FR 2773701 A1 19990723 FR 9800590 A 19980121 OPHTALMOSCOPE A MODULATION OPTIQUE La présente invention concerne le domaine de l'ophtalmoscopie, et plus particulièrement un appareil pour l'observation du fond de l'oeil d'un patient, notamment en vue de la détermination des zones saines de sa rétine et de l'acuité visuelle de ces dernières. Dans le cas de dégénérescence rétinienne, provoquée principalement par la rupture des capillaires sanguins, le praticien cherche à examiner la rétine pour retrouver les points de fuite de ces capillaires. Les ophtalmoscopes classiques à lumière cohérente non laser permettent l'observation par angiographie du fond de l'oeil qui est visualisé par un produit de contraste, injecté dans les veines du patient : la fluorescéine ou le vert d'indocyanine. Le praticien prend alors des clichés des vaisseaux sanguins de la rétine, grâce à un premier faisceau lumineux qui éclaire une large zone de la rétine, et dont la longueur d'onde permet la fluorescence du produit injecté. L'ophtalmoscope à faisceau laser confocal à balayage (SLO) actuel sert à la fois pour l'observation et les soins, au moins un faisceau laser supplémentaire étant alors utilisé, par exemple pour cautériser le point de fuite du ou des capillaires. C'est un appareil très coûteux (de l'ordre du million de francs), utilisant des sources laser à gaz pulsé (Argon, Krypton...), le gaz étant produit au fur et à mesure. Il est encombrant, ne peut être déplacé (le patient doit venir au cabinet du praticien ou en milieu hospitalier) et nécessite une maintenance importante. En outre, pour assurer le balayage du fond de l'oeil, le faisceau laser est dévié par des miroirs tournants qui sont bruyants et gênent à la fois l'opérateur et le patient. Par conséquent, le but de la présente invention est de proposer un appareil d'examen de la rétine exempt des inconvénients précités ; il doit être compact et facile d'utilisation, transportable, par exemple sur le terrain ou au chevet des malades, et d'un prix réduit. Un autre but de l'invention, est de proposer un appareil qui, à l'inverse des ophtalmoscopes décrits qui sont destinés à l'observation des défauts de la rétine, permet d'en repérer les zones saines, et de déterminer leur capacité d'intégrer les images (c'est-à-dire l'acuité visuelle correspondant à ces dites zones) L'objectif ultérieur est de proposer au patient la correction optique lui permettant d'utiliser ces zones saines. A cet effet, l'appareil portatif ou portable pour l'observation du fond de l'oeil d'un patient, notamment pour la détermination des zones saines de la rétine et de leur acuité visuelle comporte - deux sources de lumière la première est une diode laser, émettant un faisceau de lumière visible la seconde est une source de lumière invisible à l'oeil destinée à l'éclairage de la rétine. - deux cristaux acousto-optiques pour des déviations horizontale et verticale synchronisées du faisceau de lumière visible, et la modulation de celui-ci selon des informations mises en mémoire pour former une image qui est ensuite projetée sur la rétine du patient. - des lames séparatrices ou miroirs pour l'aiguillage des faisceaux de lumière, de façon que les deux faisceaux lumineux soit finalement captés par - deux caméras CCD la première pour capter l'image formée par le faisceau de lumière visible la seconde pour capter l'image de la rétine renvoyée par le faisceau d'éclairage réfléchi par la rétine, - un dispositif de fusion et de traitement des deux images captées par les caméras CCD. - un dispositif de contrôle des images traitées. De manière avantageuse la seconde source de lumière est une diode électroluminescente, émettant de préférence dans l'infrarouge de façon à ne pas éblouir le patient, et ne pas provoquer un rétrécissement de sa pupille qui gênerait l'examen. Le remplacement des sources laser à gaz de l'art antérieur, par des diodes, permet de réduire notablement l'encombrement de l'appareil. De manière préférée, le faisceau de lumière visible est un faisceau laser de lumière rouge cohérente, par exemple de longueur d'onde voisine de 633 nm. Ce faisceau de lumière visible est modulé et dévié horizontalement et verticalement par les deux cristaux acousto-optiques, et l'image formée après le passage de ces cristaux est constituée de l'image soit d'au moins un parmi une pluralité d'optotypes en mémoire dans l'unité de commande desdits cristaux, soit reproduisant l'image numérisée provenant d'une caméra vidéo. Cette image est ensuite dirigée vers et projetée sur la rétine du patient en une zone de l'ordre de 300 um de largeur. Le patient modifie la position de son oeil pour voir l'image projetée sur sa rétine en la faisant correspondre à une zone saine. Le praticien repère alors, grâce au faisceau d'éclairage du fond de l'oeil, réfléchi par la rétine, et capté par la seconde caméra CCD, la position de la zone saine. Avant d'atteindre la rétine, c' est-à-dire entre les cristaux acousto-optiques et l'oeil du patient, le faisceau vecteur de l'image est avantageusement divisé, par une des lames séparatrices, en deux faisceaux envoyés l'un en direction de la rétine du patient, l'autre en direction de la première caméra CCD. Ainsi, la première caméra CCD permet de capter l'image, par exemple d'un optotype, telle qu'elle est projetée sur la rétine du patient. Un dispositif de contrôle, associé à cette première caméra signale à l'opérateur la présence ou non de l'émission de lumière par la diode laser. Ce dispositif de contrôle peut par exemple être un dispositif visuel (écran), sonore ou tactile. Les images captées par les deux caméras CCD sont traitées et converties pour être visualisées sur un écran de réception finale. L'appareil peut en outre comporter un convertisseur vidéo pour envoyer les images traitées sur un système d'enregistrement ou vers un ordinateur. L'utilisation des cristaux acousto-optiques pour les déflexions à la fois horizontale et verticale du faisceau de lumière visible permet de s'affranchir des pièces mécaniques que sont les miroirs tournants des ophtalmoscopes laser à balayage classiques. Ces cristaux acousto-optiques servent également pour la modulation dudit faisceau lumineux. Si les informations mises en mémoire pour former l'image concernent par exemple un optotype numérisé, seule une modulation du type tout ou rien est nécessaire. Par conséquent, en plus du gain de place important dû à l'usage des diodes au lieu des sources laser à gaz, l'absence de miroirs tournants permet de réduire considérablement ltencombrement du dit appareil, qui est alors facilement transportable. D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention ressortent de la description qui va suivre se rapportant à une forme de réalisation donnée à titre d'exemple non limitatif, et représentée sur les dessins ci-joints dans lesquels - la figure 1 présente le schéma général d'un appareil suivant l'invention - la figure 2 présente le trajet optique du faisceau de projection des images sur la rétine, sur le schéma général selon la figure 1 - la figure 3 présente le trajet optique du faisceau d'éclairage de la rétine, sur le schéma général selon la figure 1. Comme schématisé sur la figure 1, l'appareil selon l'invention comporte une première source de lumière visible, qui est une diode laser collimatée 1 reliée à une alimentation électrique 2 (secteur ou batteries). Cette diode 1 émet un faisceau laser 3 d'une intensité optique de l'ordre du milliwatt et d'une divergence inférieure à 0,5 mrad. Cette diode laser présente l'avantage d'être d'un encombrement très réduit et de consommer peu d'énergie par rapport aux sources laser à gaz utilisées dans les ophtalmoscopes SLO classiques. La lumière émise 3 de longueur d'onde 633 nm va être utilisée pour former des images sur la rétine 20 du patient. Le dispositif de formation de l'image qui va être projetée sur le fond de l'oeil 20 du patient est regroupé sous la référence 10. Une unité de commande 11, sur laquelle peut intervenir l'opérateur au moyen de l'interface 12 en consultant l'écran de contrôle 19, gère le fonctionnement des deux cristaux déflecteurs acoustooptiques 13 et 14 pilotés respectivement par deux générateurs radio-fréquence (RF) 15 et 16. Les deux cristaux acousto-optiques 13 et 14 vont à la fois dévier le faisceau laser rouge et moduler son intensité optique, selon les informations mises en mémoire (optotype ou image vidéo). De manière préférée, sont mis en mémoire des optotypes numérisés 17, représentant des lettres, des mots, des chiffres ou des symboles. Par exemple, chaque lettre peut être formée par la juxtaposition de points (8 x 8 points) correspondant au passage ou non du spot du faisceau laser 3. Dans ce cas, la modulation du premier cristal acousto-optique 13 est une commande tout ou rien du passage dudit faisceau 3. Simultanément, ce premier cristal acousto-optique 13 dévie aussi le faisceau laser rouge 3 horizontalement, en un faisceau 4 en réponse à une onde acoustique. Le second cristal acousto-optique 14 dévie à son tour verticalement le faisceau 4 qui a déjà subi la déviation horizontale. La synchronisation des déviations horizontale et verticale, basées sur le standard TV, commandée par l'encodeur 18 (selon les systèmes PAL, 625 lignes ou NTSC, 525 lignes), ainsi que la modulation (ici tout ou rien ) du faisceau laser permettent d'obtenir l'image de l'optotype, qui va ensuite être envoyée sur la rétine (20). Un diaphragme circulaire 5 situé en sortie des cristaux acousto-optiques 13, 14 permet de ne récupérer que les faisceaux 6 d'ordre 1, c'est-à-dire qu'il arrête les faisceaux d'ordre 0 quand la déflexion n'a pas lieu. L'utilisation de cristaux acousto-optiques pour la déflexion et la modulation simultanées permet un balayage rapide et précis du faisceau laser pour former l'image de l'optotype. De plus, ces dispositifs répondent avec une grande fidélité aux commandes électroniques. Un autre avantage lié à leur utilisation est l'absence de pièces mécaniques à aligner ou à entretenir. La seconde source laser est une diode électroluminescente (DEL) 21 reliée à une alimentation électrique 22 (secteur ou batteries). Cette diode DEL 21 émet dans l'infrarouge, ici à 850 nm, longueur d'onde pour laquelle la diffusion et l'absorption de l'oeil est très faible, ce qui permet d'obtenir une bonne qualité de l'image d'observation de la rétine 20. Le faisceau infrarouge continu issu de la diode 21 étant destiné à l'illumination du fond de l'oeil du patient, l'énergie envoyée sur la rétine 20 est limitée grâce à un système de régulation, non représenté (par exemple du type minuterie électronique, afin de limiter le temps d'exposition de la rétine à cette longueur d'onde) et/ou une contre réaction électronique arrête cette source en cas d'emballement et de dépassement de l'intensité prévue). Pour des raisons de sécurité médicale l'intensité de cette source IR 21 peut donc être discontinue. Les aiguillages des faisceaux rouge et infrarouge sont réalisés au moyen de lames séparatrices, inclinées à 45" par rapport aux directions de propagation de ceux-ci, directions schématisées sur les figures par des traits pointillés. La lame 23 est un miroir dichroïque, qui présente une réflectivité maximum à 850 nm, permettant de réfléchir intégralement vers la rétine 20 le faisceau infrarouge émis par la diode DEL 21. Simultanément, ladite lame 23 est aussi utilisée pour renvoyer une fraction du faisceau laser rouge vers l'une des caméras CCD 24, sensible à la longueur d'onde de 633 nm, et laisser passer l'autre fraction en direction de la rétine. Une seconde lame 25 renvoie vers l'autre caméra CCD 26 la lumière infrarouge provenant du fond de l'oeil 20. Cette lame séparatrice 25 est traitée (multicouche) de manière à laisser passer intégralement le faisceau laser rouge issu de la lame 23. Un correcteur d'amétropie 27 est placé, tel un objectif, à l'avant de l'appareil, dans sa partie la plus proche de l'oeil du patient. Le trajet optique du faisceau laser rouge est schématisé sur la figure 2. Issu de la diode 1, puis dévié horizontalement et verticalement par les dispositifs acousto-optiques 13 et 14, le faisceau laser cohérent traverse le diaphragme 5 qui en élimine les rayons d'ordre 0, puis une lentille 7 qui permet d'obtenir des rayons parallèles à la direction 6. Ce faisceau laser visible est ensuite séparé en deux parties par la lame 23. Une première partie traverse la lame 23, puis intégralement la lame 25 pour pénétrer, sous un angle voisin de 1,5 , dans l'oeil du patient et projeter sur une surface de 300 pm de largeur environ de sa rétine 20 l'image de l'optotype formé en sortie des déflecteurs acousto-optiques. L'autre partie du faisceau est envoyée vers la caméra CCD 24, sensible aux longueurs d'onde visibles, en vue du contrôle de l'image réellement envoyée. Le trajet optique du faisceau infrarouge est schématisé sur la figure 3. Emis par la diode électroluminescente 21, le faisceau lumineux qui n' est pas directionnel, est projeté sur la lame 23 par la lentille 8. Le faisceau IR est intégralement réfléchi par cette lame 23 qui joue le rôle d'un miroir à la longueur d'onde de 850 nm, et traverse intégralement la lame 25 pour aller éclairer (illuminer) le fond de l'oeil 20 du patient, au niveau de la zone saine qu'il a utilisée pour voir l'image de l'optotype projetée. Le faisceau réfléchi par la rétine 20 suit le trajet inverse jusqu'à la lame 25 où il est réfléchi et dirigé vers la caméra CCD 26 sensible aux longueurs d'ondes infrarouge (sensibilité à un éclairement de l'ordre de 0,1 lux). La résolution de cette caméra est de 500 points (horizontalement) sur 582 lignes (verticalement). L'encombrement réduit (50 x 53 x 13 mm), le faible poids (300 g) ainsi que l'alimentation éventuelle sur 12 volts de ces deux capteurs (caméras CCD 24 et 26) leur permettent d'être intégrés facilement à l'appareil selon l'invention. Les images en provenance des deux caméras CCD 24 et 26 sont traitées dans un dispositif de traitement des images 28, qui permet entre autres leur fusion. Elles sont projetées sur un écran 29, par exemple un écran plat à cristaux liquides, de 6 pouces (environ 15 cm), multistandard. Le praticien peut ainsi voir les deux images superposées. Cet écran 29 de réception des images traitées peut également servir de dispositif visuel de contrôle de l'image, et donc aussi du faisceau laser rouge, effectivement envoyés sur la rétine 20 du patient. Dans le même but de contrôle, un dispositif sonore ou tactile peut remplacer le dispositif visuel de contrôle. Enfin, un convertisseur vidéo 31 est prévu pour envoyer les images traitées vers un ordinateur 30. L'image finale vue par le praticien sur l'écran à cristaux liquides 29 est une superposition de l'image réfléchie du fond de l'oeil et du ou des optotypes envoyés. Le praticien voit donc l'optotype lisible par le patient, ainsi que la zone de la rétine sur laquelle le patient place spontanément cette image afin de la lire. REVENDICATIONS 1.- Appareil portatif pour l'observation du fond de l'oeil (20) d'un patient, notamment pour la détermination des zones saines de la rétine et de leur acuité visuelle, comportant - deux sources de lumière la première est une diode laser (1), émettant un faisceau de lumière visible la seconde est une source de lumière invisible (21) par le patient, destinée à l'éclairage de la rétine (20). - deux cristaux acousto-optiques (13, 14) pour des déviations horizontale et verticale synchronisées du faisceau de lumière visible (3), et la modulation du dit faisceau selon des informations mises en mémoire (17) pour former une image, qui est ensuite dirigée vers la rétine (20) du patient. - des lames séparatrices ou miroirs (23, 25) pour l'aiguillage des faisceaux de lumière, de façon à ce que les deux faisceaux lumineux soit captés par - deux caméras CCD la première (24) pour capter l'image formée par le faisceau de lumière visible la seconde (26) pour capter l'image de la rétine renvoyée par le faisceau d'éclairage réfléchi par la rétine, - un dispositif de traitement (28) des deux images captées par les caméras CCD. - un dispositif de contrôle (29) des images traitées. 2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que la seconde source de lumière (21) est une diode électroluminescente. 3. Appareil selon l'une des revendications 1 ou 2, caractérisé en ce que la seconde source de lumière (21) émet dans l'infrarouge. 4. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 3 caractérisé en ce que le faisceau de lumière visible est un faisceau laser rouge. 5. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 4 caractérisé en ce que l'image formée après le passage des cristaux acousto-optiques (13, 14) est l'image d'un parmi une pluralité d'optotypes (17) mis en mémoire dans l'unité de commande (11) des cristaux acousto-optiques (13, 14). 6. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 4 caractérisé en ce que l'image formée après le passage des cristaux acousto-optiques (13, 14) reproduit l'image numérisée en provenance d'une caméra vidéo. 7. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 6 caractérisé en ce que l'une des lames séparatrices (23) divise le faisceau de lumière visible porteur de ladite image en deux faisceaux, l'un en direction de la rétine (20) du patient, l'autre en direction de la première caméra CCD (24). 8. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que le dispositif de contrôle des images traitées est un dispositif visuel (29), de préférence un écran à critaux liquides. 9. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que le dispositif de contrôle des images traitées est un dispositif sonore. 10. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que le dispositif de contrôle des images traitées est un dispositif tactile.