FR2537428A1 - Procede et dispositif pour produire une image du fond de l'oeil - Google Patents
Procede et dispositif pour produire une image du fond de l'oeil Download PDFInfo
- Publication number
- FR2537428A1 FR2537428A1 FR8319642A FR8319642A FR2537428A1 FR 2537428 A1 FR2537428 A1 FR 2537428A1 FR 8319642 A FR8319642 A FR 8319642A FR 8319642 A FR8319642 A FR 8319642A FR 2537428 A1 FR2537428 A1 FR 2537428A1
- Authority
- FR
- France
- Prior art keywords
- image
- eye
- exploration
- television
- laser
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/1015—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for wavefront analysis
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/12—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes
- A61B3/1225—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes using coherent radiation
- A61B3/1233—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes using coherent radiation for measuring blood flow, e.g. at the retina
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
- A61B5/6814—Head
- A61B5/6821—Eye
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Hematology (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Eye Examination Apparatus (AREA)
Abstract
L'INVENTION CONCERNE UN PROCEDE ET UN DISPOSITIF POUR PRODUIRE UNE IMAGE DU FOND DE L'OEIL. PENDANT L'EXPLORATION DU CHAMP D'IMAGE 18, ON OBTIENT AU MOINS DANS UNE ZONE PARTIELLE 28 DES SIGNAUX POUR UN PLUS GRAND NOMBRE DE POINTS-IMAGES QUE CE QUI CORRESPOND A LA NORME DE TELEVISION; CETTE ZONE PARTIELLE EST CHOISIE SUFFISAMMENT GRANDE POUR QUE, POUR SA REPRESENTATION EN TELEVISION, CHAQUE POINT DE LA TRAME D'IMAGE SOIT ASSOCIE A UNE VALEUR SEPAREE DE SIGNAL D'IMAGE; LE DISPOSITIF COMPREND AU MOINS UN ANALYSEUR POLYGONAL 8 ET IL EST POURVU D'UN MIROIR ACTIF 6 QUI CONSTITUE AVEC UN DETECTEUR 32 UN CIRCUIT DE REGULATION FERME PERMETTANT D'EFFECTUER UN REGLAGE DE NETTETE D'IMAGE; POUR LA COMMANDE D'INTENSITE DE LA SOURCE LUMINEUSE 1, QUI PEUT ETRE UN LASER HE-NE OU UN LASER HE-SE, IL EST PREVU UN OBTURATEUR ELECTRONIQUE 2; EN PLUS DE LA PRODUCTION D'IMAGE, ON PEUT EGALEMENT MESURER LA REPARTITION D'ECOULEMENT SANGUIN DANS LE FOND DE L'OEIL ET LA SATURATION EN OXYGENE DU SANG DANS LA RETINE 18.
Description
t 537428 La présente invention concerne un procédé et
un dispositif pour produire une image du fond de l'oeil.
Des dispositifs pour observer et pour photo-
graphier le fond de l'oeil sont disponibles sur le marché depuis de nombreuses années sous la désignation Il appareils photographiques de fond de l'oeil " et ils sont devenus
des auxiliaires importants dans le diagnostic ophtalmolo-
gique Ils servent par exemple à une observation circulaire par ce qu'on appelle l'angiographie par fluorescence, au diagnostic de tumeurs intraoculaires, à la détection d'altération de vaisseaux dans le cas de diabète, à la détection de décollements de la rétine, etc Dans chaque c cas, on doit obtenir une image dans laquelle on peut
également détecter de très fines structures de vaisseaux.
Dans les appareils photographiques de fond d'oeil connus, le fond de l'oeil est éclairé au moyen d'un faisceau lumineux qui est dirigé sur la pupille de l'oeil et la lumière réfléchie par la rétine de l'oeil est transmise à un microscope d'observation pour une production d'image Ces appareils sont parvenus entre temps à la limite de leur possibilité de développement, notamment du fait que la capacité de sollicitation du patient ne peut
plus être augmentée.
Pour des raisons de diagnostic, il est cependant souhaitable d'obtenir des images du fond de l'oeil avec une résolution encore améliorée et un meilleur
contraste d'image, tout en réduisant le degré de sollici-
tation du patient.
Une tentative faite dans ce sens est décrite dans le brevet US 4 213 678 Dans l'appareil décrit dans ce brevet, un rayon laser collimaté et concentré par l'oeil est utilisé pour l'éclairement d'un point individuel de la rétine et ce rayon est dévié de manière à obtenir une exploration ponctuelle et séquentielle de la rétine sous forme d'un réseau linéaire La lumière réfléchie par la rétine et sortant par la totalité de la pupille de l'oeil est déviée vers un récepteur photoélectrique Le signal produit par celui-ci est synchronisé avec le mouvement de balayage du rayon laser et il sert à produire une image sur un moniteur de télévision,
Avec cet appareil connu, on diminue la solli-
citation du patient par rapport à un appareil de photogra-
phie de fond de l'oeil mais cependant la résolution ne peut pas être considérablement augmentée car le rayon laser éclaire à cause d'une diffraction-une zone relativement
grande de la rétine ( d'un diamètre d'environ 10 microns).
Cet inconvénient ne peut également pas être
évité par des améliorations de l'optique externe de forma-
tion d'image car les moyens de formation d'image de l'appareil optique de l'oeil sont affectés en principe par des aberrations optiques Egalement une représentation agrandie d'une zone partielle de la rétine, pour laquelle
on doit choisir avec cet appareil connu le champ d'explora-
tion en correspondance à cette zone partielle, ne conduit à aucune amélioration sensible de la résolution pouvant être obtenue A cet égard, à cause de la résolution ponctuelle limitée de l'analyseur résonnant à galvanomètre qui est utilisé, il n'est en principe pas possible de produire et de représenter simultanément une image d'ensemble et une
image partielle de haute résolution.
La présente invention a en conséquence pour objet de créer un procédé et un dispositif pour produire une image du fond de l'oeil, de façon à obtenir, en plus d'une image d'ensemble de haute résolution, également des images partielles pouvant être librement sélectionnées dans sa position et ayant la même résolution élevée, ces images pouvant faire l'objet d'une sélection de contraste et pouvant être sélectionnées et représentées d'une manière rapide, simple et avec la présence constante de l'image d'ensemble sans avoir à intervenir dans le mécanisme d'analyse. L'invention concerne un procédé pour produire une image du fond de l'oeil, dans lequel un rayon lumineux produit par un laser sous la forme d'une trame d'analyse
est guidé sur la rétine et la lumière réfléchie par celle-
ci est transmise à un récepteur photoélectrique, et dans lequel le signal provenant de celui-ci sert à produire une image de télévision, ce procédé étant caractérisé en ce que, pendant l'exploration du champ d'image, on obtient au moins dans une zone partielle des signaux pour un-plus grand nombre de points-images que ce qui correspond à la norme de télévision et en ce que cette zone partielle est
choisie suffisamment grande pour que, pour sa représenta-
tion en télévision, chaque point de la trame d'image
soit associé à une valeur séparée de signal d'image.
Ainsi il est possible de reproduire la zone partielle avec la densité complète d'informations pouvant être
représentée dans une image de télévision.
Avec ce procédé, il est possible d'opérer en temps réel et de sélectionner l'image partielle par
exemple au moyen de ce qu'on appelle un crayon lumineux -
Ainsi par exemple, dans une première opération d'analyse, une image d'ensemble peut d'abord être représentée et, à l'aide de cette image d'ensemble, on sélectionne la zone
partielle à observer Dans une seconde opération d'ana-
lyse, on obtient alors pendant l'exploration de cette zone partielle des signaux correspondant à un plus grand
nombre de points-images que la norme de télévision.
Il est également possible, pendant l'explo-
ration de la totalité du champ d'image, d'obtenir des signaux d'un plus grand nombre de points-images que la norme de télévision Ces signaux sont avantageusement
convertis numériquement et mémorisés Les signaux mémori-
sés sont représentés, dans le processus d'évaluation proprement dit, sous la forme d'une image d'ensemble et, à partir de cette image, il est possible de sélectionner d'une manière connue, une image partielle Du fait que pour celle-ci on dispose dans la mémoire d'un aussi grand nombre de signaux de points-images que ce qui peut être représenté dans une image de télévision, il est ainsi possible, sans effectuer une nouvelle opération d'analyse, de représenter une image partielle agrandie qui a la même
résolution élevée que celle de l'image d'ensemble.
Dans les deux modes opératoires, on n'a pas à intervenir dans le mécanisme de déviation On dispose ainsi d'un grand nombre de signaux de points-images de sorte que l'image partielle sélectionnée contient toutes les informations pouvant être représentées Cette image partielle est ainsi agrandie pour ainsi dire à partir de l'image d'ensemble au moyen d'une " loupe électronique ", la résolution dans l'image partielle étant améliorée en
correspondance au grossissement sélectionné.
Indépendamment du mode opératoire choisi, un avantage tout à fait particulier consiste en ce que, après la sélection de l'image partielle, il est possible d'augmenter l'intensité du rayon laser d'exploration à l'intérieur du cadre délimitant l'image partielle On obtient ainsi l'amélioration du contraste dans l'image partielle sans que la charge totale d'éclairement de l'oeil du patient soit augmentée de façon sensible On peut ainsi considérer que l'image partielle est observée
à l'aide d'une " loupe d'intensité 1.
A partir de ces modes de réalisation, il est clair que le nouveau procédé permet d'observer une zone partielle sélectionnée sur le fond de l'oeil avec une résolution améliorée et un plus grand contraste d'image, la sollicitation du patient étant même encore diminuée par comparaison à un appareil de photographie de fond d'oeil
classique.
Avec le procédé conforme à l'invention, il est notamment possible d'afficher simultanément sur des moniteurs séparés l'image d'ensemble et l'image partielle respectivement sélectionnées et d'indiquer ainsi nettement à tout moment à l'observateur la position exacte de l'image
partielle dans le champ de vision.
Le dispositif pour la mise en oeuvre du procédé conforme à l'invention doit être agencé de façon à permettre, pendant l'analyse du champ d'image, d'obtenir des signaux d'un plus grand nombre de points-images que
ceux pouvant être représentés dans une image de télévision.
Cela signifie par exemple, lors de l'utilisation de la norme de télévision CCIR, que dans chaque ligne d'image on
doit obtenir une résolution nette pour plus de 800 points-
images Lors de l'observation classique d'un oeil, on a tendance à utiliser un angle de déviation de 30 ' pour lequel on peut observer sur la rétine une surface d'un diamètre d'environ 8 mm On peut facilement se rendre compte que, au moyen du dispositif connu d'après le brevet US 4 213 678, il n'est pas possible en principe d'atteindre la haute résolution imposée car le rayon laser, par suite de défauts provoqués par les aberrations du système optique de formation d'image de l'oeil, ne peut être amené sur la rétine avec un diamètre de spot inférieur
à environ 10 microns.
Le dispositif conforme à l'invention permet de résoudre le problème correspondant par le fait que, conformément à l'invention, pour une exploration rapide et linéaire du champ d'image dans au moins une direction de coordonnées, il est prévu un analyseur polygonal et par le fait qu'il est prévu entre la source de lumière laser et les analyseurs un élément d'image actif qui constitue avec un détecteur un circuit fermé de régulation pour un
réglage de netteté d'image opérant par voie adaptative-
optique. L'élément d'image actif est avantageusement agencé sous forme d'un miroir actif, comme cela est connu d'après la littérature technique pour d'autres buts
d'utilisation Comme détecteur dans le circuit de régula-
tion, il est prévu avantageusement un détecteur de front
d'onde Un circuit de régulation se composant essentielle-
ment desdits éléments permet un réglage de netteté d'image en opérant par voie adaptative-optique, c'est-à-dire qu'il permet de compenser des défauts d'image qui sont provoqués par les aberrations du système optique de formation d'image
et des milieux de transmission de l'oeil.
Avec le dispositif conforme à l'invention, le rayon laser d'éclairement est généralement élargi à un diamètre de 3 à 4 mm, et également encore plus dans des cas d'exception, et il est possible, par une compensation de toutes les aberrations existantes, de focaliser le rayon laser sur la rétine avec un spot ayant un diamètre minimal de 2 à 3 microns Ainsi il est possible d'obtenir une résolution nette pour 5 000 points-images par ligne d'analyse, c'est-à-dire qu'on peut par exemple déclencher -et représenter des récepteurs individuels dans le Fovea. Du fait que, lors de l'utilisation du réglage de netteté d'image par voie adaptative- optique, les données
concernent le front d'onde de la lumière laser de forma-
tion d'image, le dispositif conforme à l'invention permet
de rétablir la variation'd'indice de réfraction à l'inté-
rieur de l'oeil de sorte que pour la première fois il est possible d'effectuer une détermination automatique de
réfraction de haute précision.
Avec le nouveau dispositif, la déviation du rayon laser d'éclairement est effectuée, dans au moins une
direction de coordonnées, au moyen d'un analyseur polygo-
nal, dans lequel la déviation du rayon lumineux s'effectue
au moyen d'un miroir polygonal tournant rapidement L'ana-
lyseur polygonal est de préférence utilisé pour effectuer une exploration dans la direction x, c'est-à-dire dans la direction des lignes de télévision Pour une exploration
dans la direction y, on peut également utiliser un analy-
seur polygonal mais il est cependant également possible d'effectuer cette déviation par l'intermédiaire d'un miroir
à galvanomètre.
Dans chaque cas, il est nécessaire d'obtenir à partir des éléments de déviation du rayon laser des
impulsions de synchronisation qui servent à la synchronisa-
tion de la trame d'image du moniteur de télévision servant
à la production d'image avec la trame d'exploration.
Le dispositif agencé conformément à l'inven-
tion pour produire une image du fond de l'oeil peut être modifié avec des moyens simples pour former un dispositif
de mesure d'écoulement sanguin et de mesure de la satura-
tion du sang en oxygène De telles mesures sont très uti-
les pour le médecin exminant un patient car elles permet-
tent de confirmer le diagnostic trouvé au moyen de l'image du fond de l'oeil par des mesures sans avoir à faire
intervenir un autre appareil.
La mesure de l'écoulement sanguin est effectuée au moyen d'un vélocimètre Doppler à laser dont
la structure sera mise en évidence dans la description des
figures qui va suivre Avec ce dispositif, il est possible de déterminer la répartition spatiale de l'écoulement sanguin dans le fond de l'oeil, ce qui est d'une grande importance notamment lors d'expériences de détection de diabète. L O La mesure de saturation du sang en oxygène fournit un moyen de-déterminer la répartition spatiale de la saturation en oxygène dans la rétine, ce qui est important pour des examens concernant le diabète et la circulation. Des dispositifs pour la mesure d'écoulement sanguin et pour la mesure de la saturation du sang en oxygène sont connus en tant que tels Cependant il est nouveau, et particulièrement utile, de pouvoir effectuer ces mesures, conformément à la possibilité offerte par l'invention, au moyen du même appareil qui sert à produire une image de grande netteté et de fort contraste du fond
de l'oeil.
D'autres caractéristiques et avantages de
l'invention seront mis en évidence dans la suite de la-
description, donnée à titre d'exemple non limitatif, en
référence aux dessins annexés dans lesquels: la figure 1 représente un exemple de réalisation d'un dispositif'conforme à l'invention, la figure 2 représente un exemple d'une image du fond de l'oeil pouvant être produite avec le dispositif de la fig 1, la figure 3 est une représentation de principe du miroir actif utilisé dans le dispositif de la fig 1, la figure 4 est une vue en perspective du miroir actif,
la figure 5 est une représentation particulière du détec-
teur de front d'onde contenu dans le dispositif de la fig 1, la figure 6 est un exemple de réalisation d'un vélocimètre Doppler à laser pour la mesure d'écoulement sanguin,
la figure 7 donne la relation entre le coefficient d'extinc-
tion d'hémoglobine et d'oxyhémoglobine et la longueur d'onde. Sur la figure 1, on a désigné par 1 un laser utilisé comme source lumineuse, qui est agencé par exemple sous la forme d'un laser He-Ne de 2 m W, qui émet pour une longueur d'onde de 633 nm La lumière émise par le laser passe au travers d'un obturateur 2 pouvant être commandé électriquement, par exemple une cellule de Pockel,
et un polariseur 3 Au moyen du système optique 4 repré-
senté schématiquement, le rayon laser est élargi et il est envoyé par l'intermédiaire d'un miroir semi-transparent 5 sur un miroir actif 6 La lumière réfléchie par ce miroir traverse un système optique 7 et arrive sur un miroir polygonal 8, qui est entraîné en rotation dans le sens de
la flèche au moyen d'un moteur 9.
Si le miroir polygonal 8 se compose par exemple de 20 facettes, sa vitesse de rotation est d'environ 12 000 t/min Pendant sa rotation, il dévie le rayon laser
linéairement dans la direction de lignes x Pour une fré-
quence de répétition de lignesde 4 k Hz, on obtient un angle de déviation utilisable de 300 avec un temps mort
de 20 % qui est conditionné par l'alternance des facettes.
Un système 10 représenté schématiquement sert à produire des impulsions de synchronisation qui définissent le début et la fin de chaque ligne d'exploration Ces impulsions
sont appliquées à une unité de commande 11.
Un tel analyseur polygonal est connu par exemple d'après la revue "l Analytical and Quantitative Cytology" volume 3, N O 1, Mars 1981, pages 55/66, notamment pages 57 et 63 Le plan optique de déviation forme une image, par l'intermédiaire d'un objectif 11, sur un analyseur linéaire à galvanomètre 12, qui dévie le rayon laser dans une direction verticale en forme de dents de scie Pour
l'entraînement de l'analyseur 12, il est prévu un disposi-
tif 13 qui reçoit des impulsions de commande par l'intermé-
253 ? 428
diaire de l'unité de commande 11 L'unité de commande 11 combine tous les signaux de commande avec stabilité de phase avec le signal de référence de miroir provenant du système 10 car, à cause de la grande inertie du miroir polygonal rotatif 8, il n'est pas possible de régler sa
vitesse de rotation à une valeur fixe.
Le rayon laser d'éclairement forme une image, par l'intermédiaire d'un autre objectif 14, sur la pupille de l'oeil 16 et il est introduit par l'intermédiaire d'un
miroir semi-transparent 15 dans l'oeil Le rayon d'éclaire-
ment a une certaine étendue dans le plan de pupille 17 de l'oeil 16, car celui-ci est conjugué avec les plans de
déviation des analyseurs 8 et 12.
Le rayonnement réfléchi sur la rétine 18 passe au travers d'un miroir semi-transparent 19, il est collecté par une lentille asphérique 20 ayant un grand rapport d'ouverture, il sort par l'intermédiaire d'un autre polariseur 21 et il est détecté au moyen d'un récepteur 22 à proximité d'un plan conjugué du plan de pupille 17 de
l'oeil 16.
Les signaux fournis par le récepteur 22 sont amplifiés dans un amplificateur 23 et sont transmis par l'intermédiaire d'un générateur de signaux normalisés de
télévision 24 à un moniteur de télévision 25 Le généra-
teur de signaux normalisés de télévision 24 est commandé par l'unité de commande 11 et il fournit les impulsions de
synchronisation nécessaires pour une production d'image.
Ainsi on peut voir sur le moniteur 25 une image du fond de l'oeil 18 car la trame d'exploration balayée par le rayon laser d'éclairement sur la rétine 18 concorde avec la
trame de télévision.
Il est sélectivement également possible de convertir numériquement les signaux provenant du récepteur 22, après amplification en 23, dans un convertisseur 26 et de les introduire dans une mémoire 27 Cette mémoire peut être agencée sous forme d'une mémoire de répét Jlion d'un système numérique d'image qui, après terminaison du cycle de lecture, représente les signaux d'image sur le moniteur 25 avec un codage de simulation de couleur Il est également possible d'agencer la mémoire 27, avec un dimensionnement correspondant, sous forme d'une mémoire de longue durée Dans ce cas les signaux d'image peuvent être extraits de façon constante de sorte que par exemple il est possible d'effectuer une comparaison d'images qui ont été produites à des instants différents; également il est ainsi possible de traiter à tous moments les signaux
d'image par des techniques de mesures.
Les polariseurs 3 et 21 sont disposés en croix l'un par rapport à l'autre Ainsi on supprime la réflexion de la cornée En coopération avec l'obturateur électronique 2, il est possible de faire ressortir, avec augmentation d'intensité, une zone partielle déterminée
qui est sélectionnée au moyen de l'image d'ensemble appa-
raissant sur le moniteur 25 Pour mieux expliquer cela, on va considérer la figure 2 qui est une vue d'ensemble obtenue par exemple lors de l'exploration de la rétine 18 de l'oeil 16 au moyen des analyseurs 8 et 12 Au moyen d'un crayon lumineux, on peut sélectionner d'une manière connue une zone partielle, par exemple la zone 28 sur l'image d'ensemble apparaissant sur le moniteur 25 Le générateur
24 produit alors les impulsions nécessaires de synchronisa-
tion qui font en sorte que, par l'intermédiaire du disposi-
tif de commande 29 de l'obturateur 2, le rayon laser d'éclairement passe avec une plus grande intensité tant
qu'il se déplace dans la zone partielle sélectionnée 28.
Cette intensité est ainsi augmentée par rapport à celle qui est établie lors du mouvement du rayon d'exploration à l'extérieur de la zone partielle 28 Cette zone partielle 28 est ainsi mise en évidence par ce qu'on appelle une " loupe d'intensité " et elle a un meilleur contraste d'image que la partie environnante La Zone 28 est alors avantageusement reproduite avec le format complet sur le moniteur 25 à la place de la vue d'ensemble Il est évident qu'il est également possible d'utiliser deux moniteurs et de représenter simultanément la vue d'ensemble et
l'image de la zone partielle 28.
1 l L'obturateur électronique 2 fonctionne suffisamment rapidement pour qu'il soit également possible de produire une coagulation des vaisseaux endommagés, qui ont été localisés de façon nette au moyen de l'image d'ensemble ou d'une image partielle, par une augmentation momentanée de l'intensité du-rayon laser On est ainsi
assuré que l'intensité lumineuse ne soit augmentée forte-
ment que lorsque le rayon d'exploration a atteint les
coordonnées des vaisseaux à coaguler.
Comme le montre la fig 1, le rayon laser d'éclairement arrive au travers du miroir 15 disposé en avant de l'oeil 16 sur un récepteur 30 Celui-ci sert au
contrôle de la puissance appliquée et il coupe automati-
quement le rayon laser par l'intermédiaire de l'unité de commande 31 et de l'obturateur 2 aussitôt que cette
puissance atteint des valeurs excessivement élevées.
Simultanément ce récepteur sert à éliminer des variations d'intensité du rayon laser d'éclairement par régulation
par l'intermédiaire de l'obturateur.
Il s'est avéré que les images représentées sur le moniteur 25 et obtenues par exploration apparaissent avec une netteté plus grande que les images obtenues avec un appareil photographique de fond d'oeil d'une conception classique Pour pouvoir-sélectionner une netteté optimale des images, il est avantageux d'utiliser
à la place du laser He-Ne 1 un laser à colorant réglable.
Celui-ci permet de sélectionner la longueur d'onde la
mieux appropriée du rayon d'éclairement.
Dans le trajet du rayon d'éclairement de l'appareil de la fig 1, il est prévu un élément-image
actif 6, qui sert à améliorer l'image par voie adaptative-
optique dans un-circuit de régulation fermé Ce circuit de
régulation contient un détecteur de front d'onde 32 repré-
senté schématiquement, qui détermine les aberrations optiques de l'image de la rétine 18 qui arrive sur lui par l'intermédiaire du miroir 19 Au moyen d'un -circuit de régulation qui sera décrit en détail dans la suite et de l'élément-image 6, les aberrations sont compensées par ce réglage. Comme élément-image actif 6, on a choisi dans l'exemple représenté un miroir à membrane, tel que celui connu d'après la revue " J Opt Soc Am ", volume 67, ( 1977), N O 3, Mars 1977, pages 399/406 Un tel miroir se compose, comme le montre la représentation schématique de la fig 3, d'une électrode transparente 34, qui a été formée par vaporisation sur une fenêtre de verre et qui est soumise à une tension U * A une faible distance ( environ 50 microns) de cette électrode, il est prévu une feuille réfléchissante 35 mise à la terre, qui se compose d'une feuille de matière plastique très mince ( environ 0,5 micron d'épaisseur), qui a été revêtue d'aluminium par vaporisation A nouveau à une faible distance de celle-ci ( environ 50 microns), il est prévu un réseau de plusieurs, par exemple 63, électrodes 36 qui peuvent être excitées individuellement L'excitation des électrodes 36 est assurée au moyen d'une tension U + U 0 i
et on obtient une force électrostatique résultante qui-
est appliquée à la feuille 35 Le miroir 6 correspond ainsi à un électromètre à plusieurs canaux, la déviation maximale de la feuille 35 étant d'un ordre de grandeur
de 1 micron.
L'excitation du miroir 6 est effectuée avantageusement sur la base d'un procédé de régulation modulée A cet égard, on module des formes de base de
l'aberration optique, comme un astigmatisme, une aberra-
tion sphérique, une défocalisation et une influence sur le faisceau laser d'éclairement dans un plan conjugué du plan de pupille 17 de l'oeil 16 Cela est réalisé, comme le montre la fig 4, au moyen d'un calculateur de commande 33 Celui-ci contient un dispositif 33 a, qui produit les signaux correspondant aux formes de base précitées des aberrations optiques ainsi qu'un dispositif 33 b, qui sert
à la répartition de ces signaux sur les électrodes 36.
L'image produite après enclenchement du miroir 6 est projetée par l'intermédiaire du miroir 19 sur un détecteur de front d'onde 32 Un exemple de structure de
ce détecteur de front d'onde 32 est visible sur la fig 5.
La lumière réfléchie par l'oeil 16 forme, au moyen d'un système optique 34, qui contient en 35 un plan
de diaphragmage conjugué, une image sur une grille tournan-
te 36 Le modèle d'interférence ainsi engendré forme par l'intermédiaire du système optique 37 une image sur un réseau de diodes 38, qui mesure l'évolution du front d'onde Par l'intermédiaire du processeur 39, on obtient des signaux qui déplacent par l'intermédiaire du dispositif
33 le miroir actif 6 jusqu'à ce qu'on obtienne les para-
mètres optimaux de focalisation qui compensent toutes les
aberrations optiques de l'oeil examiné 16.
Lorsqu'on a atteint cet état optimal de correction, il est possible de focaliser sur la rétine 18
le rayon laser d'éclairement, élargi à un diamètre d'envi-
ron 4 mm, sur une distance focale minimale d'un diamètre
d'environ 2,5 microns.
Les données obtenues lors du réglage de netteté d'image par voie adaptative-optique qui a été décrit ci-dessus, en faisant intervenir le front d'onde de la lumière laser de formation d'image, permettent *de reconstituer le motif de réfraction à l'intérieur de
l'oeil 16 A cet effet, on utilise le dispositif 40 Celui-
ci est avantageusement agencé de manière que les données
obtenues soient affichées ou enregistrées.
Les données de correction obtenues pour le
miroir 6 sont mémorisées dans la partie-mémoire du calcu-
lateur de commande 33 et elles peuvent être extraites
de cette partie à tout moment approprié.
Avant l'observation effective de l'oeil 16 par le praticien, la détermination des aberrations est initialement effectuée par le réglage de netteté d'image par voie adaptative-optique qui a été décrit ci-dessus A
cet effet, on effectue une opération séparée d'examen.
Dans celle-ci, on détermine, avec un débit de données correspondant par exemple à 100 directions/s,les paramètres optimaux de focalisation dans différentes directions dans l'oeil Les données ainsi obtenues pour les aberrations de l'oeil 16 sont mémorisées dans la mémoire du calculateur 33 Pendant un temps de prise de vue de 80 ms, il est par exemple possible, du fait de la vitesse du miroir actif 6 et de la préparation des données, d'obtenir une résolution de 800 sous-ouvertures avec 63 électrodes de correction 36
à l'intérieur d'une zone sélectionnée du fond de l'oeil.
Lors de l'opération d'examen proprement dite, les valeurs de correctionconcernant le miroir 6 sont extraites en temps réel de la mémoire du calculateur 33 de sorte qu'on peut produire des images de fond de l'oeil qui sont géométriquement à l'échelle et qui n'ont
pas été falsifiées par les aberrations optiques de l'oeil.
Lors de l'exploration de la rétine 18 au moyen d'un rayon laser d'éclairement qui a été corrigé par l'intermédiaire du miroir 6, on peut obtenir sur une ligne d'exploration des signaux correspondant à un plus grand nombre de points-images que sur l'image de télévision apparaissant sur le moniteur 25 Il est ainsi possible de distinguer d'une façon nette par exemple plus de 5000 points-images sur une ligne Le moniteur 25 représente pour cette raison une vue d'ensemble produite à partir des
signaux obtenus.
Lorsque, au moyen de l'image d'ensemble, on désire sélectionner une partie d'image à examiner de façon plus précise, par exemple la partie 28 de la fig 2, cette partie est représentée avec le format complet sur le moniteur 25, auquel cas on obtient également la résolution intégrale lorsque la zone partielle 28 est choisie en correspondance à sa grandeur Le générateur de signaux de
normalisation 24 assure une telle adaptation.
Il est également possible, avec le dispositif décrit et représenté sur la fig 1, d'observer une partie d'image avec une résolution améliorée sans qu'il soit nécessaire d'intervenir de façon quelconque dans le système
optique de l'appareil On peut ainsi parler d'un grossisse-
ment d'image au moyen d'une " loupe électronique ".
Il est possible et avantageux d'utiliser en même temps que la loupe électinique décrite également la loupe d'intensité, c'est-à-dire d'explorer la partie d'image sélectionnée avec une plus grande intensité Ainsi
il est possible d'obtenir pour la première fois une repré-
sentation détaillée d'une image de fond de l'oeil avec une haute résolution et un fort contraste d'image La résolu- tion est alors d'autant plus grande que des récepteurs
individuels sont distingués dans le Fovea.
Il n'est généralement pas nécessaire de corriger de façon optimale le rayon laser d'éclairement sur tout le champ d'image au moyen du miroir actif 6 Il est particulièrement intéressant dans la plupart des cas d'effectuer la correction sur de petits champs d'image,
par exemple le Fovea ou également des vaisseaux indivi-
duels. Pour cette raison, on produit généralement d'abord une image d'ensemble, auquel cas le miroir 6 n'est
pas activé A l'aide de cette image d'ensemble, on sélec-
tionne ensuite sur le moniteur 25 les zones partielles intéressantes et on effectue sur ces zones le réglage *de netteté d'image par voie adaptative-optique Les valeurs
de correction ainsi obtenues sont mémorisées dans le calcu-
lateur 33.
Lors de l'agrandissement suivant des zones partielles sélectionnées, celles-ci sont représentées sur le moniteur 25 avec une grande netteté d'image et un fort contraste.
Lors de l'examen d'yeux anormaux, par exem-
ple dans le cas d'une très grande myopie ou également après
des opérations de cataracte, il peut être également avan-
tageux d'effectuer une correction du rayon d'éclairement sur tout le champ d'image pour obtenir d'une part une bonne image d'ensemble et pour pouvoir d'autre part
sélectionner des -zones partielles quelconques.
Pour obtenir avec le dispositif représenté sur la figure 1 également une très haute résolution d'image dans une direction verticale, il est possible d'opérer avec une fenêtre d'image qui se présente sous forme de bandes et qui contient toutes les lignes d'image à suivre au moyen de l'analyseur 12 Cette fenêtre d'image est ensuite déplacée dans une direction verticale et la totalité de l'image est reconstituée à partir des
différentes bandes dans la mémoire 27.
Le dispositif conforme à l'invention est agencé d'une manière particulièrement avantageuse de façon à permettre, en plus d'une représentation d'image très précise, également une mesure de la répartition spatiale de l'écoulement sanguin dans le fond de l'oeil ainsi qu'une mesure de la répartition spatiale-de la saturation en
oxygène du sang dans la rétine.
Pour la mesure de la répartition spatiale d'écoulement sanguin, on utilise un vélocimètre Doppler à
laser différentiel 41, qui a été représenté de façon par-
ticulière sur la figure 6 Le rayon du laser He-Ne 1 est divisé au moyen du système, à prismes 42 en deux rayons parallèles de même intensité, qui sont focalisés par -l'intermédiaire d'un prisme-Dove 43 et d'un objectif 44 sur un point commun de la rétine 18 Dans la zone de croisement, c'està-dire dans le volume de mesure, il se produit un modèle d'interférence Des érythrocytes qui traversent ce réseau lumineux produisent un signal de lumière dispersée, dont la fréquence de modulation est proportionnelle à l'espacement des bandes et à la vitesse des particules Ce signal de lumière dispersée est transmis par l'intermédiaire de miroirs 45, 46 à un récepteur 47 en avant duquel sont disposés un filtre d'interférence 48 et un diaphragme 49 Le signal de mesure fourni par le récepteur 47 est filtré dans un filtre à bande passante 50, il est converti numériquement dans un convertisseur 51 et il est soumis à une mémorisation intermédiaire dans
un système à microprocesseur 52 A l'aide d'une transfor-
mation de Fourier rapide et temporellement optimisée, le spectre de puissance est calculé dans ce microprocesseur et
on détermine à partir de ce spectre la vitesse d'écoule-
ment qui est affichée en 53.
Le vélocimètre de la Fig 6 n'a pas été représenté sur la Fig 1 pour simplifier le dessin Sa place dans le dispositif a été matérialisée par la flèche 41, c'est-à-dire qu'il remplace pratiquement le système optique 4 La lentille 44 de la fig O 6 est constituée dans
ce cas par la lentille de l'oeil 16.
Le dispositif de la fig 1 peut également opérer avec un laser He-Se 54, dont le rayon est réfléchi par l'intermédiaire du miroir 55 Un tel laser permet de disposer par exemple d'une puissance de sortie de 100 m W, qui couvre sur de très nombreuses lignes la zone visible du spectre Les lignes jaunes du laser, dans la zone
d'absorption des molécules d'hémoglobine et d'oxyhémoglo-
bine, conviennent pour la mesure de la saturation en oxygène dans les vaisseaux sanguins de la rétine Sur la
base des différentes caractéristiques spectrales d'absorp-
tion de l'oxyhémoglobine et de l'hémoglobine désoxygénée, il est possible de déterminer le degré de saturation en oxygène pour des longueurs d'onde de 559 nm, 569 nm et 586 nm A cet effet, la lumière réfléchie par l'oeil 16
est transmise par l'intermédiaire d'un miroir 56 et de.
deux miroirs spectraux 57, 58, à trois récepteurs 59, 60, 61 Les signaux spectraux produits par ceux-ci sont appliqués à un calculateur 62 qui détermine la saturation
en oxygène.
La figure 7 représente la relation entre les coefficients d'extinction de l'hémoglobine (Hb) et de
l'oxyhémoglobine (Hb O 2) en fonction de la longueur d'onde.
La mesure est effectuée pour la longueur d'onde de 559 nm alors que, pour les longueurs d'onde de 569 nm jet 586 nm, on obtient des points d'intersection qui sont utilisés pour une normalisation Pour compenser l'effet de dispersion
d'arrière-plan normalement existant, il peut être avan-
tageux d'utiliser lors de la mesure encore deux ou trois autres longueurs d'onde produites par le laser 54 Il est
ainsi possible d'améliorer le rapport signal/bruit.
Claims (9)
1 Procédé pour produire une image du fond de l'oeil, dans lequel un rayon lumineux produit par un laser sous la forme d'une trame d'analyse est guidé sur la rétine et la lumière réfléchie par celle-ci est transmise à un récepteur photoélectrique, et dans lequel le signal
provenant de celui-ci sert à produire une image de télé-
vision, caractérisé en ce que, pendant l'exploration du champ d'image ( 18), on obtient au moins dans une zone partielle ( 28) des signaux pour un plus grand nombre de
points-images que ce qui correspond à la norme de télévi-
sion et en ce que cette zone partielle est choisie suffi-
samment grande pour que, pour sa représentation en télé-
vision, chaque point de la trame d'image soit associé à
une valeur séparée de signal d'image.
2 Procédé selon la revendication 1, caracté-
risé en ce que, pendant l'exploration de tout le champ d'image, on obtient des signaux correspondant à un plus grand nombre de points-images que ce qu'on obtient avec
la norme de télévision.
3 Procédé selon la revendication 1, caracté-
risé en ce que, dans une première opération d'exploration, une image d'ensemble est d'abord représentée, en ce que, à l'aide de cette image d'ensemble, on sélectionne la zone partielle à faire ressortir ( 28), et en ce que, dans une
seconde opération d'exploration, on obtient pendant l'ex-
ploration de cette zone partielle, des signaux correspon-
dant à un plus grand nombre de points-images qu'avec la
norme de télévision.
4 Procédé selon l'une des revendications 1 et
3, caractérisé en ce que l'intensité du rayon laser d'éclairement est augmentée pendant l'exploration de la
zone partielle sélectionnée ( 28).
Procédé selon l'une des revendications 1 à
4, caractérisé en ce qu'une image d'ensemble est représen-
tée en même temps qu'une zone partielle sélectionnée ( 28).
6 Dispositif pour la mise en oeuvre du procédé selon la revendication 1, comportant une source de lumière laser ( 1), des analyseurs ( 8, 12) pour faire dévier le rayon laser sous la forme d'une trame d'exploration avec lignes, un récepteur ( 22) sur lequel est focalisée la lumière réfléchie par le fond ( 18) de l'oeil ( 16), et une installation de télévision ( 23 27) synchronisée par l'intermédiaire des analyseurs pour l'affichage des signaux provenant du récepteur, caractérisé en ce que, pour une exploration rapide et linéaire du champ d'image ( 18) dans au moins une direction de coordonnées, il est prévu un analyseur polygonal ( 8) et en ce qu'il est prévu entre la source de lumière laser ( 1) et les analyseurs ( 8, 12) un élément-image actif ( 6) qui constitue avec un détecteur ( 32) un circuit de régulation fermé pour un
réglage de netteté d'image par voie adaptative-optique.
7 Dispositif selon la revendication 6, carac-
térisé en ce que l'élément-image actif est agencé sous
forme d'un miroir actif ( 6).
8 Dispositif selon la revendication 6, carac-
térisé en ce qu'il est prévu comme détecteur dans le -
circuit de régulation un détecteur de front d'onde ( 32).
9 Dispositif selon la revendication 6, carac-
térisé en ce qu'il est prévu, en considérant la direction de la lumière, en arrière de la source lumineuse ( 1) et en avant du récepteur ( 22) des polariseurs ( 3, 21) disposés en croix et en ce qu'il est prévu entre la source de lumière ( 1) et le polariseur ( 3) un obturateur électroeique
( 2) pouvant être commandé par l'intermédiaire de l'instal-
lation de télévision ( 23 27).
Dispositif selon l'une des revendications 6
et 9, caractérisé en ce que l'installation de télévision.
( 23-27) est pourvue d'au moins une mémoire d'image ( 27).
il Dispositif selon l'une des revendications 6
à 10, caractérisé en ce qu'il est prévu en addition un dispositif ( 41) pour la mesure de la répartition spatiale
d'écoulement sanguin dans le fond d'oeil ( 18).
12 Dispositif selon l'une des revendications 6
à, 1 l, caractérisé en ce qu'il est prévu additionnellement un dispositif ( 54 à 62) pour la mesure de la répartition spatiale de la saturation en oxygène du sang dans la
rétine ( 18) de l'oeil examiné ( 16).
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE3245939A DE3245939C2 (de) | 1982-12-11 | 1982-12-11 | Vorrichtung zur Erzeugung eines Bildes des Augenhintergrundes |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
FR2537428A1 true FR2537428A1 (fr) | 1984-06-15 |
Family
ID=6180454
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
FR8319642A Withdrawn FR2537428A1 (fr) | 1982-12-11 | 1983-12-08 | Procede et dispositif pour produire une image du fond de l'oeil |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4579430A (fr) |
JP (1) | JPS59115024A (fr) |
DE (1) | DE3245939C2 (fr) |
FR (1) | FR2537428A1 (fr) |
GB (1) | GB2132852B (fr) |
Cited By (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0282210A1 (fr) * | 1987-03-03 | 1988-09-14 | Hitoshi Fujii | Appareil de visualisation du courant sanguin |
EP0284248A1 (fr) * | 1987-03-27 | 1988-09-28 | Kowa Co. Ltd. | Procédé et dispositif de diagnostic ophtalmologique |
FR2615723A1 (fr) * | 1987-05-27 | 1988-12-02 | Tokyo Optical | Appareil pour photographier un fond d'oeil du type a balayage par faisceau laser |
FR2622096A1 (fr) * | 1987-10-26 | 1989-04-28 | Tokyo Optical | Appareil d'observation du fond d'oeil de type a balayage par faisceau laser |
WO1990011044A1 (fr) * | 1989-03-29 | 1990-10-04 | National Research Development Corporation | Mesure du flux sanguin |
EP0397377A1 (fr) * | 1989-05-08 | 1990-11-14 | Kowa Company Ltd. | Procédé et dispositif destinés à la discrimination des vaisseaux sanguins du fond oculaire |
EP0488615A1 (fr) * | 1990-11-27 | 1992-06-03 | Kowa Company Ltd. | Appareil pour mesurer le débit sanguin |
EP0543932A1 (fr) * | 1990-08-13 | 1993-06-02 | Eye Research Institute Of Retina Foundation | Appareil doppler a laser pour la retine |
WO1999048418A1 (fr) * | 1998-03-26 | 1999-09-30 | Universite De Montreal | Mesure spectroreflectrometrique de l'oxygenation de l'oeil d'un patient |
Families Citing this family (180)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3422144A1 (de) * | 1984-06-14 | 1985-12-19 | Josef Prof. Dr. 6900 Heidelberg Bille | Geraet zur darstellung flaechenhafter bereiche des menschlichen auges |
US4732466A (en) * | 1985-04-04 | 1988-03-22 | Humphrey Instruments, Inc. | Fundus camera |
US4765730A (en) * | 1985-09-17 | 1988-08-23 | Eye Research Institute Of Retina Foundation | Double scanning optical apparatus and method |
EP0223356B1 (fr) * | 1985-09-17 | 1990-06-27 | Eye Research Institute Of Retina Foundation | Appareil de balayage bidimensionnel du fond de l'oeil |
US4764005A (en) * | 1985-09-17 | 1988-08-16 | Eye Research Institute Of Retina Foundation | Double scanning optical apparatus |
US4768873A (en) * | 1985-09-17 | 1988-09-06 | Eye Research Institute Of Retina Foundation | Double scanning optical apparatus and method |
GB8531011D0 (en) * | 1985-12-17 | 1986-01-29 | Medical Res Council | Confocal scanning microscope |
US6267756B1 (en) * | 1986-03-08 | 2001-07-31 | G. Rodenstock Instrumente Gmbh | Apparatus for the observation and the treatment of the eye using a laser |
JPS62286433A (ja) * | 1986-06-06 | 1987-12-12 | 興和株式会社 | 細隙灯顕微鏡 |
US4856891A (en) * | 1987-02-17 | 1989-08-15 | Eye Research Institute Of Retina Foundation | Eye fundus tracker/stabilizer |
US5284477A (en) * | 1987-06-25 | 1994-02-08 | International Business Machines Corporation | Device for correcting the shape of an object by laser treatment |
US4960327A (en) * | 1987-07-15 | 1990-10-02 | Kabushiki Kaisha Topcon | Optical system in a lasar scanning eye fundus camera |
JPS6420827A (en) * | 1987-07-15 | 1989-01-24 | Topcon Corp | Retinal camera of laser scanning system |
DD262798A1 (de) * | 1987-08-03 | 1988-12-14 | Zeiss Jena Veb Carl | Anordnung und verfahren zur hochaufloesenden ophthalmoskopie |
US4768874A (en) * | 1987-09-10 | 1988-09-06 | Eye Research Institute Of Retina Foundation | Scanning optical apparatus and method |
JPH01113025A (ja) * | 1987-10-28 | 1989-05-01 | Topcon Corp | レーザー走査式眼科装置 |
US4998819A (en) * | 1987-11-25 | 1991-03-12 | Taunton Technologies, Inc. | Topography measuring apparatus |
US5106183A (en) * | 1987-11-25 | 1992-04-21 | Taunton Technologies, Inc. | Topography measuring apparatus |
US4902123A (en) * | 1987-11-25 | 1990-02-20 | Taunton Technologies, Inc. | Topography measuring apparatus |
US4918587A (en) * | 1987-12-11 | 1990-04-17 | Ncr Corporation | Prefetch circuit for a computer memory subject to consecutive addressing |
US4901718A (en) * | 1988-02-02 | 1990-02-20 | Intelligent Surgical Lasers | 3-Dimensional laser beam guidance system |
US4881808A (en) * | 1988-02-10 | 1989-11-21 | Intelligent Surgical Lasers | Imaging system for surgical lasers |
US4848340A (en) * | 1988-02-10 | 1989-07-18 | Intelligent Surgical Lasers | Eyetracker and method of use |
US4997242A (en) * | 1988-03-07 | 1991-03-05 | Medical Research Council | Achromatic scanning system |
US5144477A (en) * | 1988-04-11 | 1992-09-01 | Medical Research Council | Method of operating a scanning confocal imaging system |
US5032720A (en) * | 1988-04-21 | 1991-07-16 | White John G | Confocal imaging system |
US6099522A (en) * | 1989-02-06 | 2000-08-08 | Visx Inc. | Automated laser workstation for high precision surgical and industrial interventions |
US5098426A (en) * | 1989-02-06 | 1992-03-24 | Phoenix Laser Systems, Inc. | Method and apparatus for precision laser surgery |
US5031632A (en) * | 1989-08-10 | 1991-07-16 | Tsuyoshi Watanabe | Method for the instrumentation of sizes of retinal vessels in the fundus and apparatus therefor |
JP2813899B2 (ja) * | 1989-09-26 | 1998-10-22 | 仁 藤居 | 眼科測定装置 |
JP3142867B2 (ja) * | 1989-10-31 | 2001-03-07 | ニルソン,ゲルト | 流体の流動、特に体の器官を通る血液の流れを測定しかつ表示するためのシステム |
US5119814A (en) * | 1990-07-25 | 1992-06-09 | Minnich Thomas E | Method and apparatus for monitoring blood loss via retinal venous oxygen saturation |
US5186173A (en) * | 1990-08-14 | 1993-02-16 | Drexel University | Method for in vivo measurement of oxygen concentration levels |
DE69114790T2 (de) * | 1990-08-20 | 1996-04-18 | Sony Corp | Direktsicht-Bildwiedergabeapparat. |
US5220360A (en) * | 1990-10-24 | 1993-06-15 | Ophthalmic Imaging Systems, Inc. | Apparatus and method for topographical analysis of the retina |
US5400791A (en) * | 1991-10-11 | 1995-03-28 | Candela Laser Corporation | Infrared fundus video angiography system |
US5246435A (en) * | 1992-02-25 | 1993-09-21 | Intelligent Surgical Lasers | Method for removing cataractous material |
EP0630205A4 (fr) * | 1992-02-27 | 1995-06-14 | Phoenix Laser Systems Inc | Poste de travail automatise a laser pour interventions industrielles et chirurgicales de haute precision. |
US5308919A (en) * | 1992-04-27 | 1994-05-03 | Minnich Thomas E | Method and apparatus for monitoring the arteriovenous oxygen difference from the ocular fundus |
DE4326716B4 (de) * | 1992-08-04 | 2005-03-03 | Kabushiki Kaisha Topcon | Anordnung zur Verarbeitung eines ophthalmologischen Bildes |
US5479252A (en) * | 1993-06-17 | 1995-12-26 | Ultrapointe Corporation | Laser imaging system for inspection and analysis of sub-micron particles |
US5923430A (en) | 1993-06-17 | 1999-07-13 | Ultrapointe Corporation | Method for characterizing defects on semiconductor wafers |
GB9323065D0 (en) * | 1993-11-09 | 1994-01-05 | Besca Ltd | A wide field retinal scanning ophthalmoscope |
US5640963A (en) * | 1993-12-03 | 1997-06-24 | Canon Kabushiki Kaisha | Eye fundus blood flow meter |
US6741344B1 (en) * | 1994-02-10 | 2004-05-25 | Affymetrix, Inc. | Method and apparatus for detection of fluorescently labeled materials |
US6090555A (en) * | 1997-12-11 | 2000-07-18 | Affymetrix, Inc. | Scanned image alignment systems and methods |
US5631734A (en) * | 1994-02-10 | 1997-05-20 | Affymetrix, Inc. | Method and apparatus for detection of fluorescently labeled materials |
US20030017081A1 (en) * | 1994-02-10 | 2003-01-23 | Affymetrix, Inc. | Method and apparatus for imaging a sample on a device |
US5656186A (en) * | 1994-04-08 | 1997-08-12 | The Regents Of The University Of Michigan | Method for controlling configuration of laser induced breakdown and ablation |
US5515864A (en) * | 1994-04-21 | 1996-05-14 | Zuckerman; Ralph | Method and apparatus for the in vivo measurement of oxygen concentration levels by the indirect determination of fluoescence lifetime |
US5632742A (en) | 1994-04-25 | 1997-05-27 | Autonomous Technologies Corp. | Eye movement sensing method and system |
US5980513A (en) | 1994-04-25 | 1999-11-09 | Autonomous Technologies Corp. | Laser beam delivery and eye tracking system |
GB2292034B (en) * | 1994-06-04 | 1998-02-18 | Keith Kellam | Laser doppler microscopy methods and instruments |
DE4433827C2 (de) * | 1994-09-22 | 1999-01-07 | Zeiss Carl Jena Gmbh | Anordnung und Verfahren zur Messung von Stoffparametern in Schichten von Medien, insbesondere zur eichungsfreien in vivo Messung der Sauerstoffsättigung in optisch zugängigen Blutgefäßen |
US5653751A (en) * | 1994-12-07 | 1997-08-05 | Samiy; Nassrollah | Systems and methods for projecting an image onto a retina |
US5935942A (en) | 1994-12-14 | 1999-08-10 | Zeimer; Ran | Selective and non-invasive visualization or treatment of vasculature |
US5624437A (en) * | 1995-03-28 | 1997-04-29 | Freeman; Jerre M. | High resolution, high speed, programmable laser beam modulating apparatus for microsurgery |
US7655002B2 (en) * | 1996-03-21 | 2010-02-02 | Second Sight Laser Technologies, Inc. | Lenticular refractive surgery of presbyopia, other refractive errors, and cataract retardation |
US5784148A (en) * | 1996-04-09 | 1998-07-21 | Heacock; Gregory Lee | Wide field of view scanning laser ophthalmoscope |
EP0902885A4 (fr) * | 1996-05-16 | 2006-09-27 | Affymetrix Inc | Systemes et procedes de detection de produits marques |
US5822035A (en) * | 1996-08-30 | 1998-10-13 | Heidelberg Engineering Optische Messysteme Gmbh | Ellipsometer |
US6271914B1 (en) | 1996-11-25 | 2001-08-07 | Autonomous Technologies Corporation | Objective measurement and correction of optical systems using wavefront analysis |
US20010041884A1 (en) * | 1996-11-25 | 2001-11-15 | Frey Rudolph W. | Method for determining and correcting vision |
US6148114A (en) | 1996-11-27 | 2000-11-14 | Ultrapointe Corporation | Ring dilation and erosion techniques for digital image processing |
JP3828626B2 (ja) * | 1996-12-27 | 2006-10-04 | 株式会社ニデック | 眼科手術装置 |
US5935076A (en) * | 1997-02-10 | 1999-08-10 | University Of Alabama In Huntsville | Method and apparatus for accurately measuring the transmittance of blood within a retinal vessel |
US5776060A (en) * | 1997-02-20 | 1998-07-07 | University Of Alabama In Huntsville | Method and apparatus for measuring blood oxygen saturation within a retinal vessel with light having several selected wavelengths |
US6771417B1 (en) * | 1997-08-01 | 2004-08-03 | Carl Zeiss Jena Gmbh | Applications of adaptive optics in microscopy |
DE19733193B4 (de) * | 1997-08-01 | 2005-09-08 | Carl Zeiss Jena Gmbh | Mikroskop mit adaptiver Optik |
DE19733995B4 (de) | 1997-08-06 | 2007-12-13 | Carl Zeiss Meditec Ag | Laser-Scanning-Ophthalmoskop |
JPH1170121A (ja) * | 1997-08-29 | 1999-03-16 | Nidek Co Ltd | レーザ治療装置 |
US6299307B1 (en) | 1997-10-10 | 2001-10-09 | Visx, Incorporated | Eye tracking device for laser eye surgery using corneal margin detection |
US5919132A (en) * | 1998-03-26 | 1999-07-06 | Universite De Montreal | On-line and real-time spectroreflectometry measurement of oxygenation in a patient's eye |
US5966197A (en) * | 1998-04-21 | 1999-10-12 | Visx, Incorporated | Linear array eye tracker |
US6283954B1 (en) | 1998-04-21 | 2001-09-04 | Visx, Incorporated | Linear array eye tracker |
AU747840B2 (en) | 1998-08-19 | 2002-05-23 | Autonomous Technologies Corporation | Apparatus and method for measuring vision defects of a human eye |
US6598975B2 (en) * | 1998-08-19 | 2003-07-29 | Alcon, Inc. | Apparatus and method for measuring vision defects of a human eye |
JP2000060893A (ja) * | 1998-08-20 | 2000-02-29 | Kowa Co | 眼科治療装置 |
DE60040597D1 (de) * | 1999-04-07 | 2008-12-04 | Amo Mfg Usa Llc | Verbesserte schnittstelle für laseraugenchirurgie |
DE19920157A1 (de) * | 1999-04-29 | 2000-11-02 | Univ Schiller Jena | Verfahren zur Bestimmung von Stoffparametern in Medien, insbesondere zur zweidimensionalen Bestimmung der Sauerstoffsättigung in lebenden biologischen Geweben |
US6050687A (en) * | 1999-06-11 | 2000-04-18 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | Method and apparatus for measurement of the refractive properties of the human eye |
US6305802B1 (en) | 1999-08-11 | 2001-10-23 | Johnson & Johnson Vision Products, Inc. | System and method of integrating corneal topographic data and ocular wavefront data with primary ametropia measurements to create a soft contact lens design |
US6406473B1 (en) * | 1999-10-01 | 2002-06-18 | Visx, Incorporated | Patient fixation system and method for laser eye surgery |
US6322216B1 (en) | 1999-10-07 | 2001-11-27 | Visx, Inc | Two camera off-axis eye tracker for laser eye surgery |
DE19958436B4 (de) * | 1999-12-03 | 2014-07-17 | Carl Zeiss Meditec Ag | Vorrichtung und Verfahren zur aktiven, physiologisch bewerteten, umfassenden Korrektur der Aberrationen des menschlichen Auges |
US6563947B1 (en) | 1999-12-10 | 2003-05-13 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | Application specified integrated circuit for use in wavefront detection |
US6419671B1 (en) | 1999-12-23 | 2002-07-16 | Visx, Incorporated | Optical feedback system for vision correction |
US7803153B2 (en) | 1999-12-29 | 2010-09-28 | New England College Of Optometry | Method for preventing myopia progression through identification and correction of optical aberrations |
US6324191B1 (en) | 2000-01-12 | 2001-11-27 | Intralase Corp. | Oscillator with mode control |
US6341009B1 (en) | 2000-02-24 | 2002-01-22 | Quantronix Corporation | Laser delivery system and method for photolithographic mask repair |
JP2004524051A (ja) | 2000-04-19 | 2004-08-12 | アルコン・インコーポレーテッド | 光学システムの客観的測定のための波面センサー及びその方法 |
US6929638B2 (en) * | 2000-04-19 | 2005-08-16 | Alcon Refractivehorizons, Inc. | Eye registration and astigmatism alignment control systems and method |
ATE380498T1 (de) | 2000-04-19 | 2007-12-15 | Alcon Refractive Horizons Inc | Methode für augenregistrierungskontrolle |
US6460997B1 (en) | 2000-05-08 | 2002-10-08 | Alcon Universal Ltd. | Apparatus and method for objective measurements of optical systems using wavefront analysis |
US6296358B1 (en) | 2000-07-14 | 2001-10-02 | Visual Pathways, Inc. | Ocular fundus auto imager |
US7025459B2 (en) * | 2000-07-14 | 2006-04-11 | Visual Pathways, Inc. | Ocular fundus auto imager |
US7360895B2 (en) * | 2000-07-14 | 2008-04-22 | Visual Pathways, Inc. | Simplified ocular fundus auto imager |
US6428533B1 (en) | 2000-10-17 | 2002-08-06 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | Closed loop control for refractive laser surgery (LASIK) |
US6382797B1 (en) | 2000-10-17 | 2002-05-07 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | Aberration-free delivery system |
JP3797874B2 (ja) * | 2000-12-26 | 2006-07-19 | オリンパス株式会社 | 走査型光学顕微鏡 |
US6361170B1 (en) * | 2001-02-14 | 2002-03-26 | Heidelberg Engineering Optische Messysteme Gmbh | Aberration-free imaging of the fundus of the human eye |
JP4817509B2 (ja) * | 2001-02-19 | 2011-11-16 | キヤノン株式会社 | 検眼装置 |
US6595643B2 (en) * | 2001-06-05 | 2003-07-22 | Adaptive Optics Associates,.Inc. | Ophthalmic imaging instrument that measures and compensates for phase aberrations in reflections derived from light produced by an imaging light source |
JP2004535880A (ja) * | 2001-07-23 | 2004-12-02 | ビジュアル・パスウェイズ・インコーポレーテッド | 白内障を検査し定量化するための機器及び方法 |
JP4157839B2 (ja) | 2001-08-30 | 2008-10-01 | ユニバーシティー オブ ロチェスター | 生体眼の網膜領域撮像方法及びそのシステム |
US6964480B2 (en) | 2001-08-31 | 2005-11-15 | Metrologic Instruments, Inc. | Ophthalmic instrument having adaptive optic subsystem with multiple stage phase compensator |
DE10217543B4 (de) * | 2002-04-17 | 2012-12-06 | Carl Zeiss Meditec Ag | Verfahren zur spektrometrischen Bestimmung der Sauerstoffsättigung von Blut in Gegenwart optischer Störgrößen |
AU2003245458A1 (en) * | 2002-06-12 | 2003-12-31 | Advanced Research And Technology Institute, Inc. | Method and apparatus for improving both lateral and axial resolution in ophthalmoscopy |
US7404640B2 (en) * | 2002-06-14 | 2008-07-29 | Physical Sciences, Inc. | Monitoring blood flow in the retina using a line-scanning laser ophthalmoscope |
JP4148771B2 (ja) * | 2002-12-27 | 2008-09-10 | 株式会社トプコン | 医療機械のレーザ装置 |
US7611244B2 (en) | 2003-11-20 | 2009-11-03 | Heidelberg Engineering Gmbh | Adaptive optics for compensating for optical aberrations in an imaging process |
US7510283B2 (en) * | 2003-11-20 | 2009-03-31 | Heidelberg Engineering Optische Messsysteme Gmbh | High resolution imaging for diagnostic evaluation of the fundus of the human eye |
US7343099B2 (en) * | 2004-02-12 | 2008-03-11 | Metrologic Instruments, Inc. | Free space optical (FSO) laser communication system employing fade mitigation measures based on laser beam speckle tracking and locking principles |
US7402159B2 (en) * | 2004-03-01 | 2008-07-22 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | System and method for positioning a patient for laser surgery |
US7360893B2 (en) * | 2004-08-31 | 2008-04-22 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | Systems and methods for shaping wavefronts in polychromatic light using phase shifting elements |
US20060126018A1 (en) * | 2004-12-10 | 2006-06-15 | Junzhong Liang | Methods and apparatus for wavefront sensing of human eyes |
JP2007029603A (ja) * | 2005-07-29 | 2007-02-08 | Fujinon Corp | 光診断治療装置 |
US9889043B2 (en) | 2006-01-20 | 2018-02-13 | Lensar, Inc. | System and apparatus for delivering a laser beam to the lens of an eye |
US8262646B2 (en) | 2006-01-20 | 2012-09-11 | Lensar, Inc. | System and method for providing the shaped structural weakening of the human lens with a laser |
US10842675B2 (en) * | 2006-01-20 | 2020-11-24 | Lensar, Inc. | System and method for treating the structure of the human lens with a laser |
US9545338B2 (en) | 2006-01-20 | 2017-01-17 | Lensar, Llc. | System and method for improving the accommodative amplitude and increasing the refractive power of the human lens with a laser |
US9445025B2 (en) | 2006-01-27 | 2016-09-13 | Affymetrix, Inc. | System, method, and product for imaging probe arrays with small feature sizes |
US8055098B2 (en) | 2006-01-27 | 2011-11-08 | Affymetrix, Inc. | System, method, and product for imaging probe arrays with small feature sizes |
US8129105B2 (en) * | 2006-04-13 | 2012-03-06 | Ralph Zuckerman | Method and apparatus for the non-invasive measurement of tissue function and metabolism by determination of steady-state fluorescence anisotropy |
WO2008040026A2 (fr) | 2006-09-28 | 2008-04-03 | University Of Rochester | Appareil photographique compact pour fond d'œil |
JP4987409B2 (ja) | 2006-09-29 | 2012-07-25 | 株式会社ニデック | 眼底撮影装置 |
EP2178432A2 (fr) * | 2007-07-04 | 2010-04-28 | i-Optics B.V. | Ophtalmoscope couleur confocal |
US8320983B2 (en) | 2007-12-17 | 2012-11-27 | Palo Alto Research Center Incorporated | Controlling transfer of objects affecting optical characteristics |
US7800760B2 (en) * | 2008-04-17 | 2010-09-21 | Heidelberg Engineering Gmbh | System and method for high resolution imaging of cellular detail in the retina |
US8529557B2 (en) * | 2008-05-30 | 2013-09-10 | Technolas Perfect Vision Gmbh | System and method for stray light compensation of corneal cuts |
US8500723B2 (en) | 2008-07-25 | 2013-08-06 | Lensar, Inc. | Liquid filled index matching device for ophthalmic laser procedures |
US20100022996A1 (en) * | 2008-07-25 | 2010-01-28 | Frey Rudolph W | Method and system for creating a bubble shield for laser lens procedures |
US8480659B2 (en) | 2008-07-25 | 2013-07-09 | Lensar, Inc. | Method and system for removal and replacement of lens material from the lens of an eye |
US8020994B2 (en) * | 2008-09-04 | 2011-09-20 | Heidelberg Engineering Gmbh | Custom phase plate |
US7988295B2 (en) * | 2008-10-28 | 2011-08-02 | Heidelberg Engineering Gmbh | Laser control with phase plate feedback |
US8201943B2 (en) * | 2009-01-15 | 2012-06-19 | Physical Sciences, Inc. | Adaptive optics line scanning ophthalmoscope |
US8137271B2 (en) * | 2009-03-04 | 2012-03-20 | Heidelberg Engineering Gmbh | System and method for assessing risk of glaucoma onset |
US8646916B2 (en) | 2009-03-04 | 2014-02-11 | Perfect Ip, Llc | System for characterizing a cornea and obtaining an opthalmic lens |
US8292952B2 (en) | 2009-03-04 | 2012-10-23 | Aaren Scientific Inc. | System for forming and modifying lenses and lenses formed thereby |
ES2634107T3 (es) * | 2009-03-04 | 2017-09-26 | Perfect Ip, Llc | Sistema para formar y modificar lentes y lentes formadas por el mismo |
JP5464891B2 (ja) * | 2009-04-13 | 2014-04-09 | キヤノン株式会社 | 補償光学系を備えた光画像取得装置、及び、その制御方法 |
JP5676856B2 (ja) * | 2009-05-08 | 2015-02-25 | キヤノン株式会社 | 補償光学系を備えた画像取得装置 |
US8382745B2 (en) | 2009-07-24 | 2013-02-26 | Lensar, Inc. | Laser system and method for astigmatic corrections in association with cataract treatment |
US8758332B2 (en) | 2009-07-24 | 2014-06-24 | Lensar, Inc. | Laser system and method for performing and sealing corneal incisions in the eye |
CA2769097A1 (fr) | 2009-07-24 | 2011-01-27 | Lensar, Inc. | Systeme et procede de mise en oeuvre de procedures chirurgicales assistees par laser sur le cristallin |
US8617146B2 (en) | 2009-07-24 | 2013-12-31 | Lensar, Inc. | Laser system and method for correction of induced astigmatism |
WO2011011727A1 (fr) | 2009-07-24 | 2011-01-27 | Lensar, Inc. | Système et procédé pour émettre des motifs de tir laser vers le cristallin |
JP5574670B2 (ja) * | 2009-10-30 | 2014-08-20 | キヤノン株式会社 | 補償光学装置、撮像装置および補償光学方法 |
US7818969B1 (en) | 2009-12-18 | 2010-10-26 | Energyield, Llc | Enhanced efficiency turbine |
JP5596797B2 (ja) * | 2010-01-21 | 2014-09-24 | フィジカル サイエンシーズ, インコーポレイテッド | 光学装置および眼の網膜を撮像する方法 |
US8556425B2 (en) | 2010-02-01 | 2013-10-15 | Lensar, Inc. | Purkinjie image-based alignment of suction ring in ophthalmic applications |
USD695408S1 (en) | 2010-10-15 | 2013-12-10 | Lensar, Inc. | Laser system for treatment of the eye |
USD694890S1 (en) | 2010-10-15 | 2013-12-03 | Lensar, Inc. | Laser system for treatment of the eye |
EP4205633A1 (fr) | 2010-10-15 | 2023-07-05 | Lensar, Inc. | Système et procédé d'éclairage commandé par balayage de structures à l'intérieur d'un il |
CN102068236B (zh) * | 2010-12-17 | 2012-05-23 | 中国科学院光电技术研究所 | 一种基于激光衍射的线扫描共焦检眼镜***和方法 |
CN102008288B (zh) * | 2010-12-17 | 2012-02-01 | 中国科学院光电技术研究所 | 一种线扫描共焦检眼镜的***和方法 |
GB2487940B (en) | 2011-02-09 | 2014-12-17 | Tel Hashomer Medical Res Infrastructure & Services Ltd | Methods and devices suitable for imaging blood-containing tissue |
US10463541B2 (en) | 2011-03-25 | 2019-11-05 | Lensar, Inc. | System and method for correcting astigmatism using multiple paired arcuate laser generated corneal incisions |
US9393154B2 (en) | 2011-10-28 | 2016-07-19 | Raymond I Myers | Laser methods for creating an antioxidant sink in the crystalline lens for the maintenance of eye health and physiology and slowing presbyopia development |
JP2013169296A (ja) * | 2012-02-20 | 2013-09-02 | Canon Inc | 画像処理装置及び画像処理方法 |
US10182943B2 (en) * | 2012-03-09 | 2019-01-22 | Alcon Lensx, Inc. | Adjustable pupil system for surgical laser systems |
US9844320B2 (en) * | 2014-01-29 | 2017-12-19 | University Of Rochester | System and method for observing an object in a blood vessel |
US10088558B2 (en) | 2014-08-15 | 2018-10-02 | Aeye, Inc. | Method and system for ladar transmission with spiral dynamic scan patterns |
US9933513B2 (en) | 2016-02-18 | 2018-04-03 | Aeye, Inc. | Method and apparatus for an adaptive ladar receiver |
US10042159B2 (en) | 2016-02-18 | 2018-08-07 | Aeye, Inc. | Ladar transmitter with optical field splitter/inverter |
US20170242102A1 (en) | 2016-02-18 | 2017-08-24 | Aeye, Inc. | Ladar System with Dichroic Photodetector for Tracking the Targeting of a Scanning Ladar Transmitter |
US10908262B2 (en) | 2016-02-18 | 2021-02-02 | Aeye, Inc. | Ladar transmitter with optical field splitter/inverter for improved gaze on scan area portions |
JP7206206B2 (ja) | 2017-02-17 | 2023-01-17 | エイアイ インコーポレイテッド | Ladarパルス干渉回避方法およびシステム |
CA3075736A1 (fr) | 2017-09-15 | 2019-11-14 | Aeye, Inc. | Systeme de ladar intelligent avec mises a jour de planification de mouvement a faible latence |
JP7178228B2 (ja) * | 2018-09-27 | 2022-11-25 | 株式会社トプコン | 眼科撮影装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体 |
US10656277B1 (en) | 2018-10-25 | 2020-05-19 | Aeye, Inc. | Adaptive control of ladar system camera using spatial index of prior ladar return data |
US10921450B2 (en) | 2019-04-24 | 2021-02-16 | Aeye, Inc. | Ladar system and method with frequency domain shuttering |
CN111920377B (zh) * | 2020-09-17 | 2021-01-19 | 常熟理工学院 | 基于近红外光的高速功能性眼底三维检测*** |
US11630188B1 (en) | 2021-03-26 | 2023-04-18 | Aeye, Inc. | Hyper temporal lidar with dynamic laser control using safety models |
US20220317249A1 (en) | 2021-03-26 | 2022-10-06 | Aeye, Inc. | Hyper Temporal Lidar with Switching Between a Baseline Scan Mode and a Pulse Burst Mode |
US11460552B1 (en) | 2021-03-26 | 2022-10-04 | Aeye, Inc. | Hyper temporal lidar with dynamic control of variable energy laser source |
US11822016B2 (en) | 2021-03-26 | 2023-11-21 | Aeye, Inc. | Hyper temporal lidar using multiple matched filters to orient a lidar system to a frame of reference |
US20230044929A1 (en) | 2021-03-26 | 2023-02-09 | Aeye, Inc. | Multi-Lens Lidar Receiver with Multiple Readout Channels |
US11635495B1 (en) | 2021-03-26 | 2023-04-25 | Aeye, Inc. | Hyper temporal lidar with controllable tilt amplitude for a variable amplitude scan mirror |
US20220308222A1 (en) | 2021-03-26 | 2022-09-29 | Aeye, Inc. | Hyper Temporal Lidar with Multi-Channel Readout of Returns |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO1979000465A1 (fr) * | 1977-12-30 | 1979-07-26 | Minolta Camera Kk | Appareil d'oxymetrie pour examen de fond l'oeil |
US4213678A (en) * | 1977-09-29 | 1980-07-22 | Retina Foundation | Scanning ophthalmoscope for examining the fundus of the eye |
US4331132A (en) * | 1979-04-05 | 1982-05-25 | Olympus Optical Company Ltd. | Angioscope |
-
1982
- 1982-12-11 DE DE3245939A patent/DE3245939C2/de not_active Expired
-
1983
- 1983-12-07 JP JP58230011A patent/JPS59115024A/ja active Pending
- 1983-12-08 GB GB08332846A patent/GB2132852B/en not_active Expired
- 1983-12-08 FR FR8319642A patent/FR2537428A1/fr not_active Withdrawn
- 1983-12-09 US US06/559,907 patent/US4579430A/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4213678A (en) * | 1977-09-29 | 1980-07-22 | Retina Foundation | Scanning ophthalmoscope for examining the fundus of the eye |
WO1979000465A1 (fr) * | 1977-12-30 | 1979-07-26 | Minolta Camera Kk | Appareil d'oxymetrie pour examen de fond l'oeil |
US4331132A (en) * | 1979-04-05 | 1982-05-25 | Olympus Optical Company Ltd. | Angioscope |
Non-Patent Citations (4)
Title |
---|
APPLIED OPTICS, vol. 19, no. 17, 1er septembre 1980, pages 2991-2997, Optical Society of America, New York, US; R.H. WEBB et al.: "Flying spot tv ophthalmoscope" * |
IEEE PROCEEDINGS OF THE INTERNATIONAL JOINT CONFERENCE ON PATTERN RECOGNITION, Munich, 19-22 octobre 1982, page 1226, IEEE, New York, US; J. BILLE et al.: "Laser scanning ophthalmoscope with active focus control" * |
IEEE TRANSACTIONS ON BIOMEDICAL ENGINEERING, vol. BME-28, no. 7, juillet 1981, pages 488-492, IEEE, New York, US; R.H. WEBB et al.: "Scanning laser ophthalmoscope" * |
JOURNAL OF THE OPTICAL SOCIETY OF AMERICAN, vol. 67, no. 3, mars 1977, pages 399-406, Optical Society of America, New York, US; R.P. GROSSO et al.: "The membrane mirror as an adaptive optical element" * |
Cited By (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0282210A1 (fr) * | 1987-03-03 | 1988-09-14 | Hitoshi Fujii | Appareil de visualisation du courant sanguin |
EP0284248A1 (fr) * | 1987-03-27 | 1988-09-28 | Kowa Co. Ltd. | Procédé et dispositif de diagnostic ophtalmologique |
FR2615723A1 (fr) * | 1987-05-27 | 1988-12-02 | Tokyo Optical | Appareil pour photographier un fond d'oeil du type a balayage par faisceau laser |
FR2622096A1 (fr) * | 1987-10-26 | 1989-04-28 | Tokyo Optical | Appareil d'observation du fond d'oeil de type a balayage par faisceau laser |
WO1990011044A1 (fr) * | 1989-03-29 | 1990-10-04 | National Research Development Corporation | Mesure du flux sanguin |
US5588437A (en) * | 1989-03-29 | 1996-12-31 | British Technology Group Limited | Blood flow determination |
EP0397377A1 (fr) * | 1989-05-08 | 1990-11-14 | Kowa Company Ltd. | Procédé et dispositif destinés à la discrimination des vaisseaux sanguins du fond oculaire |
EP0543932A1 (fr) * | 1990-08-13 | 1993-06-02 | Eye Research Institute Of Retina Foundation | Appareil doppler a laser pour la retine |
EP0543932A4 (en) * | 1990-08-13 | 1994-07-13 | Retina Found Eye Res Inst | Retinal laser doppler apparatus |
EP0488615A1 (fr) * | 1990-11-27 | 1992-06-03 | Kowa Company Ltd. | Appareil pour mesurer le débit sanguin |
WO1999048418A1 (fr) * | 1998-03-26 | 1999-09-30 | Universite De Montreal | Mesure spectroreflectrometrique de l'oxygenation de l'oeil d'un patient |
US6149589A (en) * | 1998-03-26 | 2000-11-21 | Universite De Montreal | On-line and real-time spectroreflectometry measurement of oxygenation in a patient's eye |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US4579430A (en) | 1986-04-01 |
JPS59115024A (ja) | 1984-07-03 |
DE3245939A1 (de) | 1984-06-14 |
GB8332846D0 (en) | 1984-01-18 |
GB2132852A (en) | 1984-07-11 |
GB2132852B (en) | 1986-08-06 |
DE3245939C2 (de) | 1985-12-19 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
FR2537428A1 (fr) | Procede et dispositif pour produire une image du fond de l'oeil | |
EP0015988B1 (fr) | Systeme optique de balayage | |
EP0145563B1 (fr) | Ophtalmoscope catadioptrique à balayage | |
US5303709A (en) | Retinal eye disease diagnostic system | |
US4838679A (en) | Apparatus for, and method of, examining eyes | |
US9638909B2 (en) | Focusing apparatus and method | |
US4991953A (en) | Scanning laser vitreous camera | |
EP1427329B1 (fr) | Dispositif de mesure des aberrations d'un systeme de type oeil | |
CA2366763C (fr) | Dispositif d'observation d'un corps a haute resolution | |
JP2618912B2 (ja) | 眼底検査装置 | |
JP2020503117A (ja) | 網膜撮像に用いられる光学ユニット及び網膜撮像デバイス | |
EP0106721A2 (fr) | Système pour l'observation et la quantification automatiques de phénomènes susceptibles d'être détectés par fluorescence | |
US4241257A (en) | Scanning microscopic apparatus | |
JPH0571931A (ja) | 立体形状測定装置 | |
JPH11197109A (ja) | 走査型レーザー検眼鏡 | |
EP4185914B1 (fr) | Systèmes et procédés d'analyse microscopique d'un échantillon | |
EP0044770B1 (fr) | Réfractomètre objectif assisté par microprocesseur | |
CN204708834U (zh) | 一种测量血管血液流量的设备 | |
EP2677920B1 (fr) | Méthode et dispositif d'imagerie rétinienne a haute résolution | |
EP4099889B1 (fr) | Procédés et systèmes de contrôle de l'alignement de l'oeil dans un appareil d'imagerie ophtalmologique | |
JP2618925B2 (ja) | 走査型レーザー撮像装置 | |
FR2738140A1 (fr) | Dispositif de tomobiopsie optique cutanee in vivo | |
WO2023233111A1 (fr) | Dispositif pour l'examen de la partie anterieure de l'oeil par retro-illumination de ladite partie anterieure de l'oeil | |
JP3780058B2 (ja) | 眼科装置 | |
JP2020178939A (ja) | 眼科撮像装置及びその制御方法 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
ST | Notification of lapse |