Brevet FR2790125A1 — publié le 20000825

OBTENTION ET/OU TRANSFORMATION D'IMAGES TRIDIMENSIONNELLES SUR ECRAN EN OBJETS OU IMAGES SPACIAUX Les structures tridimensionnelles reproduitent sur un plan (tel qu'un écran, une photographie....) ne peuvent donner toutes les informations que donne l'objet ou image spatial correspondant. Afin de pallier à cet inconvénient l'invention propose des procédés et des dispositifs capables d'une part de transformer des images tridimensionnelles (3D) ou bidimensionnelles (2D) planes en son objet ou image correspondant spatial et 1o d'autre part de transformer cet objet ou image spatial en représentations 3D ou 2D planes. Dans une variante importante de l'invention les représentations 3D ou 2D planes ainsi que leur objet ou image spatial correspondant peuvent être animés et reproduits dans les deux sens indiqués ci-dessus. L'invention a aussi trait à un procédé d'aide à une intervention chirurgicale ou thérapeutique dans lequel on acquiert par des moyens d'imagerie médicale, biologique ou intracellulaire, les informations spatiales ou spatio-temporelles 3D ou 2D correspondant à la forme ou aux déformations d'un organe, tissus, cellule ou partie corporelle, on réalise à partir des dites informations une représentation spatiale fixe ou animée en objet spatial solide, semi-solide ou lumineux et on inspecte et/ou mesure sur le dit objet la ou les zones à traiter de l'organe, tissus, cellule ou partie corporelle. Dans ce procédé on peut réaliser un objet spatial sous forme d'une reconstitution optique, par exemple holographique, d'images volumétriques. Nous décrivons d'abord la transformation d'images planes représentant des structures 3D ou 2D en leur objet spatial correspondant notamment dans leurs applications médico-chirurgicales et biologiques, dont l'imagerie est réalisée principalement par les ultrasons (échographies et Doppler), par les rayons X (scanners, scanners spiralés et scanners ultra-rapides), par les résonances magnétiques (I.R.M. classiques, rapides et en temps réel tels que la fluoro-I.R.M.) et par les enregistrements électriques obtenus par l'électrogénèse naturelle spontanée ou induite ( électro-cardiogrammes- encéphalogrammes-myogrammes.....). A titre d'exemple descriptif non limitatif nous décrivons l'échocardiographie [echoc.] 3D réalisée à l'aide de l'appareil de la société " TomTec >> (Munich, RFA) qui donne sur un plan des images 2D et 3D à partir desquelles il est très difficile ou impossible de connaître de nombreuses dimensions, formes et rapports. Ainsi par exemple les valves et l'appareil mitral du coeur ainsi représentés ne permettent pas à un chirurgien de préparer les gestes d'une opération de plastie à leur niveau alors que l'appareil mitral représenté sous forme d'objet spatial et palpable pourrait le permettre. La transformation des images 2D en objets spatiaux provenant de l'echoc. 3D peut se faire de la manière suivante: 1) acquisition des images 2D par la sonde transoesophagienne ou transthoracique " multiplan " imposée par le système TomTec; 2) passage des coordonnées polaires obtenues aux coordonnées cartésiennes en respectant les coordonnées temporelles; 3) positionnement par le manipulateur du plan de coupe 2D optimal dans cet espace virtuel cartésien qui inclue toutes les images enregistrées du coeur 0o (chaque plan de coupe étant parallèle et la distance des coupes étant déterminée par l'opérateur); 4) reproduction successive sur un support (papier photo, films ou tissus plastiques, etc) de chaque plan de coupe 2D; ) fixation de chaque coupe imprimée sur un nouveau support dont l'épaisseur doit reproduire la distance inter- coupe choisie; 6) découpage au niveau de chaque support des zones anéchogènes (conventionnellement noires) pour garder exclusivement les parties correspondantes aux structures échogènes en echoc.; 7) superposition des parties gardées de chaque support en respectant rigoureusement leurs positions dans le système des coordonnées cartésiennes du système TomTec: pratiquement, il s'agit de 2o respecter l'ordre de succession des coupes (axe X) et des bords de chaque image (axes Y, Z). Parmi ces sept étapes, quelques étapes restent encore manuelles, mais pourront progressivement être traitées automatiquement par des dispositifs permettants les centrages et les contourages ainsi que la détection des artefacts. Ainsi, un coeur in situ tel qu'exploré par l'échographie se trouve reconstitué en un coeur-objet extérieur "sur table ". Ce coeur-objet reproduit quasi exactement les formes et les dimensions globales, ainsi que les détails structurels internes de l'original. Il est possible par un logiciel de reproduire ce coeur-objet à une échelle quelconque par rapport aux images 3D de départ. Une variante de l'invention élargit cette extériorisation sous forme d'objet spatial solide ou semi-solide des organes aux articulations, tissus, structures cellulaires et moléculaires, etc., et inclus aussi l'extériorisation du corps entier. Une modélisation rapide ou " rapid prototyping " constitue une autre variante de l'invention. Celle-ci par exemple réalise une corrélation et interpénétration entre des images 2D ou 3D et/ou leurs reconstitutions en objets spatiaux provenant de différentes sources générant des images, telles que des sources ultrasonores, de rayons X, de résonances magnétiques, de positrons ou d'électrons, etc. De cette façon les images ou objets spatiaux obtenus contiennent l'ensemble des données de chaque source; on décriera ultérieurement la méthode utilisée à cette fin. La modélisation finale de l'objet spatial peut se faire tranche par tranche de préférence en matière plastique transparente ou en bloc en utilisant par exemple une fraiseuse ou un laser. 3 2790125 Une nouvelle variante de l'invention concerne l'enregistrement simultané d'un même organe ou d'une région corporelle par plusieurs sondes ultrasonores placées à des endroits différents plus ou moins éloignées, et pouvant être inclinées l'une par rapport à l'autre. Le but de cette échographie multisonde pouvant inclure le Doppler est de permettre une meilleure définition et localisations spatiales des images, d'éviter les effets de cônes d'ombre notamment osseux et de mauvaise échogénéicité. A titre d'exemple nous allons décrire cette méthode appliquée à quelques organes. 1) Le foie: ce dispositif (fig.l) comporte par exemple deux sondes qui io enregistrent par exemple alternativement coupe par coupe ou cône par cône, ou image totale après image totale, un volume similaire à la recherche de très petites métastases. La reconstitution 3D des images obtenues par les différents plans 2D de chaque sonde peut faire appel à la création de deux volumes virtuels constitués par des voxels; la superposition des voxels de ces deux volumes virtuels correspondants exige la localisation précise de chacune des sondes par rapport à l'organe visualisé, à cette fin on peut utiliser des localisateurs de proximité et de précision par ailleurs connus tels que des dispositifs d'émetteurs sonores, infrarouges ou électromagnétiques. Cette localisation une fois faite, des algorithmes de transfert et de corrélation permettent de réunir en un seul volume et en bonne ordre tous les voxels se trouvant dans les deux volumes virtuels. A partir de là on va créer l'objet spatial vrai et non borgne du foie à l'extérieur du sujet permettant d'observer avec précision des détails de l'ordre du millimètre cube ou moins tout en tournant à volonté autour de ce foie. 2) Le coeur: actuellement l'échocardiographie se fait toujours par une seule sonde d'enregistrement, qu'elle soit multiplane ou non. Afin d'améliorer la visibilité et la précision tout en diminuant les artefacts nous décrivons une échocardiographie utilisant simultanément deux (ou plusieurs) sondes (fig.2). L'exemple décrit l'utilisation de sondes multiplans, dont une sonde transoesophagienne et une sonde cutanée thoracique, chacune prenant rapidement et alternativement un plan de coupe ou un volume. De cette façon on peut obtenir une meilleur résolution à la fois au niveau de la base et de la pointe du coeur. Bien entendu on peut faire appel à la création de deux volumes virtuels correspondants aux données des sondes transoesophagienne et cutanée, coordonner les voxels de ces deux volumes à l'aide de la localisation précise des deux sondes et d'algorithmes de transfert et de coordination. On peut également placer deux sondes multiplans, matricielles ou autres dans l'oesophage ou l'une dans l'oesophage et l'autre dans l'estomac, ou l'une en position transthoracique parasternale et l'autre en position transthoracique apicale, ou deux sondes assez voisines en position transthoracique apicale ou transoesophagienne. Par la suite on peut créer l'objet-coeur extériorisé en utilisant la méthode décrite ci-dessus en choisissant les images 3D correspondantes à la phase du cycle cardiaque choisie. 4 2790125 3) La prostate (fig.3): actuellement la modélisation prostatique n'est pas utilisée en chirurgie et se limite à la préparation de la radiothérapie. Cette modélisation utilise un repérage scanner dosimétrique 2D et une échographie endo-rectale, mais ne permet pas de reconstituer en 3D l'objet spatial de la prostate. Pour ce faire l'invention décrit, comme dans l'exemple du foie, une prise d'images 2D ou 3D par deux sondes échographiques, l'une pouvant se trouver en position endo-rectale et l'autre en position cutanée abdominale ou pelvienne, l'orientation de ces deux sondes étant presque perpendiculaire. Les deux volumes virtuels obtenus seront corrélés en un seul comme 0o précédemment. L'amélioration des échocardiogrammes obtenus permet d'identifier et de localiser les cancers. Il est aussi possible de corréler à son tour l'image scanner de la région prostatique à l'intérieur de ce volume virtuel échographique; et on peut produire ainsi un objet spatial de la prostate contenant à la fois les données de l'échographie par exemple bi- i5 sondes et celles des rayons X ou autres tel que l'I.R.M, etc. Dans une variante de l'invention, s'appliquant notamment à l'abdomen, aux membres, au cou, aux seins féminins, à la cavité buccale, au rectum, au côlon et à l'intestin grêle, on décrit un scanner à ultrasons qui présente les avantages suivants: a)- éviter les images habituelles " monoculaires " provenant d'une seule sonde en échographie, ce qui exclut l'obstacle des os, les cônes d'ombres, et améliore l'échogénéicité, l'identification tissulaire (contraste) et surtout l'aspect spatial; b)- permettre le mélange et/ou la fusion entre les images scanner ultrasonores, scanner rayons X, I.R.M., etc, de la même région corporelle soit à partir d'un mélange ordonné des voxels provenants de volumes virtuels des différentes sources d'imagerie citées soit à partir d'une superposition d'images utilisant par exemple quatre points anatomiques définissants bien le volume intéressé (un des quatre points devra être en dehors du plan défini par les trois autres points). Un tel scanner abdominal à ultrasons peut utiliser par exemple une ou plusieurs sondes matricielles, multiplan ou autres, de préférence fixes. On peut aussi envisager des sondes à mouvements rapides, qui feraient à chaque cycle d'enregistrement sur un plan ou en déplacement spiralé, le tour complet de la partie du corps à analyser ou à traiter, et au besoin sur plusieurs niveaux perpendiculaires successifs aux plans de déplacement précédents. Le dispositif peut comporter une coque creuse extérieure de forme annulaire à l'intérieur de laquelle sont disposées une ou plusieurs sondes ultrasonores qui peuvent soit glisser rapidement le long, d'au moins une partie de la coque, sans perdre leur direction perpendiculaire ou autre, par rapport au contour de la région examinée soit être des sondes multiplans ou matricielles fixes, fixées directement sur la peau. En cas d'utilisation de sondes qui glissent activement dans leur enceinte il convient d'interposer entre la face cutanée de cette enceinte et la peau une mince couche liquidienne par exemple contenue 2790125 dans un plastique élastique ou une couche de gel. Si l'on utilise quatre sondes équidistantes la rotation à effectuer pour chacune n'est plus que d'un quart de tour; l'idéal étant de remplir suffisamment la coque de sondes, l'une étant assez proche de l'autre de manière à remplacer les mouvements mécaniques par une simple commutation électronique. On peut bien entendu utiliser une seule sonde que l'on déplace autour de l'abdomen. Une autre application de l'échographie perfectionnée permet d'améliorer la vision durant des interventions de lithotripsies par ultrasons ou par des courants à hautes fréquences au niveau du rein. Dans une autre variante de l'invention les méthodes échographiques décrites permettent de mieux suivre et guider les thrombolyses artérielles notamment celles effectuées par ultrasons. Un grand avantage du scanner à ultrasons est de permettre, de préférence sur patiente allongée, d'entourer chaque sein de sondes (fig.4), les seins pouvants être redressés par les mamelons attirés mécaniquement vers le haut, ce qui permet de recomposer l'échographie du sein en vue périphérique panoramique 365 . Il est possible d'effectuer simultanément ou successivement une vue panoramique aux rayons X et de superposer les deux images. Dans ce cas on utilise un dispositif à rayons X qui comporte une ou plusieurs sources d'émission de faible puissance et de faible volume tournant soit autour d'eux-mêmes soit autour du sein. Cette superposition d'images de deux sources différentes peut se faire en augmentant progressivement les quantités de voxels provenants d'une source par rapport à l'autre, permettant ainsi une identification facile de l'origine d'un détail de l'image globale. Au niveau du cou cette amélioration des images permettra une meilleure vision de la thyroïde, des parathyroïdes, des ganglions, des artères et des veines. Un autre avantage du scanner à ultrasons est de pouvoir donner une image panoramique buccale lorsque la sonde, de préférence multiplan ou matricielle, est par exemple placée vers le milieu de la langue, bouche remplie d'eau sur un patient de préférence couché. Un avantage supplémentaire du scanner à ultrasons est de pouvoir donner à partir du rectum non pas une échographie endo-rectale prostatique limitée à une zone antérieure au rectum mais une échographie toute horizon à 365 , permettant par exemple de visualiser le Douglas, les ganglions, les vaisseaux fémoro-iliaques, la vessie, les ovaires, les trompes, l'utérus, le rein et les surrénales. Un tel scanner rectal, colique ou intestinal peut comporter deux sondes endo-rectales superposées ou une sonde en position cutanée périnéale ou abdominale, dont la superposition des images permettra une amélioration du diagnostic. La mesure échographique de la rotation cardiaque selon son grand axe peut se faire de la manière suivante: la sonde oesophagienne proche des oreillettes analyse bien leur partie supérieure notamment la région sinusale de l'oreillette droite et la sonde transthoracique apicale analyse bien la base des muscles papillaires du ventricule gauche. La comparaison en positions télé- systolique et télé-diastolique des deux images permet de connaître cette rotation au cours d'une contraction cardiaque. On peut également mesurer la rotation durant la contraction cardiaque à partir du volume virtuel des voxels. On cherche d'abord un plan de coupe o les deux muscles papillaires apparaissent symétriques en diastole et ensuite on cherche le plan de coupe qui donne une image similaire, symétrique en systole. L'angle entre les deux coupes représente la rotation globale au niveau des muscles papillaires. l0 Les différents dispositifs d'enregistrements utilisés aboutissent généralement à la constitution d'un volume virtuel de voxels contenant la totalité des données intéressantes; il est alors possible d'inspecter virtuellement ce volume au moyen par exemple d'un casque à vision virtuelle 3D permettant une inspection intracardiaque comme si l'observateur se is trouvait à l'intérieur du coeur. La transformation de l'objet-coeur statique en dynamique reproduisant les mouvements de contractions, relaxations, rotations et dilatations au cours d'un cycle cardiaque, nécessite au niveau de l'enregistrement une succession d'images (échographiques, scanner, I.R.M., etc.) multiplan ou matricielles. Ces images doivent être ensuite le plus rapidement possible (idéalement en temps réel) objectivées en images optiques. L'objet-coeur en mouvements, reproduit par image optique, fonctionne par exemple de la manière suivante: a)- on enregistre en échographie 3D (écho3D) TomTec vingt images du même coeur prises successivement au cours d'un cycle cardiaque. b)- chaque plan de chacune des vingt images est transféré par un logiciel sur un système d'asservissement capable de reproduire son image à partir de trois plans orthogonaux XYZ émettant chacun, ou deux d'entre eux, un fin rayonnement (par exemple: laser) dont seuls les points d'intersection deviennent visibles (fig.5), description donnée par la suite. c)- les images optiques qui se succèdent à une cadence d'environ par seconde ainsi obtenues permettent de reconstituer un effet cinématographique d'un objet-coeur spatial en mouvement observable à partir de presque tout angle. Pour transformer les données du logiciel 3D en objet spatial on peut par exemple procéder de la manière suivante (fig.6): on assemble deux plans perpendiculaires l'un horizontal l'autre vertical, l'intersection des deux plans est représentée par l'axe OZ, le point O représentant l'intersection des trois axes perpendiculaires OX, OY, OZ. Les plans, horizontal et vertical, définissent les axes OX et OZ et sont recouverts soit par de très petits éléments à transparence variable du type cristaux liquides, et commandée par des tensions ou courants électriques à commutation très rapide soit par des barrettes de diode laser. Dans le cas des cristaux liquides ces mêmes plans comportent derrière leur surface active un espace fermé contenant une forte source de lumière qui va diffuser au niveau de l'unité active devenue 7 2790125 transparente à partir de laquelle un très mince faisceau lumineux naîtra perpendiculaire au plan. Dans le cas des barrettes laser les connections électriques qui tapissent les deux plans perpendiculaires allumeront sélectivement une diode laser dans l'invisible sur chaque plan dont l'intersection des faisceaux provoquera l'allumage de pastilles phosphorescentes de préférence toute direction par exemple rouges, vertes et bleues ou blanches. Le logiciel 3D envoie pour chaque pixel ou voxel une donnée pour chacun des trois axes perpendiculaires, les données sur les axes X et Z vont donner 0o le point K par l'intersection des connections électriques orthogonales IK et JK. Il en va de même au niveau du plan OYX sur les axes OL et LM qui vont interférer au point N, point de rencontre des faisceaux lumineux orthogonaux provenant des points M et K. La luminescence rémanente du point N et des nombreux points lumineux qui vont lui succéder très rapidement, peuvent être produits par un micro grain qui devient phosphorescent, soit après absorption d'une quantité d'énergie lumineuse globale ou sélective par longueur d'onde dans l'invisible (ultraviolets ou infrarouges) de préférence constituée de lumière cohérente (laser), ou par polarisation, soit par interconnexion électrique de chaque grain (électroluminescence). Pour 2o donner des images colorées on peut envisager une méthode similaire à celle utilisée pour les écrans de télévisions ou d'ordinateurs, et disposer par exemple autour de chaque point trois grains de couleurs complémentaires. Dans une autre variante on utilise à partir de deux plans perpendiculaires deux émetteurs laser de préférence dans l'ultraviolet ou l'infrarouge à orientation programmable permettant de tracer deux minces faisceaux à l'intersection desquelles se trouvent activées des micro-pastilles phosphorescentes ou luminescentes. La figure 6 montre les deux faisceaux laser FI et F2, chacun réfléchi par un dispositif de mini miroirs (DM1 et DM2) animés très rapidement par exemple par des axes mécaniques piézo- électriques, à l'aide d'un logiciel. Chacun des DM reçoit successivement les instructions suivantes a)- DM1 sur le plan horizontal COA, sur la droite OA, le segment OA'; b)- sur la droite OC, le segment OC'; c)- par rapport au point A' et C' les deux droites perpendiculaires se rencontrent au point E et par rapport à E la perpendiculaire E/E' définit avec le point O le plan dans lequel le faisceau laser va devoir s'allumer; d)- DM2 sur le plan vertical BOC reçoit comme première instruction le segment OC' sur la droite OC e)- le segment C'G' perpendiculaire à la droite OC et dans le plan BOC; f)- le segment G'G orthogonal au plan BÈC donne le point G, point d'intersection visible des deux faisceaux Fl et F2. La disposition spatiale des micro-pastilles aux phosphorescences provoquées peut se faire par exemple dans un cube transparent en matière plastique comportant un liquide transparent à l'intérieur duquel sont placés des plans successifs, chaque plan portant les mailles de support et/ou d'alimentation électrique ayant les pastilles de préférence à leur intersection. g 2790125 Pour rendre l'ensemble plus transparent on peut utiliser des mailles en plastique éventuellement conducteur électrique. On peut également utiliser de petits transistors photoélectriques permettant à chaque intersection d'allumer les micro-pastilles au niveau desquelles frappent l'intersection des faisceaux laser invisibles. Il est possible aussi d'utiliser un système holographique pour créer les images holographiques des objets spatiaux par exemple à partir d'un logiciel 3D. En ce qui concerne l'électrogénèse cardiaque 2D appelé vectocardiographie, actuellement en perdition, l'invention propose l'électrocardiogramme 3D de préférence avec modélisation spatiale sous forme de dépolarisations et repolarisations auriculaires et ventriculaires. La vectocardiographie classique comporte des erreurs que l'inventeur a décrit et corrigé notamment dans le brevet USA 5,305,745. Les trois vectocardiogrammes obtenus sur les trois plans orthogonaux sont éclairés par une suite de petites sources laser (par exemple diodes) de préférence en lumière invisible, les faisceaux correspondants vont se croiser et le dispositif, selon l'invention, ne rend visible que les points o les deux ou les trois courbes vectographiques se rencontrent par leur projection optique, ce qui reconstitue une image de projection spatiale des électrocardiogrammes correspondant à un électrocardiogramme spatial 3D. Il est alors possible de projeter cette boucle spatiale de dépolarisation et de repolarisation sur un coeur-objet voir le coeur-objet du patient obtenu par échographie. De cette façon les troubles électrocardiographiques sont immédiatement localisés et corrélés à l'anatomie; la visualisation simultanée de la cinétique cardiaque peut s'obtenir en superposant un coeur-objet échographique en animation à l'électrocardiogramme 3D. Les figures annexées illustrent, à titre d'exemples non limitatifs, l'invention: La figure 1 schématise en coupe un dispositif selon l'invention appliquée à l'enregistrement du foie (F) situé au dessous du diaphragme (D). La position spatiale relative entre le foie et les deux sondes échocardiographiques S1 et S2 est donnée par les trois caméras infrarouges (L l, L2 et L3) de localisation spatiale. Les sondes SI et S2 envoient leurs images aux volumes virtuels respectifs VI et V2 o les pixels sont transformés en voxels qui sont ensuite coordonnés par le logiciel (LOC) de L1, L2 et L3 en leur position spatiale relative et un nouveau logiciel non figuré superpose les voxels des deux volumes ainsi traités dans un seul volume virtuel V3. La figure 2 représente un enregistrement échocardiographique utilisant deux sondes SI et S2, l'une en position transoesophagienne (SI) et l'autre en position transthoracique (S2), SI et S2 peuvent fonctionner simultanément c'est à dire une coupe ou un volume provenant alternativement de S I et de S2 ou les deux sondes enregistrent successivement. Dans la figure 2 sont représentés l'aorte (Ao), le coeur (C), l'oesophage (O) et l'estomac (E). La figure 3 représente une échographie pelvienne ou abdominale ciblée sur la prostate (P) à partir d'une sonde endo-rectale S I et d'une sonde transcutanée S2 U symbolise l'urètre, V la vessie et R le rectum. La figure 4 montre en A et en B les deux inclinaisons des sondes échographiques SI1 et S2 autour du même sein (Se). La figure C est une vue d'en haut du sein (Se) entouré de plusieurs sondes S1, S2, etc. Revendications: 1) Dispositifpermettant de transformer des images médicales tridimensionnelles (3D) ou bidimensionnelles (2D) en objet ou image spatial caractérisé en ce qu'il comporte des moyens pour recueillir, à partir d'un système d'enregistrement d'images médicales, une série de plans parallèles ou non dont les pixels seront transformé en voxels ordonnés dans un espace virtuel, d'o les images 3D ou 2D peuvent être extraites de façon à permettre, après traitement, la reconstruction en objet ou image spatial des organes ou des tissus intéressés.o0 2) Dispositif, selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens de tracé de vectocardiogrammes à partir de petites sources laser très rapprochés émettant des faisceaux lumineux étroits, de préférence invisibles, perpendiculaire à leur plan.15 3) Dispositif, selon la revendication 2, o des éléments à luminescence provoquée ayant une certaine rémanence sont agencés pour être éclairés par la rencontre de deux des dits faisceaux. 4) Dispositif, selon la revendication 2, o des éléments à luminescence provoquée sont agencés pour être éclairés par la rencontre de trois des dits faisceaux réalisant ainsi un électrocardiogramme 3D (spatial) visible en espace. ) Dispositif, selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens pour améliorer l'obtention des images 3D par imagerie ultrasons par l'utilisation d'au moins deux sondes assez proches ou éloignées l'une de l'autre, ce qui permet d'éliminer les cônes d'ombre et des défauts d'échogénéicité et d'augmenter la définition des images. 6) Dispositif, selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens pour l'imagerie 3D à ultrasons notamment dans un volume virtuel de voxels par corrélation de ce volume virtuel d'origine échographique avec des volumes virtuels de voxels provenants d'autres sources d'imagerie telles que rayons X ou I.R.M. mais ciblant la même région corporelle. Il 7) Dispositif, selon la revendication 6, o la corrélation des images 3D provenants de sources d'imagerie différentes est modelées sous forme d'objet spatial qui comporte l'ensemble des données enregistrées par ces sources. 8) Dispositif, selon les revendications 2 à 4, o l'électrocar- diogramme 3D spatial est superposé à l'objet spatial coeur en mouvement. 9) Dispositif, selon la revendication 1, o la transformation des images 3D en objet spatial visuel utilise un système holographique. 10) Dispositif, selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens pour obtenir une image spatiale optique reproduisant fidèlement les mouvements de l'objet original par l'asservissement à partir de logiciels d'orientation spatiale qui pilotent de minces faisceaux de lumière invisible. io 11) Dispositif, selon la revendication 3, dans lequel la reproduction visuelle spatiale des mouvements de l'objet original s'obtient par l'intersection de deux minces faisceaux perpendiculaires laser en longueurs d'ondes invisibles frappant des micro-pastilles à phosphorescence provoquée par l'intersection de ces faisceaux. 12) Procédé d'aide à une intervention chirurgicale ou thérapeu- tique dans lequel on acquiert par des moyens d'imagerie médicale, biologique ou intracellulaire, les informations spatiales ou spatiotemporelles 3D ou 2D correspondant à la forme ou aux déformations d'un organe, tissus, cellule, structures intracellulaires ou partie corporelle, on réalise à partir des dites informations une représentation spatiale fixe ou animée en objet spatial 3D à l'aide du dispositif selon l'une quelconque des revendications 4 à 9, et on inspecte et/ou mesure sur le dit objet la ou les zones à traiter de l'organe, tissus, cellule, ou partie corporelle. 13) Procédé, selon la revendication 12, dans lequel on réalise un objet spatial solide pour permettre l'inspection, la palpation et des mesures. 14) Procédé, utilisant le dispositif selon la revendication 1 pour la mesure de la rotation du coeur le long de son grand axe par comparaison des images échographiques de la région haute des oreillettes par rapport à la base des muscles papillaires du ventricule gauche. 15) Procédé, selon la revendication 14, de mesure de la rotation cardiaque utilisant le volume cardiaque virtuel des voxels avec recherche des deux plans de coupe ou les muscles papillaires apparaissent symétriques en télésystole et télé- diastole et o on établit l'angle entre les deux plans. 16) Procédé, utilisant le dispositif selon larevendication 1, o l'on acquiert des images échographiques superposées des reins et des surrénales provenant d'au moins deux angles différents.