L'invention se rapporte à un dispositif d'aide à la localisation cérébrale ainsi qu'à un procédé d'aide à la localisation cérébrale.

L'invention permet tout particulièrement une localisation automatique du cortex préfrontal dorsolatéral (DLPFC). Cette localisation trouve par exemple son application dans la stimulation magnétique transcrânienne (TMS), l'électroencéphalographie ou la magnétoencéphalographie.

Les techniques d'imagerie médicale sont aujourd'hui indispensables dans les domaines médicaux et scientifiques. Parmi ces techniques, l'imagerie par résonance magnétique nucléaire (IRM) permet l'obtention d'images bi- ou tridimensionnelles (2D ou 3D) d'une partie choisie du corps humain ou animal. Comme son nom l'indique, l'imagerie par résonance magnétique nucléaire repose sur la technique de résonance magnétique nucléaire (RMN).

L'imagerie par résonance magnétique nucléaire trouve tout particulièrement son application en neurologie car elle permet l'obtention d'images du cerveau. De plus, cette technique a permis le développement de nouvelles méthodes de traitement comme la stimulation magnétique transcrânienne (TMS).

La stimulation magnétique transcrânienne (TMS) est une technique médicale utilisée en neurologie, psychiatrie et rééducation fonctionnelle. Elle permet le traitement de troubles parmi lesquelles on peut notamment citer l'épilepsie, la migraine, les dépressions ou encore les acouphènes. Cette technique permet de stimuler une zone neuroanatomique telle que le cortex cérébral de manière indolore et non invasive. La stimulation est réalisée au moyen d'une bobine émettant de brèves impulsions électromagnétiques. La localisation d'une zone neuroanatomique cible est généralement réalisée par des cliniciens sur des images issues de techniques d'imagerie médicale comme des images d'IRM par exemple. Mais cette localisation est difficile à déterminer avec précision et est directement dépendante du niveau d'expertise du clinicien (neuroanatomiste ou neurochirurgien par exemple).

Lors de la stimulation magnétique transcrânienne (TMS), un appareillage appelé neuronavigateur permet de repérer en temps-réel la zone stimulée d'un sujet d'analyse (animal ou humain). Pour cela, le neuronavigateur est généralement calibré sur des images enregistrées à partir d'un appareil d'imagerie médicale (appareil IRM notamment). L'appareil d'imagerie fourni donc les images nécessaires du cerveau d'un sujet d'analyse. Des outils de positionnement, tel qu'un bandeau fixé autour de la tête du sujet d'analyse et en communication avec une caméra binoculaire, permettent alors le repérage en temps-réel de la zone effectivement stimulée du sujet d'analyse.

Ici encore, la reconnaissance en temps-réel de la zone neuroanatomique stimulée est difficile et directement dépendante du niveau d'expertise du clinicien (surtout en ce qui concerne l'analyse des images enregistrées par l'appareil d'imagerie médicale).

Des méthodes pour aider à la localisation d'une zone neuroanatomique ont précédemment été proposées. Le document WO 2004/035135 Al décrit une méthode pour la modélisation tridimensionnelle d'un crâne et de structures internes de celui-ci. Cette méthode est basée sur une corrélation entre les structures internes d'un crâne et ses dimensions externes. Ainsi, la méthode cherche à déduire la structure interne d'un crâne à partir de simples mesures dimensionnels.

Il existe d'autres systèmes de corrélation en ce sens. En effet, le document

EP 1 176558 A2 décrit un système d'imagerie permettant une superposition d'éléments image pour l'obtention d'une image améliorée d'une région anatomique cible. Le système utilise pour cela des mesures dimensionnels de surface et une corrélation avec des donnés volumétrique acquises par rayons x.

D'autres outils peuvent être associés à un neuronavigateur en vue de faciliter une localisation de zone cible. Notamment, l'outil informatique Brainsight™ commercialisé par la société Rogue Research Inc. vise une mise en correspondance entre une cartographie cérébrale appelée « atlas de Talairach » (Talairach & Toυrnoux, 1988) et des données d'images IRM d'un sujet d'analyse. La mise en correspondance est réalisée par un alignement géométrique mettant en œuvre un recalage de coordonnées.

Rien de satisfaisant n'a été proposé jusqu'à présent pour automatiser au moins partiellement la reconnaissance et la visée précise d'une zone donnée dans le cerveau d'un patient encore inconnue.

La présente invention vient améliorer la situation en proposant une tout autre approche.

A cet effet, l'invention vise un dispositif informatique d'aide à la localisation cérébrale, comprenant :

- une première mémoire, agencée pour stocker une cartographie tridimensionnelle générique d'une partie au moins d'un cerveau, selon un premier mode de localisation spatiale, ainsi que pour stocker des données de désignation, établies selon le premier mode de localisation spatiale, et correspondant à une zone cible du cerveau dans ladite cartographie ;

- une seconde mémoire, agencée pour recevoir et stocker une image de travail d'une partie au moins du cerveau d'un sujet d'analyse acquise par imagerie médicale, cette image de travail étant stockée selon un second mode de localisation spatiale ;

- un outil de recalage non-rigide, agencé pour établir une transformation de recalage de la cartographie tridimensionnelle générique vers l'image de travail ;

- un outil de rééchantillonnage pour établir selon la transformation de recalage une cartographie convertie, au format du second mode de localisation spatiale, ainsi que des données de désignation converties ;

- une interface utilisateur, agencée pour former une image de visualisation, qui fait correspondre, en partie au moins, l'image de travail et la cartographie convertie, tout en indiquant, dans l'image de visualisation, une zone qui correspond aux données de désignation converties.

L'invention vise également un procédé d'aide à la localisation cérébrale, le procédé comprenant les étapes suivantes :

a. charger une cartographie tridimensionnelle générique de cerveau ;

b. préparer une désignation d'une zone de cerveau sur ladite cartographie tridimensionnelle générique ;

c. conduire une imagerie par ondes électromagnétiques sur une partie au moins du cerveau d'un sujet d'analyse, pour obtenir une image de travail ;

d. appliquer un recalage non-rigide de la cartographie tridimensionnelle générique vers l'image de travail, pour obtenir une transformation géométrique spatiale permettant de passer de la cartographie tridimensionnelle générique vers l'image de travail ;

e. à partir de ladite désignation d'une zone de cerveau de l'étape b., et de la transformation de l'étape d., déterminer une zone cible dans l'image de travail ; et

f. présenter à un opérateur une représentation de la zone cible de l'étape e., en vue d'une action sur cette zone cible.

D'autres avantages et caractéristiques apparaîtront à la lecture de la description détaillée ci-après et sur les figures annexées sur lesquelles :

- la figure 1 montre une représentation schématique d'une vue sagittale d'un cerveau humain avec indications d'aires de Brodmann ;

- la figure 2 représente un schéma de principe de la stimulation magnétique transcrânienne (TMS) ;

- la figure 3 représente un dispositif informatique d'aide à la localisation cérébrale selon un mode de réalisation de l'invention ; - la figure 4 représente un schéma fonctionnel d'un outil de recalage non-rigide selon un mode de réalisation de l'invention ;

- la figure 5 représente un diagramme fonctionnel d'un procédé d'aide à la localisation cérébrale selon un mode de réalisation de l'invention.

Les dessins et la description ci-après contiennent, pour l'essentiel, des éléments à caractère certain. Les dessins font partie intégrante de la description et pourront donc non seulement servir à mieux faire comprendre la présente invention, mais aussi contribuer à sa définition, le cas échéant.

L'invention sera maintenant décrite en détail en faisant référence à des zones neuroanatomiques cérébrales précises (notamment le cortex préfrontal dorsolatéral). Toutefois, l'invention n'est aucunement limitée auxdites zones mais s'applique à toute zone cérébrale accessible par imagerie médicale (comme par exemple le cortex orbito- frontal).

Plus précisément l'invention est décrite en faisant référence au cortex préfrontal dorsolatéral (DLPFC). Grossièrement le cortex préfrontal dorsolatéral (DLPFC) correspond à l'interface entre les aires 9 et 46 de l'atlas cytoarchitectonique de

Brodmann. Plus précisément le cortex préfrontal rassemble les portions latérales des aires 9 - 12, une partie des aires 45 et 46, et la partie supérieure de l'aire 47 de

Brodmann. Les aires correspondant apparaissent sur le cerveau 100 représenté sur la figure 1 (Robertson & al, 2001).

Le cortex préfrontal dorsolatéral est une zone cible de la technique de stimulation magnétique transcrânienne (TMS). En effet, l'une des principales applications de la TMS est le traitement de l'épisode dépressif majeur (dépression) par des stimulations répétitives à haute fréquence du cortex préfrontal dorsolatéral gauche (Gershon & al, 2003, Loo & Mitchell, 2005; Gross & al, 2007). Pour cela ce dernier doit être préalablement localisé par un clinicien spécialiste. La précision de cette localisation est cruciale pour tirer pleinement profit de la TMS. Mais cette localisation est manuelle, longue, difficile et dépendante du niveau d'expertise du clinicien pratiquant. Généralement, il est appliqué une méthode standardisée initialement proposée par George & al puis par Pascual-Leone & al. Cette méthode est basée sur l'atlas de Talairach {Talairach & Tournoux, 1988) et il a été montré qu'elle est imprécise et ne tient pas suffisamment compte de la variabilité anatomique existante entre différents individus. En conséquence cela peut résulter en des stimulations magnétiques imprécises {Herwig & al, 2001).

Très brièvement cette méthode standardisée consiste à appliquer les 4 étapes suivantes

1. déterminer le sillon central gauche à partir d'une structure en « crochet » visible en coupe sagittale et d'une structure en « oméga » visible en coupe axiale ;

2. déterminer le sillon précentral gauche situé en avant du sillon central gauche visible sur la coupe sagittale et sur la coupe axiale ;

3. déterminer les gyri frontaux supérieur et moyen sur les coupes axiale et sagittale, par détermination du sillon frontal supérieur qui les sépare.

4. ajuster en coupe coronale la localisation du gyrus frontal moyen par rapport à la localisation du sillon frontal supérieur déterminé à l'étape précédente.

En règle générale, tout clinicien utilisant un neuronavigateur lors d'une TMS, doit donc en temps-réel mettre en application la méthode standardisée décrite ci-dessus afin de stimuler correctement la zone cible. Le positionnement requis est très fin ; et le "terrain", c'est-à-dire le cerveau à examiner, n'est pas disponible sous forme d'une description informatique de précision suffisante. C'est pourquoi, jusqu'à présent, le positionnement est essentiellement défini par le clinicien opérant.

La présente invention améliore largement l'état de la technique et utilise un outil de recalage non-rigide permettant une transformation de recalage entre des images distinctes acquises par imagerie médicale (IRM notamment). Ce qui permet au dispositif informatique de l'invention une automatisation de la localisation d'une zone cible du cerveau. La figure 2 montre un schéma de principe de la technique de stimulation magnétique transcrânienne (TMS).

Un sujet d'analyse 200, par exemple un individu soufrant de migraine ou de dépressions, est soumis à un champ magnétique par un appareil IRM 202 afin d'obtenir des données d'images DJRM tridimensionnelles de son cerveau. Les données d'images DJRM provenant de l'appareil d'IRM 202 sont transmises à un neuronavigateur 208.

Afin de conduire et en temps réel les stimulations électromagnétiques, le sujet d'analyse et en interaction directe avec à un système de positionnement composé d'une part, d'un outil de positionnement 204 tel qu'un bandeau fixé autour de la tête du sujet d'analyse, et d'autre part d'une caméra 206 en relation directe ou indirecte avec l'outil de positionnement. La caméra peut notamment être une caméra binoculaire. Les interactions entre sujet d'analyse 200, outil de positionnement 204 et caméra 206 forment des données temps-réel D_RT qui sont transmises au neuronavigateur 208. Dans le mode de réalisation décrit les données temps-réel D_RT se composent de données D_RT01 provenant de l'outil de positionnement 204 et de données D_RT02 provenant de la caméra 206. L'ensemble données temps-réel D_RT et données d'images DJRM forment des données de travail DataW comme détaillé plus loin.

Le neuronavigateur 208 met en relation les données d'images IRM DJRM et les données temps-réel D_RT. Le neuronavigateur 208 transmet ensuite des données d'image de visualisation D_VISU à une interface utilisateur 210. L'interface 210 représente alors une image de visualisation. C'est au moyen de l'image de visualisation qu'un opérateur peut procéder au positionnement 212 d'une bobine 214 pour l'émission d'impulsions électromagnétiques.

Les données temps réel D_RT provenant des interactions entre sujet d'analyse 200, outil de positionnement 204 et caméra 206, permettent à l'opérateur d'ajuster le positionnement 212 de la bobine 214 pour chaque impulsion électromagnétique émise. La précision d'ajustement est directement dépendante du fonctionnement du neuronavigateur ainsi que de ses implémentations. Lors de la technique de stimulation magnétique transcrânienne (TMS) et plus précisément lors de la neuronavigation avec un neuronavigateur 208, le dispositif informatique d'aide à la localisation cérébrale de l'invention permet de suivre avec précision et en temps réel, la zone effectivement stimulée par les stimulations magnétiques de la TMS. Pour cela, comme décrit ci-dessus, on ajuste le positionnement des instruments TMS, notamment le bobinage 214, l'outil de positionnement 204 et la caméra 206, par rapport aux images de visualisation présentés sur l'interface utilisateur 210.

Tout d'abord, le dispositif de l'invention réalise un recalage rigide de l'espace des images IRM du sujet d'analyse avec l'espace des données temps-réel, par l'intermédiaire d'une transformation géométrique. Ce recalage rigide se fait donc au sein des données de travail DataW, et plus précisément entre les données d'image DJRM et les données temps-réel D_RT. Par « espace d'image» ou « espace de données temps-réel » on entend un système de coordonnées ou une localisation spatiale. Ce type d'alignement rigide peut dans certains cas être considéré comme suffisant pour la localisation de structures profondes (noyaux gris centraux par exemple), mais manque de précision pour les structures corticales dont la variabilité anatomique interindividuelle est forte {Hellier & al, 2003).

Toutefois, pour permettre le recalage entre des images distinctes, l'outil de recalage assure non seulement le recalage rigide décrit ci-dessus, mais également un recalage de nature non-rigide. La Demanderesse a découverte non sans surprise qu'un recalage non-rigide tel que décrit ci-après, permet une localisation précise, reproductible et automatisable d'une zone cible d'un cerveau.

L'outil de recalage compris dans le dispositif de l'invention, est agencé pour utiliser une transformation de recalage non-rigide. Cette transformation de recalage non-rigide a précédemment été mise en place par la Demanderesse. Elle est dénommée « ROMEO »

(pour : « Robust Multilevel Elastic Registration Based on Optical Flow ») et est décrite en détail dans la publication scientifique « Hierarchical Estimation of a Dense Déformation

Fieldfor 3-D Robust Registration » dans IE E E Trans. Med. Imag., vol. 20, pp.388-402, no. 5, mai 2001 (Hellier & al, 2001) et à laquelle le lecteur est invité de se référer. La transformation de recalage non-rigide mise en œuvre dans l'invention permet notamment une indépendance entre les espaces de localisation spatiales (systèmes de coordonnées) des différentes images manipulés (cartographie tridimensionnelle générique, image de travail ou image de visualisation). Les espaces de localisation peuvent notamment être des systèmes de coordonnées cartésiennes (utilisé dans un espace vectoriel ou un espace affine), des systèmes de coordonnées curvilignes, des systèmes de coordonnées cylindriques, des systèmes de coordonnées sphérique ou autre.

Brièvement, la transformation de recalage de l'invention estime un champ dense de déformation géométrique entre des images tridimensionnelles. La transformation est basée sur l'hypothèse d'invariance de la luminescence au cours du déplacement d'un point physique (cadre statistique robuste) - l'hypothèse dite de flot optique (Horn & al,

2003). Elle s'appuie sur un algorithme de recalage non-rigide multimodalité au moyen de mesures de similarités (les mesures de similarités étant réalisées dans un cadre de minimisation multigrille). Des régularisations (non détaillés ici) sont introduites en vue de favoriser l'estimation du champ spatialement cohérent. Pour réduire la sensibilité de la méthode au bruit, et d'autoriser l'introduction de discontinuités spatiales sur le champ de déformation, des estimateurs de nature robustes sont introduits. Il s'agit donc d'une transformation basée sur une approche hiérarchique, multirésolution et multigrille.

Il est précisé que la multirésolution comprend : l'estimation de manière hiérarchique de champs de déformation sur des images dérivées d'images initiales par filtrage et sous- échantillonnage. Par multigrille on entend l'estimation de déformations sur une suite d'espaces emboîtés, à savoir en partant d'un niveau de résolution le plus grossier vers un niveau de résolution le plus fin. Chaque espace est défini par une paramétrisation affine par morceaux s'appuyant sur une partition spatiale du volume. Les espaces multigrille sont donc emboîtés, dans la mesure où les partitions spatiales sont emboîtés (c'est à dire, le passage à un niveau de grille plus fin correspond à une subdivision adaptative de la partition spatiale). Autrement dit, à chaque niveau de grille correspond une partition, et lorsque l'on passe au niveau de grille plus fin, on découpe, de manière adaptative, la partition spatiale. Ceci est illustré dans la publication scientifique « Hierarchical estimation of a dense déformation fieldfor 3D robust registration » (Hellier & al, 2001), notamment figures 2 (a) et (b), et leur description.

La figure 3 est relative à l'invention et montre un dispositif informatique d'aide à la localisation cérébrale 300 selon un mode de réalisation de l'invention. Le dispositif 300 comprend une première mémoire 302 capable de stocker des données comme par exemple une mémoire de type RAM (Random Access Memory). Cette première mémoire 302 est agencée pour stocker une cartographie tridimensionnelle générique d'une partie au moins d'un cerveau. Dans le mode de réalisation décrit, cette cartographie tridimensionnelle générique est établie par un expert en neuroanatomie sur une image de cerveau enregistrée par imagerie résonance magnétique (IRM). Le cerveau auquel est fait référence à ce stade est un cerveau que l'on peut qualifier de cerveau modèle ou encore de cerveau générique. La cartographie tridimensionnelle générique est stockée dans la première mémoire 302 selon un premier mode de localisation spatiale (ou système de coordonnées). La cartographie tridimensionnelle générique comprend la localisation de zones d'intérêt tel que par exemple le cortex préfrontal dorsolatéral (DLPFC) ou encore le cortex orbito-frontal. La première mémoire 302 peut donc également stocker des données de désignation précises. Ces données de désignation correspondent à une zone cible du cerveau et sont généralement stockées selon le même mode de localisation spatiale que la cartographie tridimensionnelle générique. La zone cible du cerveau peut notamment être choisie selon le traitement visé. Par exemple, en vue d'un traitement de dépressions la zone cible sera le cortex préfrontal dorsolatéral (DLPFC).

Dans le mode décrit ici, le dispositif informatique d'aide à la localisation cérébrale 300 comprend une seconde mémoire 304 capable de stocker des données (type RAM). La seconde mémoire 304 est agencée pour recevoir et stocker une image de travail d'une partie au moins du cerveau d'un sujet d'analyse (comme par exemple un patient pour troubles de dépressions). L'image de travail est acquise par imagerie médicale comme l'imagerie résonance magnétique (IRM), tout comme la cartographie tridimensionnelle générique, mais selon un second mode de localisation spatiale précis qui n'est généralement pas identique à celui de la cartographie (car il peut s'agir d'appareil d'IRM distinct ou de différents modes de séquences d'acquisition). Toutefois les deux modes de localisation spatiaux ne sont par nécessairement distinct. Dans le mode de réalisation décrit ici, l'image de travail est stockée selon un second mode de localisation spatiale.

Le dispositif informatique 300 comprend un outil de recalage non-rigide 306 qui reçoit des données de cartographie tridimensionnelle générique DataGen et des données de travail DataW respectivement de la première mémoire 302 et de la seconde mémoire 304. C'est à partir de ces données (DataGen et DataW) que l'outil de recalage non-rigide 306 établi une transformation de recalage de la cartographie tridimensionnelle générique vers l'image de travail.

Les données d'images (image de travail) provenant directement du sujet d'analyse peuvent alors être rééchantillonnés dans le système de coordonnées de la cartographie tridimensionnelle générique.

La figure 4 montre un schéma fonctionnel de l'outil de recalage non-rigide 306. Selon un mode de réalisation, une opération de recalage rigide 3061 agit sur les données de travail DataW en effectuant un recalage rigide tel que décrit plus haut, à savoir un recalage rigide entre les données d'image DJRM et les données temps-réel D_RT. L'opération de recalage rigide fournit des données de travail recalées DataWrec, correspondant à la transformation des données d'images IRM DJRM vers les données temps-réel D_RT (ou inversement). Selon un mode de réalisation, le recalage rigide de l'opération 3061 utilise une méthode statistique dite de « maximisation de l'information mutuelle » (Maes & al, 1997).

Une opération de recalage non-rigide 3062 réalise ensuite un recalage non-rigide des données de cartographie tridimensionnelle générique DataGen vers les données de travail recalées DataWrec (ou inversement). Pour cela, l'opération de recalage non- rigide 3062 utilise la transformation de recalage non-rigide ROMEO décrite ci-avant. L'outil de recalage 306 implémente donc un programme d'ordinateur pour établir une transformation de recalage non-rigide par la méthode ROMEO. L'outil de recalage non- rigide 306 fournit des donnés de transformation DataT représentant sensiblement la transformation de recalage de la cartographie tridimensionnelle générique vers l'image de travail.

Dans le mode de réalisation décrit ici du dispositif de l'invention, l'application de la transformation de recalage est réalisée par un outil de rééchantillonnage 308 représenté sur la figure 3. L'outil de rééchantillonage 308 établi selon la transformation de recalage DataT une cartographie convertie, au format du second mode de localisation spatiale de l'image de travail. En d'autres termes la transformation de recalage DataT établie par l'outil de recalage 306 est appliquée aux données de travail DataW (correspondant à l'image de travail) pour donner une cartographie convertie selon second mode de localisation spatiale.

L'outil de rééchantillonnage 308 fournit en sortie des données de visualisation D-VISU permettant une « mise en correspondance » de la cartographie tridimensionnelle générique avec l'image de travail (DataW::DataGen). Cette « mise en correspondance » correspond sensiblement à ladite cartographie convertie. En conséquence, l'outil de rééchantillonage 308 établi des données de désignation converties permettant de retrouver une zone cible (détaillé ci-dessous). Les données de désignation converties correspondent alors sensiblement aux données de désignation de la zone cible du cerveau déterminée préalablement sur la cartographie tridimensionnelle générique.

Le dispositif informatique 300 comprend en outre une interface utilisateur 310, agencée pour former une image de visualisation. Cette image de visualisation est formée à partir des données de visualisation D-VISU et fait correspondre, en partie au moins, l'image de travail et la cartographie convertie, tout en indiquant, dans l'image de visualisation, une zone qui correspond aux données de désignation converties.

La figure 5 représente un diagramme fonctionnel d'un procédé d'aide à la localisation cérébrale selon un mode de réalisation de l'invention. Une première opération d'acquisition d'image générique 500 permet d'obtenir une image générique d'un cerveau. Cette opération consiste généralement à conduire une imagerie par ondes électromagnétiques sur le cerveau d'un sujet de référence par exemple par IRM. L'image générique du cerveau ainsi obtenue est utilisée lors d'une opération d'acquisition de cartographie générique 502 pour établir une cartographie tridimensionnelle générique, à partir de ladite image générique de cerveau. Ces deux opérations (500 et 502) un fois réalisées peuvent être unique pour tout mode de réalisation du procédé de l'invention. En effet, une fois la cartographie générique établie, elle peut servir pour tout mode de réalisation du procédé de l'invention. L'opération suivante de désignation de zone cible sur la cartographie générique 504 consiste à préparer une désignation d'une zone de cerveau sur ladite cartographie tridimensionnelle générique. Ensuite une opération d'acquisition d'image de travail 506 consiste à conduire une imagerie par ondes électromagnétiques sur une partie au moins du cerveau d'un sujet d'analyse. Cette opération 506 permet d'obtenir une image de travail. Une opération de recalage non-rigide 508 applique un recalage non-rigide de la cartographie tridimensionnelle générique vers l'image de travail, pour obtenir une transformation géométrique spatiale permettant de passer de la cartographie tridimensionnelle générique vers ladite image de travail acquise lors de l'opération d'acquisition d'image de travail 506. Une opération de conversion 510 établi alors une cartographie convertie pour l'image de travail. Ensuite, à partir de l'opération de désignation de zone cible sur la cartographie générique 504 et de l'opération de recalage non-rigide 508, une opération de localisation de zone cible 512 détermine la zone cible dans l'image de travail (notamment grâce à l'opération de conversion 510). Finalement, une opération de formation d'image de visualisation 514 consiste à présenter à un opérateur une représentation de la zone cible, en vue d'une action sur cette zone visée. L'action peut notamment être une stimulation magnétique transcrânienne.

Exemple

25 sujets d'analyse ont été soumis à une imagerie par résonance magnétique (IRM).

Pour obtenir des résultats relatifs à l'état de l'art, d'une part trois cliniciens ont procédés à la localisation de cortex préfrontal dorsolatéral (DLPFC) par méthode manuelle et d'autre part une méthode de localisation cérébrale par recalage rigide à été appliqué (Maes & al, 1997).

Pour l'obtention de résultats relatifs à l'invention, un procédé d'aide à la localisation cérébrale a été appliqué avec le dispositif de l'invention (recalage non-rigide).

Le tableau 1 montre l'analyse comparative entre l'invention et l'état de la technique.

TABLEAU 1 : Analyse comparative entre l'invention et l'état de la technique

Les résultats du tableau montrent Tinter-variabilité entre les résultats de la localisation manuelle du cortex préfrontal dorsolatéral (DLPFC) réalisée par les cliniciens (colonnes : clinicien 1, clinicien 2 et clinicien 3). La localisation automatique de l'invention est plus précise et reproductible.

De plus, le procédé d'aide à la localisation cérébrale avec un recalage non-rigide (colonne : non-rigide) fournit de meilleurs résultats par rapport à la méthode de recalage rigide (colonne : rigide) de l'art antérieur. Ceci notamment en raison du plus grand nombre de degrés de liberté du recalage non-rigide ce qui permet une meilleure adaptation au vu de la variabilité anatomique existante entre différents sujets d'analyse. En effet, on note qu'un recalage rigide tel que connu dans l'état de la technique compte 6 degrés de liberté. Le recalage non-rigide relatif à l'invention compte environ 40 millions de degrés de liberté.

En pratique, la précision d'un système de neuronavigation est d'environ 2mm. Pour tirer pleinement profit de ce système, il importe que la zone cible soit définie avec précision sur NRM. On constate que les cliniciens pouvaient commettent des erreurs allant au- delà de 10mm dans la localisation de cette zone cible, ce qui dégrade considérablement la précision des stimulations par TMS. L'erreur moyenne des cliniciens est d'environ 1 cm ce qui n'est favorable à une utilisation optimale d'un neuronavigateur.

L'invention permet notamment aux cliniciens de s'affranchir de la localisation manuelle. Le procédé d'aide à la localisation et le dispositif de l'invention est plus précis que peut l'être la localisation manuelle par un clinicien. À cela s'ajoute, que l'invention est reproductible. Pour en arriver là, il a fallu assurer la cohérence anatomique des déformations observées lorsqu'on passe d'un sujet à l'autre. Pour garantir cette cohérence, à un niveau suffisant, il convient de régulariser le champ de déformation estimé. Le réglage de cette régularisation est particulièrement difficile en l'absence de "vérité terrain" (on ne connaît pas le "vrai" champ de déformation entre les cerveaux de deux sujets différents). Il est donc impossible d'avoir des critères absolus pour valider les techniques de recalage. C'est pourquoi la précision et la reproductibilité obtenues ici sont importantes.

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