FR2865369A1 - Dispositif et procede pour compenser la birefringence corneenne dans un examen optique de parties de l'oeil situees au-dela de la cornee, et systeme d'examen de l'oeil incluant un tel dispositif - Google Patents

Abstract

Dispositif pour compenser la biréfringence cornéenne dans un examen de parties de l'oeil situées au-delà de la cornée, comprenant des moyens retardateurs de phase différentiels selon deux axes perpendiculaires.Ce dispositif peut être réalisé sous la forme d'une superposition de deux prismes identiques montés tête bêche, et d'une lame à faces parallèles, ces deux prismes présentant des axes rapides qui sont parallèles entre eux et à l'arête desdits prismes et perpendiculaires à l'axe rapide de la lame.

Description

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Dispositif et procédé pour compenser la biréfringence cornéenne dans un examen optique de parties de l'oeil situées au-delà de la cornée, et système d'examen de l'oeil incluant un tel dispositif La présente invention concerne un dispositif pour compenser la biréfringence cornéenne dans un examen optique de parties de l'oeil situées au-delà de la cornée. Elle vise également un procédé de compensation mis en oeuvre dans ce dispositif, ainsi qu'un système d'examen de l'oeil incluant un tel dispositif.

L'examen in vivo de la rétine peut se heurter au problème soulevé par la 10 biréfringence des milieux oculaires: cornée, rétine. Sont concernées toutes les mesures en lumière polarisée ainsi que toutes les techniques interférométriques, telles que la tomographie optique cohérente (OCT).

Il a été montré que la biréfringence du cristallin est négligeable, mais il n'en est pas de même pour celle de la cornée qui est importante. Il est connu depuis longtemps que la biréfringence de la cornée représente à elle seule plus de 80% de la biréfringence totale de l'oeil. Son caractère linéaire, à savoir l'existence d'un axe lent et d'un axe rapide, perpendiculaires à l'axe optique, avec un retard de phase entre axes pouvant aller jusqu'à 80 degrés, soit presque un quart de longueur d'onde, a été mis en évidence et publié par Hunter et al. dans l'article Mathematical modeling of retinal birefringence scanning J.Opt.Soc Am. 1999, Vol 16, No9, et par Klein et al. dans l'article Birefringence of the human foveal area assessed in vivo with Mueller-matrix ellipsometry J.Opt.Soc Am. 1988, January, Vol 5, No 1. De plus, l'orientation de cette biréfringence est variable d'un sujet à l'autre, typiquement de -10 à 40 , en référence à la première publication précitée.

Une conséquence importante de cette propriété est que toute mesure qui voudrait tirer parti de la lumière renvoyée par un oeil, à des fins d'imagerie ou d'aberrométrie par exemple avec un éclairage incident en lumière polarisée, parce qu'issue d'un laser ou injectée via une optique polarisante telle que des lames ou un cube séparateur, sera affectée par le changement d'état de polarisation occasionné par le double passage dans l'oeil. Par ailleurs, toute mesure de type interférométrique, en lumière polarisée ou non, voit immédiatement son contraste diminué.

De nombreuses publications font état de la forte dépendance de l'intensité du signal retourné par l'oeil vis-à-vis de l'état de polarisation de la lumière incidente. Ce - 2 - phénomène a souvent été interprété à tort comme une dépolarisation de la lumière à la traversée des milieux oculaires. Les faits observés sont illustrés sur la figure 1 représentant la variation de la perte de signal occasionnées par la biréfringence de l'oeil pour des retards croissants de 0 à 75 et des azimuts variant de 0 à 90 , en lumière polarisée linéairement (traits discontinus) et en lumière polarisée circulairement (traits continus). En polarisation linéaire, la perte dépend de l'azimut. En polarisation circulaire, la polarisation n'en dépend pas. A son minimum, le signal restant vaut S=(l +cos(2.retard))/2 On peut ainsi perdre jusqu'à 90% du flux en éclairage polarisé circulairement ou bien quand la polarisation est linéaire mais que l'azimut de l'oeil n'est pas aligné avec les polariseurs d'entrée et de sortie. En réalité, la lumière retournée par l'oeil est toujours polarisée, mais son état de polarisation a changé. Dans le cas le plus général d'une polarisation incidente linéaire, la polarisation émergente est elliptique. Il en est de même pour une polarisation incidente circulaire.

La représentation sur une sphère de Poincaré, telle que divulguée dans la première publication précitée, permet de visualiser ce résultat, comme l'illustre la figure 2. L'oeil est assimilable à une lame linéairement biréfringente. Son vecteur propre E est situé sur l'équateur de la sphère. L'azimut de ce vecteur est par définition égal au double de l'angle qui sépare l'axe rapide de la lame équivalente avec une direction arbitraire de référence. Pour une polarisation P; incidente quelconque, la polarisation émergente Pe se déduit par rotation du vecteur état de polarisation (ou vecteur de Stokes) autour de la direction de E d'un angle égal au retard de la lame équivalente. Pour un oeil, ce retard peut atteindre 80 degrés. L'azimut du vecteur propre, égal au double de l'angle entre k'axe rapide et une direction de référence, est également très variable. Une polarisation incidente différente de E peut donner lieu à une polarisation émergente fortement excentrique, à savoir loin de l'équateur. Pour un azimut de 90 , soit un angle de 45 entre l'axe rapide et la direction de référence, par exemple, une polarisation incidente linéaire conduit pratiquement à une polarisation émergente circulaire, et réciproquement.

Après réflexion sur la rétine, la lumière repasse dans la cornée et y subit de nouveau les effets de la biréfringence. Comme les coordonnées d'un vecteur de Stokes sont directement reliées aux composantes du champ électrique su les axes de référence, il en résulte que l'amplitude et la phase disponibles dans une direction donnée sont complètement affectées par le double passage dans l'oeil. Ainsi l'énergie prélevée après - 3 - un analyseur, ou l'amplitude des interférences avec un faisceau de référence non affecté par la même biréfringence, vont fortement dépendre de l'orientation du vecteur propre de l'oeil, donc du sujet.

Ainsi, du fait de la biréfringence de l'oeil, une polarisation incidente n'est pas conservée après double passage dans le système Cornée+ Cristallin+Rétine. Lors d'une mesure qui s'appuierait sur une telle conservation, par exemple une mesure interférométrique telle que la tomographie optique cohérente (OCT) entre un faisceau ayant réalisé un double passage dans l'oeil et un faisceau de référence extérieur, on observe une perte éventuellement forte du signal.

Une solution au cas particulier d'une mesure en lumière polarisée linéairement consiste à introduire une lame demi-onde juste devant l'oeil, orientée de telle sorte que la polarisation de travail bascule à l'aller vers la direction d'une ligne neutre et au retour revienne dans la direction incidente. Cette solution ne saurait s'appliquer à un cas général de polarisation quelconque, ou de non polarisation.

Le but de l'invention est de remédier à cet inconvénient en proposant un dispositif pour compenser la biréfringence de la cornée dans un examen de parties de l'oeil situées au-delà de la cornée, dans le cas d'une polarisation quelconque ou de non polarisation.

Cet objectif est atteint avec un dispositif pour compenser la biréfringence cornéenne, comprenant des moyens retardateurs de phase différentiels selon deux axes perpendiculaires.

Le dispositif de compensation selon l'invention peut en outre comprendre des moyens pour aligner les moyens retardateurs différentiels avec les axes lents et rapides de la cornée, ladite cornée étant assimilée à une lame biréfringente uniaxe taillée perpendiculairement à son axe optique propre.

Il peut aussi avantageusement comprendre en outre des moyens pour ajuster le retard procuré par les moyens retardateurs différentiels de façon à compenser l'effet biréfringent de la cornée, une fois l'alignement des moyens retardateurs différentiels réalisé.

Dans une forme particulière de réalisation de l'invention, ce dispositif 30 compensateur comprend une superposition de deux prismes identiques montés tête bêche, et d'une lame à faces parallèles. Ces trois éléments sont montés de sorte que les axes rapides des deux prismes soient parallèles entre eux et à l'arête des prismes, mais perpendiculaires à l'axe rapide de la lame. - 4 -

Ainsi, la compensation d'une polarisation circulaire peut être obtenue par l'insertion d'une lame de même biréfringence que la cornée, en simple passage, mais dont les axes sont perpendiculaires à ceux de la cornée. Ceci est équivalent à une lame alignée avec la cornée mais de déphasage opposé. Cette lame rend le couple lame+cornée non biréfringent, donc invariant pour n'importe quelle polarisation incidente.

Pour prendre en compte le caractère variable de la biréfringence, en orientation et en déphasage, d'un sujet à l'autre, la lame peut être soit choisie dans un jeu de lames de retard réalisant un ensemble discret de l'intervalle [0 , 180 ], par pas convenable, soit

ajustable.

Dans les deux cas, son orientation doit être ajustée en fonction du sujet. Le double ajustement (retard+orientation) peut faire l'objet d'une mesure indépendante, sur un instrument dédié, ou par recherche du maximum de signal, en fonction des retards et des orientations possibles.

Un tel compensateur ajustable peut être réalisé sous la forme d'un compensateur dit de Babinet-Soleil connu dans l'état de la technique.

Suivant un autre aspect de l'invention, il est proposé un système d'examen de l'oeil par tomographie in vivo, comprenant: - un interféromètre de Michelson, réalisant un montage de tomographie optique 20 cohérente (OCT) plein champ, - des moyens d'optique adaptative, disposés entre l'interféromètre et un oeil à examiner, réalisant la correction des fronts d'onde en provenance de l'oeil mais aussi à destination de l'oeil, et des moyens de détection, disposé en aval de l'interféromètre, permettant sans modulation ni détection synchrone, de réaliser la mesure interférométrique OCT, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un dispositif pour compenser la biréfringence de la cornée, comprenant une superposition de deux prismes identiques montés tête bêche, et d'une lame à faces parallèles.

Le système d'examen selon l'invention peut en outre comprendre un dispositif 30 pour mesurer le contraste dans un interféromètre de Michelson en plein champ, ce dispositif comprenant des moyens pour dévier deux polarisations perpendiculaires entrantes dans deux directions émergentes différentes. - 5 -

Il peut en outre avantageusement comprendre un dispositif de visée comprenant au moins une cible mobile présentant une forme et une trajectoire programmable, cette au moins une cible étant affichée sur un écran approprié, visible des deux yeux, pendant la durée de l'examen.

D'autres avantages et caractéristiques de l'invention apparaîtront à l'examen de la description détaillée d'un mode de mise en oeuvre nullement limitatif, et des dessins annexés sur lesquels: - la figure 1 représente des courbes d'évolution de la perte de signal occasionnée par la biréfringence de l'oeil, illustrant l'état des connaissances dans ce domaine; 10 - la figure 2 représente la biréfringence cornéenne dans la sphère de Poincaré ; - la figure 3 illustre le principe d'un compensateur de Babinet-Soleil mis en oeuvre dans un dispositif compensateur selon l'invention; - la figure 4 illustre des configurations relatives du compensateur et de l'oeil dans le cadre du procédé de compensation selon l'invention; et - la figure 5 illustre schématiquement un exemple pratique de réalisation d'un système de tomographie in vivo intégrant un dispositif compensateur de biréfringence selon l'invention.

On va tout d'abord décrire, en référence à la figure 3, le principe d'un compensateur de Babinet-Soleil comprenant une superposition de deux prismes A, B disposés tête-bêche et d'une lame à faces parallèles C. Lorsqu'on fait glisser le prisme A par rapport au prisme B, perpendiculairement à leur arête, l'épaisseur hAB de l'ensemble A+B varie. Le changement d'épaisseur optique correspondant est plus grand sur l'axe lent (indice nl grand) que sur l'axe rapide (indice n2 petit). L'épaisseur optique totale s'écrit: h1=hAB.nl+hh.n2 h2=hAB.n2+hc.n1 La différence est: h 1-h2=(hAB-hc). (n 1-n2) Selon la position relative des deux prismes, l'ensemble a un effet retardant 30 variable. La différence d'épaisseur optique est indépendante de la portion de compensateur choisie ou de l'ouverture. On peut donc prévoir un tel compensateur placé dans un plan pupille du montage, par exemple au plus près de la pupille de l'oeil. - 6 -

Pour compenser l'effet biréfringent de l'oeil, un compensateur de BabinetSoleil est placé devant l'oeil, en référence à la figure 4, de sorte que: - ses axes soient ajustés pour être parallèles à ceux de l'oeil, - son retard soit opposé à celui de l'oeil, en simple passage.

Ainsi l'ensemble compensateur+oeil est globalement assimilable à un milieu isotrope. Il n'affecte donc pas, dans un passage aller ou aller et retour, l'état de polarisation de la lumière. En effet, si on considère une polarisation incidente linéaire orientée de manière quelconque, celle- ci se projette sur les deux axes du dispositif compensateur en deux composantes pl, p2 dont les amplitudes se déduisent de l'angle entre la direction de polarisation incidente et l'axe rapide (par exemple) du dispositif compensateur. A l'entrée du compensateur, ces projections sont en phase. A la sortie, elles ne le sont plus: la polarisation émergente est elliptique, dans le cas général. A la traversée de l'oeil, les composantes pl, p2 rencontrent un milieu où leur déphasage relatif va justement compenser leur retard à l'entrée à l'oeil.

En sortie du segment antérieur de l'oeil, à savoir à l'arrivée sur la rétine, elles sont de nouveau en phase, donc la polarisation est de nouveau linéaire et parallèle à la polarisation incidente de départ. On peut effectuer le même raisonnement au retour, et avec n'importe quelle polarisation initiale, linéaire ou circulaire. Ce raisonnement s'appuie sur une très faible biréfringence de la rétine, ce qui est vérifié par un certain nombre de publication dont l'article de Hunter et al. Automated detection of foveal fixation by use of retinal birefringence scanning Applied Optics, 1999, March 1, Vol 38, No 7, qui soulignent toutefois que cette birefringence n'est pas nulle. En conclusion, la polarisation incidente est conservée.

Pour ajuster l'orientation du dispositif compensateur selon l'invention, une 25 mesure photométrique de la lumière renvoyée par l'oeil après double passage dans un polariseur unique peut être mise en oeuvre. La direction du polariseur qui maximise le flux en retour est celle du vecteur propre de l'oeil.

Après avoir ajouté le compensateur monté dans cette même orientation, le polariseur est tourné de 45 . L'épaisseur du compensateur qui maximise alors le flux 30 retourné après double passage dans l'ensemble polariseurcompensateur-oeil est bien celle qui rend l'ensemble compensateur-oeil isotrope.

On va maintenant décrire, en référence à la figure 5, un exemple pratique de réalisation d'un système de tomographie in vivo selon l'invention intégrant un dispositif - 7 - de mesure de contraste interférométrique. Ce système comprend un interféromètre, de type Michelson plein champ, comportant un bras de mesure prévu pour illuminer l'oeil et collecter la lumière renvoyée, et un bras de référence prévu pour illuminer un miroir mobile permettant l'exploration en profondeur du tissu rétinien.

L'interféromètre est utilisé en lumière polarisée de façon rectiligne et perpendiculaire dans les deux bras. La source de lumière S est une diode à faible longueur de cohérence temporelle (par exemple, 12 m), dont le spectre est centré sur 780 nm. Elle confère par principe au système de tomographie in vivo une résolution axiale égale à la moitié de la longueur de cohérence divisée par l'indice de réfraction du milieu.

Cette source de lumière S peut être pulsée. Dans ce cas, elle est alors synchronisée avec la prise d'image et la correction adaptative. Le faisceau est limité par un diaphragme de champ correspondant à 1 degré dans le champ de vue de l'oeil (300 gm sur la rétine) et un diaphragme pupillaire correspondant à une ouverture de 7 mm sur un oeil dilaté.

Un polariseur d'entrée P permet l'équilibrage optimal des flux injectés dans les deux bras de l'interféromètre. Les deux bras présentent une configuration dite de Gauss, afocale, qui permet le transport des pupilles, d'une part, et la matérialisation d'une image intermédiaire du champ où un diaphragme bloque une grande part du reflet cornéen, 2 0 d'autre part. Des lames quart d'onde assurent par la rotation de la polarisation de la seule lumière renvoyée par l'oeil, et le miroir mobile, un filtrage efficace des réflexions parasités dans le système de tomographie in vivo selon l'invention.

Afin de conserver l'égalité des chemins optiques dans les deux bras, avec le même transport des pupilles et du champ, le bras de référence est similaire au bras de 25 mesure, mais avec un optique statique.

On va maintenant décrire la voie de détection du système de tomographie in vivo selon l'invention. Les deux faisceaux sur le bras de sortie sont encore polarisés perpendiculairement, et ils n'interfèrent que s'ils sont projetés sur une direction commune. Un prisme de Wollaston W a pour fonction de projeter simultanément les 3 0 deux rayonnements sur deux directions d'analyse perpendiculaires. On peut alors effectuer une mesure simultanée de l'intensité après interférence dans deux états d'interférence en opposition, sans modulation ni détection synchrone, sur un détecteur bidimensionnel unique. L'adjonction d'une lame quart d'onde, après division du faisceau, permet d'accéder à deux mesures supplémentaires, levant ainsi toute ambiguïté entre amplitude et phase des franges. Une lame demi onde à l'entrée de la voie de détection permet d'orienter convenablement les polarisations incidentes.

Le prisme de Wollaston est placé dans un plan pupillaire, donc conjugué du cube séparateur de l'interféromètre de Michelson. L'angle de séparation du prisme de Wollaston est choisi en fonction du champ à observer. La longueur focale de l'objectif final détermine le pas d'échantillonnage des quatre images.

Le détecteur est du type CCD, avec une cadence d'image est supérieure à 30 images par seconde. Ce détecteur est associé à un calculateur dédié (non représenté) dans 10 lequel es réalisé le traitement numérique des images: extraction des quatre mesures, étalonnage, calcul de l'amplitude des franges.

La correction adaptative des fronts d'onde est réalisée en amont de l'interféromètre, donc dans le bras de mesure. Chaque point de la source S voit ainsi son image sur la rétine corrigée des aberrations, et l'image en retour est également corrigée.

L'amplitude des franges est alors maximale.

Le sous-ensemble d'optique adaptative comprend un miroir déformable MD. La mesure de front d'onde est faite par un analyseur SH de type ShackHartmann sur le faisceau de retour d'un spot lumineux lui-même imagé sur la rétine via le miroir déformable MD. La longueur d'onde d'analyse est de 820 nm. L'éclairage est continu et fourni par une diode SLD superluminescente temporellement incohérente. Le dimensionnement de l'analyseur correspond à une optimisation entre sensibilité photométrique et échantillonnage du front d'onde. La cadence de rafraîchissement de la commande du miroir déformable MD peut atteindre 150 Hz. Un calculateur dédié (non représenté) gère la boucle d'optique adaptative. La commande est toutefois synchronisée pour geler la forme du miroir pendant la mesure interférométrique.

Un contrôle approprié de la focalisation de la voie d'analyse, au moyen d'une lentille LA2, permet d'adapter la distance de focalisation à la couche sélectionnée par l'interféromètre. Cette disposition est capitale pour conserver un contraste optimal à toute profondeur.

Le miroir déformable MD est conjugué de la pupille du système et de l'oeil. Le champ du système est défini par le diaphragme de champ DCM d'entrée du système. Il est choisi égal à 1 degré, soit moins que le champ d'isoplanétisme de l'oeil, ce qui garantit la validité de la correction adaptative dans le champ sur la seule mesure de front - 9 - d'onde réalisée à partir du spot, au centre du champ. De plus, la rotation du miroir déformable MD permet de choisir l'angle d'arrivée du faisceau dans l'oeil, donc la portion de rétine étudiée.

L'adjonction de verres correcteurs de la vue du sujet, donc des bas ordres d'aberrations géométriques tels que le focus ou l'astigmatisme, juste devant l'oeil, permet de relâcher les exigences sur la course du miroir déformable MD, et garantit également une meilleure visée. Un système correcteur adaptatif par transmission peut être utilisé de préférence à des verres fixes pour une correction optimale.

Un système de visée collaboratif ou actif est installé en amont de l'ensemble. Ce système de visée, qui comprend une mire active MAM, présente au sujet l'image d'un point lumineux s'écartant périodiquement de l'axe de visée recherché. Le patient est alors invité à suivre tous les mouvements de cette image. Chaque fois que l'image revient sur l'axe, et après un temps de latence ajustable, une série de mesures interférométriques est réalisée. Le déplacement périodique du regard permet d'obtenir du patient une meilleure capacité de fixation quand il vise l'axe recherché. L'amplitude et la fréquence sont adaptables au sujet et aux mesures entreprises. Pour des raisons de commodité, la mire peut être réalisée avec un simple ordinateur de bureau sur lequel un point lumineux est affiché et déplacé. La mire active MAM, l'optique adaptative, la source S et la prise d'image sont synchronisées.

Dans l'exemple pratique de réalisation illustré par la figure 5, le système de tomographie in vivo selon l'invention est relativement compact, moins de 1,2 m de côté. Une part importante de la contrainte de taille vient du diamètre du miroir déformable MD qui fixe en partie la longueur focale des paraboles hors axe. L'emploi de micro-miroirs diminuerait évidemment toutes les dimensions du système.

Le système de détection, avec sa division en deux faisceau, est réalisé ici avec des composants discrets. Il est envisageable de faire réaliser et d'utiliser des composants intégrés réunissant les fonctions de séparation, repliement, voire, retard des faisceaux.

Bien sûr, l'invention n'est pas limitée aux exemples qui viennent d'être décrits et de nombreux aménagements peuvent être apportés à ces exemples sans sortir du cadre de 3 0 l'invention.

Claims (10)

- 10 - REVENDICATIONS,

1. Dispositif pour compenser la biréfringence cornéenne dans un examen de parties de l'ceil situées au-delà de la cornée, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens 5 retardateurs de phase différentiels selon deux axes perpendiculaires.

2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens pour aligner les moyens retardateurs différentiels avec les axes lents et rapides de la cornée, ladite cornée étant assimilée à une lame biréfringente uniaxe taillée perpendiculairement à son axe optique propre.

3. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens pour ajuster le retard procuré par les moyens retardateurs différentiels de façon à compenser l'effet biréfringent de la cornée, une fois l'alignement des moyens retardateurs différentiels réalisé.

4. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il est réalisé sous la forme d'une superposition de deux prismes identiques montés tête bêche, et d'une lame à faces parallèles, lesdits deux prismes présentant des axes rapides qui sont parallèles entre eux et à l'arête desdits prismes et perpendiculaires à l'axe rapide de ladite lame.

5. Procédé pour compenser la biréfringence cornéenne dans un examen de parties de l'oeil situées au-delà de la cornée, caractérisé en ce qu'il comprend des retards de phase différentiels selon deux axes perpendiculaires.

6. Procédé selon la revendication 5, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un alignement de moyens retardateurs différentiels avec les axes lents et rapides de la cornée, ladite cornée étant assimilée à une lame biréfringente uniaxe taillée perpendiculairement à son axe optique propre.

7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un ajustement du retard procuré par les moyens retardateurs différentiels de façon à 2865369 - 11 - compenser l'effet biréfringent de la cornée, une fois l'alignement des moyens retardateurs différentiels réalisé.

8. Système d'examen de l'oeil par tomographie in vivo, comprenant: - un interféromètre de Michelson, réalisant un montage de tomographie optique cohérente (OCT) plein champ, - des moyens d'optique adaptative, disposés entre l'interféromètre et un oeil à examiner, réalisant la correction des fronts d'onde en provenance de l'oeil mais aussi à destination de l'oeil, et - des moyens de détection, disposé en aval de l'interféromètre, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un dispositif pour compenser la biréfringence cornéenne de l'oeil comprenant une superposition de deux prismes identiques montés tête bêche, et d'une lame à faces parallèles, lesdits deux prismes présentant des axes rapides qui sont parallèles entre eux et à l'arête desdits prismes et perpendiculaires à l'axe rapide de ladite lame.

9. Système selon la revendication 8, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un dispositif pour mesurer le contraste dans un interféromètre de Michelson en plein champ, ce dispositif comprenant des moyens pour dévier deux polarisations perpendiculaires entrantes dans deux directions émergentes différentes.

10. Système selon l'une des revendications 8 ou 9, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un dispositif de visée comprenant au moins une cible mobile présentant une forme et une trajectoire programmable, ladite au moins une cible étant affichée sur un écran approprié, visible d'au moins un oeil, pendant la durée de l'examen.