WO2023180404A1 - Dispositif et procédé d'assistance à une procédure d'ablation tumorale percutanée - Google Patents

Dispositif et procédé d'assistance à une procédure d'ablation tumorale percutanée Download PDF

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WO2023180404A1
WO2023180404A1 PCT/EP2023/057381 EP2023057381W WO2023180404A1 WO 2023180404 A1 WO2023180404 A1 WO 2023180404A1 EP 2023057381 W EP2023057381 W EP 2023057381W WO 2023180404 A1 WO2023180404 A1 WO 2023180404A1
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WO
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image
preprocedural
image data
current image
electromagnetic
Prior art date
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PCT/EP2023/057381
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Clair POIGNARD
Baudouin Denis De Senneville
Olivier SEROR
Original Assignee
Institut National De Recherche En Informatique Et En Automatique
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Publication date
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    • A61B2090/3764—Surgical systems with images on a monitor during operation using X-rays, e.g. fluoroscopy using computed tomography systems [CT] with a rotating C-arm having a cone beam emitting source

Definitions

  • the invention relates to the field of interventional oncology, in particular to assistance with a percutaneous tumor ablation procedure based on electromagnetic fields.
  • a tumor When a tumor is found in a patient, it can usually be removed by surgical removal, called resection.
  • surgical removal called resection.
  • certain deep tumors are not resectable so that percutaneous tumor ablation - particularly that based on electromagnetic fields - then constitutes an alternative of choice from a curative perspective.
  • Some of the known techniques involve introducing one or more needles into the tumor percutaneously.
  • the needle is connected to a generator to conduct electric current to the tumor and destroy it with thermal energy. It is also possible to use microwaves.
  • irreversible electroporation consists of using needles to subject the tumor to pulsed electromagnetic fields so as to damage the membrane of the tumor cells and destroy them by coagulation necrosis or apoptosis.
  • the increase in the permeability of tumor cells can also be exploited to deliver therapeutic products as part of electrochemotherapy which consists of injecting, after the application of electrical pulses, cytotoxic molecules.
  • images of the target region and surrounding vital organs are collected several weeks before percutaneous tumor ablation using medical imaging techniques such as magnetic resonance imaging (MRI) or computed tomography (better known by the English term “CT-scan”).
  • MRI magnetic resonance imaging
  • CT-scan computed tomography
  • the interventional radiologist introduces the needles into the tumor via percutaneously and verifies their positioning using images obtained by one of these techniques or by cone beam digital volume tomography (better known by the English acronym CBCT for “Cone Beam Computed Tomography”). Electromagnetic energy is then delivered to the tumor via the needles.
  • the interventional radiologist does not have visual feedback during the percutaneous ablation procedure.
  • the effectiveness of the treatment is only evaluated by acquisition of follow-up images (CT-Scan and/or MRI) a few days after the intervention for electroporation or a few weeks for radiofrequency ablation.
  • MRI Magnetic resonance imaging
  • CT scan computed tomography
  • an MRI machine has a high cost, low availability and, above all, is incompatible with metal needles while CT scanning presents high risks of irradiation since it consists of measuring the absorption of X-rays by tissues.
  • cone beam digital volume tomography is a simple, less irradiating, inexpensive medical imaging technique that can be used during surgery. This technique, although increasingly used in the operating room, only provides low quality images and therefore does not allow the tumor to be visualized correctly.
  • the present invention improves the situation.
  • the invention relates to a medical assistance device comprising:
  • a tool arranged to receive current image data from one or more areas of interest including at least one electromagnetic stimulation needle obtained by cone beam digital volume tomography during a percutaneous ablation procedure based on electromagnetic fields, to implement registration of current image data and data preprocedural image, and to return cone beam computed tomography augmented image data, and
  • a simulator arranged to receive augmented cone beam digital volume tomography image data and electromagnetic stimulation parameters, and to return electromagnetic field simulation data.
  • the device further comprises a screen arranged to receive electromagnetic field simulation data, the simulation data comprising electromagnetic field distribution data, and to display a distribution of the electromagnetic field in one or several areas of interest.
  • the invention also relates to a medical assistance method implemented by the device described above and comprising:
  • preprocedural image data is obtained by magnetic resonance imaging or computed tomography.
  • the preprocedural image data and the current image data relate to three-dimensional images of one or more areas of interest.
  • the registration comprises an initial operation of implementing a nearest neighbor algorithm applied to at least one pair formed of a preprocedural image and a current image.
  • the preprocedural image and the current image are respectively decomposed into a set of local elements - or patches -, and the nearest neighbor algorithm includes a propagation during which a distance between a patch of the image preprocedural and a patch of the current image is calculated as follows: where: - 1 is a preprocedural image and J is a current image,
  • - VP and VC are the respective centers of the patches of the preprocedural image I and the current image J,
  • - r is a local variable corresponding to a displacement vector whose variation allows VP+r and VC+r to cover the entire patch r considered
  • V 7 are the respective gradients of the preprocedural image and the current image.
  • the registration comprises the determination of a geometric transformation making it possible to go from a preprocedural image to a current image, or vice versa, by minimization of an energy function depending on a criterion estimated on the basis of respective gradients of the preprocedural image and the current image.
  • the energy function can be defined as follows: where: - T is a geometric transformation,
  • - E is the energy function defined on an image domain Q
  • - D is the estimated criterion
  • the energy function is minimized by solving a system of Euler-Lagrange equations obtained by deriving the energy function with respect to each component of the geometric transformation, the value of each component being calculated by iteration.
  • the criterion is for example estimated as follows:
  • Vj are the respective gradients of the preprocedural image and the current image.
  • a Sobel filter is applied to the preprocedural image and the current image to determine the magnitude and orientation of their respective gradients.
  • the electromagnetic stimulation parameters include the intensity of the electric current flowing through at least one electromagnetic stimulation needle
  • the simulation data includes electromagnetic field distribution data.
  • the distribution of the electromagnetic field is determined from an effective electrical conductivity of tissues in one or more areas of interest calculated as a function of the intensity of the electric current circulating in the at least one electromagnetic stimulation needle.
  • one or more pairs of electromagnetic stimulation needles are used to implement the percutaneous ablation procedure based on electromagnetic fields, such that two electromagnetic stimulation needles of the same pair play the role of active electrodes, and the effective electrical conductivity of the tissues is calculated as follows for such a pair of active electrodes: _ Imes e ff 9 + f EL + d n u + (x)dx + g ⁇ f EL _ d n u ⁇ (x)dx where: - (Jeff is the effective electrical conductivity of tissues,
  • - g + and g- are the respective electrical voltages of the active electrodes EL + and EL',
  • - x is a local variable running through each of the active electrodes EL + and EL'
  • the invention also relates to a computer program comprising instructions for implementing the method described above, when the instructions are executed by at least one processor.
  • FIG. 1 schematically illustrates a device for assisting a percutaneous tumor ablation procedure according to the invention
  • FIG. 2 illustrates a method of assisting a percutaneous tumor ablation procedure according to the invention
  • FIG. 3 illustrates an operation for registering current image data and preprocedural image data of one or more areas of interest.
  • FIG. 1 schematically illustrates a device 1 for assisting a percutaneous tumor ablation procedure based on electromagnetic fields, hereinafter referred to as device 1.
  • a percutaneous tumor ablation procedure based on electromagnetic fields is particularly suitable when a patient's tumor is unresectable, that is, when surgery is not possible to remove the tumor in totality. Such a case may occur when the tumor is too deep or the patient has contraindications due to their state of health.
  • Known percutaneous tumor ablation techniques for example radiofrequency or microwave ablation, or irreversible electroporation - consist of introducing one or more electromagnetic stimulation needles into the tumor.
  • the device 1 includes a memory 3, a tool 5 and a simulator 7. In the example illustrated in [Fig. 1], the device 1 also includes a screen 9.
  • Memory 3 is arranged to receive preprocedural image data from one or more areas of interest.
  • preprocedural image we mean here an image obtained before the percutaneous tumor ablation procedure. Preprocedural images are therefore obtained before the interventional radiologist performs percutaneous ablation of the patient's tumor and, more specifically, before any needle is introduced into the patient's tumor.
  • an area of interest designates an anatomical region of the patient whose visualization is necessary or useful for the preparation of the operation or the implementation thereof.
  • a zone of interest includes for example all or part of the detected tumor to make it possible to determine its morphological characteristics, for example its size or its position, in particular in relation to the surrounding vital organs.
  • an area of interest may also include only parts of the body affected or likely to be affected by the tumor or organs to which the interventional radiologist must pay particular attention during the percutaneous tumor ablation procedure.
  • Preprocedural images of the area(s) of interest are collected up to several weeks before surgery using medical imaging techniques.
  • the techniques used on this occasion are magnetic resonance imaging (MRI) or computed tomography (CT-scan), which have the advantage of providing high quality images and therefore precise visualization of the tumor as well as the surrounding vital organs. .
  • a preprocedural image can be two-dimensional or three-dimensional.
  • the preprocedural IM_CT image shown is acquired by CT.
  • the tool 5 is arranged to receive current image data from one or more areas of interest including at least one electromagnetic stimulation needle. It is understood here that an area of interest may only include part of an electromagnetic stimulation needle.
  • current image we mean here an image obtained during the percutaneous tumor ablation procedure, that is to say while the interventional radiologist is removing the patient's tumor in the operating room. . More precisely, a current image is an image obtained after at least one electromagnetic stimulation needle has been introduced.
  • the percutaneous tumor ablation procedure involves introducing one or more needles into the tumor.
  • a current image therefore has the advantage, compared to a pre-procedural image, of visualizing the position of an electromagnetic stimulation needle.
  • the current images are obtained by cone beam digital volume tomography (CBCT).
  • CBCT cone beam digital volume tomography
  • Cone beam digital volume tomography can in fact be used during the procedure, unlike magnetic resonance imaging, and is less irradiating than computed tomography.
  • medical imaging techniques such as magnetic resonance imaging and computed tomography are rather suited to the acquisition of preprocedural image data.
  • Cone beam digital volume tomography consists of an the entire volume and reconstruct a three-dimensional representation.
  • CT scanning is based on a flattened X-ray which only allows a section of the analyzed volume to be explored.
  • the cone beam passes through the patient and is analyzed, after attenuation, by a detector.
  • the detector is attached to the transmitter so that, during rotation, the transmitter releases a pulse of X-rays which pass through the patient's body to be received by the detector which rotates simultaneously.
  • the sensor is generally a planar sensor which makes it possible to obtain, at each angular displacement, a two-dimensional image of the volume crossed by the cone beam.
  • the digitized plane images - of the order of several hundred - are then processed by a volumetric reconstruction algorithm for virtual visualization of the anatomical structures analyzed.
  • An image intensifier can be used as an alternative to the flat sensor and has the advantage of having very high light sensitivity.
  • the current image obtained by cone beam digital volume tomography can be a two-dimensional image as well as a three-dimensional image.
  • tool 5 is arranged to implement registration of current image data and pre-procedural image data. We therefore understand that the tool 5 is arranged to communicate with the memory 3 and receive, from the latter, pre-procedural image data.
  • Image registration (often referred to by the English name “image registration”) consists of comparing images to match them, in particular to combine or superimpose them. Registration generally involves estimating a geometric transformation allowing a optimal and coherent superposition of common or similar characteristics present on the processed images.
  • Tool 5 is here arranged to receive, on the one hand, a pre-procedural image and, on the other hand, a current image to carry out a registration of these images.
  • This registration is complex due to the fact that the preprocedural images are obtained by magnetic resonance imaging or computed tomography, while the current images are obtained by cone beam digital volume tomography.
  • the preprocedural images and the current images are preferably of the same size to facilitate registration.
  • tool 5 is arranged to return augmented cone beam digital volume tomography image data.
  • Tool 5 makes it possible to generate images whose quality is close to that of the pre-procedural image while including the electromagnetic stimulation needles visible on the current images.
  • Such images constitute augmented images whose visualization, during the percutaneous tumor ablation procedure, makes it possible to check and precisely adjust the position of the electromagnetic stimulation needles.
  • the cone beam digital volume tomography augmented image data can be stored in memory 3.
  • the tool 5 can be produced in the form of an appropriate computer program executed on one or more processors.
  • a processor can be produced in any known manner, for example in the form of a microprocessor for a personal computer, a programmable logic circuit (better known by the English acronym PLD for “Programmable Logical Device”) or a dedicated chip of the FPGA type (English acronym for “Field Programmable Gate Array”) or SoC (English acronym for “System on Chip”), a grid of computer resources, a microcontroller, or any other specific form having the computing power necessary to implement the medical assistance process described below.
  • PLD programmable logic circuit
  • FPGA Field Programmable Gate Array
  • SoC Silicon acronym for “System on Chip”
  • One or more of these elements can also be produced in the form of specialized electronic circuits such as an ASIC (English acronym for “Application-Specific Integrated Circuit”).
  • a combination of processors and electronic circuits can also be considered.
  • the tool 5 can also include a memory or any known type of storage medium for
  • the simulator 7 is arranged to receive augmented cone beam digital volume tomography image data.
  • the simulator 7 is for example arranged to communicate with the tool 5 to receive the augmented image data of cone beam digitized volume tomography, or with the memory 3 when the augmented image data of cone beam digitized volume tomography are stored therein.
  • the simulator 7 is arranged to receive electromagnetic stimulation parameters. These parameters include, for example, the intensity of the electric current circulating in at least one electromagnetic stimulation needle.
  • the simulator 7 is arranged to return electromagnetic field simulation data.
  • the simulator 7 makes it possible to model and translate into data form the electromagnetic field to which the area of the tumor is exposed, whether in the context of radiofrequency or microwave ablation, irreversible electroporation or any other another percutaneous tumor ablation technique based on electromagnetic fields.
  • Such data can be used during the operation, for example by the interventional radiologist, to know the distribution of the electromagnetic field generated by the electromagnetic stimulation needle(s).
  • the electromagnetic field simulation data can be stored in memory 3.
  • simulator 7 can be produced in the form of an appropriate computer program executed on one or more processors. Concerning the production of such a processor, the previous considerations relating to the tool 5 also apply to the simulator 7. Furthermore, here again the simulator 7 can also include a memory or any known type of storage medium for storing data. instructions of a computer program whose implementation by the processor(s) results in the operation of the simulator 7.
  • memory 3, tool 5 and simulator 7 are represented as separate elements. However, it must be understood here that this distinction is functional and that, therefore, all or part of these three elements can be constituted by a single element adapted to implement the associated functionalities.
  • screen 9 is arranged to receive electromagnetic field simulation data.
  • the screen 9 is for example arranged to communicate with the simulator 7 to receive the electromagnetic field simulation data, or with the memory 3 when the electromagnetic field simulation data are stored therein.
  • the screen 9 is arranged to display a distribution of the electromagnetic field in one or more zones of interest. Screen 9 allows the interventional radiologist to view live not only the position of the electromagnetic stimulation needles but also the distribution of the electromagnetic field to which the tumor is exposed.
  • Screen 9 is optional and can be directly integrated into device 1 or be remote from it.
  • a tumor is detected in a patient and a percutaneous tumor ablation procedure based on electromagnetic fields is programmed to remove it.
  • preprocedural images of the tumor are collected by magnetic resonance imaging or computed tomography.
  • preprocedural image data of one or more areas of interest including all or part of a tumor are received by the memory 3.
  • the preprocedural image data can be directly stored in memory 3 or kept on another storage medium while awaiting the operation.
  • the interventional radiologist introduces one or more electromagnetic stimulation needles into the tumor.
  • a cone beam digital volume tomography makes it possible to collect current images.
  • an x-ray emitter rotates around the patient and emits a cone beam that scans the target region.
  • the X-rays are received by a receiver and current image data of one or more areas of interest including at least one electromagnetic stimulation needle are then generated.
  • the current image data obtained by cone beam digital volume tomography are received by the tool 5.
  • tool 5 In addition to the current image data, tool 5 also receives pre-procedural image data from memory 3.
  • the tool 5 implements a registration of current image data and preprocedural image data.
  • the tool 5 carries out registration for several pairs formed respectively of a pre-procedural image and a current image.
  • Suboperation 300 corresponds to a “PatchMatch” type algorithm to establish a correspondence between the patches of the preprocedural image and their closest neighbors in the current image.
  • This algorithm makes it possible to obtain a correspondence table, often referred to by the English acronym NNF for “Nearest Neighbor Field”.
  • This correspondence table is equivalent to a function which, to each patch of the pre-procedural image, associates a displacement vector which, starting from the patch of the current image occupying the same position as the considered patch of the procedural image, allows you to reach the patch of the current image detected as being the nearest neighbor.
  • a “patch” here designates a local element of the domain of an image.
  • a patch is a local square-shaped surface centered on a pixel.
  • a patch is a local cubic volume centered on a voxel.
  • a patch can thus be broken down into sub-elements which are pixels for a two-dimensional image or voxels for a three-dimensional image.
  • the “PatchMatch” algorithm can be broken down into three steps: initialization, propagation and random search. We consider below that the preprocedural image and the current image of the pair on which tool 5 applies a registration are three-dimensional.
  • Initialization consists of randomly associating each patch of the preprocedural image with a patch of the current image. We consider below that the preprocedural image and the current image have been decomposed into the same number of patches, so that we can randomly construct a bijection between the preprocedural image and the current image.
  • each patch can therefore be identified by three-dimensional coordinates of its central voxel.
  • any reference frame of origin O provided with an abscissa axis so that each patch has integer coordinates.
  • each patch has coordinates (x,y,z), where x is an integer between 1 and M, y is an integer between 1 and N, and z is an integer between 1 and P.
  • Propagation consists of examining each patch of the pre-procedural image one by one to improve the initial random correspondence with the current image.
  • the propagation order involves examining the initial lookup table in ascending axis direction, left to right, top to bottom, and front to back. This is again a convention and it is possible to proceed differently.
  • each patch examined we consider all of the neighboring patches already examined. With the exception of the patches at the periphery of the preprocedural image, each patch has exactly six neighbors, three of which have already been examined. Each of these three patches is associated with a displacement vector.
  • the patch whose position corresponds to that of the patch being examined on the preprocedural image Four displacement vectors are applied to this patch on the current image: the displacement vector already associated, during initialization, with the patch examined and the three displacement vectors associated respectively with the neighboring patches of the patch examined on the preprocedural image .
  • a patch examined on the pre-procedural image is centered on a voxel VPi with coordinates (Xi,yi,Zi).
  • the patch examined here is not on the periphery of the preprocedural image, hence: Xi> 1, yi> 1, Zi> 1.
  • the six neighboring patches are centered on voxels of respective coordinates: (Xi-1,yi,Zi), (Xi,y 1,Zi), (Xi,yi,Zi-1), (Xi-1,y 1, Zi), (Xi-1,yi,Zi-1) and (Xi,yi-1,Zi-1).
  • the examined patch centered on VPi was associated, during initialization, with a displacement vector Ui(0,0,0).
  • the left patch, already examined during propagation was associated with a displacement vector Ui(-1,0,0).
  • the top patch, already examined during propagation was associated with a displacement vector Ui(0,-1,0).
  • the front patch, already examined during propagation was associated with a displacement vector Ui(0,0,-1).
  • the distance D(VPi;VCi+Ui) between a patch centered on the voxel VPi on the preprocedural image I and the corresponding patch potential centered on the voxel VCi+Ui on the current image J can be defined as follows: where the local variable r is a displacement vector whose variation allows VPi+r and VCi+r to cover the entire patch T considered. In other words, any voxel of the patch considered on the preprocedural image I, respectively on the current image J, can be reached from the central voxel VPi, respectively VCi+Ui, with a displacement vector r.
  • random search consists of improving each displacement vector associated with a patch of the preprocedural image by testing several candidates located at an exponentially decreasing distance from the nearest neighbor found during propagation. Typically, for each patch of the current image, we first apply propagation then random search, and then move on to the next patch.
  • - P is a fixed ratio between the sizes of search windows, typically equal to 1/2, and
  • - n is a random vector in [-1, 1] 3 .
  • propagation and random search can be repeated several times to improve the correspondence table between the preprocedural image and the current image.
  • Suboperation 310 corresponds to the actual registration of the current image data and the preprocedural image data.
  • the registration consists of determining a geometric transformation making it possible to go from the preprocedural image I to the current image J.
  • a geometric transformation makes it possible to align the preprocedural image I and the current image J.
  • the current image J is registered on the preprocedural image I.
  • sub-operation 310 can be carried out alone, without sub-operation 300 which is therefore optional but makes it possible to facilitate and accelerate the implementation implementation of the adjustment.
  • tool 5 can apply a Sobel filter to the preprocedural image I and to the current image J to determine the amplitudes Mi, Mj and orientations 0i, 0j of their respective gradients at the level of a voxel V.
  • WT(V) and A0T(V) are calculated as follows:
  • tool 5 determines the geometric transformation making it possible to move from the preprocedural image I to the current image J by minimization of an energy function depending on this criterion.
  • the energy function E is for example defined as follows on the image domain Q which includes all of the patches T: where: - a is a weighting coefficient, and
  • Tool 5 can minimize the energy function by solving a system of Euler-Lagrange equations obtained by deriving the energy function with respect to each component of the geometric transformation.
  • the tool 5 returns augmented cone beam digital volume tomography image data.
  • the augmented image data characterizes an augmented image obtained by registration from a pair formed of a preprocedural image and a current image.
  • This augmented cone beam digital volume tomography image has a quality close to the pre-procedural image and includes an area of interest including at least one electromagnetic stimulation needle identified on the current image.
  • the cone beam digital volume tomography augmented image data can be stored in memory 3. Augmented cone beam computed tomography image data allows the position of the electromagnetic stimulation needles to be adjusted, if necessary, to ensure they are correctly inserted into the tumor without damaging a body part or organ located nearby.
  • the simulator 7 receives augmented cone beam digital volume tomography image data and electromagnetic stimulation parameters.
  • the augmented cone beam digital volume tomography image data can be received by the simulator 7 directly from the tool 5 or be recovered in the memory 3.
  • the electromagnetic stimulation parameters may include the intensity of the electrical current flowing through at least one electromagnetic stimulation needle.
  • these parameters include the intensity of the electric current circulating in each electromagnetic stimulation needle.
  • the simulator 7 returns electromagnetic field simulation data.
  • simulator 7 calculates an effective electrical conductivity of the tissues as a function of the intensity of the electric current circulating in each electromagnetic stimulation needle.
  • - g + and g- are the respective electrical voltages of the active electrodes EL + and EL',
  • - x is a local variable running through each of the active electrodes EL + and EL'
  • the simulator 7 determines, from the effective electrical conductivity of the tissues, data on the distribution of the electromagnetic field. These data make it possible to know the distribution of the electromagnetic field in the area of the tumor and therefore, here too, to adjust the position of the electromagnetic stimulation needles or to vary the intensity of the electric current in each electromagnetic stimulation needle to achieve percutaneous tumor ablation in the most efficient way possible.
  • the electromagnetic field simulation data can be stored in memory 3.
  • the simulation data are for example stored in DICOM format (English acronym for “Digital Imaging and COmunication in Medicine”) which is a classic standard for data from the 'medical imaging.
  • screen 9 receives electromagnetic field simulation data.
  • the electromagnetic field simulation data can be received by the screen 9 directly from the simulator 7 or be retrieved from the memory 3.
  • the electromagnetic field simulation data includes electromagnetic field distribution data, so that the screen 9 displays a distribution of the electromagnetic field in one or more areas of interest, and in particular in the area of the tumor. Displaying the distribution of the electromagnetic field on screen 9 allows the interventional radiologist to have visual feedback during the percutaneous tumor ablation procedure and to adjust the position of the electromagnetic stimulation needles.
  • simulation data returned by the simulator 7 can be restored in another form so as to inform the interventional radiologist of the position of the electromagnetic stimulation needles and the field electromagnetic radiation to which the tumor area is exposed.

Abstract

La présente invention concerne un dispositif (1) d'assistance médicale comprenant: - une mémoire (3) agencée pour recevoir des données d'image préprocédurale d'une ou plusieurs zones d'intérêt, - un outil (5) agencé pour recevoir des données d'image courante d'une ou plusieurs zones d'intérêt incluant au moins une aiguille de stimulation électromagnétique obtenues par tomographie volumique numérisée à faisceau conique pendant une procédure d'ablation percutanée basée sur des champs électromagnétiques, pour mettre en œuvre un recalage de données d'image courante et de données d'image préprocédurale, et pour retourner des données d'image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique, et - un simulateur (7) agencé pour recevoir des données d'image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique et des paramètres de stimulation électromagnétique et pour retourner des données de simulation de champ électromagnétique.

Description

Description
Dispositif et procédé d’assistance à une procédure d’ablation tumorale percutanée
L’invention concerne le domaine de l'oncologie interventionnelle, en particulier l'assistance à une procédure d'ablation tumorale percutanée basée sur des champs électromagnétiques.
Lorsqu’une tumeur est détectée chez un patient, celle-ci peut généralement être retirée par ablation chirurgicale, appelée résection. Certaines tumeurs profondes ne sont toutefois pas résécables de sorte que l’ablation tumorale percutanée - notamment celle basée sur des champs électromagnétiques - constitue alors une alternative de choix dans une perspective curative.
Certaines des techniques connues impliquent d’introduire une ou plusieurs aiguilles dans la tumeur par voie percutanée. Dans le cas d’une ablation par radiofréquence par exemple, l’aiguille est connectée à un générateur pour conduire le courant électrique jusqu’à la tumeur et la détruire par énergie thermique. Il est également possible d’utiliser des micro-ondes. En dehors des traitements thermiques, l'électroporation irréversible consiste à utiliser les aiguilles pour soumettre la tumeur à des champs électromagnétiques pulsés de manière à endommager la membrane des cellules tumorales et détruire celles-ci par nécrose de coagulation ou apoptose. L’augmentation de la perméabilité des cellules tumorales peut par ailleurs être exploitée pour y délivrer des produits thérapeutiques dans le cadre d’une électrochimiothérapie qui consiste à injecter, après l’application d’impulsions électriques, des molécules cytotoxiques.
Selon les recommandations cliniques actuelles, des images de la région cible et des organes vitaux environnants sont recueillies plusieurs semaines avant l’ablation tumorale percutanée à l’aide de techniques d’imagerie médicale telles que l’imagerie par résonance magnétique (IRM) ou la tomodensitométrie (plus connue sous le terme anglophone « CT-scan »). Le jour de l'ablation, le radiologue interventionnel introduit les aiguilles dans la tumeur par voie percutanée et vérifie leur positionnement à l'aide d'images obtenues par l’une de ces techniques ou par tomographie volumique numérisée à faisceau conique (plus connue sous l’acronyme anglophone CBCT pour « Cone Beam Computed Tomography »). L'énergie électromagnétique est ensuite délivrée à la tumeur par l’intermédiaire des aiguilles.
Le radiologue interventionnel n'a toutefois pas de retour visuel pendant la procédure d’ablation percutanée. L'efficacité du traitement n’est évaluée par une acquisition d'images de suivi (CT-Scan et/ou IRM) que quelques jours après l’intervention pour l'électroporation ou quelques semaines pour l'ablation par radiofréquence.
Chaque technique d'imagerie médicale (IRM, CT-scan ou CBCT) a ses avantages et inconvénients. L’imagerie par résonnance magnétique (IRM) et la tomodensitométrie (CT-scan) fournissent des images de qualité élevée. Toutefois, un appareil IRM présente un coût élevé, une faible disponibilité et, surtout, est incompatible avec les aiguilles métalliques tandis que la tomodensitométrie présente des risques élevés d’irradiation puisqu’elle consiste à mesurer l’absorption des rayons X par les tissus. A l’inverse, la tomographie volumique numérisée à faisceau conique est une technique d'imagerie médicale simple, moins irradiante, peu coûteuse et qui peut être utilisée pendant l’intervention. Cette technique, bien que de plus en plus utilisée en salle d'opération, ne fournit que des images de faible qualité et ne permet donc pas de visualiser correctement la tumeur.
La présente invention vient améliorer la situation.
A ce titre, l’invention concerne un dispositif d’assistance médicale comprenant :
- une mémoire agencée pour recevoir des données d’image préprocédurale d’une ou plusieurs zones d’intérêt,
- un outil agencé pour recevoir des données d’image courante d’une ou plusieurs zones d’intérêt incluant au moins une aiguille de stimulation électromagnétique obtenues par tomographie volumique numérisée à faisceau conique pendant une procédure d'ablation percutanée basée sur des champs électromagnétiques, pour mettre en œuvre un recalage de données d’image courante et de données d’image préprocédurale, et pour retourner des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique, et
- un simulateur agencé pour recevoir des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique et des paramètres de stimulation électromagnétique, et pour retourner des données de simulation de champ électromagnétique.
Dans un ou plusieurs modes de réalisation, le dispositif comprend en outre un écran agencé pour recevoir des données de simulation de champ électromagnétique, les données de simulation comprenant des données de répartition du champ électromagnétique, et pour afficher une répartition du champ électromagnétique dans une ou plusieurs zones d’intérêt.
L’invention concerne également un procédé d’assistance médicale mis en œuvre par le dispositif décrit précédemment et comprenant :
- recevoir des données d’image préprocédurale d’une ou plusieurs zones d’intérêt incluant tout ou partie d’une tumeur,
- recevoir des données d’image courante d’une ou plusieurs zones d’intérêt incluant au moins une aiguille de stimulation électromagnétique obtenues par tomographie volumique numérisée à faisceau conique pendant une procédure d'ablation percutanée basée sur des champs électromagnétiques,
- mettre en œuvre un recalage de données d’image courante et de données d’image préprocédurale,
- retourner des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique,
- recevoir des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique et des paramètres de stimulation électromagnétique, et
- retourner des données de simulation de champ électromagnétique.
Par exemple, les données d’image préprocédurale sont obtenues par imagerie par résonance magnétique ou tomodensitométrie. Dans un ou plusieurs modes de réalisation, les données d’image préprocédurale et les données d’image courante sont relatives à des images tridimensionnelles d’une ou plusieurs zones d’intérêt.
Dans un ou plusieurs modes de réalisation, le recalage comprend une opération initiale d’implémentation d’un algorithme du plus proche voisin appliqué à au moins une paire formée d’une image préprocédurale et d’une image courante.
Avantageusement, l’image préprocédurale et l’image courante sont respectivement décomposées en un ensemble d’éléments locaux - ou patchs -, et l’algorithme du plus proche voisin comprend une propagation au cours de laquelle une distance entre un patch de l’image préprocédurale et un patch de l’image courante est calculée comme suit :
Figure imgf000006_0001
où : - 1 est une image préprocédurale et J est une image courante,
- VP et VC sont les centres respectifs des patchs de l’image préprocédurale I et de l’image courante J,
- r est une variable locale correspondant à un vecteur de déplacement dont la variation permet à VP+r et VC+r de couvrir l’ensemble du patch r considéré, et
- V; et V7 sont les gradients respectifs de l’image préprocédurale et de l’image courante.
Dans un ou plusieurs modes de réalisation, le recalage comprend la détermination d’une transformation géométrique permettant de passer d’une image préprocédurale à une image courante, ou inversement, par minimisation d’une fonction d’énergie dépendant d’un critère estimé sur la base de gradients respectifs de l’image préprocédurale et de l’image courante.
La fonction d’énergie peut être définie comme suit :
Figure imgf000006_0002
où : - T est une transformation géométrique,
- E est la fonction d’énergie définie sur un domaine d’image Q, - D est le critère estimé,
- a est un coefficient de pondération,
- u, v et w sont les composantes de la transformation géométrique T.
Dans un ou plusieurs modes de réalisation, la fonction d’énergie est minimisée par la résolution d’un système d’équations d’Euler-Lagrange obtenu par dérivation de la fonction d’énergie par rapport à chaque composante de la transformation géométrique, la valeur de chaque composante étant calculée par itération.
Le critère est par exemple estimé comme suit :
D(T) = e~c(^
Figure imgf000007_0001
où : - T est une transformation géométrique,
- D est le critère calculé sur un patch T,
- 1 est une image préprocédurale et J est une image courante,
- V est un sous-élément du patch T, et
- V; et Vj sont les gradients respectifs de l’image préprocédurale et de l’image courante.
Dans un ou plusieurs modes de réalisation, un filtre de Sobel est appliqué à l’image préprocédurale et à l’image courante pour déterminer l’amplitude et l’orientation de leurs gradients respectifs.
Dans un ou plusieurs modes de réalisation, les paramètres de stimulation électromagnétique incluent l’intensité du courant électrique circulant dans au moins une aiguille de stimulation électromagnétique, et les données de simulation comprennent des données de répartition du champ électromagnétique. La répartition du champ électromagnétique est déterminée à partir d’une conductivité électrique effective de tissus dans une ou plusieurs zones d’intérêt calculée en fonction de l’intensité du courant électrique circulant dans l’au moins une aiguille de stimulation électromagnétique. Dans un ou plusieurs modes de réalisation, une ou plusieurs paires d’aiguilles de stimulation électromagnétique sont utilisées pour mettre en œuvre la procédure d'ablation percutanée basée sur des champs électromagnétiques, de sorte que deux aiguilles de stimulation électromagnétique d’une même paire jouent le rôle d’électrodes actives, et la conductivité électrique effective des tissus est calculée comme suit pour une telle paire d’électrodes actives : _ Imes eff 9+ fEL+ dnu+(x)dx + g~ fEL_ dnu~(x)dx où : - (Jeff est la conductivité électrique effective des tissus,
- Imes est l’intensité du courant électrique mesurée,
- EL+ et EL sont les électrodes actives,
- g+ et g- sont les tensions électriques respectives des électrodes actives EL+ et EL',
- x est une variable locale parcourant chacune des électrodes actives EL+ et EL', et
- dnu+, respectivement dnu', est la composante normale du gradient du potentiel le long de l’électrode EL+, respectivement EL'.
L’invention concerne aussi un programme informatique comprenant des instructions pour la mise en œuvre du procédé décrit précédemment, lorsque les instructions sont exécutées par au moins un processeur.
D’autres caractéristiques, détails et avantages apparaîtront à la lecture de la description détaillée ci-après, et à l’analyse des dessins annexés, sur lesquels :
[Fig. 1] illustre schématiquement un dispositif d’assistance à une procédure d’ablation tumorale percutanée selon l’invention ;
[Fig. 2] illustre un procédé d’assistance à une procédure d’ablation tumorale percutanée selon l’invention ; et
[Fig. 3] illustre une opération de recalage de données d’image courante et de données d’image préprocédurale d’une ou plusieurs zones d’intérêt. La [Fig. 1] illustre schématiquement un dispositif 1 d’assistance à une procédure d’ablation tumorale percutanée basée sur des champs électromagnétiques, dénommé ci-après dispositif 1.
Une procédure d’ablation tumorale percutanée basée sur des champs électromagnétiques est particulièrement adaptée lorsque la tumeur d’un patient n’est pas résécable, c’est-à-dire lorsqu’une intervention chirurgicale n’est pas possible pour retirer la tumeur en totalité. Un tel cas peut se présenter lorsque la tumeur est trop profonde ou que le patient présente des contre-indications en raison de son état de santé.
Les techniques connues d’ablation tumorale percutanée - par exemple l’ablation par radiofréquence ou micro-ondes, ou l’électroporation irréversible - consistent à introduire une ou plusieurs aiguilles de stimulation électromagnétique dans la tumeur.
Le dispositif 1 comprend une mémoire 3, un outil 5 et un simulateur 7. Dans l’exemple illustré sur la [Fig. 1], le dispositif 1 comprend également un écran 9.
La mémoire 3 est agencée pour recevoir des données d’image préprocédurale d’une ou plusieurs zones d’intérêt.
Par « image préprocédurale », on entend ici une image obtenue avant la procédure d’ablation tumorale percutanée. Les images préprocédurales sont donc obtenues avant que le radiologue interventionnel ne procède à l’ablation percutanée de la tumeur du patient et, plus précisément, avant l’introduction de toute aiguille dans la tumeur du patient.
D’une manière générale, une zone d’intérêt désigne une région anatomique du patient dont la visualisation est nécessaire ou utile à la préparation de l’opération ou à la mise en œuvre de celle-ci. Une zone d’intérêt inclut par exemple tout ou partie de la tumeur détectée pour permettre d’en déterminer des caractéristiques morphologiques, par exemple sa taille ou sa position, notamment par rapport aux organes vitaux environnants. Toutefois, une zone d’intérêt peut aussi n’inclure que des parties du corps affectées ou susceptibles d’être affectées par la tumeur ou encore des organes auxquels le radiologue interventionnel doit prêter une attention particulière pendant la procédure d’ablation tumorale percutanée. Les images préprocédurales de la ou des zones d’intérêt sont recueillies jusqu’à plusieurs semaines avant l’opération à l’aide de techniques d’imagerie médicale. Les techniques utilisées à cette occasion sont l’imagerie par résonance magnétique (IRM) ou la tomodensitométrie (CT-scan) qui présentent l’avantage de fournir des images de qualité élevée et donc une visualisation précise de la tumeur ainsi que des organes vitaux environnants.
Une image préprocédurale peut être bidimensionnelle ou tridimensionnelle.
Dans l’exemple illustré sur la [Fig. 1], l’image préprocédurale IM_CT représentée est acquise par tomodensitométrie.
L’outil 5 est agencé pour recevoir des données d’image courante d’une ou plusieurs zones d’intérêt incluant au moins une aiguille de stimulation électromagnétique. Il est entendu ici qu’une zone d’intérêt peut ne comprendre qu’une partie d’une aiguille de stimulation électromagnétique.
Par « image courante », on entend ici une image obtenue au cours de la procédure d’ablation tumorale percutanée, c’est-à-dire pendant que le radiologue interventionnel procède à l’ablation de la tumeur du patient en salle d’opération. Plus précisément, une image courante est une image obtenue après qu’au moins une aiguille de stimulation électromagnétique a été introduite.
En effet, comme expliqué précédemment, la procédure d’ablation tumorale percutanée implique d’introduire une ou plusieurs aiguilles dans la tumeur. Une image courante présente donc l’intérêt, par rapport à une image préprocédurale, de visualiser la position d’une aiguille de stimulation électromagnétique.
Par ailleurs, dans le contexte de l’invention, les images courantes sont obtenues par tomographie volumique numérisée à faisceau conique (CBCT). La tomographie volumique numérisée à faisceau conique peut en effet être utilisée pendant l’intervention, contrairement à l’imagerie par résonnance magnétique, et est moins irradiante que la tomodensitométrie. Comme expliqué précédemment, les techniques d’imagerie médicale telles que l’imagerie par résonnance magnétique et la tomodensitométrie sont plutôt adaptées à l’acquisition des données d’image préprocédurale. La tomographie volumique numérisée à faisceau conique consiste en un émetteur de rayons X dont le faisceau d’irradiation de forme conique permet, en une seule séquence de rotation - complète (360°) ou non (180°) - autour du patient, de balayer l’ensemble du volume et d’en reconstituer une représentation tridimensionnelle. A l’inverse, la tomodensitométrie est basée sur un rayon X aplati qui permet seulement d’explorer une coupe du volume analysé.
Le faisceau conique traverse le patient et est analysé, après atténuation, par un détecteur. Le détecteur est solidaire de l’émetteur de sorte que, pendant la rotation, l’émetteur libère une impulsion de rayons X qui traversent le corps du patient pour être reçus par le détecteur qui effectue une rotation simultanément. Le capteur est généralement un capteur plan qui permet d’obtenir, à chaque déplacement angulaire, une image bidimensionnelle du volume traversé par le faisceau conique. Les images planes numérisées - de l’ordre de plusieurs centaines - sont ensuite traitées par un algorithme de reconstruction volumique pour une visualisation virtuelle des structures anatomiques analysées. Un amplificateur de brillance peut être utilisé comme alternative au capteur plan et présente l’avantage d’avoir une très grande sensibilité lumineuse.
De même que l’image préprocédurale, l’image courante obtenue par tomographie volumique numérisée à faisceau conique peut aussi bien être une image bidimensionnelle qu’une image tridimensionnelle.
Une image courante IM_CBCT, obtenue par tomographie volumique numérisée à faisceau conique, est illustrée sur la [Fig. 1],
Par ailleurs, l’outil 5 est agencé pour mettre en œuvre un recalage de données d’image courante et de données d’image préprocédurale. On comprend donc que l’outil 5 est agencé pour communiquer avec la mémoire 3 et recevoir, en provenance de celle-ci, des données d’image préprocédurale.
Le recalage d’images (souvent désigné par le nom anglophone « image registration ») consiste à comparer des images pour les mettre en correspondance, notamment pour les combiner ou les superposer. Le recalage implique généralement d’estimer une transformation géométrique permettant une superposition optimale et cohérente des caractéristiques communes ou semblables présentes sur les images traitées.
L’outil 5 est ici agencé pour recevoir, d’une part, une image préprocédurale et, d’autre part, une image courante pour effectuer un recalage de ces images. Ce recalage est complexe en raison du fait que les images préprocédurales sont obtenues par imagerie par résonance magnétique ou tomodensitométrie, alors que les images courantes sont obtenues par tomographie volumique numérisée à faisceau conique.
Les images préprocédurales et les images courantes sont préférentiellement de même dimension pour faciliter le recalage.
Le recalage mis en œuvre par l’outil 5 sera détaillé dans la suite de la description, en référence à la [Fig. 2] et surtout à la [Fig. 3].
Enfin, l’outil 5 est agencé pour retourner des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique.
L’outil 5 permet de générer des images dont la qualité est proche de celle de l’image préprocédurale tout en incluant les aiguilles de stimulation électromagnétique visibles sur les images courantes. De telles images constituent des images augmentées dont la visualisation, pendant la procédure d’ablation tumorale percutanée, permet de vérifier et d’ajuster avec précision la position des aiguilles de stimulation électromagnétique. Les données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique peuvent être stockées dans la mémoire 3.
L’outil 5 peut être réalisé sous la forme d’un programme informatique approprié exécuté sur un ou plusieurs processeurs. Un tel processeur peut être réalisé de toute manière connue, par exemple sous la forme d’un microprocesseur pour ordinateur personnel, d’un circuit logique programmable (plus connu sous l’acronyme anglophone PLD pour « Programmable Logical Device ») ou d’une puce dédiée de type FPGA (acronyme anglophone pour « Field Programmable Gate Array ») ou SoC (acronyme anglophone pour « System on Chip »), d’une grille de ressources informatiques, d’un microcontrôleur, ou de toute autre forme propre disposant de la puissance de calcul nécessaire à la mise en œuvre du procédé d’assistance médicale décrit plus bas. Un ou plusieurs de ces éléments peuvent également être réalisés sous la forme de circuits électroniques spécialisés tel un ASIC (acronyme anglophone pour « Application-Specific Integrated Circuit »). Une combinaison de processeurs et de circuits électroniques peut également être envisagée. L’outil 5 peut également comprendre une mémoire ou tout type connu de support de stockage pour stocker des instructions d’un programme informatique dont la mise en œuvre par le ou les processeurs se traduit par le fonctionnement de l’outil 5.
Le simulateur 7 est agencé pour recevoir des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique.
Le simulateur 7 est par exemple agencé pour communiquer avec l’outil 5 pour recevoir les données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique, ou avec la mémoire 3 lorsque les données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique sont stockées dans celle-ci.
En outre, le simulateur 7 est agencé pour recevoir des paramètres de stimulation électromagnétique. Ces paramètres incluent par exemple l’intensité du courant électrique circulant dans au moins une aiguille de stimulation électromagnétique.
A partir des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique et des paramètres de stimulation électromagnétique, le simulateur 7 est agencé pour retourner des données de simulation de champ électromagnétique.
Le simulateur 7 permet de modéliser et de traduire sous forme de données le champ électromagnétique auquel est exposée la zone de la tumeur, que ce soit dans le cadre d’une ablation par radiofréquence ou micro-ondes, d’une électroporation irréversible ou de quelque autre technique d’ablation tumorale percutanée basée sur des champs électromagnétiques. De telles données peuvent être utilisées au cours de l’opération, par exemple par le radiologue interventionnel, pour connaître la répartition du champ électromagnétique généré par la ou les aiguilles de stimulation électromagnétique. Là encore, les données de simulation de champ électromagnétique peuvent être stockées dans la mémoire 3.
De même que l’outil 5, le simulateur 7 peut être réalisé sous la forme d’un programme informatique approprié exécuté sur un ou plusieurs processeurs. Concernant la réalisation d’un tel processeur, les considérations précédentes relatives à l’outil 5 s’appliquent également au simulateur 7. Par ailleurs, là encore le simulateur 7 peut également comprendre une mémoire ou tout type connu de support de stockage pour stocker des instructions d’un programme informatique dont la mise en œuvre par le ou les processeurs se traduit par le fonctionnement du simulateur 7.
Sur la [Fig. 1], la mémoire 3, l’outil 5 et le simulateur 7 sont représentés comme des éléments distincts. Toutefois, il doit être compris ici que cette distinction est fonctionnelle et que, par conséquent, tout ou partie de ces trois éléments peut être constitué par un seul et même élément adapté pour mettre en œuvre les fonctionnalités associées.
Enfin, l’écran 9 est agencé pour recevoir des données de simulation de champ électromagnétique. L’écran 9 est par exemple agencé pour communiquer avec le simulateur 7 pour recevoir les données de simulation de champ électromagnétique, ou avec la mémoire 3 lorsque les données de simulation de champ électromagnétique sont stockées dans celle-ci.
L’écran 9 est agencé pour afficher une répartition du champ électromagnétique dans une ou plusieurs zones d’intérêt. L’écran 9 permet au radiologue interventionnel de visualiser en direct non seulement la position des aiguilles de stimulation électromagnétique mais aussi la répartition du champ électromagnétique auquel est exposée la tumeur.
L’écran 9 est optionnel et peut être directement intégré au dispositif 1 ou être déporté de celui-ci.
Un procédé d’assistance à une procédure d’ablation tumorale percutanée va à présent être décrit en référence à la [Fig. 2] et à la [Fig. 3]. Dans le contexte de l’invention, une tumeur est détectée chez un patient et une procédure d’ablation tumorale percutanée basée sur des champs électromagnétiques est programmée pour la retirer. Afin de préparer l’opération, des images préprocédurales de la tumeur sont recueillies par imagerie par résonance magnétique ou par tomodensitométrie.
Lors d’une opération 200, des données d’image préprocédurale d’une ou plusieurs zones d’intérêt incluant tout ou partie d’une tumeur sont reçues par la mémoire 3.
Les données d’image préprocédurale peuvent être directement stockées dans la mémoire 3 ou être conservées sur un autre support de stockage en attendant l’opération.
Au cours de la procédure d’ablation tumorale percutanée basée sur des champs électromagnétiques - par exemple une ablation par radiofréquence ou microondes, ou une électroporation irréversible - le radiologue interventionnel introduit une ou plusieurs aiguilles de stimulation électromagnétique dans la tumeur.
Par ailleurs, parallèlement à la procédure d’ablation tumorale percutanée, une tomographie volumique numérisée à faisceau conique permet de recueillir des images courantes. Comme expliqué précédemment, un émetteur de rayons X est en rotation autour du patient et émet un faisceau conique qui balaye la région cible. Les rayons X sont reçus par un récepteur et des données d’image courante d’une ou plusieurs zones d’intérêt incluant au moins une aiguille de stimulation électromagnétique sont alors générées.
Lors d’une opération 210, les données d’image courante obtenues par tomographie volumique numérisée à faisceau conique sont reçues par l’outil 5.
Outre les données d’image courante, l’outil 5 reçoit également des données d’image préprocédurale en provenance de la mémoire 3.
Lors d’une opération 220, l’outil 5 met en œuvre un recalage de données d’image courante et de données d’image préprocédurale.
Ce recalage est détaillé ci-après en référence à la [Fig. 3] et peut être décomposé en deux sous-opérations : une sous-opération 300 d’algorithme du plus proche voisin appliqué à au moins une paire formée d’une image préprocédurale et d’une image courante, puis une sous-opération 310 de détermination d’une transformation géométrique permettant de passer d’une image préprocédurale à une image courante.
Dans la description ci-après, on considère le recalage d’une image préprocédurale et d’une image courante. Toutefois, il doit être compris ici que, avantageusement, l’outil 5 réalise un recalage pour plusieurs paires formées respectivement d’une image préprocédurale et d’une image courante.
La sous-opération 300 correspond à un algorithme de type « PatchMatch » pour établir une correspondance entre les patchs de l’image préprocédurale et leurs plus proches voisin dans l’image courante. Cet algorithme permet d’obtenir un tableau de correspondance, souvent désigné sous l’acronyme anglophone NNF pour « Nearest Neighbour Field ». Ce tableau de correspondance est équivalent à une fonction qui, à chaque patch de l’image préprocédurale, associe un vecteur de déplacement qui, en partant du patch de l’image courante occupant la même position que le patch considéré de l’image procédurale, permet d’atteindre le patch de l’image courante détecté comme étant le plus proche voisin.
Un « patch » désigne ici un élément local du domaine d’une image. Dans le cas d’une image bidimensionnelle, un patch est une surface locale de forme carrée centrée sur un pixel. Dans le cas d’une image tridimensionnelle, un patch est un volume local de forme cubique centré sur un voxel.
Un patch peut ainsi être décomposés en sous-éléments qui sont des pixels pour une image bidimensionnelle ou des voxels pour une image tridimensionnelle.
L’algorithme « PatchMatch » peut se décomposer en trois étapes : une initialisation, une propagation et une recherche aléatoire. On considère ci-après que l’image préprocédurale et l’image courante de la paire sur laquelle l’outil 5 applique un recalage sont tridimensionnelles.
L’initialisation consiste à associer aléatoirement chaque patch de l’image préprocédurale à un patch de l’image courante. On considère ci-après que l’image préprocédurale et l’image courante ont été décomposées en un même nombre de patchs, de sorte qu’on peut construire aléatoirement une bijection entre l’image préprocédurale et l’image courante.
Comme expliqué précédemment, l’image préprocédurale et l’image courante sont tridimensionnelles. Chaque patch peut donc être repéré par des coordonnées tridimensionnelles de son voxel central. On utilise par exemple un repère d’origine O quelconque muni d’un axe des abscisses X, d’un axe des ordonnées Y et d’une cote Z. Par souci de simplification, on peut doter ces axes d’une graduation arbitraire de sorte que chaque patch a des coordonnées entières.
On considère ci-après que l’image préprocédurale et l’image courante sont décomposées en MxNxP patchs, où M, N et P sont des entiers naturels. Chaque patch a des coordonnées (x,y,z), où x est un entier compris entre 1 et M, y est un entier compris entre 1 et N, et z est un entier compris entre 1 et P.
La propagation consiste à examiner un à un chaque patch de l’image préprocédurale pour améliorer la correspondance aléatoire initiale avec l’image courante. Typiquement, l’ordre de propagation consiste à examiner le tableau de correspondance initial dans le sens croissant des axes, de la gauche vers la droite, de haut en bas et de l’avant vers l’arrière. Il s’agit là encore d’une convention et il est possible de procéder autrement.
Pour chaque patch examiné, on considère l’ensemble des patchs voisins déjà examinés. A l’exception des patchs en périphérie de l’image préprocédurale, chaque patch a exactement six voisins dont trois ont déjà été examinés. Chacun de ces trois patchs est associé à un vecteur de déplacement. On considère alors, sur l’image courante, le patch dont la position correspond à celle du patch en cours d’examen sur l’image préprocédurale. On applique à ce patch sur l’image courante quatre vecteurs de déplacement : le vecteur de déplacement déjà associé, lors de l’initialisation, au patch examiné et les trois vecteurs de déplacement associés respectivement aux patchs voisins du patch examiné sur l’image préprocédurale. On arrive ainsi à quatre patchs sur l’image courante : le patch déjà associé, lors de l’initialisation, au patch examiné et trois patchs atteints par l’application de chacun des trois vecteurs restants. On calcule alors une distance entre le patch examiné et chacun de ces quatre patchs et on choisit, parmi ces quatre patchs, celui qui permet de minimiser cette distance. Le patch examiné est alors associé au vecteur de déplacement correspondant et donc, de manière équivalente, au patch correspondant de l’image courante.
La propagation peut être formalisée comme suit :
Un patch examiné sur l’image préprocédurale est centré sur un voxel VPi de coordonnées (Xi,yi,Zi). Le patch ici examiné n’est pas en périphérie de l’image préprocédurale, d’où : Xi> 1 , yi> 1 , Zi> 1 . Les six patchs voisins sont centrés sur des voxels de coordonnées respectives : (Xi-1 ,yi,Zi), (Xi,y 1 ,Zi), (Xi,yi,Zi-1 ), (Xi-1 ,y 1 ,Zi), (Xi-1 ,yi,Zi-1 ) et (Xi,yi-1 ,Zi-1 ). Parmi ces six patchs, trois ont déjà été examinés et sont centrés sur des voxels dont les coordonnées respectives sont les suivantes : (Xi-1 ,yi,Zi), (Xi,yi-1 ,Zi) et (Xi,yi,Zi-1 ).
Le patch examiné centré sur VPi a été associé, lors de l’initialisation, à un vecteur de déplacement Ui(0,0,0). Le patch de gauche, déjà examiné lors de la propagation, a été associé à un vecteur de déplacement Ui(-1 ,0,0). Le patch du haut, déjà examiné lors de la propagation, a été associé à un vecteur de déplacement Ui(0,-1 ,0). Le patch de devant, déjà examiné lors de la propagation, a été associé à un vecteur de déplacement Ui(0,0,-1 ).
On considère à présent sur l’image courante le patch centré sur le voxel VCi, de même coordonnées (Xi,yi,Zi) que le voxel VPi sur lequel est centré le patch examiné. On applique au patch centré sur le voxel VCi chacun des quatre vecteurs de déplacement pour atteindre quatre voxels sur l’image courante, donc VO + Ui(0,0,0), VO + Ui(-1 ,0,0), VO + Ui(0,-1 ,0) et VCi + Ui(0,0,-1). On calcule la distance entre le patch centré sur le voxel VPi examiné et chacun des patchs centrés sur les voxels ainsi atteints. On sélectionne alors, comme vecteur de déplacement correspondant au patch centré sur le voxel VPi, celui permettant de minimiser cette distance. En notant u’i(0,0,0) le nouveau vecteur de déplacement associé, lors de la propagation, au patch centré sur le voxel VPi, on a donc : u (0,0,0) = argmin^D VP . VCi + U^O.O.O^. D VP^ V
Figure imgf000018_0001
Il est possible de définir la distance D de differentes maniérés. Dans le contexte de l’invention, on choisit une distance permettant de favoriser les alignements de contours entre l’image préprocédurale et l’image courante. En posant
Figure imgf000019_0001
et V} les gradients respectifs de l’image préprocédurale I et de l’image courante J, la distance D(VPi ;VCi+Ui) entre un patch centré sur le voxel VPi sur l’image préprocédurale I et le potentiel patch correspondant centré sur le voxel VCi+Ui sur l’image courante J peut être définie comme suit :
Figure imgf000019_0002
où la variable locale r est un vecteur de déplacement dont la variation permet à VPi+r et VCi+r de couvrir l’ensemble du patch T considéré. En d’autres termes, tout voxel du patch considéré sur l’image préprocédurale I, respectivement sur l’image courante J, peut être atteint depuis le voxel central VPi, respectivement VCi+Ui, avec un vecteur de déplacement r. Ainsi, pour tout voxel V du patch centré sur le voxel VPi de l’image préprocédurale, respectivement centré sur le voxel VCi+Ui de l’image courante, il existe un vecteur de déplacement r tel que V=VPi+r, respectivement V=VCi+Ui+r.
Enfin, la recherche aléatoire consiste à améliorer chaque vecteur de déplacement associé à un patch de l’image préprocédurale en testant plusieurs candidats situés à une distance décroissant exponentiellement du plus proche voisin trouvé lors de la propagation. Typiquement, pour chaque patch de l’image courante, on applique d’abord la propagation puis la recherche aléatoire, et on passe ensuite au patch suivant.
On considère à nouveau le patch de l’image préprocédurale centré sur le voxel VPi. A l’issue de la propagation, ce patch est désormais associé au vecteur de déplacement u’i(0,0,0) et donc, de manière équivalente, au patch centré sur le voxel VCi+u’i(0,0,0) sur l’image courante.
On teste alors un ensemble de vecteurs de déplacement candidats Uk(0, 0, 0) de la forme suivante : uk(0,0,0) = u'j(0,0,0) + a>pkri où : - k est un entier naturel,
- œ est un rayon de recherche maximal,
- P est un rapport fixe entre les tailles de fenêtres de recherche, typiquement égal à 1/2, et
- n est un vecteur aléatoire dans [-1 , 1 ]3.
Pour chaque candidat Uk(0,0,0), on mesure la distance entre le patch centré sur le voxel VPi dans l’image préprocédurale et le patch centré sur le voxel VCi + Uk(0,0,0) dans l’image courante. On sélectionne alors, comme vecteur de déplacement correspondant au patch centré sur le voxel VPi, celui permettant de minimiser cette distance.
Il est à noter que la propagation et la recherche aléatoire peuvent être répétées plusieurs fois pour améliorer le tableau de correspondance entre l’image préprocédurale et l’image courante.
La sous-opération 310 correspond au recalage à proprement parler des données d’image courante et des données d’image préprocédurale. En pratique, le recalage consiste à déterminer une transformation géométrique permettant de passer de l’image préprocédurale I à l’image courante J. Une telle transformation géométrique permet d’aligner l’image préprocédurale I et l’image courante J. De manière équivalente, l’image courante J est recalée sur l’image préprocédurale I. Il est à noter que la sous-opération 310 peut être réalisée seule, sans la sous- opération 300 qui est donc optionnelle mais permet de faciliter et d’accélérer la mise en œuvre du recalage.
Bien entendu, il est également possible de recaler l’image préprocédurale I sur l’image courante J, donc de déterminer une transformation géométrique permettant de passer de l’image courante I à l’image préprocédurale J. On comprend que, dans la suite de la description, le recalage peut être mis en œuvre en intervertissant I et J.
Pour ce faire, on détermine tout d’abord un critère estimé sur la base des gradients respectifs
Figure imgf000020_0001
et V7 de l’image préprocédurale I et de l’image courante J pour une transformation géométrique T donnée. Un tel critère peut être estimé comme suit en intégrant sur l’ensemble des voxels V d’un patch f : D(T) = e~c^
Figure imgf000021_0001
Optionnellement, l’outil 5 peut appliquer un filtre de Sobel à l’image préprocédurale I et à l’image courante J pour déterminer les amplitudes Mi, Mj et orientations 0i, 0j de leurs gradients respectifs au niveau d’un voxel V. On obtient alors l’expression suivante :
Figure imgf000021_0002
où WT(V) et A0T(V) sont calculés comme suit :
Figure imgf000021_0003
Une fois le critère D déterminé pour toute transformation géométrique T, l’outil 5 détermine la transformation géométrique permettant de passer de l’image préprocédurale I à l’image courante J par minimisation d’une fonction d’énergie dépendant de ce critère.
La fonction d’énergie E est par exemple définie comme suit sur le domaine d’image Q qui comprend l’ensemble des patchs T :
Figure imgf000021_0004
où : - a est un coefficient de pondération, et
- u, v et w sont les composantes de la transformation géométrique T.
Comme expliqué précédemment, on considère ici que l’image préprocédurale et l’image courante sont tridimensionnelles et, donc, que la transformation géométrique permettant de passer de l’une à l’autre a trois composantes. Toutefois, le même procédé peut être appliqué lorsque l’image préprocédurale et l’image courante sont bidimensionnelles, auquel cas il suffit de supprimer l’une des composantes de la transformation géométrique. L’outil 5 peut minimiser la fonction d’énergie par la résolution d’un système d’équations d’Euler-Lagrange obtenu par dérivation de la fonction d’énergie par rapport à chaque composante de la transformation géométrique.
Un tel système d’équations peut alors prendre la forme suivante en utilisant un opérateur laplacien A :
Figure imgf000022_0001
La valeur de chaque composante de la transformation géométrique peut être calculée par itérations :
Figure imgf000022_0002
Le système précédent correspond à la p-ième itération. Les suites up, vp et wp ainsi définies convergent respectivement vers les composantes de la transformation géométrique cherchée.
Lors d’une opération 230, l’outil 5 retourne des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique. Les données d’image augmentée caractérisent une image augmentée obtenue par recalage à partir d’une paire formée d’une image préprocédurale et d’une image courante. Cette image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique a une qualité proche de l’image préprocédurale et comprend une zone d’intérêt incluant au moins une aiguille de stimulation électromagnétique identifiée sur l’image courante.
Les données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique peuvent être stockées dans la mémoire 3. Les données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique permettent d’ajuster, si nécessaire, la position des aiguilles de stimulation électromagnétiques pour s’assurer qu’elles sont correctement introduites dans la tumeur sans endommager une partie du corps ou un organe situé à proximité.
Lors d’une opération 240, le simulateur 7 reçoit des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique et des paramètres de stimulation électromagnétique.
Les données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique peuvent être reçues par le simulateur 7 directement en provenance de l’outil 5 ou être récupérées dans la mémoire 3.
Comme expliqué précédemment, les paramètres de stimulation électromagnétique peuvent inclure l’intensité du courant électrique circulant dans au moins une aiguille de stimulation électromagnétique. Préférentiellement, ces paramètres incluent l’intensité du courant électrique circulant dans chaque aiguille de stimulation électromagnétique.
Lors d’une opération 250, le simulateur 7 retourne des données de simulation de champ électromagnétique.
Pour ce faire, le simulateur 7 calcule une conductivité électrique effective des tissus en fonction de l’intensité du courant électrique circulant dans chaque aiguille de stimulation électromagnétique.
On considère ci-après le cas dans lequel une ou plusieurs paires d’aiguilles de stimulation électromagnétique sont introduites dans la tumeur du patient. Ce cas se présente notamment lorsque la technique d’ablation tumorale percutanée mise en œuvre est une électroporation irréversible. En effet, l’électroporation irréversible fonctionne en mode bipolaire - on parle aussi de mode multi-bipolaire lorsque plusieurs paires d’aiguilles sont introduites - de sorte qu‘un champ électromagnétique est créé entre chaque paire d’aiguilles de stimulation électromagnétique. Les aiguilles de stimulation électromagnétique formant une paire jouent alors le rôle d’électrodes actives pour délivrer des puises de champs électromagnétiques. La conductivité électrique effective des tissus peut être calculée comme suit pour une paire d’électrodes actives - ou aiguilles de stimulation électromagnétique - :
_ Imes eff 9+ fEL+ dnu+(x)dx + g~ fEL_ dnu~(x)dx où : - (Jeff est la conductivité électrique effective des tissus,
- Imes est l’intensité du courant électrique mesurée,
- EL+ et EL- sont les électrodes actives,
- g+ et g- sont les tensions électriques respectives des électrodes actives EL+ et EL',
- x est une variable locale parcourant chacune des électrodes actives EL+ et EL', et
- dnu+, respectivement dnu', est la composante normale du gradient du potentiel le long de l’électrode EL+, respectivement EL'.
Le simulateur 7 détermine ensuite, à partir de la conductivité électrique effective des tissus, des données de répartition du champ électromagnétique. Ces données permettent de connaître la répartition du champ électromagnétique dans la zone de la tumeur et donc, là aussi, d’ajuster la position des aiguilles de stimulation électromagnétique ou de faire varier l’intensité du courant électrique dans chaque aiguille de stimulation électromagnétique pour réaliser l’ablation tumorale percutanée de la manière la plus efficace possible.
Les données de simulation de champ électromagnétique peuvent être stockées dans la mémoire 3. Les données de simulation sont par exemple stockées au format DICOM (acronyme anglophone pour « Digital Imaging and COmunication in Medicine ») qui est un standard classique pour les données issues de l’imagerie médicale.
Enfin, lors d’une opération optionnelle 260, l’écran 9 reçoit des données de simulation de champ électromagnétique.
Les données de simulation de champ électromagnétique peuvent être reçues par l’écran 9 directement en provenance du simulateur 7 ou être récupérées dans la mémoire 3. Avantageusement, les données de simulation de champ électromagnétique comprennent des données de répartition du champ électromagnétique, de sorte que l’écran 9 affiche une répartition du champ électromagnétique dans une ou plusieurs zones d’intérêt, et notamment dans la zone de la tumeur. L’affichage de la répartition du champ électromagnétique sur l’écran 9 permet au radiologue interventionnel d’avoir un retour visuel pendant la procédure d’ablation tumorale percutanée et d’ajuster la position des aiguilles de stimulation électromagnétique.
Bien entendu, des retours autres qu’un retour visuel sont possibles de sorte que les données de simulation retournées par le simulateur 7 peuvent être restituées sous une autre forme de manière à informer le radiologue interventionnel de la position des aiguilles de stimulation électromagnétique et du champ électromagnétique auquel est exposé la zone de la tumeur.

Claims

Revendications
[Revendication 1] Dispositif (1 ) d’assistance médicale comprenant :
- une mémoire (3) agencée pour recevoir des données d’image préprocédurale d’une ou plusieurs zones d’intérêt,
- un outil (5) agencé pour recevoir des données d’image courante d’une ou plusieurs zones d’intérêt incluant au moins une aiguille de stimulation électromagnétique obtenues par tomographie volumique numérisée à faisceau conique pendant une procédure d'ablation percutanée basée sur des champs électromagnétiques, pour mettre en œuvre un recalage de données d’image courante et de données d’image préprocédurale, et pour retourner des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique, et
- un simulateur (7) agencé pour recevoir des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique et des paramètres de stimulation électromagnétique, et pour retourner des données de simulation de champ électromagnétique.
[Revendication 2] Dispositif (1 ) selon la revendication 1 , comprenant en outre un écran (9) agencé pour recevoir des données de simulation de champ électromagnétique, lesdites données de simulation comprenant des données de répartition du champ électromagnétique, et pour afficher une répartition du champ électromagnétique dans une ou plusieurs zones d’intérêt.
[Revendication 3] Procédé d’assistance médicale mis en œuvre par le dispositif (1 ) selon la revendication 1 ou 2 et comprenant :
- recevoir (200) des données d’image préprocédurale d’une ou plusieurs zones d’intérêt incluant tout ou partie d’une tumeur,
- recevoir (210) des données d’image courante d’une ou plusieurs zones d’intérêt incluant au moins une aiguille de stimulation électromagnétique obtenues par tomographie volumique numérisée à faisceau conique pendant une procédure d'ablation percutanée basée sur des champs électromagnétiques,
- mettre en œuvre un recalage (220) de données d’image courante et de données d’image préprocédurale,
- retourner (230) des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique, - recevoir (240) des données d’image augmentée de tomographie volumique numérisée à faisceau conique et des paramètres de stimulation électromagnétique, et
- retourner (250) des données de simulation de champ électromagnétique.
[Revendication 4] Procédé selon la revendication 3, dans lequel les données d’image préprocédurale sont obtenues par imagerie par résonance magnétique ou tomodensitométrie.
[Revendication 5] Procédé selon la revendication 3 ou 4, dans lequel les données d’image préprocédurale et les données d’image courante sont relatives à des images tridimensionnelles d’une ou plusieurs zones d’intérêt.
[Revendication 6] Procédé selon l’une des revendications 3 à 5, dans lequel le recalage (220) comprend une opération initiale (300) d’implémentation d’un algorithme du plus proche voisin appliqué à au moins une paire formée d’une image préprocédurale et d’une image courante.
[Revendication 7] Procédé selon la revendication 6, dans lequel l’image préprocédurale et l’image courante sont respectivement décomposées en un ensemble d’éléments locaux - ou patchs -, et dans lequel l’algorithme du plus proche voisin comprend une propagation au cours de laquelle une distance entre un patch de l’image préprocédurale et un patch de l’image courante est calculée comme suit :
Figure imgf000027_0001
où : - 1 est une image préprocédurale et J est une image courante,
- VP et VC sont les centres respectifs des patchs de l’image préprocédurale I et de l’image courante J,
- r est une variable locale correspondant à un vecteur de déplacement dont la variation permet à VP+r et VC+r de couvrir l’ensemble du patch r considéré, et
- V; et V7 sont les gradients respectifs de l’image préprocédurale et de l’image courante.
[Revendication 8] Procédé selon l’une des revendications 3 à 7, dans lequel le recalage (220) comprend la détermination (310) d’une transformation géométrique permettant de passer d’une image préprocédurale à une image courante, ou inversement, par minimisation d’une fonction d’énergie dépendant d’un critère estimé sur la base de gradients respectifs de l’image préprocédurale et de l’image courante.
[Revendication 9] Procédé selon la revendication 8, dans lequel la fonction d’énergie est définie comme suit :
Figure imgf000028_0001
où : - T est une transformation géométrique,
- E est la fonction d’énergie définie sur un domaine d’image Q,
- D est le critère estimé,
- a est un coefficient de pondération,
- u, v et w sont les composantes de la transformation géométrique T.
[Revendication 10] Procédé selon la revendication 9, dans lequel la fonction d’énergie est minimisée par la résolution d’un système d’équations d’Euler- Lagrange obtenu par dérivation de la fonction d’énergie par rapport à chaque composante de la transformation géométrique, la valeur de chaque composante étant calculée par itération.
[Revendication 11] Procédé selon l’une des revendications 8 à 10, dans lequel le critère est estimé comme suit :
Figure imgf000028_0002
où : - T est une transformation géométrique,
- D est le critère calculé sur un patch T,
- 1 est une image préprocédurale et J est une image courante,
- V est un sous-élément du patch T, et
- V; et V7 sont les gradients respectifs de l’image préprocédurale et de l’image courante.
[Revendication 12] Procédé selon l’une des revendications 8 à 11 , dans lequel un filtre de Sobel est appliqué à l’image préprocédurale et à l’image courante pour déterminer l’amplitude et l’orientation de leurs gradients respectifs.
[Revendication 13] Procédé selon l’une des revendications 3 à 12, dans lequel les paramètres de stimulation électromagnétique incluent l’intensité du courant électrique circulant dans au moins une aiguille de stimulation électromagnétique, et dans lequel les données de simulation comprennent des données de répartition du champ électromagnétique, ladite répartition du champ électromagnétique étant déterminée à partir d’une conductivité électrique effective de tissus dans une ou plusieurs zones d’intérêt calculée en fonction de l’intensité du courant électrique circulant dans ladite au moins une aiguille de stimulation électromagnétique.
[Revendication 14] Procédé selon la revendication 13, dans lequel une ou plusieurs paires d’aiguilles de stimulation électromagnétique sont utilisées pour mettre en œuvre la procédure d'ablation percutanée basée sur des champs électromagnétiques, de sorte que deux aiguilles de stimulation électromagnétique d’une même paire jouent le rôle d’électrodes actives, et dans lequel la conductivité électrique effective des tissus est calculée comme suit pour une telle paire d’électrodes actives :
_ Imes eff 9+ fEL+ dnu+(x)dx + g~ fEL_ dnu~(x)dx où : - Oeff est la conductivité électrique effective des tissus,
- Imes est l’intensité du courant électrique mesurée,
- EL+ et EL sont les électrodes actives,
- g+ et g- sont les tensions électriques respectives des électrodes actives EL+ et EL',
- x est une variable locale parcourant chacune des électrodes actives EL+ et EL', et
- dnu+, respectivement dnu', est la composante normale du gradient du potentiel le long de l’électrode EL+, respectivement EL'. [Revendication 15] Programme informatique comprenant des instructions pour la mise en œuvre du procédé selon l’une des revendications 3 à 14, lorsque lesdites instructions sont exécutées par au moins un processeur.
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