la rétine (étape 311). A la fin de l'acquisition, il est procédé à l'acquisition d'un nouveau B-Scan (B-Scan(i+1), étape 352). Comme illustré sur la FIG. 3B, le B-Scan(i+1) est interrompu du fait de la détection d'un clignement ou d'une microsaccade. Il est donc acquis à nouveau (353). Puis un nouveau B-Scan est acquis (B-Scan(i+2), 354), etc. [0102] La FIG. 4A représente un schéma illustrant deux courbes 401, 402 montrant respec- tivement, en fonction du temps et selon une direction, un exemple de dérive de la rétine (401) et le signal de correction correspondant (402) appliqué au sous-module de balayage (220, FIG. 2) du module d'acquisition d'images tomographiques. [0103] Pour l'acquisition des images en coupe de la rétine B-Scan(i), B-Scan(i+1), B- Scan(i-F2), B-Scan(i-F3), il n'y a pas d'application d'une correction de décalage mais seulement l'application d'une correction de vitesse de balayage, observable pas les changements de pentes. Par contre, lors de l'acquisition de l'image en coupe BScan(i-F4), l'unité de contrôle a déterminé une variation de la vitesse angulaire des mouvements de la rétine supérieure au seuil prédéterminée et une correction de décalage est appliquée en plus de la correction de la vitesse de balayage. [0104] Ces courbes peuvent être comparées avec celles qui seraient obtenues (voir FIG. 4B) dans un exemple de procédé d'imagerie rétinienne selon la [Réf. 3]. Dans cet exemple, une correction de décalage est appliquée avec une fréquence élevée pendant l'acquisition du B-Scan ainsi les deux courbes se suivent précisément. [0105] Les courbes de la FIG. 4A peuvent également être comparées avec celles qui seraient obtenues (voir FIG. 4C) dans un exemple de procédé d'imagerie rétinienne selon la [Réf. 4]. Dans cet exemple il n'y a pas de correction de la vitesse de balayage et il y a une correction systématique du décalage en fonction des images de surface de la rétine. Comme cela est visible sur la FIG. 4C, la correction résultante est beaucoup moins précise. [0106] La FIG. 5 représente un schéma synoptique d'un exemple de procédé d'imagerie ré- tinienne tomographique en cohérence optique (OCT) selon la présente description comprenant une acquisition d'une image OCT 3D de la rétine, et une sélection, par un utilisateur, d'acquisitions d'autres images à partir d'un affichage de l'image 3D. [0107] Plus précisément, dans cet exemple, le procédé 500 comprend une étape 501 pendant laquelle il est demandé à un patient de fixer son regard sur un repère. [0108] Une acquisition d'une image OCT tridimensionnelle de la rétine est obtenue (502) au 17 moyen d'un procédé selon la présente description, par exemple un procédé tel que décrit au moyen de la FIG. 3A pour lequel les B-Scans successifs sont acquis à différents endroits de la rétine. [0109] L'image 3D OCT est affichée (503) et il est proposé à un utilisateur un nouvel examen (504). Ainsi, dans cet exemple de réalisation, un utilisateur peut par exemple sélectionner une nouvelle région de la rétine à imager sur la base de l'image tridimensionnelle précédemment acquise. [0110] La FIG. 5 illustre plusieurs exemples d'examens complémentaires 510, 520, 530, qui peuvent être choisis par un utilisateur, ces exemples n'étant pas limitatifs et pouvant être mis en oeuvre successivement à partir la hase de la même image 3D de la rétine. [0111] Par exemple, un utilisateur peut choisir de faire un B-Scan moyenne (510). [0112] La position du B-Scan à effectuer est choisie (étape 511) à partir de l'image 3D de la rétine déterminée au préalable et affichée. Une prévisualisation peut être montrée (512) avant de débuter l'acquisition (513). Une pluralité de B-Scans sont acquis (514) selon le procédé selon la présente description, par exemple tel que décrit au moyen de la FIG. 3A. Notamment, le décalage de position nominal est prédéterminé pour l'acquisition d'une image en coupe de la rétine au même endroit que celui de l'image en coupe de la rétine précédente, et une image en coupe moycnnée de la rétine est calculée à partir d'une moyenne entre plusieurs images en coupe acquises au même endroit. La B-scan moyenne est affiché (515). [0113] Selon un autre exemple, un utilisateur peut choisir de faire une image tridimen- sionnelle de la rétine dite angiographique (520). [0114] La position de la région à imager est choisie (étape 521) à partir de l'image 3D de la rétine déterminée au préalable et affichée. Une prévisualisation peut être montrée (522) avant de débuter l'acquisition (523). Une pluralité de B-Scans sont acquis (524) selon un procédé selon la présente description, par exemple le procédé tel que décrit au moyen de la FIG. 3A. Dans cet exemple, une image est calculée à partir d'une modification du contenu entre plusieurs images acquises au même endroit. L'image angiographique est affichée (525). [0115] Selon un autre exemple, un utilisateur peut choisir de faire une image tridimen- sionnelle de la rétine à petit champ et grande résolution latérale (530). [0116] La position de la région à imager est choisie (étape 531) à partir de l'image 3D de la rétine déterminée au préalable et affichée. Une prévisualisation peut être montrée (532) avant de débuter l'acquisition (533). Une pluralité de B-Scans sont acquis (534) selon un procédé selon la présente description, par exemple le procédé tel que décrit au moyen de la FIG. 3A, en utilisant les voies petit champ grande résolution du dispositif d'imagerie rétinienne. L'image tridimensionnelle de la rétine est affichée (535). [0117] Bien que décrite à travers un certain nombre d'exemples de réalisation, le procédé et 18 le dispositif d'imagerie rétinienne selon la présente description comprend différentes variantes, modifications et perfectionnements qui apparaîtront de façon évidente à l'homme de l'art, étant entendu que ces différentes variantes, modifications et perfectionnements font partie de la portée de l'invention telle que définie par les revendications qui suivent. Références [0118] Réf 1. : J.F. De Boer et al. "Twentylive years of optical coherence tomography: the paradigin shift in sensitivity and speed provided by Fourier dontain OCT', Vol. 8, No. 7 I 1 Jul 2017 I BIOMEDICAL OPTICS EXPRESS 3248 [0119] Réf WO 2018197288 [0120] Réf 3: US 2010/0053553 [0121] Réf. 4: 1jS2014/0211155 [0122] Réf. 5 : R. Webb et al. "Cotzfocal scanning laser ophthaltnoscope" Appl. Opt.26, 1492-1499 (1987) 19 [Revendication 1] [Revendication 2] [Revendication 3] [Revendication 4] REVENDICATIONSProcédé d'imagerie rétinienne, comprenant : - l'acquisition successive (350) d'une pluralité d'images en coupe (B-Scan(i)) de la rétine au moyen d'un premier module (201) d'acquisition d'images tomographiques, ledit premier module comprenant un premier sous-module d'éclairage et de détection (210) et un premier sous-module (220) de balayage selon deux directions (x, y); - l'acquisition (340) d'images de surface de la rétine au moyen d'un deuxième module (202) d'acquisition d'image de surface de la rétine, ledit deuxième module comprenant un deuxième sous-module d'éclairage et de détection (230); - la détermination (311), à partir d'images de surface acquises par le deuxième module (202), d'une vitesse angulaire des mouvements de la rétine selon au moins une desdites directions (x, y) ; - la détermination (312), avant le début de l'acquisition de chaque image en coupe de ladite pluralité d'images en coupe de la rétine, d'une vitesse de balayage à appliquer par ledit premier sous-module de balayage selon ladite au moins une direction, ladite vitesse de balayage comprenant une vitesse de balayage nominale corrigée par une vitesse de correction fonction de ladite vitesse angulaire des mouvements de la rétine. Procédé d'imagerie rétinienne selon la revendication 1, comprenant en outre, avant l'acquisition de chaque image en coupe de ladite pluralité d'images en coupe de la rétine, la détermination d'une correction de décalage à appliquer à un décalage de position nominal par ledit premier sous-module de balayage, selon au moins une desdites directions, Procédé d'imagerie rétinienne selon la revendication 2, dans lequel la correction de décalage à appliquer selon ladite au moins une direction est fonction de ladite vitesse de correction déterminée selon ladite au moins une direction. Procédé d'imagerie rétinienne selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le procédé d'imagerie rétinienne comprend en outre : - la détermination, pendant l'acquisition de chaque image en coupe (B-Scan(i)) de ladite pluralité d'images en coupe de la rétine, d'une valeur représentative d'une variation de la vitesse des mouvements oculaires selon au moins une desdites directions; - l'application, avant l'acquisition d'une image en coupe de la rétine 20 subséquente (B-Scan(i+1)), d'une correction de décalage à appliquer à un décalage dc position nominal selon ladite au moins une direction, si ladite valeur représentative de la variation de la vitesse pendant l'acquisition de l'image en coupe précédente (B-Scan(i)) est supérieure à une valeur seuil prédéterminée. [Revendication 5] Procédé d'imagerie selon la revendication 4, dans lequel ladite correction de décalage est directement calculée à partir des images dc surface de la rétine. [Revendication 6] Procédé d'imagerie rétinienne selon l'une des revendications 4 ou 5, dans lequel ladite valeur représentative de la variation de la vitesse des mouvements de la rétine comprend une valeur d'accélération des mouvements de la rétine. [Revendication 7] Procédé d'imagerie rétinienne selon l'une quelconque des reven- dications précédentes, comprenant en outre la détermination d'une image en coupe moyennée dc la rétine, calculée à partir d'une moyenne entre plusieurs images en coupe acquises au même endroit. [Revendication 8] Procédé d'imagerie rétinienne selon l'une quelconque des reven- dications 1 à 6, comprenant en outre la détermination d'une image calculée à partir d'une estimation d'une modification de contenu entre plusieurs images en coupe acquises au même endroit. [Revendication 9] Procédé d'imagerie rétinienne selon l'une quelconque des reven- dications 1 à 6, dans lequel ladite pluralité d'images en coupe de la rétine sont acquises à différents endroits de la rétine, en vue de l'acquisition d'une image tridimensionnelle de la rétine. [Revendication 10] Procédé d'imagerie rétinienne selon la revendication 9, comprenant en outre : - l'affichage de ladite image tridimensionnelle de la rétine ; - la sélection, par un utilisateur, à partir de ladite image tridimensionnelle de la rétine, d'une nouvelle région de la rétine à imager. [Revendication 11] Procédé d'imagerie rétinienne selon l'une quelconque des reven- dications précédentes, comprenant en outre : - la détection, pendant l'acquisition de chaque image en coupe (B-Scan(i)) de ladite pluralité d'images en coupe de la rétine, d'un clignement de l'oeil à partir des dites images de surface de surface de la rétine, - l'arrêt de l'acquisition de ladite image en coupe (B-Scan(i)) en cas de détection d'un clignement de l'oeil ; et - l'application par ledit premier sous-module de balayage d'un décalage 21 [Revendication 12] [Revendication 13] [Revendication 14] [Revendication 15] de position selon chacune des directions pour recommencer l'acquisition de ladite image en coupe de la rétine. Procédé d'imagerie rétinienne selon l'une quelconque des revendications précédentes, comprenant en outre : - la détection, pendant l'acquisition de chaque image en coupe (B-Scan(i)) de ladite pluralité d'images en coupe de la rétine, d'une microsaccade à partir de ladite vitesse angulaire des mouvements de la rétine, - l'arrêt de l'acquisition de ladite image en coupe (B-Scan(i)) en cas de détection d'une microsaccade ; - l'application par ledit premier sous-module de balayage d'un décalage de position selon chacune des directions pour recommencer l'acquisition de ladite image en coupe de la rétine. Dispositif (200) d'imagerie rétinienne, comprenant : - un premier module (201) d'acquisition d'images tomographiques, comprenant un premier sous-module d'éclairage et de détection (210) et un premier sous-module (220) de balayage selon deux directions, ledit premier module étant configuré pour l'acquisition d'une pluralité d'images en coupe (B-Scan(i)) de la rétine; - un deuxième module (202) d'acquisition d'image de surface de la rétine comprenant un deuxième sous-module d'éclairage et de détection (230), ledit deuxième module étant configuré pour l'acquisition d'images de surface de la rétine; - une unité de contrôle (203) configurée pour : - déterminer , à partir d'images de surface acquises par le deuxième module (202), une vitesse angulaire des mouvements de la rétine selon au moins une des deux directions; - déterminer, avant le début de l'acquisition de chaque image en coupe de ladite pluralité d'images en coupe de la rétine, une vitesse de balayage à appliquer par ledit premier sous-module de balayage selon ladite au moins une direction, ladite vitesse de balayage comprenant une vitesse de balayage nominale corrigée par une vitesse de correction fonction de la vitesse angulaire des mouvements de la rétine. Dispositif d'imagerie rétinienne selon la revendication 13, dans lequel chacun desdits premier et deuxième modules comprend une voie optique grand champ et une voie optique petit champ. Dispositif d'imagerie rétinienne selon l'une quelconque des revendications 13 ou 14, dans lequel ledit deuxième module (202) d'acquisition d'image de surface de la rétine comprend en outre un deuxième sou-module de balayage selon deux directions.