Brevet FR2862790A1 — publié le 20050527

En d'autres termes, l'obtention d'une représentation de phénomènes physiologiques transitoires nécessite l'obtention de données quadridimensionnelles représentant à la fois les distributions spatiales et temporelles d'une substance à travers un objet organique. On décrit généralement un phénomène dynamique à l'aide d'un modèle paramétrique. On peut à ce titre considérer une fonction F(x, y, z, t) dans laquelle (x, y, z) sont les trois coordonnées spatiales et t est le temps. Cette fonction F décrit par exemple la densité d'un produit donné dans l'espace io tridimensionnel, en fonction du temps. Comme mentionné ci-dessus, un exemple typique est la quantité d'agent de contraste injecté dans le flux artériel ou veineux d'un patient. Cet agent de contraste est alors naturellement diffusé dans l'ensemble du corps du patient. L'observation, au cours du temps, de la concentration de cet agent de contraste dans les différents tissus du patient peut permettre d'établir un diagnostic relatif à l'état de ces tissus. La concentration au point de coordonnées (x, y, z) du produit injecté peut typiquement être représentée par une exponentielle décroissante égale à 0 lorsque t est inférieur au moment to auquel l'injection est opérée, et de la forme A(t-to)exp (t-t0" lorsque t est plus grand que to. Cette fonction exponentielle a ainsi pour paramètres les quantités A, p et to. Ce type de fonction exponentielle décroissante est observé pour une injection impulsionnelle de l'agent de contraste. De manière plus générale, on observe la convolution entre la fonction de l'arrivée de l'agent de contraste (ci-après dénommée fonction d'entrée de contraste) audit point de coordonnées (x, y, z) et la fonction de réponse impulsionnelle (c'est-à-dire la fonction exponentielle décroissante dans le cas mentionné précédemment). II n'existe aucune méthode directe permettant d'accéder à la fonction F(x, y, z, t). Une approche indirecte est basée sur l'utilisation d'un système d'imagerie médicale par rayons X. Un tel système d'imagerie fournit effectivement les intégrales de la fonction F(x, y, z, t) selon un certain nombre de directions dans l'espace et l'utilisation d'algorithmes tomographiques bien connus de l'homme du métier permet de reconstruire indirectement la fonction F(x, y, z, t). Une telle reconstruction est cependant possible seulement si les intégrales sont mesurées le long d'un ensemble de directions qui représente une révolution de 180 autour du corps imagé. io Cet ensemble de mesures doit en outre être réalisé dans un intervalle temporel suffisamment restreint pour que les variations de la fonction F(x, y, z, t) au cours de l'acquisition des images médicales puissent être négligées. La tomodensitométrie est une technique d'imagerie médicale assistée par ordinateur qui permet d'examiner un objet organique, plan par plan, en mesurant les différences de densité d'absorption des rayons X par les tissus biologiques. Un tomodensitomètre (ou scanner CT selon l'expression anglo-saxonne Computed Tomography) réalise un balayage permettant l'acquisition d'une image 3D en une seconde environ (voire même en 0,5 seconde sur les équipements les plus récents). La figure 1 illustre de manière schématique l'élaboration d'une image dite de perfusion à l'aide d'un tel scanner CT. Le corps à examiner est radiographié selon différents angles (on parle de balayage tomographique autour du patient) de manière à réaliser un ensemble de projections appelé sinogramme (c'est-à-dire une coupe vue sous différentes incidences). Chaque colonne du sinogramme correspond ainsi à une projection selon un angle donné. Et comme cela est mentionné ci-dessus, le temps nécessaire pour acquérir, à l'aide d'un scanner CT, toutes les projections d'un même balayage (réalisation d'un sinogramme par une rotation de l'appareil autour du patient) est faible devant la dynamique du phénomène transitoire observé. Il est de la sorte possible de considérer que les projections d'un même balayage sont acquises à un même instant, sans qu'il n'y ait d'évolutions conséquentes du phénomène physique lors dudit balayage (le produit diffusant peu pendant ce laps de temps). En réalisant une série temporelle de balayages, on acquiert un ensemble de sinogrammes successifs. Cet ensemble de sinogrammes réalisés à des temps de mesure successifs est référencé par la lettre a sur io la figure 1. A partir de chaque sinogramme, la reconstruction tomographique calcule l'image d'une coupe (ou tranche) axiale de 1 à 10 millimètres d'épaisseur au travers de la structure interne du corps imagé. On obtient donc (cf. référence b sur la figure 1) un ensemble de coupes CT en succession dans le temps, pour un angle d'incidence donné. La fonction paramétrique est ensuite déterminée à partir de l'ensemble des reconstructions F(x, y, z, t;), où t; représente les temps successifs de balayage. Une courbe de densité temporelle (cf. référence c) permet ainsi de déterminer les paramètres du modèle considéré afin de représenter l'évolution du phénomène transitoire dans le temps et dans l'espace. Une image de perfusion est finalement obtenue (cf. référence d) qui représente l'évolution du phénomène transitoire pour la tranche considérée. Finalement, lorsque le dispositif d'imagerie est un scanner CT, l'acquisition des données est très rapide, ce qui permet de négliger la dynamique du phénomène transitoire. Les aspects spatiaux et temporels peuvent alors être découplés. D'un point de vue pratique, il existe un besoin pour réaliser ce type de d'observation d'un phénomène transitoire (détermination d'une fonction F(x, y, z, t)) sur un dispositif d'imagerie autre qu'un scanner CT (par exemple sur un arceau vasculaire). L'arceau vasculaire est en effet le dispositif d'imagerie de choix pour connaître l'état de perfusion de certaines zones du cerveau et suivre ainsi un patient en situation d'urgence ischémique. Si cela s'avère nécessaire, l'arceau vasculaire permet alors de réaliser une intervention invasive par introduction d'un cathéter à travers le réseau artériel jusqu'à la zone ischémique, et par injection in situ d'agent thrombotique. L'efficacité de ces agents thrombotiques doit être contrôlée par un examen de type perfusion. Il est donc souhaitable de pouvoir réaliser cet io examen sur le dispositif même qui a permis de réaliser l'intervention, ce que permet l'arceau vasculaire. Un arceau vasculaire peut, de manière similaire à un scanner CT, être entraîné en rotation autour du patient et acquérir un ensemble d'images en vue de permettre la construction d'images tridimensionnelles 3D. Cependant, les performances des arceaux vasculaires aujourd'hui disponibles, ainsi que certaines raisons de sécurité, n'autorisent la rotation de l'arceau vasculaire qu'à une vitesse limitée. L'arceau tourne ainsi généralement autour de l'objet à une vitesse de l'ordre de 40 degrés par seconde. En outre, ce type d'équipement peut seulement exécuter une rotation selon une couverture angulaire limitée, qui est typiquement d'environ 200 degrés. On peut finalement estimer à environ 5 secondes le temps nécessaire pour une rotation de 180 degrés de l'arceau autour du patient. La dynamique du phénomène temporel ne peut plus alors être négligée, du fait de sa non stationnarité lors d'une rotation de 180 degrés de l'arceau, et les algorithmes classiques de reconstruction tomographique ne peuvent plus être appliqués. On notera en outre qu'il est nécessaire de disposer d'un nombre suffisant de mesures pour permettre l'estimation des paramètres de la fonction paramétrique F(x, y, z, t). Il faut pour cela réaliser un certain nombre de rotations de l'arceau. II a pour cela été proposé de procéder à des rotations alternatives dans le sens et dans le sens inverse des aiguilles d'une montre (on parle alors d'acquisition de type essui-glace ). La multiplicité nécessaire des acquisitions essuie-glace ne fait alors qu'augmenter la durée d'acquisition, ce qui est antagonique avec la problématique de la dynamique du phénomène. On note ici qu'il pourrait être envisagé de réduire la durée d'acquisition dé'l'ensemble des données en diminuant la couverture angulaire. Une telle solution entraînerait cependant une réduction importante de la qualité de la io reconstruction (données statistiquement non fiables, mauvaise résolution spatiale). On précise également ici qu'il a été proposé un mode de rotation continu d'un arceau vasculaire autour d'un patient. Ce mode de rotation continu permet d'optimiser le temps d'acquisition en éliminant la perte de temps relative à l'inversion du sens de rotation lorsqu'un balayage essuieglace est réalisé. Malgré tout, le temps nécessaire pour réaliser une acquisition selon une couverture angulaire de 180 degrés est toujours relativement long devant la dynamique du phénomène. Et cette dynamique ne peut, y compris dans ce mode continu, être négligée. Un objet de l'invention est de passer outre les limitations susmentionnées et de permettre l'observation d'un phénomène transitoire à l'aide d'un appareil d'imagerie médicale qui ne peut acquérir des images 3D d'un objet en un temps suffisamment court vis-à-vis de la dynamique du phénomène observé. A cet effet, l'invention propose, selon un premier aspect, un procédé pour l'obtention d'une représentation d'un phénomène physique qui varie dans le temps et dans l'espace à travers un objet organique, ledit objet étant représenté par un ensemble de voxels et une fonction paramétrique étant associée à chaque voxel pour modéliser l'évolution temporelle dudit phénomène en ce voxel, ledit procédé étant adapté à un dispositif d'imagerie par rayons X apte à élaborer des images 3D dudit objet à partir de projections 2D acquises, lors de la rotation dudit dispositif autour de l'objet, à des temps de mesure et selon des directions de projection donnés, ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comporte les étapes consistant à : É accéder aux projections 2D acquises par ledit dispositif, auxdits temps de mesure et selon lesdites orientations donnés, en vue de l'élaboration des images 3D; É déterminer de manière exacte la fonction paramétrique associée à chaque voxel de l'objet à partir desdites projections 2D. Des aspects préférés, mais non limitatifs, du procédé selon l'invention io sont les suivants: l'étape de détermination comporte une opération associant, pour chaque image représentant une projection 2D, l'intensité de chaque pixel composant ladite image à l'absorption des rayons X, au temps de mesure donné pour l'acquisition de ladite projection, par les voxels de l'objet situés sur une ligne de projection passant le pixel considéré et correspondant à l'orientation donnée de la mesure; - l'étape de détermination comporte la résolution de l'ensemble des équations du type Ip(x, y) = J J J a;lk(x,y)h;lk(pi,p2,...pn,tp), dans i j k lesquelles Ip(x, y) représente l'intensité d'un pixel d'une image représentant une projection 2D acquise à un temps de mesure donné tp, selon une direction de projection donnée, (i, j, k) représentent les coordonnées spatiales, hi J,k(p1,p2,...pn,t) représente la fonction de paramètres p1,p2,...pn associée au voxel de coordonnées (i, j, k), et a;, j,k est un coefficient dont la valeur est 0 ou 1 selon que le voxel de coordonnées (i, j, k) est sur la ligne de projection ou non; - l'étape de détermination peut être réalisée selon la méthode du gradient; - le procédé peut en outre comporter une étape classique de reconstruction tomographique des projections 2D acquises, de manière à identifier un point de départ pour l'application de l'étape de détermination. le procédé peut en outre comporter, préalablement à l'étape de détermination, une étape de soustraction visant à éliminer des informations communes à des images; le phénomène observé peut être celui de la diffusion d'un agent de contraste injecté de manière intraartérielle ou intraveineuse dans ledit objet; la fonction paramétrique associée à chaque voxel de l'objet est la convolution entre la fonction de réponse impulsionnelle du tissu et la fonction d'entrée de contraste audit voxel; lo la fonction de réponse impulsionnelle est une fonction exponentielle décroissante; le procédé peut en outre comporter les étapes d'élaboration d'un modèle local du vaisseau dans lequel diffuse l'agent de contraste sous forme d'un cylindre, de modélisation du flux dudit agent de contraste à travers ledit cylindre et d'estimation de la fonction d'entrée de contraste à partir de ladite modélisation et des différentes projections disponibles; l'injection de l'agent de contraste étant réalisée de manière intraartérielle, la fonction d'entrée de contraste est une fonction de Dirac. L'invention propose également, selon un second aspect, un dispositif d'obtention d'une représentation d'un phénomène physique qui varie dans le temps et dans l'espace à travers un objet organique, ledit objet étant représenté par un ensemble de voxels et une fonction paramétrique étant associée à chaque voxel pour modéliser l'évolution temporelle dudit phénomène en ce voxel, ledit dispositif comprenant un dispositif d'imagerie par rayons X aptes à élaborer des images 3D dudit objet à partir de projections 2D acquises lors de la rotation dudit dispositif autour de l'objet, à des temps de mesure et selon des directions de projection données, ledit dispositif étant caractérisé en ce qu'il comporte en outre: É des moyens d'accès auxdites projections 2D; et des moyens de détermination de manière exacte de la fonction paramétrique associée à chaque voxel de l'objet à partir desdites projections 2D. Des aspects préférés, mais non limitatifs, du dispositif selon l'invention sont les suivants: - le dispositif peut comporter un module d'affichage pour afficher une représentation de l'évolution temporelle du phénomène physique à travers l'objet; - le dispositif d'imagerie est apte à observer la diffusion d'un agent de io contraste injecté dans ledit objet de manière intraveineuse ou intraartérielle; - le dispositif d'imagerie peut être un arceau vasculaire. D'autres caractéristiques, buts et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description détaillée qui va suivre, et au regard des dessins annexés, donnés à titre d'exemples non limitatifs et sur lesquels: - la figure 1, déjà commentée, représente de manière schématique le procédé classique d'élaboration d'une image de perfusion à l'aide d'un scanner CT; - la figure 2 représente de manière schématique le procédé selon l'invention pour l'élaboration d'un volume de perfusion à l'aide d'un dispositif d'imagerie à rayons X, du type arceau vasculaire. Comme on l'a vu précédemment, la vitesse d'acquisition d'un scanner CT est telle qu'il est possible de négliger l'évolution du phénomène transitoire observé lors d'un balayage (acquisition d'un sinogramme). Les aspects temporels et spatiaux du problème de l'observation dudit phénomène peuvent alors être découplés. Dans le cadre de l'invention, la dynamique du phénomène ne peut être négligée. Les aspects temporels et spatiaux doivent alors être traités conjointement et le problème doit être considéré comme un problème quadridimensionnel. io On considère ici l'injection (par exemple de manière intraveineuse ou intra-artérielle) d'un produit de contraste (par exemple à base d'iode) dans un objet organique (par exemple le corps d'un patient). Le phénomène transitoire à observer est alors celui de la diffusion dudit produit de contraste dans une zone d'intérêt de l'objet organique. On considère plus particulièrement l'angiographie, c'est-à-dire l'injection d'un produit de contraste dans les vaisseaux sanguins (veines, artères) afin de les opacifier et de les visualiser dans un but diagnostique ou thérapeutique. io Bien entendu, l'invention n'est pas limitée à l'observation de la diffusion d'un produit de contraste, mais s'étend à tout phénomène transitoire pouvant être observé à l'aide d'un dispositif d'imagerie apte à réaliser les fonctions ici décrites. On considère une représentation discrète de l'espace selon laquelle la zone d'intérêt est constituée d'une pluralité de régions cubiques élémentaires. Une région cubique élémentaire est également appelée voxel (pixel tri-dimensionnel). Dans le cadre de l'invention, on considère que l'activité de chaque voxel peut être modélisée par une fonction paramétrique. Dans la suite de la description, les coordonnées spatiales i, j et k identifient un voxel particulier de la zone d'intérêt. Une fonction paramétrique h;e(pl,p2,...pn,t) est ainsi associée au voxel de coordonnées spatiales i, j, k; pi, p2,....pn étant les paramètres de la fonction paramétrique. De manière non limitative, cette fonction paramétrique peut être une fonction parabolique, une fonction similaire à l'exponentielle décroissante dont il a été fait mention précédemment, ou encore une fonction plus complexe, par exemple une bi-exponentielle décroissante. L'invention met en oeuvre un dispositif d'imagerie médicale par rayons 30 X, par exemple un arceau vasculaire. Ledit dispositif d'imagerie est apte à tourner autour du patient en décrivant un arc, préférablement d'au moins 180 degrés. Comme on l'a vu précédemment, un arceau vasculaire balaie un arc de 180 degrés autour du patient en 5 secondes environ. Ledit arceau vasculaire est apte à élaborer une image 3D de la zone d'intérêt à partir d'une pluralité de projections 2D acquises à des positions données lors d'une rotation autour de l'objet le long de l'arc. Lesdites projections 2D sont acquises à des temps de mesure et selon des directions de projection données. Environ 10 projections 2D sont typiquement acquises en une seconde, et un balayage de 180 degrés autour du patient permet ainsi d'acquérir environ 50 projections 2D. Chacune de ces images 2D est ainsi acquise en un temps suffisamment court devant la dynamique du phénomène transitoire observé et 5 secondes environ sont nécessaires pour acquérir un nombre suffisant de projections pour l'élaboration d'une image 3D de qualité. Bien entendu, afin de disposer d'un nombre suffisant de mesures, l'invention peut mettre en oeuvre une pluralité de rotations de l'arceau autour de l'objet. Une trentaine de secondes sont ainsi nécessaires pour réaliser 6 balayages autour du patient au cours desquels environ 300 images 2D du patient sont acquises. Ce nombre important d'images 2D permet, comme cela sera plus particulièrement détaillé par la suite, d'obtenir un volume de perfusion 25 décrivant précisément l'évolution du phénomène transitoire. Ladite pluralité de rotations de l'arceau autour du patient est préférablement réalisée en effectuant successivement des acquisitions de type essuie-glace . Bien entendu, l'invention s'applique également lorsque l'arceau 30 vasculaire dispose d'un mode de rotation continu. L'échantillonnage temporelle des données versus leur répartition angulaire est dans ce cas avantageusement amélioré. L'invention propose d'utiliser directement lesdites projections 2D qui sont généralement acquises uniquement en vue de l'élaboration des images 3D. Comme on l'a vu précédemment, ces projections 2D sont chacune associées à un temps de mesure et à une direction de projection donnés. En référence à la figure 2, on a représenté sous la référence e l'ensemble de ces projections, chacune étant associée à un couple (temps io t, direction de projection 8). L'accès aux différentes mesures permet ainsi d'obtenir une succession d'images lp, chacune de ses images étant acquise à un temps de mesure donné tp, selon une orientation donnée. L'intensité de chaque pixel composant l'image lp d'une des projections 2D correspond ainsi à l'absorption des rayons X, au temps de mesure tp, par les voxels de la zone d'intérêt situés sur une ligne de projection passant par le pixel considéré et correspondant à la direction de projection donnée de la mesure. En d'autres termes, l'intensité de chaque pixel de ces images correspond à l'intégrale de la fonction paramétrique h;i,k le long d'une ligne dite de projection définie par le centre de projection et le pixel considéré. On a ainsi la relation: Ip(x, y) = f f f a;j,k(x,y)h;i,k(p1,p2,...pn,tp), dans i j k laquelle a;i,k(x,y) est un coefficient dont la valeur est 0 ou 1 selon que le voxel de coordonnées (i,j,k) est sur la ligne de projection ou non. On notera que le document CA 2 288 584 (ci-après CA) propose la description d'un phénomène dynamique par la mise en oeuvre d'un traitement d'images réalisées lors d'un balayage tomographique. Plus précisément, il est proposé dans ce document CA un procédé et un appareil permettant de produire une image représentant le changement de radioactivité d'un objet en utilisant des équipements d'imagerie nucléaire standards (du type gammatomographe ou SPECT selon l'expression anglo-saxonne Single-Photon Emission Computed Tomography). La dynamique du phénomène observé dans le cadre du document CA (diffusion d'un traceur radioactif) est particulièrement lente et autorise ainsi des temps d'acquisition particulièrement longs (une dizaine de secondes pour obtenir une image 2D, une vingtaine de minutes pour réaliser un balayage de 180 degrés autour du patient). Comme on l'a vu précédemment, la présente invention s'intéresse quant à elle à des phénomènes transitoires dont la dynamique est nettement supérieure. On rappelle que dans le cadre de l'invention, une projection 2D est acquise en un dixième de seconde, soit une différence d'un facteur 100 dans le temps d'acquisition, ce qui permet typiquement de réaliser 6 balayages et d'acquérir plus de 300 projections 2D en seulement une trentaine de secondes. On notera également que la solution proposée dans le document CA décrit les contraintes temporelles sur les intensités reconstruites au fil du temps par des inégalités et n'impose aucune forme prédéterminée de fonction pour décrire l'évolution du phénomène dynamique en chaque voxel. Et si l'utilisation de fonctions paramétriques est mentionnée dans ce document CA dans le cadre de l'imagerie 3D, elle n'est aucunement transposée dans le cadre de l'imagerie projective; le document CA la rejetant même en invoquant notamment son inefficacité en terme de calcul. L'utilisation des projections 2D n'était donc ni enseignée, ni suggérée dans ce document CA afin de résoudre la problématique des phénomènes transitoires dans le cas d'une technique d'acquisition pour laquelle la solution proposée dans le document CA n'est a priori pas transposable. Revenant à la description de l'invention, on détermine par la suite, afin de caractériser le phénomène transitoire, les paramètres de la fonction paramétrique associée à chacun des voxels de la zone d'intérêt. Cette détermination est réalisée en résolvant les différentes relations intégrales du type Ip(x, y) = f f f a;e(x,y)h;lk(p1,p2,...pn,tp). i j k En fonction du nombre de paramètres pris en compte et de la complexité de l'expression mise en jeux (linéaire, quadratique), différentes méthodes de résolution peuvent être envisagées. Selon un mode de réalisation préféré de l'invention, la méthode du gradient est utilisée afin de déterminer les paramètres des fonctions paramétriques associées à chaque voxel. Bien entendu, d'autres types de méthode d'identification des paramètres des fonctions paramétriques peuvent être envisagés, l'invention n'étant en aucun cas limitée au choix d'une méthode de résolution. Finalement, l'invention ne nécessite pas la mise en oeuvre d'une étape intermédiaire visant à reconstruire des coupes CT à partir de sinogrammes, comme cela est classiquement réalisé avec les scanners CT. Selon un mode de réalisation avantageux, des algorithmes tomographiques classiques, du type de ceux mentionnés précédemment notamment à l'examen de la figure 1, peuvent toutefois être mis en oeuvre. Une telle résolution du problème tomographique par des méthodes régulières permet de procéder à une première reconstruction, sans inclure la dimension temporelle, et d'ajuster ainsi le modèle paramétrique choisi pour chaque voxel. La méthode de résolution choisie (par exemple la méthode du gradient) peut ensuite être utilisée afin d'identifier l'optimum des paramètres du modèle préalablement ajusté. Dans le cadre de ce mode de réalisation avantageux, les reconstructions tomographiques classiques sont ainsi utilisées lors d'une étape d'initialisation afin d'identifier un point de départ pour l'algorithme de la méthode de résolution choisie. On notera que des méthodes de régularisation peuvent également être employées, et cela en utilisant en particulier le fait que le comportement de voxels voisins est quasi-similaire. Finalement, et en référence à la figure 2, les aspects spatiaux et 5 temporels du problème de l'observation d'un phénomène transitoire sont couplés et traités conjointement dans le cadre de l'invention. Les paramètres des fonctions paramétriques étant déterminés, on obtient finalement un volume dit de perfusion (cf. référence f) décrivant l'évolution spatiale et temporelle du phénomène transitoire à travers la zone d'intérêt de l'objet organique. Bien entendu, le dispositif selon l'invention peut également comprendre un module d'affichage permettant d'afficher une représentation de l'évolution temporelle du phénomène physique à travers l'objet. L'invention trouve en particulier application pour l'observation de la diffusion d'un produit de contraste, que ce produit ait été injecté de manière intraveineuse ou intra-artérielle dans le corps d'un patient. Lorsque l'injection de l'agent de contraste est réalisée de manière intraveineuse, la fonction paramétrique h;i,k(p1,p2,...pn,t) est relativement complexe. Il s'agit en effet de la convolution entre la fonction de réponse impulsionnelle du tissu et la fonction d'entrée artérielle. De manière similaire, lorsque l'injection de l'agent de contraste est réalisée de manière intra-artérielle, la fonction paramétrique hiJ,k(p1, p2,É..Pn,t) correspond également à la convolution de la fonction de réponse impulsionnelle du tissu et la fonction d'entrée de contraste. La détermination des paramètres est alors envisageable seulement si la fonction d'entrée artérielle peut être directement estimée. Il est à cet effet possible d'élaborer un modèle local du vaisseau sous forme d'un cylindre et de modéliser le flux de produit de contraste à travers ce cylindre. La fonction d'entrée de contraste peut alors être estimée en utilisant cette modélisation et les différentes projections disponibles, le modèle cylindrique élaboré permettant effectivement de s'affranchir des variations dues au changement d'angles de projection. Selon un mode de réalisation particulier de l'invention, lorsque l'injection de l'agent de contraste est réalisée de manière intraartérielle, la fonction d'entrée de contraste peut être considérée comme étant proche d'une fonction de Dirac. De telle sorte sa convolution avec la fonction de réponse impulsionnelle est égale à la fonction de réponse impulsionnelle elle-même. L'influence de la fonction d'entrée de contraste peut alors être négligée 10 dans les calculs. L'injection intra-artérielle permet ainsi un meilleur contraste et un bruit plus réduit que l'injection intraveineuse. L'invention s'applique également en modes d'acquisition en soustraction, modes selon lesquels on élimine les informations communes à des images de manière à permettre notamment une lecture plus aisée des informations radiographiques. Le mode soustrait est particulièrement utile en imagerie vasculaire puisqu'il permet la suppression des éléments anatomiques qui ne sont pas liés au phénomène étudié, ce qui rend la tache de reconstruction moins complexe. On peut à titre d'exemple réaliser une soustraction d'une image de la zone d'intérêt réalisée, selon une orientation donnée, lorsque par exemple aucun produit de contraste ne diffuse dans ladite zone à une image acquise, selon la même orientation donnée, lors de la diffusion d'un produit de contraste dans ladite zone. Dans le cadre de l'invention, la soustraction peut être réalisée sur les projections 2D elles-mêmes, avant le démarrage de la création du volume de perfusion. L'invention procure ainsi un avantage supplémentaire vis-à-vis des techniques antérieures, pour lesquelles, du fait de limitations techniques, la reconstruction tomographique est réalisée sur des acquisitions non soustraites. REVENDICATIONS 1. Procédé pour l'obtention d'une représentation d'un phénomène physique qui varie dans le temps et dans l'espace à travers un objet organique, ledit objet étant représenté par un ensemble de voxels et une fonction paramétrique étant associée à chaque voxel pour modéliser l'évolution temporelle dudit phénomène en ce voxel, ledit procédé étant adapté à un dispositif d'imagerie par rayons X apte à élaborer des images 3D dudit objet à partir de projections 2D acquises, lors de la io rotation dudit dispositif autour de l'objet, à des temps de mesure et selon des directions de projection donnés, ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comporte les étapes consistant à: É accéder aux projections 2D acquises par ledit dispositif, auxdits 15 temps de mesure et selon lesdites orientations donnés, en vue de l'élaboration des images 3D; É déterminer de manière exacte la fonction paramétrique associée à chaque voxel de l'objet à partir desdites projections 2D. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape de détermination comporte une opération visant à associer, pour chaque image représentant une projection 2D, l'intensité de chaque pixel composant ladite image à l'absorption des rayons X, au temps de mesure donné pour l'acquisition de ladite projection, par les voxels de l'objet situés sur une ligne de projection passant le pixel considéré et correspondant à l'orientation donnée de la mesure. 3. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que l'étape de détermination de la fonction paramétrique associée à un voxel comporte 30 la résolution de l'ensemble des équations du type Ip(x, y) = J J J ÀIj, k(x,Y)hi,j,k(p1,p2,...pn,tp), dans lesquelles Ip(x, y) représente i j k l'intensité d'un pixel d'une image représentant une projection 2D acquise à un temps de mesure donné tp, selon une direction de projection donnée, (i, j, k) représentent les coordonnées spatiales, h;,j,k(p1,p2,...pn,t) représente la fonction de paramètres p1,p2,...pn associée au voxel de coordonnées (i, j, k), et À;,j,k est un coefficient dont la valeur est 0 ou 1 selon que le voxel de coordonnées (i, j, k) est sur la ligne de projection ou non. io 4. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'étape de détermination est réalisée selon la méthode du gradient. 5. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comporte en outre une étape classique de reconstruction tomographique des projections 2D acquises, de manière à identifier un point de départ pour l'application de l'étape de détermination. 6. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comporte en outre, préalablement à l'étape de détermination, une étape de soustraction visant à soustraire de chaque image représentant une projection 2D acquise en présence du phénomène physique selon une orientation donnée, une image de l'objet acquise, en l'absence dudit phénomène, selon la même orientation donnée, de manière à éliminer les informations communes auxdites images. 7. Procédé selon l'une des revendications précédentes, dans lequel le phénomène observé est celui de la diffusion d'un agent de contraste, caractérisé en ce que la fonction paramétrique associée à chaque voxel de l'objet est la convolution entre la fonction de réponse impulsionnelle du tissu et la fonction d'entrée de contraste audit voxel. 8. Procédé selon la revendication précédente, caractérisé en ce que la fonction de réponse impulsionnelle est une fonction exponentielle décroissante, de paramètres A, p et t , égale à 0 avant le moment t auquel l'injection est opérée, et de la forme A(t-t0)exp"ct-t0)i' lorsque le temps t est plus grand que to. 9. Procédé selon l'une des deux revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comporte en outre les étapes d'élaboration d'un modèle local du vaisseau dans lequel diffuse l'agent de contraste sous forme d'un cylindre, de modélisation du flux dudit agent de contraste à travers ledit cylindre et d'estimation de la fonction d'entrée de contraste à partir de ladite modélisation et des différentes projections disponibles. 10. Procédé selon l'une des revendications 7 ou 8, dans lequel l'injection de l'agent de contraste est réalisée de manière intra- artérielle, ledit procédé étant caractérisé en ce que la fonction d'entrée de contraste est une fonction de Dirac. 11. Dispositif d'obtention d'une représentation d'un phénomène physique qui varie dans le temps et dans l'espace à travers un objet organique, ledit objet étant représenté par un ensemble de voxels et une fonction paramétrique étant associée à chaque voxel pour modéliser l'évolution temporelle dudit phénomène en ce voxel, ledit dispositif comprenant un dispositif d'imagerie par rayons X aptes à élaborer des images 3D dudit objet à partir de projections 2D acquises lors de la rotation dudit dispositif autour de l'objet, à des temps de mesure et selon des directions de projection données, ledit dispositif étant caractérisé en ce qu'il comporte en outre: É des moyens d'accès auxdites projections 2D; É et des moyens de détermination de manière exacte de la fonction paramétrique associée à chaque voxel de l'objet à partir desdites projections 2D. 12. Dispositif selon la revendication 11, caractérisé en ce qu'il comporte en outre un module d'affichage pour afficher une représentation de l'évolution temporelle du phénomène physique à travers l'objet. io 13. Dispositif selon l'une des revendications 11 ou 12, caractérisé en ce que ledit dispositif d'imagerie est apte à observer la présence d'un agent de contraste injecté dans ledit objet de manière intraveineuse ou infra-artérielle. 14. Dispositif selon l'une des revendications 11 à 13, caractérisé en ce que le dispositif d'imagerie est un arceau vasculaire. 15. Dispositif selon la revendication 14, caractérisé en ce que l'arceau vasculaire est entraîné en rotation autour dudit objet le long d'un arc d'au moins 180 degrés alternativement dans un sens puis dans l'autre, de manière à réaliser une série de balayages de type essuie-glace dudit l'objet. 16. Dispositif selon la revendication 14, caractérisé en ce que l'arceau vasculaire est entraîné autour dudit objet selon un mode de rotation continu, de manière à réaliser une série de balayages complets dudit objet.