Brevet FR2814669A1 — publié le 20020405

L'invention concerne le domaine de la chirurgie assistée par ordinateur et à notamment pour un objet un cadre de stéréotaxie, des moyens de recalage et des moyens pour supporter d'outils chirurgicaux, ainsi qu'un dispositif de navigation chirurgicale assisté par ordinateur. La chirurgie assistée par ordinateur est une technologie connue et pour laquelle plusieurs systèmes sont actuellement commercialisés. Elle permet d'exploiter le dossier radiologique du patient, le plus souvent, sous forme d'une série d'images tomodensitométriques ou IRM formant un ensemble de coupes décrivant un volume anatomique, pour guider par l'image un chirurgien, lors de procédures chirurgicales portant sur des régions anatomiquement complexes, et pour lesquelles la voie d'abord chirurgical choisie, n'offre qu'un jour limité sur le site à traiter. C'est le cas notamment, des actes neuro-chirurgicaux, ou encore de chirurgie endo-nasale vidéo-guidée. D'une manière générale, ces systèmes de guidage reposent sur l'emploi d'un localisateur spatial constitué d'un (ou plusieurs) capteur (s) en liaison avec un système d'analyse de la position de (ou de ces) capteurs (s). Le système d'analyse fourni les coordonnées spatiales ou position (X, Y, Z) et l'attitude (angles a, ss, et y) du capteur, dans le système de coordonnées propre au localisateur spatial. Le système de localisation spatial peut notamment être de type : - mécano-électronique, tel un bras articulés à 6 degrés de libertés associés à des potentiomètres, des condensateurs variables ou des inductances variables, - optique par liaison infrarouge, active ou passive, notamment, - magnétique continu ou pulsé, - électromagnétique à basse fréquence, - une association de plusieurs de ces moyens. Par ailleurs, l'imagerie du patient est chargée sur un système informatique permettant son affichage sur un moniteur accessible au regard du chirurgien. Ce système informatique est relié au localisateur spatial, et reçoit les coordonnées délivrées par celui-ci. Le (ou les) capteur de localisation spatiale étant fixé sur l'instrument chirurgical dont on désire connaître la position, le système est alors capable d'afficher les images anatomiques du patient dont les plans de reconstructions correspondent au mieux à la position de l'instrument, et simule la position de l'instrument à l'intérieur de l'organisme du patient sous forme d'une marque graphique. Toutefois ceci n'est possible qu'à partir du moment où des équations de transformation de coordonnées ont pu être déterminées avec précision, pour convertir les coordonnées du capteur de localisation, vers le système de coordonnées dans lequel ont été réalisées les images anatomiques de guidage chirurgical. La détermination de ces équations aboutit à l'obtention des matrices de rotation et de translation qui permettent de faire correspondre un point quelconque de l'espace tridimensionnel du localisateur, à son homologe dans l'espace d'acquisition de l'imagerie du patient. Cette opération est dénommée"registration" par les anglo-saxons, et sera appelée"recalage"dans la suite. Pour déterminer la position relative des images du patient par rapport au système du localisateur spatial, plusieurs solutions sont utilisées : - emploi de marqueurs opaques collés sur le crâne du patient. La peau étant mobile, leur précision est limitée (3 mm environ) et exige souvent un repérage manuel sur les clichés radiologiques. Il ne peuvent être laissés en place plus de quelques heures. - emploi de vis implantées dans l'os du crâne, après rasage du scalp, sous anesthésie locale ou générale. Leur précision est de l'ordre du millimètre. - Le surface matching, qui consiste à balayer la surface du crâne et du visage du patient avec une sonde, pour acquérir une matrice de points de contour. Un algorithme complexe compare ces points avec les contours des images scanner ou IRM du patient, jusqu'à trouver une concordance qui permet de connaître les matrices de passage entre le référentiel patient et celui du localisateur 3D. Ce procédé est très élégant en théorie puisqu'il évite l'emploi de marqueurs stéréotaxiques, mais en pratique, il est long pour l'opérateur, génère des erreurs ou peut s'avérer sans solution (minimum local dans les fonctions mathématiques, simulant une racine). Surtout, il suppose que les téguments ne soient pas déformables alors qu'ils présentent une élasticité notable introduisant une erreur pouvant atteindre plusieurs millimétres dans le relevé de ces points lorsqu'ils sont acquis sur la patient par le contact mécanique d'une sonde, et que la morphologie du patient soit immuable, ce qui n'est pas le cas : un léger oedème facial, peut modifier ces repères de plusieurs millimètres. Enfin, le recalage per-opératoire n'est guère envisageable après certains gestes chirurgicaux : lambeaux, incisions, etc... qui font perdre tous ces repères. Ces trois premières méthodes imposent un délai court, entre la phase d'acquisition de l'imagerie et l'intervention, allant de quelques heures à 2 ou 3 jours. Une quatrième méthode est décrite dans le brevet US 5803089 et commercialisée par la société VTIO, USA.-Un cadre stéréotaxique à usage unique et prenant appui sur la région naso-frontale et les méats auditifs externes du patient est porté à la fois lors de la phase d'acquisition du dossier radiologique, et lors de la phase chirurgicale. Il est basé sur la reproductibilité de ses appuis de référence. Des marqueurs radio-opaques insérés dans la résine plastique qui le constitue, forment les points de repère. La déformabilité nécessaire du casque pour pouvoir être positionné sur le patient, oblige à placer ces repères radio-opaques dans une zone de petite dimension située en regard de la région frontale du patient. Le volume repéré par ses marqueurs se trouvant limité, il en résulte une erreur de parallaxe qui diminue la précision de ce casque, notamment en profondeur. D'autre part, ce casque est encombrant, souvent douloureux pour le patient en raison de la forte pression exercée sur ces appuis et empêche tout geste chirurgical sur les régions frontale et pariétales du crâne. En outre, ce système de casque étant à usage unique, il s'avère très onéreux à l'emploi. Enfin, il oblige à une traçabilité vigilante, puisque le casque utilisé pour la procédure chirurgicale doit être le même que celui employé pour l'acquisition des images radiologiques. En outre, à l'exception du système commercialisé par la société VTI Inc., qui utilise un localisateur spatial de type électromagnétique construit par la société Polhemus-Inc., les systèmes de navigation actuellement disponibles utilisent une liaison infrarouge reposant sur l'emploi de caméras spéciales très encombrantes en salle d'opération et très fragiles. Ces caméras infrarouge possèdent une optique délicate qu'un choc peut facilement dérégler imposant alors une immobilisation prolongée du matériel pour immobilisation. Ce type de système impose au chirurgien de limiter sa gestelle opératoire, de manière à ne pas oblitérer le champ de vision des caméras, faute de quoi, le système devient inopérant. Il en résulte une gêne sensible pour l'opérateur, notamment en chirurgie endonasale, ou l'étroitesse de la voie d'abord (orifices narinaires), et la nécessité d'utiliser conjointement plusieurs instruments (endoscope, aspirateur, pinces,...) impose un maniement spécial. Par ailleurs, l'ensemble des systèmes de navigation chirurgicale actuellement existants, fonctionnent avec des systèmes informatiques spéciaux appelés stations graphiques. Ces machines ont l'avantage théorique de posséder des performances élevées, permettant un traitement graphique de l'image très rapide. En revanche, elles sont très onéreuses, fragiles et encombrantes. De plus, ces systèmes de navigation, n'offrent pas d'affichage en temps réel des informations graphique de navigation. Leur fréquence de réactualisation de l'écran est de l'ordre de 2 à 4 rafraîchissements par seconde. Enfin on notera que le système commercialisé par la société VTI-Inc., ne permet pas le calibrage d'instruments de chirurgie, et impose au chirurgien l'emploi de canules à usage unique pré-calibrées en usine. Leur déformation accidentelle en cours d'intervention, impose de les remplacer. Il en résulte, là encore, un coût d'utilisation élevé. Le but de l'invention est de remédier à ces inconvénients en proposant notamment un système de navigation chirurgicale : - offrant des possibilités de recalage des images, simples, rapides, précises, polyvalentes ; - permettant d'utiliser un système informatique standard, de manière à diminuer le coût de fabrication et de maintenance de tels systèmes ; - disponibles dans une configuration limitant leur encombrement en salle d'opération et autorisant leur transport, ce qui suppose à la fois, robustesse, faible encombrement, et faible poids du système ; - autorisant des procédures chirurgicales sur l'ensemble des régions craniofaciales, ce qui suppose, notamment, que le dispositif utilisé pour le recalage des images laisse libre la région frontale du patient ; - permettant, le cas échéant, l'emploi d'un instrument chirurgical quelconque, à la convenance du chirurgien, sans obligation d'utiliser une panoplie limitée d'instruments précalibrés, prédéfinie par le fabricant ; - offrant un affichage en temps réel. La solution apportée est, selon un premier mode de réalisation, un dispositif de navigation chirurgicale comportant un dispositif de localisation spatiale DL connecté à un ordinateur, caractérisé en ce que le dispositif de localisation spatiale DL est constitué par un dispositif DCA porte canule ou porte instrument comportant un bloc, préférentiellement en résine plastique, comportant un méplat, un capteur primaire fixé à proximité de ce méplat par des moyens de fixation, l'extrémité distale de ce bloc comportant un alésage ainsi qu'au moins une gorge radiale par rapport à l'alésage, ainsi que des moyens de blocage d'une canule ou d'un instrument disposés à proximité dudit alésage Selon une caractéristique particulière, lesdits moyens de blocage sont constitués par une bague de blocage, articulée sur un point de rotation fixé audit bloc, manipulable grâce à un ergot, et comportant une encoche apte à coopérer avec une gorge disposée sur l'extrémité distale de la canule ou de l'instrument, des moyens de verrouillage de la bague en rotation lui étant associés Selon une caractéristique additionnelle, lesdits moyens de verrouillage sont constitués par un picot. Selon une autre caractéristique, l'alésage comporte au moins trois gorges disposées en ailettes. Selon une autre caractéristique, un dispositif de navigation chirurgical selon l'invention comporte un dispositif de recalage du dispositif de localisation DL, ce dispositif de recalage du dispositif de localisation DL pouvant comporter un dispositif télémétrique, associé audit capteur primaire de façon à ce que leurs positions relatives soient fixes et connues, et apte à mesurer la distance d'un objet. Le dispositif télémétrique peut être constitué par une source de rayonnement laser, par exemple une diode, et par une caméra comportant un élément, par exemple un capteur CCD, sensible au spectre dudit rayonnement. De plus, l'axe d'émission du rayonnement laser et l'axe de visée de la caméra peuvent former un angle connu entre eux permettant par simple calcul trigonométrique de déterminer la distance du spot du faisceau laser formé par son impact sur un objet, la position dudit spot perçu par la caméra variant avec la distance. De façon préférentielle, ledit axe d'émission est disposé selon un axe d'un repère orthonormé lié audit capteur. L'invention concerne aussi un procédé de navigation chirurgicale assistée par ordinateur, apte à être mis en oeuvre par un dispositif selon l'invention, utilisant un dispositif de localisation associé audit ordinateur et comportant un instrument disposé dans une position connue par rapport à un capteur primaire apte à émettre un signal représentatif de sa position dans un repère appelé repère du dispositif de localisation spatial, ainsi que des moyens d'affichage d'informations associé à l'ordinateur, procédé consistant, en vue d'un recalage automatique de la position d'une partie de l'instrument : - à positionner un premier cadre stéréotaxique comportant au moins trois marqueurs stéréotaxiques sur le patient, - à utiliser un imageur médical en vue de l'acquisition d'un volume anatomique en coupes sérielles, - à déterminer la position des marqueurs stéréotaxiques sur chacune desdites coupes sérielles et à en déduire la matrice de coordonnées des marqueurs dans un repère liés aux images, - à positionner un cadre stéréotaxique, ou un dispositif pore-bloc de référence autostatique, ce cadre stéréotaxique ou ce dispositif pore-bloc comportant un émetteur ou un capteur secondaire dont la position est prédéterminée par rapport à celle des marqueurs stéréotaxiques placés sur le premier cadre, - à calculer dans le repère liés aux images, la position de la partie distale dudit instrument à partir des coordonnées dudit capteur primaire connues dans le repère du dispositif de localisation spatial et de la position connue de la partie distale de l'instrument par rapport audit capteur primaire, - à afficher sur lesdits moyens d'affichage au moins une coupe sérielle d'un plan ou se trouve ladite partie proximale de l'instrument, ainsi que la position de cette partie proximale dans ladite coupe sérielle. L'invention concerne aussi un procédé de navigation chirurgicale assistée par ordinateur, apte à être mis en oeuvre par un dispositif selon l'invention, utilisant un dispositif de localisation associé audit ordinateur et comportant un instrument disposé dans une position connue par rapport à un capteur primaire apte à émettre un signal représentatif de sa position dans un repère appelé repère du dispositif de localisation spatial, ainsi que des moyens d'affichage d'informations associé à l'ordinateur, procédé consistant, en vue d'un recalage manuel de la position d'une partie de l'instrument : - dans une première étape à positionner, sur le patient, un cadre stéréotaxique comportant au moins trois marqueurs stéréotaxiques, - dans une deuxième étape à utiliser un imageur médical en vue de l'acquisition d'un volume anatomique en coupes sérielles, - dans une troisième étape à déterminer la position des marqueurs stéréotaxiques sur chacune desdites coupes sérielles et à en déduire la matrice de coordonnées des marqueurs dans un repère liés aux images, - dans une quatrième étape à positionner un cadre stéréotaxique ou un dispositif pore-bloc de référence autostatique, sur le patient, - dans une cinquième étape à positionner l'extrémité proximale dudit instrument respectivement à chacune des positions des marqueurs stéréotaxiques utilisés dans la première étape et à établir la matrice de coordonnées de chacun des marqueurs stéréotaxiques dans le repère du localisateur spatial, - dans une sixième étape à calculer la matrice de transformation de coordonnées dans le repère du localisateur spatial, en coordonnées du repère lié aux images, - dans une septième étape à calibrer ledit instrument. Selon une caractéristique particulière, la sixième étape consiste à calculer la matrice de transformation à partir de l'équation suivante : P1 = P2. [MJ + [MJ (1) où [Mr] est la matrice de rotation de coefficients a, b, c, d, e, f, g, h, i, et où [Mj est une matrice de translation de coefficients Kx, Ky, Kz, et P1 un point de coordonnées (Sx, Sy, Sz) dans le repère du localisateur spatial et P2 le point correspondant à P1 mais dans le repère lié aux images et de coordonnées Ix, Iy et Iz, et en résolvant les équations suivantes (2) à 12 inconnues : Ix = (a. Sx) + (b. Sy) + (c. Sz) + Kx Iy = (d. Sx) + (e. Sy) + (f. Sz) + Ky (2) Iz = (g. Sx) + (h. Sy) + (i. Sz) + Kz Selon une caractéristique additionnelle, le cadre stéréotaxique utilisé dans la première étape comporte au moins quatre marqueurs et en ce que la sixième étape consiste à résoudre directement l'équation (2) à partir de 12 coordonnées des au moins quatre marqueurs. Selon une autre caractéristique, le cadre stéréotaxique utilisé dans la première étape comporte au moins trois marqueurs stéréotaxiques et en ce qu'il comporte une étape complémentaire consistant à réduire les équations (2) à 12 inconnues en un système à 6 inconnues en remplaçant les coefficients a, b, c, d, e, f, g, h, i de le matrice [Mj par les coefficient de l'équation (3), cos (A). cos (E) sin (A). cos (E) -sin (E) [M,] = cos (A). sin (E). sin (R) -sin (A). cos (R) sin (A). sin (E). sin (R) + cos (A). cos (R) cos (E). sin (R) cos (A). sin (E). cos (R) + sin (A). sin (R) sin (A). sin (E). cos (R)-cos (A). sin (R) cos (E). cos (R) A, E et R étant les angles eulériens de transformation, Puis en résolvant l'équation trigonométrique du troisième degré alors obtenue par une méthode connue. L'invention concerne aussi un procédé de navigation chirurgicale assistée par ordinateur, apte à être mis en oeuvre par un dispositif selon l'invention, utilisant un dispositif de localisation associé audit ordinateur et comportant un dispositif de recalage du dispositif de localisation DL comportant un dispositif télémétrique associé audit capteur primaire de façon à ce que leurs positions relatives soient fixes et connues et apte à mesurer la distance d'un objet, procédé caractérisé en ce qu'il comporte les étapes suivantes : - utiliser un imageur médical en vue de l'acquisition d'un volume anatomique en coupes sérielles formant des images, - effectuer une détection segmentaire des contours de ces images aboutissant à l'obtention d'une matrice de point de contour d'imagerie, disposer un bloc émetteur ou un capteur sur le patient - réaliser un relevé surfacique (surface matching) d'une partie de la face du patient avec un dispositif télémétrique associé audit capteur primaire et apte à mesurer, pour chaque point de ladite partie, la distance séparant ledit dispositif ou ledit capteur de ladite face du patient, à comparer ces mesures avec la matrice de point de contour précédemment obtenue afin de trouver la concordance entre- elles par un algorithme mathématique utilisant des méthodes connues, à calculer la matrice de transformation de coordonnées dans le repère du localisateur spatial, en coordonnées du repère lié aux images. Par ailleurs, les moyens de l'invention peuvent être utilisés dans d'autres domaines d'applications médicales. A ce titre on peut citer son utilisation : - en imagerie médicale de diagnostic : il peut-être nécessaire de suivre l'évolution d'une pathologie affectant les régions cranio-faciales, par des examens itératifs. Pour pouvoir comparer avec précision des examens réalisés à différentes périodes de la maladie, il peut s'avérer indispensable de disposer d'examens réalisés sous des incidences rigoureusement superposables dans le temps. Ou encore, de réaliser de manière extemporanée des explorations utilisant des modalités différentes (par exemple, fusion d'images tomodensitométriques et IRM, ou provenant de scintigraphies ou de tomodensitométries à émission de positons, ...). Dans ces cas, l'utilisation d'un dispositif autorisant un repositionnement précis du patient grâce à l'emploi d'un système stéréotaxique non-invasif, couplé ou non à un localisateur spatial, permet d'arriver à un tel résultat. - en radiothérapie, il existe un besoin de pouvoir repositionner avec précision sous le faisceau radiogène thérapeutique, un patient soumis à une irradiation céphalique, pour délivrer en un site précis, de manière itérative, une dose de rayonnement ionisant. Différents systèmes existent actuellement : cadres stéréotaxiques fixés au crâne du patient, tatouages du scalp, fabrication de masques moulés conformés à !'anatomie du patient,... Tous ces procédés sont complexes, longs à mettre en oeuvre, onéreux et parfois douloureux pour le patient. D'autres avantages et caractéristiques de la présente invention apparaîtront dans la description de différentes variantes de réalisation de l'invention, en regard des figures annexées parmi lesquelles : - La figure 1 est un schéma d'un système de navigation chirurgicale selon l'invention ; - La figure 2 est un diagramme synoptique exposant le principe de fonctionnement du système de navigation décrit dans la présente invention, découpé en trois étapes chronologiques et procédurales distinctes ; - La figure 3 expose les principes bio-mécaniques sur lesquels repose le fonctionnement du système de cadres stéréotaxiques ; - Les figures 4a et 4b exposent un dispositif porte-canule amovible, constitué d'une partie supportant le capteur primaire et d'une canule amovible métallique stérilisable, à repositionnement précis, grâce à un système d'ailettes de guidage ; - Les figures 5a, 5b et 5c montrent un système porte-instrument universel, permettant, après calibration, d'utiliser un instrument chirurgical quelconque, comme outil de guidage ; - Les figures 6 à 9 présentent des exemples de cadres stéréotaxiques pouvant être utilisés dans le cadre de l'invention ; - Les figures 10 et 11, exposent en détail les éléments des cadres pour la phase radiologique et pour la phase chirurgicale. Le cadre pour la phase chirurgicale à recalage manuel, n'est pas détaillé, puisqu'il ne diffère de celui utilisé pour la phase radiologique, que par le remplacement du système élastique de rappel par un ressort spiral et l'aménagement d'orifices de pointage des repères stéréotaxiques virtuels ; - La figure 12 expose le matériel utilisé et les modalités d'emploi des cadres précédemment décrits, selon le type de recalage automatique ou manuel choisi par le chirurgien ; - La figure 13 est un diagramme synoptique exposant les étapes de l'algorithme de détection automatique des empreintes laissées sur la série volumique d'images, par les marqueurs stéréotaxiques ; - La figure 14 expose les étapes de calcul, par le micro-ordinateur utilisé, des équations de transformation de coordonnées, permettant le recalage des images ; - La figure 15 expose le principe bio-mécanique sur lequel est basé le fixateur auto-statique universel, utilisé pour solidariser le bloc émetteur ou le capteur secondaire de référence, sur le scalp du patient dans le cas où le chirurgien décide d'opérer sans le cadre standard ; - La figure 16 détaille les éléments constitutifs de ce même système à fixation auto-statique ; La figure 17, explique le principe de calibration de l'instrument chirurgical, grâce à une méthode de pivotement autour d'un point fixe P, par exemple, situé sur le cadre chirurgical. La figure 1 présente les moyens constitutifs de l'invention, en l'occurrence un dispositif de navigation chirurgical, dans une variante de réalisation de l'invention utilisable pour les différentes phases de la chirurgie guidée par ordinateur, ce dispositif comportant : - des moyens IM d'acquisition d'un volume anatomique en coupes sérielles, - des moyens de traitement d'information MO, en l'occurrence un microordinateur MO, par exemple de type PC comportant un ensemble de routines logicielles, un dispositif de localisation spatiale DL, Un jeu de cadres stéréotaxiques JCS, Un dispositif DCA porte canule permettant d'assujettir une canule d'aspiration chirurgicale métallique stérilisable (ou instrument équivalent) au bloc portant le capteur primaire, Un dispositif porte-instrument universel DPI, Un dispositif porte bloc-émetteur ou capteur secondaire DBC. Les figures 2 et 3 explicitent les relations entre les différents éléments constitutifs de l'invention. On constate sur la figure 2, que les moyens IM, en l'occurrence un imageur médical, permet d'acquérir un volume anatomique en coupes sérielles formant des images, et que ces images sont traitées puis stockées par le micro-ordinateur MO. Lors de l'utilisation du micro-ordinateur en phase chirurgicale, lesdites images traitées sont chargées en mémoire vive et, en parallèle, les coordonnées du dispositif porte canule dans le repère du dispositif de localisation spatiale sont transformées en coordonnées dans un repère lié aux dites images. Des routines assurent ensuite l'affichage sur les moyens d'affichage de l'ordinateur MO des coupes anatomiques axiales, coronales et sagittales correspondant à la localisation de l'instrument, par exemple une canule, et, en surimpression un curseur représentant la position de l'instrument sur lesdites coupes. Comme montré sur la figure 3, les images acquises lors d'une phase d'imagerie médicale et issues de l'imageur peuvent être transmises par un réseau, comme Internet ou Ethernet, ou archivées sur un support, par exemple un disque dur, un CD ROM, une cartouche DAT ou ZIP, une bande Colorado, etc... Pendant cette phase, l'utilisation d'un cadre stéréotaxique selon l'invention et comportant des marqueurs stéréotaxiques radio-sensible permet de générer des points caractéristiques sur lesdites images. Le traitement est effectué par le micro-ordinateur MO pendant une phase préopératoire qui peut être ou non être réalisée pratiquement en même temps que la susdite phase d'imagerie médicale. Il consiste à rechercher, dans chacune des images, les coordonnées des points caractéristiques dus aux marqueurs stéréotaxiques, de façon automatique ou manuelle, et comporte éventuellement des étapes d'ajustage des niveaux de gris, de formatage, de reconstruction et de paramétrage automatique des caractéristiques de ces images et des éléments identifiant le patient issu d'un fichier DICOM vers un fichier spécifique crée à cette fin. Enfin, pendant la phase opératoire, un module de navigation réalisé par programmation et couplé à un dispositif de localisation spatial DL qui a été au préalable recalé manuellement ou automatiquement, permet de transformer les coordonnées du dispositif DCA porte canule, provenant du dispositif de localisation spatial en coordonnées dans un repère lié aux dites images. Ce module de navigation assure en outre l'affichage sur les moyens d'affichage de l'ordinateur MO des coupes anatomiques axiales, coronales et sagittales correspondant à la localisation de l'instrument, par exemple une canule, et, en surimpression un curseur représentant la position de l'instrument sur lesdites coupes. Afin de permettre au chirurgien de piloter à sa convenance le système de navigation, sans nécessité d'une assistance extérieure, l'interface graphique informatique de navigation peut-être contrôlée pendant l'intervention à l'aide d'une tablette graphique reliée au micro-ordinateur, par exemple à technologie électromagnétique. Durant l'intervention, celle-ci peut-être, par exemple, placée sous un drap opératoire stérile, ou bien dans une housse en matière plastique à usage unique, disponible dans le commerce. Le stylet associé à la tablette graphique, peut-être placé également dans une petite housse stérile, ce qui ne gêne en rien sa préhension et son fonctionnement. Conjointement, un système traditionnel de souris peut être utilisé pour piloter l'interface dans des conditions n'exigeant pas la stérilité microbienne, soit par le chirurgien lui-même, avant qu'il ne revête une tenue stérile, soit par un tiers, durant l'intervention. Le dispositif DL de localisation spatiale comporte un capteur de position, appelé capteur primaire dans la suite qui est en liaison avec l'instrument opératoire dont on désire connaître la position. Un bloc émetteur, ou un capteur appelé capteur secondaire dans la suite, selon la configuration choisie, est par exemple fixé solidairement au crâne du patient ou sur un cadre stéréotaxique, de manière à ne pas modifier le recalage des images si la tête du patient est mobilisée durant la procédure chirurgicale. Le dispositif DL de localisation spatiale peut fonctionner par exemple, par couplage infrarouge actif ou passif, par liaison mécanique à 6 degrés de liberté, par couplage ultrasonore, par couplage électromagnétique à basse ou haute fréquence, par couplage magnétique continu ou pulsé, ou encore être un système hybride utilisant par exemple, une association de plusieurs de ces moyens de couplage. Dans la présente variante de réalisation de l'invention, un système de localisation spatiale par champ électromagnétique basse fréquence, multiplexé, est utilisé. Cette solution contribue à rendre le navigateur chirurgical, à la fois très robuste, léger et peu encombrant et à permettre la fixation directe du bloc émetteur sur le cadre au lieu d'un capteur secondaire de référence en raison de sa petite taille. Ce système de localisation tridimensionnelle renvoi la position du capteur primaire (coordonnées x, y, z) et son attitude (angles alpha (azimut) ; bêta (élévation) ; gamma (roulis)). Ces coordonnées sont transmises à un microordinateur MO. Une routine logicielle assure : la transformation de ces coordonnées spatiales issues du localisateur tridimensionnel, pour les convertir dans le système de coordonnées propres au volume dans lequel les images anatomiques du patient ont été acquises par l'imageur médical, à savoir les images axiales, coronales et sagittales correspondant à la position ainsi convertie de l'instrument, affiche en surimpression sur ces images, un curseur visuel, par exemple une croix, pour indiquer au chirurgien la position effective de son instrument vis à vis de ces images anatomiques. Le capteur primaire associé au dispositif DL de localisation spatiale peut être intégré dans plusieurs structures. A titre d'exemple on peut citer le dispositif DCA qui permet d'assujettir une canule d'aspiration chirurgicale métallique stérilisable, ou un instrument équivalent, au bloc portant le capteur primaire, de manière à positionner de façon unique et précise cette canule par rapport à ce capteur, tout en rendant amovible cette canule pour permettre son nettoyage et sa stérilisation, ainsi que le dispositif porte-instrument universel DPI qui permet de fixer temporairement un instrument chirurgical quelconque choisi par le chirurgien (endoscope, pinces, pointe de bistouri monopolare, par exemple) au capteur primaire. Un dispositif DCA porte canule selon l'invention permet d'assujettir la position d'un jeu de canule d'aspiration chirurgicale métallique stérilisable, droites ou courbes et amovibles, ou un instrument équivalent, au capteur primaire de position, en permettant un repositionnement identique des dîtes canules ou instrument, par rapport à ce capteur primaire. La position spatiale de leur extrémité de travail étant constante par rapport au centre actif du capteur, leur calibration peut être pré-établie une fois pour toutes. Ces canules, réalisées en acier inox rigide, servent à la fois, de moyen palpatoire, d'aspiration et de guide chirurgical. Leur amovibilité permet leur interchangeabilité selon les besoins chirurgicaux, et, en fin d'intervention, leur nettoyage et leur stérilisation. La figure 4a montre les éléments du dispositif DCA porte canule. Il comporte un bloc en résine plastique 41, reçoit un capteur primaire 40 qui est soit fixé par boulonnage, soit rendu amovible par des glissières verrouillables de type connu nonreprésentées. Sa forme permet une préhension ergonomique. Son extrémité distale est alésée formant ainsi un alésage 47 de manière à permettre le passage d'un embout olivaire 45 d'une canule amovible 42. La canule présente des ailettes disposées en étoile 44 qui prennent place dans des logements aménagés autour de l'alésage central, en l'occurrence des ailettes 48 ménagées en creux dans le bloc de résine 41. Ces ailettes assurent le centrage correct de la canule par rapport à cet alésage 47 et ne sont pas transfixiantes de manière à ce que la partie proximale des ailettes de la canule trouvent un appui inférieur sur le bloc de résine qui les reçoit. Une bague de verrouillage 46, montrée en détails sur la figure 4b, articulée sur un point de rotation (51), manipulable grâce à un ergot 50, immobilise la canule en l'enserrant dans son encoche (49). Un picot (53) vient alors bloquer la bague, en pénétrant dans une dépression 52, ménagée sur la partie inférieure du bloc de résine. L'épaisseur de la bague 46 correspondant à la distance existant entre la partie proximale émergeante de la canule et son embout olivaire, la canule se trouve verrouillée sur le bloc de résine par la bague refermée. Le dispositif porte-instrument universel est destiné à recevoir un instrument quelconque, aux choix de l'opérateur, dont l'extrémité servira au guidage chirurgical. Son détail est représenté sur la figure 5a. Il est constitué d'un bloc en résine (60) présentant un évidement polygonal en son centre (61). Un recessus latéral (66), permet d'y assujettir le capteur primaire du localisateur, fixé par boulonnage, ou par un système de glissières avec picots de blocage. Deux vis de serrage permettent de bloquer l'instrument contre l'une des parois internes de cet évidement. Ces vis sont disposés selon deux axes différents (F-F') et (G-G') de manière à permettre l'immobilisation d'instruments IRON ou IREC c'est-à-dire dont la section est soit circulaire comme montré sur la figure 5c (axe F-F', vis (63)), soit rectangulaire comme montré sur la figure 5b (axe G-G', vis (62)). Une mollette (64) assure une bonne préhension de ces vis de serrage. Un patin (65), (par exemple en teflon&commat;) et éventuellement articulé sur une rotule, permet d'exercer une pression suffisante sur l'instrument, sans l'abîmer. Une fois assujetti dans ce dispositif porte-instrument universel, le couple instrumentcapteur doit faire l'objet d'une calibration, effectuée par le chirurgien, selon la méthodologie décrite plus loin, de manière à ce que le navigateur travaille non-plus avec les positions renvoyées par le centre actif du capteur, mais avec la position effective de l'extrémité de l'instrument choisi. Les cadres stéréotaxiques selon l'invention, présentés sur les figures 6 à 11 servent à la fois de moyen de recalage des images (registration), manuelle ou automatique, et de support au système référentiel du localisateur spatial (bloc émetteur ou capteur secondaire de référence}. Trois points étant nécessaires et suffisants pour définir un plan d'appui unique, les deux canaux auditifs externes et le nasion ont été choisis et forment un trépied d'appui précis et reproductible dans le temps, en raison de leur invariance due aux appuis essentiellement osseux. Ils s'inscrivent dans un plan voisin du plan radioanatomique de Francfort. Par ailleurs, leur conformation anatomique formant des reliefs orientés selon des axes complémentaires de l'espace, favorise la stabilisation d'un dispositif externe. Le système de cadres stéréotaxiques de la présente invention, utilise ces appuis anatomiques, qui sont indolents à condition de répartir convenablement les forces d'appui et de rappel exercés. Pour obtenir un système permettant éventuellement un recalage automatique, le cadre comporte des segments rigides, de telle manière que des marqueurs stéréotaxiques qui y sont disposés, forment un corps rigide avec le bloc émetteur (ou le capteur dît secondaire) du localisateur spatial, de telle sorte que les vecteurs ayant pour origine le centre du bloc émetteur et pour extrémité chaque marqueur, soit constants et définissables une fois pour toutes, par construction. De même, pour permettre un repérage spatial le plus précis possible, il est souhaitable que ces marqueurs stéréotaxiques soient répartis dans un volume englobant le plus complètement possible, le volume de travail chirurgical dans lequel sera exploité le localisateur. Pour assurer à un tel cadre stéréotaxique une précision optimale tout en maintenant son coût de fabrication aussi faible que possible, il est par ailleurs souhaitable de limiter au stricts besoins mécaniques, les articulations qu'il peut comporter. Le système de cadre présenté ci-après permet d'optimiser ces objectifs. Il comporte des segments rigides dans lesquels-sont disposés des marqueurs stéréotaxiques englobant en hauteur, en largeur et en profondeur, l'ensemble du volume chirurgical. La figure 6 montre la mécanique articulatoire du système, de manière à pouvoir le mettre en place et l'adapter aux différentes configurations anatomiques, caractérisées par un positionnement variable des canaux auditifs externes par rapport au nasion. Le cadre comporte une barre rigide transversale (1), prenant appui grâce à une encoche médiane incurvée 9, sur le nasion P d'un patient. Des segments latéraux (2) flexibles, permettent un écartement des lames latérales (3), elles même réalisées en matériau flexible. Un axe de rotation (23) est réalisé entre les éléments segments latéraux (2) et les lames latérales (3). La combinaison de la rotation du cadre selon un axe transversal (D-D') et de la rotation selon ledit axe de rotation (23), permet aux embouts olivaires (4) de couvrir une aire de positionnement suffisamment large, pour pouvoir s'adapter aux différentes variations anatomiques de hauteur et de profondeur, selon un axe antéropostérieur, des canaux auditifs externes que l'on peut rencontrer en pratique. L'écartement des branches (3), permet de placer le système sur le patient, et en même temps, s'adapte aux variations anatomiques d'écartement des méats auditifs externes. Les zones (10), situées dans la portion postérieure des branches latérales (2), assurent un placage du cadre contre les régions temporo-occipitales, et confortent la stabilité de l'ensemble, évitant notamment la rotation autour d'un axe antéro-postérieur passant par P. Un système de ressorts de rappel, placé entre segments latéraux (2) et les lames latérales (3)), exerce une force qui tend à rapprocher les embouts olivaires (4) vers le nasion (P), et rendent le cadre orthostatique. Le matériau utilisé pour réaliser les éléments du cadre, peut être une résine plastique, par exemple du polycarbonate, choisi pour sa relative radio-transparence, sa résistance mécanique, sa neutralité électromagnétique, et sa résistance aux températures élevées, permettant son éventuelle stérilisation à l'autoclave. L'axe de rotation (23) est réalisé par, exemple, par boulonnage, rondelle de serrage et contre- écrou. Pour le cadre destiné à la phase radiologique, le ressort de rappel déjà décrit, ne doit pas être radio-opaque, pour ne pas artéfacter l'acquisition de l'imagerie. On peut utiliser à cette fin, un ruban élastique de caoutchouc. Pour le cadre destiné à la phase chirurgicale, l'effet de rappel peut être obtenu par le truchement d'un ressort spiral, exerçant son effort de rappel autour de l'axe 23, et réalisant une poussée antihoraire, selon la figure considérée, autour de ce même axe. La figure 7 présente l'aspect général du cadre stéréotaxique utilisé pour la phase radiologique, la figure 8 celui utilisé pour la phase chirurgicale à recalage automatique, et la figure 9, celui utilisé pour la phase chirurgicale à recalage manuel. La figure 10 décrit le détail des éléments constitutifs du cadre utilisé pour l'acquisition radiologique, en vue supérieure, antérieure et latérale droite. Il se compose : - d'une barre transversale rigide (1), prenant appui en son centre sur le nasion d'un patient, grâce à une encoche 9 en"V"inversé arrondi, reproduisant d'avant en arrière l'obliquité de bas en haut du dorsum nasal ; Cette barre (1) comporte un embossage 8 réalisé au-dessus de l'encoche nasale 9 et, pour la phase chirurgical, deux trous 11 destinés à fixer un capteur secondaire ou un bloc émetteur ; - de deux éléments latéraux antérieurs rigides (5), fixés à l'élément (1) par un système de tenons vissés (20), confortés par un collage. A leur partie inférieure, ces éléments comportent des plots vissés (7), destinés à recevoir des marqueurs stéréotaxiques antéro-inférieurs (14) ; - de deux éléments latéraux flexibles 2 destinés à prendre appui sur les régions temporales du patient et à supporter des lames latérales (3), porteuses d'embouts olivaires (4) s'adaptant sur les conduits auditifs externes du patient. Les lames latérales (3) ont une structure repliée en épingle, pour permettre leur écartement avec effet de ressort. Un axe (23), par exemple boulonné avec rondelle et contre-écrou, permet la rotation d'une lame latérale (3) sur un élément latéral flexible (2) ; - de réglettes latérales rigides (6), fixées au bloc formé par les éléments (1) et (5), rendues indépendantes des éléments latéraux (2), grâce à une découpe aménagée dans ces mêmes lames. Ces réglettes sont destinées à recevoir, à leur partie la plus postérieure, des billes de marquage stéréotaxique (12) ; - des ressorts de rappel (24), constitués par exemple de bandes ou de cordons élastiques (radio-transparents), tendent à refermer l'angle formé entre les éléments latéraux flexibles (2) et les lames latérales (3). Leurs forces tendent à rapprocher les embouts olivaires (4) de la barre transversale (1), et grâce à l'appui de cette même barre sur le nasion (point P), rendent le système orthostatique ; - des marqueurs de repérage stéréotaxiques sont répartis aux points extrêmes du cadre, pour englober le plus grand volume possible : à savoir un marqueur 14 sur chacun des plots visés 7, un autre 12 sur chacune des réglettes latérales rigides 6 et un cinquième 13 sur la barre transversale rigide 1. Un minimum de trois marqueurs est nécessaire pour pouvoir déterminer les équations de passage entre le système de coordonnées de l'imagerie, vers le système de coordonnées du localisateur spatial. Dans le cas où l'on désire ne travailler qu'avec des équations linéaires, 4 marqueurs sont nécessaires pour résoudre ces équations de transformation. D'autres marqueurs peuvent y être ajoutés, notamment dans le but d'augmenter la précision, en minimisant les erreurs de localisation, puisque celles-ci sont distribuées de manière habituellement stochastique. Si le nombre de marqueurs est supérieur à celui nécessaire à la solution de ces équations de transformation, on les réduit par sommation des coefficients des fonctions aux dérivées partielles dont sont extraits ces points. En cas d'utilisation du cadre, en imagerie tomodensitométrique, ces marqueurs sont radio-opaques, par exemple, constitués de micro-billes d'acier inox de 2,5 mm de diamètre. Dans les autres cas, on utilise un matériau présentant une opacité optimale au mode d'imagerie choisi, tels des sels de gadolinium en IRM, etc.... Le cadre utilisé pour la phase chirurgicale, est conçu selon deux versions différentes : - soit un cadre à recalage automatique, totalement dépourvu de marqueurs stéréotaxiques, le bloc émetteur ou le capteur secondaire de référence, étant fixé en un point prédéterminé du cadre, à distances fixes et connue des différents marqueurs stéréotaxiques utilisés dans la phase radiologique d'imagerie médicale. Cette version remplace l'élément (5) précédemment décrit, par un élément (5'), dépourvu d'expansion antéro-inférieure ; - soit un cadre permettant le recalage manuel, dans ce cas comportant en lieu et place des billes de marquage stéréotaxiques, des canaux borgnes, dont les coordonnées du fond correspondent au centre des micro-billes de marquage de la version radiologique de ce système de cadre. Le recalage manuel consiste alors à relever la position virtuelle du centre de chacun de ces marqueurs, en utilisant un système de stylet effilé adapté au diamètre de ces canaux, et assujetti à un capteur primaire de position comme mentionné sur la figure 12. Dans les 2 cas, l'élément de rappel (24), peut-être remplacé par un ressort spiral placé autour de l'axe 23, exerçant le même effet. Des encoches cintrées (29), permettent au chirurgien d'exercer une pression sur les globes oculaires, manoeuvre fréquemment utilisée en chirurgie du complexe ethmoïdal. Les autres éléments constitutifs des cadres destinés à la phase chirurgicale restent par ailleurs identiques à ceux utilisés pour la phase d'acquisition de l'imagerie. La figure 11 décrit la version de ce système de cadre, utilisé pour la phase chirurgicale à recalage automatique. Il comporte les mêmes caractéristiques que celui précédemment décrit, à l'exception des marqueurs stéréotaxiques. Le cadre destiné à la phase chirurgicale, avec recalage manuel n'est pas représenté en détail, car il est en tout point similaire au cadre utilisé pour la phase radiologique, aux exceptions suivantes près : - les billes de marquage radiologique sont éliminées ; - le fond des trous borgnes qui contiennent ces billes correspond au centre géométrique des billes du cadre radiologique. Par exemple, si les trous borgnes mesurent 7 mm de profondeur et reçoivent une bille de 2,5 mm sur le cadre radiologique, le cadre chirurgical à recalage manuel sera percé des mêmes trous borgnes, selon les mêmes orientations, mais de profondeur 7- (2,5/2) = 5,75 mm ; - Le système élastique de rappel, est remplacé par un ressort spiral 18. Les caractéristiques de ces cadres sont telles, qu'ils peuvent être utilisés sur la plupart des configurations anatomiques de patients adultes. Il est néanmoins aisé de concevoir des variantes dimensionnelles à la hausse, destinées aux patients ayant une morphologie cranio-faciale hypertrophique, ou encore à la baisse, pour un emploi pédiatrique de ce système de cadres. Les modalités d'emploi de ce système de cadres stéréotaxiques sont les suivantes, explicitées au regard de la figure 12. Dans tous les cas, le patient est porteur d'un cadre n 1 (d'acquisition radiologique, lors de la phase d'acquisition de son imagerie anatomique, réalisée en salle de radiologie. Une phase pré-chirurgicale, qui peut se dérouler aussitôt après la phase radiologique, ou au contraire, juste avant la phase chirurgicale, consiste à importer les images ainsi réalisées sur le disque dur du micro-ordinateur, après les avoir reformatées, reconstruites selon des incidences tridimensionnelles et après avoir détecté les centres géométriques des empreintes laissées par les marqueurs stéréotaxiques sur ces images. Durant cette dernière étape, qui est décrite en détail sur la figure 13, les coordonnées (x, y, z) de ces centres géométriques sont stockées dans un fichier informatique associé au dossier du patient, en vue d'un éventuel recalage manuel. En même temps, les équations de transformations de coordonnées sont calculées par le micro-ordinateur, en vue d'une utilisation ultérieure du système en mode de recalage automatique. Dans ce dernier cas, la position virtuelle des marqueurs situés sur le cadre, par rapport au centre actif du bloc émetteur du localisateur (ou du capteur secondaire de référence) étant fixe et pré-déterminée par construction, ce calcul peut se faire de manière automatique, à partir des valeurs de coordonnées desdits marqueurs, stocké dans un fichier de paramètres. Lors de la phase chirurgicale, le chirurgien décide, en fonction de l'intervention qu'il a programmé pour son patient, s'il peut utiliser sans risque d'être gêné durant son geste, le cadre à recalage automatique. C'est généralement le cas, puisque celui-ci a été conçu de manière à être compatible avec la plupart des procédures chirurgicales cranio-faciales. Dans cette hypothèse qui correspond au choix (a) sur la figure 12, la mise en place du cadre et du bloc émetteur, ou du capteur secondaire de référence, suffit au recalage des images, puisque les appuis anatomiques sont les mêmes que ceux utilisés lors de la phase d'acquisition des images, et le système peut fonctionner aussitôt. Dans le cas où, le chirurgien désire travailler sur une zone oblitérée par le cadre facial, il est possible de s'affranchir du cadre précédemment décrit pendant la phase opératoire en procédant comme suit : un système à fixation autostatique, décrit dans la suite, est fixé à distance du site opératoire, par exemple sur le scalp du patient (choix (b) de la figure 12). Puis un troisième type de cadre stéréotaxique, similaire à celui employé pour la phase radiologique, c'est à dire comportant des repères de pointage, disposés aux mêmes emplacements que les marqueurs stéréotaxiques est mis en place sur le patient. Ensuite les coordonnées virtuelles des marqueurs du cadre sont acquises, grâce à un stylet de pointage, puis, ce cadre de "recalage chirurgical manuel"est retiré, le bloc émetteur ou le capteur secondaire de référence, étant dès lors recalés vis à vis des repères anatomiques précités. Le dispositif porte bloc-émetteur ou capteur secondaire, permet la fixation stable de ces derniers en un point quelconque de l'extrémité céphalique du patient, si, comme exposé précédemment, le chirurgien décide de s'affranchir du cadre stéréotaxique lors de la phase chirurgicale. Le dispositif pore-bloc de référence autostatique universel est un dispositif complémentaire des cadres stéréotaxiques selon l'invention et permet d'opérer sans cadre stéréotaxique. Bien qu'il puisse être fixé en un point quelconque, stable, de l'extrémité céphalique du patient, il est plus particulièrement destiné à être fixé sur le scalp du patient, par exemple en régions temporales, pariétale, ou au sommet du crâne. La figure 15 illustre son principe d'appui, et la figure 16, le détail de ses éléments constitutifs. Schématiquement, il est formé d'une platine 75, sur laquelle est fixé un bloc émetteur ou un capteur secondaire de référence 74. Des patins articulés 72 sont disposés de part et d'autre de la platine 75 et présentent à leur extrémité inférieure des picots 77, permettant d'exercer un appui sans glissement sur le scalp. Ils sont suffisamment nombreux et répartis, pour que la pression exercée sur chacun d'entre eux, soit faible et non-vulnérante. Le système est fixé sur l'extrémité céphalique du patient, grâce à une sangle élastique 79 éventuellement munie d'un agrafage rapide type velcro. Le scalp présentant habituellement un certain degré de mobilité par rapport à la galéa (os de la voûte crânienne), le système présenté ici, permet d'exercer une traction du scalp de dehors en dedans tendant à immobiliser le scalp sur le plan osseux sous-jacent en le redrappant de part et d'autre des patins d'appuis du dispositif (flèches B et B'), conjointement à l'effort exercé sur la platine (flèche C) ce qui a pour effet d'améliorer la stabilité et l'autostatisme du système. Le cadre à recalage manuel est alors temporairement positionné sur le patient, et, en respectant un ordre pré-établi, un stylet de recalage manuel, constitué d'un capteur primaire de position, d'un bouton poussoir et d'une partie effilée dont la section est adaptée à la taille des trous borgnes de pointage précédemment décrits, est connecté au localisateur puis son extrémité de travail introduite dans chaque trou de pointage. Les coordonnées du fond de chacun de ces trous, est saisie par le microordinateur couplé au localisateur spatial, lorsque l'opérateur presse le bouton poussoir du stylet. L'ensemble des trous pointés, il est dès lors possible de retirer le cadre de recalage manuel : le bloc émetteur (ou le capteur secondaire de référence) délocalisé, par exemple sur le scalp du patient, sont recalés par le même algorithme de calcul que celui utilisé pour le recalage automatique (figure 14). Par ailleurs, l'ensemble de routines logicielles assure : - le chargement des images issues de l'imageur médical, leur reconstruction selon des plans axial coronal et sagittal, et leur stockage sur le disque dur du microordinateur ; - la lecture des paramètres stockés dans l'en-tête du fichier de ces images, comportant notamment les caractéristiques de ces images (épaisseur des coupes, taille des pixels, format de la matrice des images, identification du patient,...). - un utilitaire de calibration de l'instrument chirurgical utilisé, permettant de --déterminer les composantes (Vx, Vy, Vz) du vecteur ayant pour origine le centre du capteur primaire, et pour extrémité, la partie distale de l'instrument opératoire dont on désire connaître la position de l'extrémité lors de la phase chirurgicale ; - une routine permettant l'appel des coupes anatomiques correspondant aux coordonnées réelles de l'instrument, et l'affichage en surimpression d'un curseur indiquant sur les dites coupes, la position effective de cet instrument par rapport à l'anatomie du patient ; - un utilitaire permettant la gestion des dossiers patients, et notamment leur suppression du disque dur, lorsqu'ils sont devenus inutiles ; - différents utilitaires permettant un planning pré-chirurgical, c'est à dire, permettant une navigation virtuelle dans le volume anatomique constitué par l'imagerie du patient dans le but de perfectionner le diagnostic, étudier les éventuelles anomalies et préparer une stratégie opératoire, en mesurant angles et dimensions relatives des structures anatomiques, et éventuellement, en délimitant au moyen, par exemple, d'une souris ou d'une tablette graphique, certaines structures à réséquer ou au contraire à respecter impérativement, et en définissant, éventuellement des alarmes qui se déclencheront sous forme d'un message avertissant le chirurgien si son instrument s'approche d'une zone à haut risque chirurgical. - la détection automatique des marqueurs stéréotaxiques, montré sur la figure 13, l'analyse de leur ordre, et l'enregistrement des coordonnées de leurs centres respectifs de manière à pouvoir recréer ultérieurement les équations de recalage des images par rapport aux coordonnées du localisateur spatial, cette détection automatique étant basée, par exemple, sur l'intensité des pixels représentant les marqueurs, sur le secteur de l'image à laquelle ils appartiennent, ainsi que sur leur géométrie. Ce procédé de détection automatique des marqueurs stéréotaxiques sur les images issues de la phase radiologique comporte une première étape consistant à charger toutes les images, par exemple en mémoire vive de l'ordinateur MO, puis, pour chacun des pixels de chaque image à lire l'intensité de ce pixel puis, à comparer sa valeur avec une valeur de consigne. Cette valeur de consigne est choisie de sorte qu'aucun élément du corps humain ne puisse avoir une telle valeur, sauf peut-être une prothèse métallique. Dans le cas où la valeur de l'intensité est inférieure à la valeur de consigne, les coordonnées dudit pixel ne sont pas retenues et le pixel suivant est analysé. Dans le cas où la valeur de l'intensité est supérieure à la valeur de consigne, les coordonnées (x, y, z) dudit pixel sont stockées en mémoire, par exemple dans un tableau. puis le pixel suivant est analysé. Lorsque tous les pixels de toutes les images ont été comparés avec la valeur de consigne, la deuxième étape consiste à trier lesdits pixels stockés en mémoire suivant des valeurs croissantes, ou décroissantes, de valeurs de x puis à stocker les coordonnées des premiers groupes de pixels juxtaposés puis à trier lesdits groupes de pixels stockés en mémoire suivant des valeurs croissantes, ou décroissantes, de valeurs de y puis à stocker les coordonnées des seconds groupes de pixels aussi juxtaposés selon y, de façon à constituer des zones de pixels contigus, puis à comparer chacune des zones ainsi obtenues avec une zone de consigne correspondant à la forme des marqueurs stéréotaxiques selon les directions x et y. Dans une troisième étape, et pour les zones conformes à ladite zone de consigne, un tableau de zone de coordonnées indexées (x, y, z) est généré et le centre de chaque zone est déterminé, puis un tri est effectué selon z pour déterminer toutes les zones qui ont ce même centre, puis le centre des zones tridimensionnelles alors obtenues est déterminé et chacune de ces zones correspondant à un marqueur stéréotaxique et alors repéré par exemple par une numérotation ordinale. Une comparaison desdites zones tridimensionnelle avec une valeur de consigne du volume des marqueurs permet d'éliminer la détection d'éléments ayant la même forme que les marqueurs selon x et y. De plus, une comparaison entre le nombre de zones tridimensionnelles détectées et le nombre de marqueurs utilisés en phase radiologique est faite de façon à s'assurer qu'il y a identité entre les deux nombres. Par ailleurs, un calcul de la distance euclidienne entre les différentes zones et une comparaison de ces distances avec des valeurs de consignes permettent de déterminer si la détection est correcte. Dans sa version destinée à réaliser des explorations radiologiques itératives différées dans le temps et réalisées selon les mêmes incidences, le système peut se limiter à l'emploi isolé du cadre stéréotaxique comportant des marqueurs de repérage qui seront utilisés dans un protocole de positionnement du crâne du patient vis à vis de l'imageur en utilisant par exemple un mode"scout-view"de l'imageur. Dans une autre configuration, le système complet peut-être utilisé, le localisateur spatial, ou un système de visée (par exemple par faisceaux laser colimatés) étant fixé au statif de l'imageur. Dans ce cas, des incidences radiologiques rigoureusement superposables peuvent être obtenues, en ajustant l'inclinaison du statif de l'imageur, le déplacement relatif de la table radiologique, et la position de l'extrémité céphalique du patient. Dans sa version destinée à réaliser des séances de radiothérapie craniofaciales en positionnant la tête du patient d'une manière rigoureusement reproductible vis à vis du système radiogène, le système comporte l'emploi d'un cadre stéréotaxique sur lequel est fixé un capteur de position primaire et d'un localisateur spatial fixé de manière stable au statif du système radiogène et associé à un micro-ordinateur configuré pour permettre l'analyse de position du cadre stéréotaxique, ou bien un système de visée par faisceaux laser, permettant de s'affranchir du localisateur spatial. Quel que soit le mode de recalage choisi, automatique ou manuelle, la phase de recalage est réalisée par un algorithme automatique de calcul effectué par le micro-ordinateur MO. Elle consiste à déterminer les matrices de rotation et de translation, qui permettent de faire correspondre un point de l'espace géométrique (OxS, OyS, OzS) propre au localisateur, en son homologue dans le système de repères géométriques (Oxi, Oyl, Ozl) propre au volume dans lequel a été acquise l'imagerie du patient. Soient (Sx, Sy, Sz), les coordonnées cartésiennes d'un point P dans le système (OxS, OyS, OzS) du localisateur spatial et (Ix, Iy, Iz), les coordonnées du point P'qui lui correspond, dans le système (Oxl, Oyl, Ozl). Les coordonnées du point P'peuvent être exprimées par : P'= P. [MJ+ [MJ (1) où [Mr] est une matrice de rotation et [Mt] une matrice de translation. La forme développée de l'équation (1) aboutit en pratique aux équations paramétriques suivantes : lx = (a. Sx) + (b. Sy) + (c. Sz) + Kx Iy = (d. Sx) + (e. Sy) + (f. Sz) + Ky (2) Iz = (g. Sx) + (h. Sy) + (i. Sz) + Kz soit un système d'équations à 12 inconnues (a, b, c, d, e, f, g, h, i, Kx, Ky, Kz), où les lettres a à g représentent les coefficients de la matrice de rotation et Kx, Ky, Kz, les élements de la matrice de translation. Ainsi, 4 points distincts (soit 4 * 3 valeurs scalaires de coordonnées) sont donc nécessaires et suffisants, pour résoudre ce système d'équations linéaires. En d'autres termes, le système stéréotaxique devra comporter un minimum de 4 marqueurs à faire correspondre entre le système (Oxl, Oyl, Ozl) et le système (OxS, OyS, OzS). Cependant, la matrice de rotation [Mr] ayant pour forme développée : cos (A) cos (E) sm (A) cos (E)-sm (E) [M,] = cos (A) sm (E) sm (R)-s) n (A) cos (R) sm (A) sin (E) sm (R) + cos (A) cos (R) cos (E) sm (R) (3) cos (A) sm (E) cos (R) + sin (A) sm (R) sm (A) sin (E) cos (R)-cos (A) sm (R) cos (E) cos (R) et la matrice [MJ [MJ= (Kx, Ky, Kz) (4) l'équation (2) peut s'exprimer par seulement 6 inconnues : (A, E, R), les angles eulériens de passage et (Kx, Ky, Kz), les composantes du vecteur de translation d'origine, du système (OxS, OyS, OzS) vers le système (0x1, Oyl, Ozl). Il en résulte que, à condition de pouvoir résoudre des équations trigonométriques du troisième degré, le système d'équations linéaires initial à 12 inconnues, peut être réduit à un système d'équations à 6 inconnues, c'est à dire, pouvant être résolu avec seulement 6 valeurs de coordonnées. Toutefois, un plan ne pouvant être défini géométriquement avec seulement 2 points, les 6 valeurs scalaires de coordonnées devront être extraites de trois points distincts, pour trouver une solution à ces équations. Or, des algorithmes mathématiques de résolution par méthode de gradients directionnels itératifs (par exemple, algorithme de Levenberg-Marquardt), permettent de résoudre par substitution incrémentale des équations impossibles à résoudre autrement, à condition de définir un intervalle de solution à l'algorithme de calcul, pour éviter le blocage des boucles de calcul dans un minimum local. La méthode de calcul des matrices de transformations nécessaires au recalage des images de la présente invention, utilise une conjonction de ces deux méthodes. Les cadres stéréotaxiques étant pourvus de cinq marqueurs stéréotaxiques (un nombre moindre ou supérieur de marqueurs est possible), un premier calcul est effectué par méthode linéaire (par exemple, méthode des pivots de substitution de Gauss-Jordan) à partir de 4 marqueurs, pour définir les intervalles de calcul de la seconde méthode (équations trigonométriques du troisième ordre), plus performante puisqu'elle permet une définition directe des angles Eulériens de transformation. Les cinq points de marquage représentés par les cinq repères stéréotaxiques sont alors optimisés par méthode des moindres carrés, après calcul des coefficients des dérivées partielles des fonctions de transformations qu'ils représentent, pour être réduits en 6 valeurs scalaires de coordonnées. Le second avantage de la méthode utilisant une résolution par équations trigonométriques, est qu'il est ainsi possible de faire un éventuellement recalage en cours d'intervention à partir de seulement 2 points voire moins, selon la dérive à corriger, en utilisant une matrice d'approximation préalable. Le procédé calibrage est le suivant : Le capteur primaire de position n'est pas introduit à l'intérieur de l'organisme du patient, mais fixé sur un instrument chirurgical, et forme avec lui un corps rigide (ou suffisamment rigide, pour être considéré comme tel). Nous entendons par calibration, l'opération permettant de déterminer les composantes du vecteur V ayant pour origine le centre actif du capteur primaire fixé sur l'instrument chirurgical utilisé pour le repérage, et pour extrémité, la partie distale de cet instrument, dont on désire déduire les coordonnées à partir de celles du capteur primaire. Soit C, le centre actif du capteur, P l'extrémité de l'instrument chirurgical, et (Vx, Vy, Vz) les composantes du vecteur V. Les coordonnées (Px, Py, Pz) de P sont en relation avec les coordonnées (Cx, Cy, Cz) de C, par la combinaison, là encore, d'une matrice de rotation [Mr] et d'une matrice de translation [MJ, de la forme : p = C. [Mr] + [Mt] (5) Où la matrice de rotation [Mr] permet de décrire la transformation des coordonnées d'un point quelconque soumis à un jeu de rotations combinées d'angles (d'azimut : A ; d'élévation : E et de roulis : R) sur ses axes eulériens (OX, OY, OZ). Sa forme développée s'exprime par la matrice trigonométrique d'ordre 3 : cos (A). cos (E) sin (A). cos (E)-sin (E) (M, = cos (A). sin (E) sin (R) -sin (A). cos (R) sin (A). sin (E). sin (R) + cos (A). cos (R) cos (E). sin (R) (6) cos (A). sin (E) cos (R) + spin (A) sin (R) sin (A). sin (E). cos (R) -cos (A) sin (R) cos (E). cos (R) où la matrice de translation [Mj permet de décrire la transformation des coordonnées d'un point quelconque soumis à un déplacement quelconque par rapport à l'origine de ses axes eulériens (OX, OY, OZ). Sa forme développée s'exprime par : [Mt] = (x, y, z) (7) Le localisateur spatial étant capable de renvoyer à la fois les coordonnées de position (x, y, z) et les angles d'attitude (A, E, R), décrivant le point C, il est possible de connaître les composantes du vecteur V, en résolvant l'équation matricielle : [MJ = C. [Mr]-P (8) et où la matrice [MJ représente ici, les composantes (Vx, Vy, Vz) du vecteur V, c'est à dire, les caractéristiques de dimensions de l'instrument utilisé pour le guidage chirurgical. La développement de l'équation (4), formée d'une matrice [3*3] et d'une matrice [3*1], aboutit à la constitution d'un système de 6 équations à 6 inconnues, 3 de ces inconnues étant les valeurs scalaires de (Vx, Vy, Vz), les 3 autres inconnues étant les coordonnées Px, Py, Pz du point P. Il est donc théoriquement nécessaire d'obtenir un minimum de 6 mesures de coordonnées de C, tandis que P doit être maintenu fixe sur un point de pivot, pour pouvoir résoudre le système d'équations formé par le développement de l'équation matricielle (4). Pour ce faire, les coordonnées de P sont maintenues constantes, et le bloc formé par le capteur fixé sur l'instrument opératoire est déplacé autour de ce point fixe de pivot (figure 17). Les cadres chirurgicaux comportent un point d'évidemment conique standard (repère 15, figures 8 et 11), destiné à cette finalité. On obtient (en écriture non-développée) le système d'équations : (ci, Y,, z,). [MJ+ [MJ=P (C2, Y2, Z2). [MJ + [Mt] = P (9) (c,, y3, z,). [MJ + [MJ = P (C4, y4, z,). [MJ + [MJ = P (es, y,, z,). [MJ + [MJ = P (c6, Y6, [Mr] + [MJ = P En pratique, le point de pivot étant imparfait, l'instrument comportant toujours un certain degré de flexibilité et les mesures étant toujours affectées d'un certain niveau de bruit, la solution mathématique obtenue est le plus souvent incohérente ou trop éloignée de la dimension réelle du vecteur V, pour être exploitable. La solution consiste alors à réaliser un nombre de mesures n 6, dont la sommation permet de minimiser suffisamment ces erreurs, pour aboutir à une solution physiquement cohérente et suffisamment précise. Pour pouvoir réduire les valeurs de mesure au nombre d'équations exigé pour la résolution du système qu'elles forment (6), on considère que chacune de ces 6 équations forme une fonction de type f (Vx, Vy, Vz, P Py, PJ convergeant vers un minimum, très proche de la solution. Le calcul des dérivées partielles de ces fonctions permet alors de considérer les valeurs de mesures de Cc, Cy, Cz, Ca, Ce, Cr (qui décrivent respectivement les coordonnées et les angles d'attitudes du capteur C par rapport au point de pivot), comme des coefficients d'un nouveau système de 6 équations aux dérivées partielles, et ainsi, d'introduire un nombre quelconque (mais > 6) de mesures. Après résolution de ces équations par un algorithme, par exemple basé sur la méthode des substitutions itératives de Gauss-Jordan (solveur linéaire), ou encore basé sur un solveur à gradients de type Levenberg-Marquardt (solveur d'ordre n), on aboutit ainsi à un résultat dont la précision croît avec le nombre de mesures effectuées. Sous réserve de respecter une manoeuvre correcte de l'instrument sans quitter le point de pivot P, on obtient une calibration dont la précision reste de l'ordre de la précision intrinsèque du localisateur spatial. Le système de porte-instrument universel (figure 5), permet de créer un corps rigide en associant un capteur primaire à un instrument chirurgical quelconque, de section circulaire ou rectangulaire. Par ailleurs, la connaissance des coordonnées du points P, permet de réaliser des tests statistiques pour s'assurer de la validité des valeurs (Vx, Vy, Vz), en comparant les coordonnées de ce point P recalculées pour chaque mesure, avec les dimensions du vecteur V. Selon la dispersion des mesures ainsi obtenue, un message s'affiche sur l'écran du micro-ordinateur, indiquant, soit que le calibration est bonne, soit qu'elle est acceptable, ou bien, qu'elle doit être recommencée. Si la calibration est validée, les valeurs (Vx, Vy, Vz) sont stockées dans un fichier, de manière à éviter l'opérateur d'avoir à refaire cette calibration en cas d'interruption du système informatique de navigation. Des outils de planning pré-chirurgical sont annexés au programme de navigation. Ils consistent en : - Un module d'interface graphique (logiciel) permettant au chirurgien, grâce à l'emploi simultané du localisateur, ou bien grâce à des curseurs, de se déplacer dans le volume anatomique représenté par la série d'images, et de visualiser pas à pas, les structures qu'il rencontrera, in vivo, pendant l'intervention. Cette modalité peut-être également très utile, par exemple pour former un étudiant à ce type de chirurgie, réputée difficile tant sur le plan de sa gestelle, que des structures anatomiques-repères, à prendre en compte. - D'outils graphiques, permettant la mesure de distances, d'angles, de volumes (par exemple, prévision du volume d'une lésion à réséquer. - D'outils graphiques permettant de délimiter, par exemple à l'aide d'uns souris informatique ou d'une tablette graphique, les zone anatomiques dangereuses (carotides internes, plancher cérébral, placode olfactive, cône orbitaire, nerfs optiques,...) et de définir des alarmes. Un message sonore peut alors être généré par l'ordinateur, si l'extrémité de l'instrument de travail approche ces structures en deçà d'une valeur déterminée. Le système de navigation peut également être programmé pour enregistrer dans un fichier informatique, la position de l'instrument opératoire à l'intérieur de l'organisme du patient, tout au long de l'intervention. Ceci permet ultérieurement de connaître l'ensemble du volume anatomique dans lequel a évolué l'extrémité de l'instrument, voire, de réactualiser l'imagerie utilisée, en cours d'intervention. Bien entendu, de nombreuses modifications peuvent être apportées à l'exemple de réalisation précédemment décrit sans sortir du cadre de l'invention. Ainsi Le recalage des images, dans la présente invention, peut également être réalisé par un dispositif plus sophistiqué, mais permettant de s'affranchir des marqueurs stéréotaxiques radio-opaques selon la méthode précédemment décrite. Comme exposé plus haut dans la présente invention, le problème essentiel de la technique de recalage des images par la technique du Surface matching , réside dans la déformation des téguments par la sonde utilisée pour collecter les points de recalage sur le patient. La technique suivante offre une solution à ce problème, grâce à l'emploi d'un spot lumineux collimaté, éliminant tout contact mécanique avec les téguments, et éliminant également, pour les même raisons, la nécessité d'utiliser un système stérile, ce qui autorise, sans contrainte, son emploi même après que l'intervention ait débuté. Cette variante utilise un petit boîtier manipulé par le chirurgien ou un aide avant l'intervention, ou pendant l'intervention, si un recalage per-opératoire des images s'avère nécessaire. Ce boîtier contient un capteur primaire de position relié au dispositif de localisation DL, un dispositif de visée utilisant un faisceau laser émettant dans le rayonnement visible, et un système télémétrique permettant de connaître la distance séparant un point zéro situé dans le boîtier, du spot lumineux généré par le faisceau laser de visée. Cette distance est codée, par exemple sous forme binaire, et adressée au micro-ordinateur via un port approprié. Connaissant d'une part, par fabrication, les composantes (x y.,, z.,) du vecteur ayant pour origine le centre du capteur primaire et pour extrémité le point zéro du système télémétrique, et d'autre part le système télémétrique étant agencé de telle sorte par rapport à ce capteur primaire que son axe de mesure soit situé sur l'un des axes orthogonaux du système orthonormé propre à ce capteur primaire, par exemple l'axe O-X, le faisceau laser de visée étant rendu coaxial à l'axe de mesure dudit système télémétrique, il est dès lors possible de connaître la position du spot de visée Pv situé à une distance dx du point zéro du système télémétrique, à partir des valeurs de position (x, y, z) et des angles d'attitude (alpha, bêta, gamma) dudit capteur primaire par l'équation suivante : Pv = (x + x, + dx, Y + Y1, z + zj. [M r] où [Mr] est la matrice de rotation trigonométrique construite à partir des angles d'attitude du capteur, comme précédemment exposé. Selon ce principe, ce dispositif est capable d'acquérir un ensemble de points de contours cutanés sur l'extrémité céphalique du patient, tandis qu'un bloc émetteur de référence ou un capteur secondaire est fixé, comme précédemment décrit dans la présente invention, en un point quelconque de l'extrémité céphalique du patient. Cette matrice de points, comparée à la matrice des points de contours surfacique des images anatomiques utilisées pour le guidage chirurgical, permet alors de déterminer les équations de recalage des images, selon des procédés de calcul connus réalisé par le micro-ordinateur. Le système télémétrique utilisé peut par exemple être constitué d'un faisceau laser à diodes visibles servant dans ce cas également de système de visée et d'autre part, d'une caméra CCD associée à un filtre correspondant à la longueur d'onde du laser. Cette caméra CCD présente une angulation connue par construction par rapport à l'axe de ce faisceau laser. Dès lors, connaissant le temps séparant le top de synchronisation de début d'image du pic de signal vidéo correspondant au spot laser, lequel temps est mesuré par un système chronométrique et d'autre part l'angle formé entre la caméra et le faisceau laser lequel défini par construction, il est alors possible de déduire la distance séparant le spot laser de la surface active du capteur CCD. REVENDICATIONS 1. Dispositif de navigation chirurgicale comportant un dispositif de localisation spatiale DL connecté à un ordinateur, caractérisé en ce que le dispositif de localisation spatiale DL est constitué par un dispositif DCA porte canule ou porte instrument comportant un bloc (41), préférentiellement en résine plastique, comportant un méplat, un capteur primaire fixé à proximité de ce méplat par des moyens de fixation, l'extrémité distale de ce bloc comportant un alésage (47) ainsi qu'au moins une gorge radiale (48) par rapport à l'alésage, ainsi que des moyens de blocage d'une canule ou d'un instrument disposés à proximité dudit alésage 2. Dispositif de navigation chirurgical selon la revendication 1, caractérisé en ce que lesdits moyens de blocage sont constitués par une bague de blocage (46), articulée sur un point de rotation (51) fixé audit bloc (41), manipulable grâce à un ergot (50), et comportant une encoche (49) apte à coopérer avec une gorge disposée sur l'extrémité distale de la canule ou de l'instrument, des moyens de verrouillage (53) de la bague en rotation lui étant associés 3. Dispositif de navigation chirurgical selon la revendication 2, caractérisé en ce que lesdits moyens de verrouillage (53) sont constitués par un picot (53) 4. Dispositif de navigation chirurgical selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'alésage (47) comporte au moins trois gorges disposées en ailettes (48). 5 Dispositif de navigation chirurgical selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce qu'il comporte un dispositif de recalage du dispositif de localisation DL. 6 Dispositif de navigation chirurgical selon la revendication 5, caractérisé en ce que le dispositif de recalage du dispositif de localisation DL comporte un dispositif télémétrique associé audit capteur primaire de façon à ce que leurs positions relatives soient fixes et connues et apte à mesurer la distance d'un objet. 7 Dispositif de navigation chirurgical selon la revendication 6, caractérisé en ce que le dispositif télémétrique est constitué par une source de rayonnement laser, par exemple une diode, et par une caméra comportant un élément, par exemple un capteur CCD, sensible au spectre dudit rayonnement. 8Dispositif de navigation chirurgical selon la revendication 7, caractérisé en ce que le l'axe d'émission du rayonnement laser et l'axe de visée de la caméra forment un angle connu entre eux permettant par simple calcul trigonométrique de déterminer la distance du spot du faisceau laser formé par son impact sur un objet, la position dudit spot perçu par la caméra variant avec la distance. 9Dispositif de navigation chirurgical selon la revendication 8, caractérisé en ce que ledit axe d'émission est disposé selon un axe d'un repère orthonormé lié audit capteur. 10 Procédé de navigation chirurgicale assistée par ordinateur, apte à être mis en oeuvre par un dispositif selon la revendication 5, utilisant un dispositif de localisation associé audit ordinateur et comportant un instrument disposé dans une position connue par rapport à un capteur primaire apte à émettre un signal représentatif de sa position dans un repère appelé repère du dispositif de localisation spatial, ainsi que des moyens d'affichage d'informations associé à l'ordinateur, procédé consistant, en vue d'un recalage automatique de la position d'une partie de l'instrument : - à positionner un premier cadre stéréotaxique comportant au moins trois marqueurs stéréotaxiques sur le patient, - à utiliser un imageur médical en vue de l'acquisition d'un volume anatomique en coupes sérielles, - à déterminer la position des marqueurs stéréotaxiques sur chacune desdites coupes sérielles et à en déduire la matrice de coordonnées des marqueurs dans un repère liés aux images, - à positionner un cadre stéréotaxique, ou un dispositif pore-bloc de référence autostatique, ce cadre stéréotaxique ou ce dispositif pore-bloc comportant un émetteur ou un capteur secondaire dont la position est prédéterminée par rapport à celle des marqueurs stéréotaxiques placés sur le premier cadre, - à calculer dans le repère liés aux images, la position de la partie proximale dudit instrument à partir des coordonnées dudit capteur primaire connues dans le repère du dispositif de localisation spatial et de la position connue de la partie proximale de l'instrument par rapport audit capteur primaire, - à afficher sur lesdits moyens d'affichage au moins une coupe sérielle d'un plan ou se trouve ladite partie proximale de l'instrument, ainsi que la position de cette partie proximale dans ladite coupe sérielle. 11 Procédé de navigation chirurgicale assistée par ordinateur, apte à être mis en oeuvre par un dispositif selon la revendication 5, utilisant un dispositif de localisation associé audit ordinateur et comportant un instrument disposé dans une position connue par rapport à un capteur primaire apte à émettre un signal représentatif de sa position dans un repère appelé repère du dispositif de localisation spatial, ainsi que des moyens d'affichage d'informations associé à l'ordinateur, procédé consistant, en vue d'un recalage manuel de la position d'une partie de l'instrument : - dans une première étape à positionner, sur le patient, un cadre stéréotaxique comportant au moins trois marqueurs stéréotaxiques, - dans une deuxième étape à utiliser un imageur médical en vue de l'acquisition d'un volume anatomique en coupes sérielles, - dans une troisième étape à déterminer la position des marqueurs stéréotaxiques sur chacune desdites coupes sérielles et à en déduire la matrice de coordonnées des marqueurs dans un repère liés aux images, - dans une quatrième étape à positionner un cadre stéréotaxique ou un dispositif pore-bloc de référence autostatique, sur le patient, - dans une cinquième étape à positionner l'extrémité proximale dudit instrument respectivement à chacune des positions des marqueurs stéréotaxiques utilisés dans la première étape et à établir la matrice de coordonnées de chacun des marqueurs stéréotaxiques dans le repère du localisateur spatial, - dans une sixième étape à calculer la matrice de transformation de coordonnées dans le repère du localisateur spatial, en coordonnées du repère lié aux images, - dans une septième étape à calibrer ledit instrument. 12. Procédé selon la revendication 11, caractérisé en ce que la sixième étape consiste à calculer la matrice de transformation à partir de l'équation suivante : P1 = P2. [M, l + [MJ (1) où [Mr] est la matrice de rotation de coefficients a, b, c, d, e, f, g, h, i, et où (MJ est une matrice de translation de coefficients Kx, Ky, Kz, et P1 un point de coordonnées (Sx, Sy, Sz) dans le repère du localisateur spatial et P2 le point correspondant à P1 mais dans le repère lié aux images et de coordonnées Ix, Iy et Iz, et en résolvant les équations suivantes (2) à 12 inconnues : Ix = (a. Sx) + (b. Sy) + (c. Sz) + Kx Iy = (d. Sx) + (e. Sy) + (f. Sz) + Ky (2) Iz = (g. Sx) + (h. Sy) + (i. Sz) + Kz 13 Procédé selon la revendication 12, caractérisé en ce que le cadre stéréotaxique utilisé dans la première étape comporte au moins quatre marqueurs et en ce que la sixième étape consiste à résoudre directement l'équation (2) à partir de 12 coordonnées des au moins quatre marqueurs. 14 Procédé selon la revendication 12, caractérisé en ce le cadre stéréotaxique utilisé dans la première étape comporte au moins trois marqueurs stéréotaxiques et en ce qu'il comporte une étape complémentaire consistant à réduire les équations (2) à 12 inconnues en un système à 6 inconnues en remplaçant les coefficients a, b, c, d, e, f, g, h, i de le matrice (Mr] par les coefficient de l'équation (3), cos (A). cos (E) sin (A). cos (E)-sin (E) [M, l = cos (A). sin (E). sin (R) -sin (A). cos (R) sin (A). sin (E). sin (R) + cos (A). cos (R) cos (E). sin (R) cos (A). sin (E). cos (R) + sin (A). sin (R) sin (A). sin (E). cos (R) -cos (A). sin (R) cos (E). cos (R) A, E et R étant les angles eulériens de transformation, Puis en résolvant l'équation trigonométrique du troisième degré alors obtenue par une méthode connue. 15 Procédé de navigation chirurgicale assistée par ordinateur, apte à être mis en oeuvre par un dispositif selon l'une quelconque des revendications 6 à 9, utilisant un dispositif de localisation associé audit ordinateur et comportant un dispositif de recalage du dispositif de localisation DL comportant un dispositif télémétrique associé audit capteur primaire de façon à ce que leurs positions relatives soient fixes et connues et apte à mesurer la distance d'un objet, procédé caractérisé en ce qu'il comporte les étapes suivantes : - utiliser un imageur médical en vue de l'acquisition d'un volume anatomique en coupes sérielles formant des images, - effectuer une détection segmentaire des contours de ces images aboutissant à l'obtention d'une matrice de point de contour d'imagerie, disposer un bloc émetteur ou un capteur sur le patient - réaliser un relevé surfacique (surface matching) d'une partie de la face du patient avec un dispositif télémétrique associé audit capteur primaire et apte à mesurer, pour chaque point de ladite partie, la distance séparant ledit dispositif ou ledit capteur de ladite face du patient, à comparer ces mesures avec la matrice de point de contour précédemment obtenue afin de trouver la concordance entreelles par un algorithme mathématique utilisant des méthodes connues, à calculer la matrice de transformation de coordonnées dans le repère du localisateur spatial, en coordonnées du repère lié aux images.