Brevet FR2887429A1 — publié le 20061229

L'invention concerne le domaine de l'imagerie médicale. Elle concerne plus particulièrement les images radiologiques 5 d'organes ou de parties d'organe en mouvement. Les appareils d'imagerie radiologique conventionnels comprennent généralement une source apte à émettre des rayons X et un détecteur comprenant une caméra vidéo et un intensificateur d'image. L'organe dont on souhaite obtenir une image est placé entre la source et le détecteur. Les rayons X émis par la source traversent l'organe et sont reçus par le détecteur. Les rayons sont amplifiés par l'intensificateur d'image et convertis par la caméra vidéo en signaux représentatifs de l'exposition du détecteur. Certains examens médicaux ou certaines opérations requièrent l'acquisition d'une pluralité d'images radiologiques successives d'une même zone anatomique d'un patient. Pour éviter l'apparition d'artéfacts sur les images produites par traitement des images brutes acquises ou d'erreurs dans l'analyse de ces images, il est nécessaire que la zone anatomique d'intérêt soit dans la même position durant la prise de chaque image successive. Toutefois, certains mouvements ne peuvent être évités, en particulier, des mouvements dus aux contractions du coeur. Lorsqu'une seule image par cycle cardiaque est suffisante pour les besoins de l'examen ou de l'opération, l'acquisition à haute cadence et le tri ultérieur des images n'est pas une solution acceptable car elle résulterait en une exposition inutile aux rayons X pour le patient et le personnel médical. C'est pourquoi, une solution consiste à synchroniser l'acquisition des images avec le cycle cardiaque du patient. Autrement dit, la source et le détecteur sont commandés en synchronisme avec un signal cardiaque mesuré, de sorte que les images sont acquises à une phase identique du cycle cardiaque. Ainsi, on ne garde typiquement qu'une seule image par cycle cardiaque. Les appareils d'imagerie comprenant des détecteurs plan numérique de rayons X, également appelés détecteurs à panneau numérique plat (Digital Flat Panel), permettent de générer des images numériques présentant une meilleure qualité que les images générées par les appareils à détecteur classique. Toutefois, pour générer des images de qualité, les détecteurs de rayons X à l'état solide requièrent une lecture parfaitement périodique. Du fait que les mouvements cardiaques ne sont pas répétables, les signaux cardiaques ne sont pas périodiques. II en résulte qu'il n'est pas envisageable de synchroniser parfaitement un détecteur de rayons X à l'état solide avec un signal cardiaque. Une telle synchronisation conduirait à des performances dégradées du détecteur et/ou requerrait un traitement de correction des images acquises beaucoup trop complexe. Le document US 6 643 536 décrit un procédé pour synchroniser l'acquisition d'images radiologiques avec un signal cardiaque, en vue de réaliser des images bi-énergétiques. Ce procédé consiste à mesurer le signal cardiaque, à détecter un pic de diastole et après l'écoulement d'un délai prédéterminé suivant le pic de systole (complexe QRS), à déclencher pendant la phase de diastole une émission de rayons X en synchronisme avec le signal de commande du détecteur. Ce procédé de synchronisation permet de générer deux images des poumons à deux énergies de rayons X différentes durant une période diastolique du coeur (période au cours de laquelle les cavités du coeur se remplissent de sang). La période diastolique correspond en général à une période du cycle cardiaque durant laquelle le coeur présente un mouvement minimal. Le procédé a pour but de limiter les variations de position des poumons entre les images acquises, même si ces images ne sont pas acquises à une phase exactement identique du cycle cardiaque. D'une part, un tel procédé ne fournit pas toujours des résultats satisfaisants car il ne prend pas en compte les différences de cinétique cardiaque existant entre les patients. En particulier, on constate que le moment de déclenchement optimum de l'exposition selon le critère de moindre mouvement de l'organe considéré ne correspond pas nécessairement à un délai donné (ou à une phase du cycle cardiaque donnée) repéré par rapport au pic de début de systole. D'autre part, un tel procédé n'est pas adapté au traitement d'une séquence contenant un grand nombre d'images, ainsi qu'à l'analyse du coeur, dont les mouvements sont significativement plus importants que ceux qu'il induit chez les organes voisins. Un problème résolu par l'invention est de proposer un procédé d'imagerie radiologique plus précis que les procédés de l'art antérieur. Ce problème est résolu dans le cadre de la présente invention grâce à un procédé d'imagerie radiologique d'un organe en mouvement, comprenant les étapes consistant à : acquérir une séquence d'images de référence de l'organe, traiter la séquence d'images de référence de l'organe pour déterminer pour chaque image au moins un paramètre de mouvement ou 15 des données de mouvement de l'organe associé(s) à l'image, associer à une ou plusieurs phases d'un signal physiologique de référence un paramètre de mouvement ou des données de mouvement ainsi déterminé(es). Le procédé de l'invention est basé sur l'acquisition préalable d'une séquence d'images de référence. Le traitement de cette séquence d'image de référence permet d'analyser le mouvement d'un organe chez un patient particulier, ce mouvement étant ensuite mis en correspondance avec le signal physiologique. Selon une première mise en oeuvre possible, le procédé de 25 l'invention permet de: déterminer au moins une phase du signal physiologique de référence pour laquelle le paramètre de mouvement associé est minimal, en déduire un délai optimal de déclenchement d'une source d'un appareil d'imagerie radiologique. La phase de référence ainsi déterminée est propre à chaque patient. Dans le cas où le signal de référence est un signal cardiaque, la phase de référence est la phase du cycle cardiaque pour laquelle le mouvement du coeur est minimal. Le procédé de l'invention permet ainsi de déclencher la source de l'appareil d'imagerie de manière appropriée en fonction de chaque patient pour obtenir une variation minimale de la position de l'organe. Plus précisément, selon cette première mise en oeuvre de 5 l'invention, le procédé peut comprendre les étapes consistant à : mesurer un signal physiologique, détecter le début d'un cycle du signal physiologique, après l'écoulement du délai optimal (8), commander une source d'un appareil d'imagerie radiologique pour que la source émette une ou 10 plusieurs impulsion(s) de rayons X. Du fait que la source est déclenchée durant une phase du cycle où le mouvement est minimal, l'absence de synchronisation stricte entre le détecteur fonctionnant sur son horloge propre et le signal physiologique influe peu sur l'image acquise. Selon une deuxième mise en oeuvre possible, le procédé de l'invention permet de déterminer une fonction de correction associant à chaque phase du signal physiologique de référence des données de mouvement. Le procédé de l'invention permet de corriger chaque image de la séquence d'image pour obtenir, par exemple une séquence d'images corrigées dans laquelle l'organe imagé se trouve dans une position sensiblement identique d'une image à l'autre. Plus précisément, selon cette deuxième mise en oeuvre, le procédé de l'invention peut comprendre les étapes consistant à : acquérir une séquence d'images, simultanément à l'acquisition, mesurer un signal physiologique, corriger chaque image sur la base de la fonction de correction déterminée lors d'une étape préalable et de la phase du signal physiologique mesuré. Cette deuxième application permet notamment de suivre l'évolution de l'organe sur la séquence d'image corrigée, l'organe étant sensiblement immobile d'une image à l'autre. En particulier, le procédé permet d'observer l'évolution d'un flux sanguin ou la position d'une artère au cours d'un cycle cardiaque ou la position d'un outil interventionnel, tel qu'un guide, un cathéter ou un stent. Le procédé peut en outre comprendre l'étape consistant à filtrer chaque image sur la base de la fonction de correction et de la phase du signal physiologique mesuré, par exemple par utilisation d'un filtre temporel dont les caractéristiques sont modulées par la fonction de mouvement. L'invention se rapporte également à un appareil de radiologie comprenant une source apte à générer des rayons X, un détecteur de rayons X à l'état solide et une unité d'acquisition apte à traiter des images acquises par le détecteur, l'unité d'acquisition étant programmée pour mettre en oeuvre les étapes d'un procédé d'imagerie tel que défini précédemment. D'autres caractéristiques et avantages ressortiront encore de la description qui suit, laquelle est purement illustrative et non limitative et doit 15 être lue en regard des figures annexées parmi lesquelles: - la figure 1 représente de manière schématique un appareil d'imagerie comprenant un détecteur de rayons X à l'état solide, - la figure 2 est un diagramme représentant de manière schématique un signal cardiaque, et l'évolution d'un paramètre de vitesse au cours d'un cycle cardiaque pour un coeur lent et pour un coeur rapide, - la figure 3 est un diagramme représentant de manière schématique les étapes d'une opération de calibrage dans un procédé d'imagerie radiologique conforme à un premier mode de réalisation de l'invention, - la figure 4 est un diagramme représentant de manière schématique les étapes d'une opération d'acquisition d'images dans un procédé d'imagerie radiologique conforme au premier mode de réalisation de l'invention, - la figure 5 représente de manière schématique les différents 30 signaux de commande de l'appareil d'imagerie selon le premier mode de réalisation de l'invention, - la figure 6 est un diagramme représentant de manière schématique les étapes d'une opération de calibrage dans procédé d'imagerie radiologique conforme à un deuxième mode de réalisation de l'invention, - la figure 7 est un diagramme représentant de manière schématique les étapes d'une opération d'acquisition d'images dans un procédé d'imagerie radiologique conforme au deuxième mode de réalisation de l'invention ? - la figure 8 est un diagramme représentant de manière schématique les sous-étapes d'un procédé de détermination d'un paramètre de mouvement, dans un procédé d'imagerie radiologique conforme au premier mode de réalisation de l'invention, - la figure 9 est un diagramme représentant de manière schématique une étape de détermination de minima de mouvement, dans un procédé d'imagerie radiologique conforme au premier mode de réalisation de l'invention, - la figure 10 est un diagramme représentant de manière schématique une étape de détermination d'un délai optimal d'acquisition dans un procédé d'imagerie radiologique conforme au premier mode de réalisation de l'invention. Sur la figure 1, l'appareil d'imagerie représenté comprend un appareil de mesure de signal cardiaque 1, une unité d'acquisition 2, un générateur de haute tension 3, une source de rayons X 4, un détecteur de rayons X à l'état solide 5 et une table 6 sur laquelle peut être installé un patient 7. La table 6 est positionnée entre la source 4 et le détecteur 5. L'appareil de mesure de signal cardiaque 1 est apte à mesurer les signaux électriques émis par le coeur en fonction du temps. L'appareil de mesure 1 transmet les signaux qu'il mesure à l'unité d'acquisition 2. L'unité d'acquisition 2 comprend des moyens de traitement programmés pour commander le générateur de tension haute fréquence 3 et le détecteur de rayons X à l'état solide 5. Le générateur de tension haute fréquence 3 alimente la source de rayons X 4 pour que la source 4 émette des rayons X 8. Les rayons X 8 émis par la source 4 traversent le patient 7 et sont reçus par le détecteur 5. L'unité d'acquisition 2 est apte à commander le détecteur 5 pour lire des images de manière périodique. La figure 2 est un diagramme représentant un signal cardiaque ECG tel qu'il est mesuré par l'appareil de mesure 1, et l'évolution d'un paramètre de vitesse coronaire au cours d'un cycle cardiaque pour un coeur lent et pour un coeur rapide. Le paramètre de vitesse coronaire correspond à la vitesse de déplacement des artères coronaires dû aux battements cardiaques. Ce paramètre est lié au mouvement du coeur. On remarque que l'évolution du paramètre de vitesse coronaire au cours d'un cycle cardiaque peut être très différente d'un sujet à l'autre. En particulier, la phase de mouvement minimum peut être localisée très différemment par rapport au pic de diastole. Deux zones de repos peuvent même apparaître. La figure 3 est un diagramme représentant de manière schématique les étapes d'une opération de calibrage 10 dans un procédé d'imagerie radiologique conforme à un premier mode de réalisation de l'invention. Ce premier mode de réalisation permet d'acquérir des images du coeur d'un patient, lorsque le coeur se trouve dans une phase de mouvement minimal. Ce premier mode de réalisation comprend une première opération de calibrage 10 au cours de laquelle l'unité d'acquisition commande la source et le détecteur pour effectuer les étapes suivantes. Le patient est installé sur la table de l'appareil d'imagerie 25 radiologique. Selon une première étape 11, l'unité d'acquisition commande la source et le détecteur pour acquérir une séquence d'images d'un organe ou d'une partir d'organe. Les images sont acquises successivement dans le temps, à une cadence suffisamment élevée en regard du rythme cardiaque pour obtenir une bonne résolution temporelle (typiquement de l'ordre de 30 images par seconde). La séquence d'image est enregistrée par l'unité d'acquisition en tant que séquence d'images de référence. Une séquence d'image typique est une séquence d'images acquises pendant une injection d'un produit de contraste dans une artère coronaire. Les images sont typiquement des images composées de 512x512 pixels ou 1024x1024 pixels. Les images sont acquises à une cadence de l'ordre de 30 images par seconde pendant une durée de l'ordre de 5 à 10 secondes. Au cours de cette première étape 11, le produit de contraste est transporté par le sang et progresse dans l'artère coronaire. Le produit est ensuite éliminé par le système veineux. Le mouvement du produit de contraste est enregistré sur la séquence d'images. Selon une deuxième étape 12, l'appareil de mesure de signal cardiaque mesure le signal cardiaque généré par le coeur du patient au cours du temps. Le signal cardiaque est enregistré par l'unité d'acquisition en tant que signal cardiaque de référence. L'étape 11 d'acquisition de la séquence d'image et l'étape 12 de mesure du signal cardiaque sont réalisées simultanément au moyen d'un signal d'horloge commun. C'est pourquoi, à la fin de la première et de la deuxième étape 11 et 12, l'unité d'acquisition contient une séquence d'images de référence, chaque image de référence étant associée à une phase du signal cardiaque de référence. Selon une troisième étape 13, l'unité d'acquisition traite la séquence d'image de référence et détermine un paramètre de mouvement associé à 25 chaque image de référence. Le paramètre de mouvement déterminé est par exemple un paramètre de vitesse coronaire, c'est à dire un paramètre mesurant la vitesse de déplacement du produit de contraste dans l'artère coronaire. La figure 8 est un diagramme représentant de manière schématique les sousétapes d'une étape 13 de détermination d'un paramètre de mouvement. La séquence d'images de référence contient N images acquises successivement dans le temps lors de la première étape 11. Les images de la séquence d'images de référence sont indexées par un paramètre i variant de 1 à N selon l'ordre d'acquisition des images. Selon une première sous-étape 131, pour chaque image i de la séquence d'images de référence, l'unité d'acquisition soustrait l'image i à l'image i+1. Cette première sous-étape 131 conduit à l'obtention d'une séquence de N-1 images soustraites. Chaque image soustraite i de la séquence met en évidence les mouvements de structures entre deux images successives i et i+1 de la séquence d'images de référence. Selon une deuxième sous-étape 132, l'unité d'acquisition filtre chaque image i de la séquence d'images soustraite pour éliminer le bruit 15 composé de hautes fréquences spatiales. Selon une troisième sous-étape 133, l'unité d'acquisition convertit chaque image i de la séquence d'images filtrées en une image binaire. A cet effet, l'unité d'acquisition applique à chaque pixel de l'image image filtré i une fonction de seuillage telle que: si l'intensité du pixel est inférieure à un seuil prédéterminé, alors la fonction de seuillage affecte au pixel la valeur 0, si l'intensité du pixel est supérieure ou égale au seuil prédéterminé, alors la fonction de seuillage affecté au pixel la valeur 1. Cette troisième sous-étape 133 conduit à l'obtention d'une 25 séquence d'images binaires, dont les pixels valent 0 ou 1. Dans chaque image binaire, le nombre de pixels dont la valeur est 1 quantifie le mouvement des structures entre deux images successives i et i+1 de la séquence d'images de référence. Selon une quatrième sous-étape 134, pour chaque image i de la séquence d'images binaires, l'unité d'acquisition calcule un paramètre de mouvement associé à l'image i comme la somme des valeurs des pixels composant l'image binaire i. Autrement dit, le paramètre de mouvement associé à l'image i correspond au nombre de pixels de l'image binaire dont la valeur est 1. Il existe d'autres algorithmes d'analyse d'images permettant d'extraire des caractéristiques de mouvement de certaines structures à partir d'une séquence d'images. On pourra à cet égard se référer au document US 5 054 045 (Whiting et al.). Selon une quatrième étape 14, l'unité d'acquisition détermine les instants pour lesquels l'organe imagé présente un mouvement minimal, c'est-à-dire les instants pour lesquels le paramètre de mouvement déterminé au cours de la troisième étape 13 est minimal. La figure 9 montre un diagramme représentant les variations de la valeur du paramètre de mouvement pi en fonction de l'indice i de l'image de la séquence d'images de référence. Au cours de la quatrième étape 14, l'unité d'acquisition détermine les points correspondant aux valeurs 15 minimales du paramètre de mouvement. Selon une cinquième étape 15, l'unité d'acquisition en déduit une phase du signal cardiaque pour laquelle le paramètre de mouvement est minimal. La phase du signal cardiaque est un pourcentage du cycle cardiaque. Plus précisément, l'unité d'acquisition détermine un délai optimal 8 d'acquisition à partir du pic de diastole pour lequel le paramètre de mouvement est minimal. La figure 10 montre un diagramme représentant les variation du paramètre de mouvement pi associé à chaque image i de la séquence d'images de référence et du signal cardiaque (ECG) au cours du temps. Le délai optimal 8 ainsi déterminé est spécifique au patient examiné. Ce délai optimal permettra de déclencher l'acquisition d'image lors d'une opération d'acquisition ultérieure. Sur la figure 10, on constate que 8 est correspond à une phase du cycle cardiaque comprise entre 43 et 49 %. La figure 4 est un diagramme représentant de manière schématique les étapes d'une opération d'acquisition 20 conforme au premier mode de réalisation de l'invention. L'opération d'acquisition représentée sur la figure 4 suit l'opération de calibrage représentée sur la figure 3. Selon une première étape 21, l'appareil de mesure de signal cardiaque mesure un signal cardiaque et transmet le signal mesuré à l'unité 5 d'acquisition. Selon une deuxième étape 22, l'unité d'acquisition détecte un pic de diastole dans le signal cardiaque mesuré et déclenche un chronomètre. Selon une troisième étape 23, au bout d'un temps 8 égal au délai d'acquisition optimal déterminé au cours de l'opération de calibrage 10, l'unité d'acquisition commande le générateur à haute tension pour déclencher la source de rayons X. Le générateur à haute tension alimente la source qui émet des rayons X. Puis, le détecteur lit une image exposée. Sur la figure 4, on a représenté au cours du temps les signaux 15 suivants: - A: le signal cardiaque (ECG) mesuré par l'appareil de mesure de signal cardiaque, - B: le signal de commande d'alimentation généré par l'unité d'acquisition, - C: le signal de commande de lecture du détecteur, - D: le signal de commande de la source de rayons X, et - E: les rayons X émis par la source et détectés par le détecteur. On remarque que le signal de commande de lecture du détecteur est un signal périodique, présentant typiquement une fréquence d'environ 30 Hz. Lorsque la source de rayons X n'est pas activée, le détecteur génère des images sombres. Lorsque la source de rayons X est activée, le détecteur lit une image exposée. Au bout d'un temps 8 égal au délai d'acquisition optimal déterminé au cours de l'opération de calibrage 10, l'unité d'acquisition commande le générateur à haute tension pour déclencher la source de rayons X. Le générateur à haute tension alimente la source qui émet des rayons X. Le détecteur lit une image exposée au cycle de détection qui suit immédiatement l'émission de rayons X par la source. Etant donné que le détecteur n'est pas synchronisé avec le signal cardiaque du patient, le retard de détection de l'image par rapport au signal de déclenchement de la source varie entre 0 et la période T du signal C de commande de lecture du détecteur. Ainsi, pour un signal C de commande de lecture du détecteur présentant une fréquence de 30 Hz, on obtient un retard de détection compris entre 0 et 33 ms. Pour un patient adulte moyen, ce retard correspond à une erreur de phase comprise entre 0 et 4% de la durée du cycle cardiaque. Etant donné que l'acquisition d'image est réalisée au cours d'une phase du cycle où le mouvement de l'organe est minimal, l'erreur de phase a peu d'influence sur la position de l'organe sur les images acquises. Cette première mise en oeuvre du procédé permet donc d'obtenir une séquence d'images où l'organe apparaît sensiblement immobile. Dans une variante de ce premier mode de mise en oeuvre, la source de rayons X peut être déclenchée au bout d'un délai égal à s - 2 T. Dans cette variante, on obtient une erreur de phase comprise entre - 2 T et 2 T. Ainsi, l'erreur de phase ne dépasse jamais la moitié de la période du signal de lecture du détecteur. Dans une autre variante de ce premier mode de mise en oeuvre, la source de rayons X peut être déclenchée au bout d'un délai égal à 8 -'r, où r est le délai de réponse de la chaîne de commande de la source de rayons X. Cette variante permet de corriger le retard systématique de détection. Dans une autre variante encore de ce premier mode de mise en oeuvre, la source de rayons X peut être déclenchée au bout d'un délai égal à 8 +0 / , où 0 est un paramètre de correction qui dépend de la fréquence instantanée du coeur. Le paramètre de correction 0 permet de prendre en compte des variations de la fréquence cardiaque. Dans une autre variante encore de ce premier mode de mise en oeuvre, la source de rayons X peut être déclenchée au bout d'un délai égal à 6 - 2 pw, où pw est la durée d'émission des rayons X. Cette variante permet de localiser le milieu de l'exposition (localisation temporelle moyenne de l'image acquise) à l'instant du cycle cardiaque optimum. Les quatre variantes qui viennent d'être décrites peuvent être combinées pour obtenir un réglage fin du délai optimal d'acquisition. La figure 6 est un diagramme représentant de manière schématique les étapes d'une opération de calibrage 30 d'un appareil d'imagerie radiologique dans un procédé d'imagerie radiologique conforme à un deuxième mode de réalisation de l'invention. Ce deuxième mode de réalisation comprend une première opération de calibrage 30 au cours de laquelle l'unité d'acquisition commande la source et le détecteur pour effectuer les étapes suivantes. Le patient est installé sur la table de l'appareil d'imagerie radiologique. Selon une première étape 31, l'unité d'acquisition commande la source et le détecteur pour acquérir une séquence d'images d'un organe ou d'une partie d'organe. Les images sont acquises successivement dans le temps. La séquence d'image est enregistrée par l'unité d'acquisition en tant que séquence d'images de référence. Selon une deuxième étape 32 effectuée en même temps que la première étape 31, l'appareil de mesure de signal cardiaque généré par le coeur du patient au cours du temps. Le signal cardiaque est enregistré par l'unité d'acquisition en tant que signal cardiaque de référence. A la fin de la première et de la deuxième étape 31 et 32, l'unité d'acquisition contient une séquence d'images de référence, chaque image de référence étant associée à une phase du signal cardiaque de référence. Selon une troisième étape 33, l'unité d'acquisition traite la séquence d'image de référence et détermine des données de mouvement associées à chaque image de référence. Selon une quatrième étape 34, l'unité d'acquisition détermine une fonction de mouvement associant à chaque phase d'un cycle cardiaque des données de mouvement. La figure 7 est un diagramme représentant de manière schématique les étapes d'une opération d'acquisition d'images 40 dans le procédé d'imagerie radiologique conforme au deuxième mode de réalisation de l'invention. L'opération d'acquisition représentée sur la figure 7 suit l'opération de calibrage représentée sur la figure 6. Au cours de cette opération d'acquisition, l'unité d'acquisition commande la source et le détecteur pour effectuer les étapes suivantes. Selon une première étape 41, l'unité d'acquisition commande la source et le détecteur pour acquérir une séquence d'images d'un organe ou d'une partie d'organe. Selon une deuxième étape 42, l'appareil de mesure de signal cardiaque généré par le coeur du patient au cours du temps. L'étape 41 d'acquisition de la séquence d'image et l'étape 42 de 15 mesure du signal cardiaque sont réalisées simultanément au moyen d'un signal d'horloge commun. C'est pourquoi, à la fin de la première et de la deuxième étape 41 et 42, l'unité d'acquisition contient une séquence d'images, chaque image de étant associée à une phase du signal cardiaque. Selon une troisième étape 43, l'unité d'acquisition corrige chaque image acquise en appliquant à l'image la fonction de correction qui dépend de la phase du cardiaque associée à l'image sur la base de la fonction de mouvement déterminée lors de l'opération de calibrage. Ce deuxième mode de mise en oeuvre du procédé de l'invention permet de corriger chaque image de la séquence d'image pour ramener l'organe à une position identique dans chaque image acquise. Ce deuxième mode de réalisation permet d'obtenir une séquence d'images corrigées dans lesquels l'organe imagé se trouve dans une position sensiblement identique d'uneimage à l'autre. Ce deuxième mode de mise en oeuvre peut être réalisé en temps réel, c'està-dire que pour chaque image acquise, on regarde sa position dans le cycle cardiaque et on effectue immédiatement les corrections ou traitements relatifs à la fonction de mouvement prédéterminée correspondante (par exemple filtrage spatio-temporel après recalage spatial). Par ailleurs, la détermination de la fonction de mouvement réalisée lors de l'opération de calibrage peut permettre d'appliquer à chaque image acquise un traitement qui dépend des données de mouvement associées à l'image. Par exemple, le traitement appliqué peut comprendre un filtre spatio-temporel permettant de rehausser certains objets d'intérêt dans l'image ou de réduire le bruit. Les paramètres du traitement sont modulés en fonction de la phase du signal cardiaque associé à l'image. Autrement dit, l'étape 43 combine une correction de l'image et un filtrage spatiotemporel, la correction et le filtrage appliqués étant dépendant du signal cardiaque mesuré. 16 REVENDICATIONS 1. Procédé d'imagerie radiologique d'un organe en mouvement, comprenant les étapes consistant à : (11; 31) acquérir une séquence d'images de référence de l'organe, (13; 33) traiter la séquence d'images de référence de l'organe pour déterminer pour chaque image au moins un paramètre de mouvement ou des données de mouvement de l'organe associé(s) à l'image, (14; 34) associer à une ou plusieurs phases d'un signal 10 physiologique de référence un paramètre de mouvement ou des données de mouvement ainsi déterminé(es). 2. Procédé selon la revendication 1, comprenant l'étape consistant à: (14) déterminer au moins une phase du signal physiologique de référence pour laquelle le paramètre de mouvement associé est minimal, (15) en déduire un délai optimal (8) de déclenchement d'une source d'un appareil d'imagerie radiologique. 3. Procédé selon la revendication 2, comprenant l'étape consistant à: (21) mesurer un signal physiologique, (22) détecter le début d'un cycle du signal physiologique, (23) après l'écoulement du délai optimal (ô), commander une 25 source d'un appareil d'imagerie radiologique pour que la source émette une ou plusieurs impulsion(s) de rayons X. 4. Procédé selon l'une des revendications 2 ou 3, dans lequel le délai optimal (8) est corrigé pour prendre en compte l'un au moins des 30 facteurs suivants: une demi-période (1 T) d'un signal de commande de lecture (C) d'un détecteur de l'appareil d'imagerie, - un délai de réponse (T) d'une chaîne de commande de la source, - un paramètre de correction (8) qui dépend de la fréquence instantanée du signal physiologique, - la durée d'émission des rayons X (pw). 5. Procédé selon la revendication 1, comprenant les étapes consistant à : (34) déterminer une fonction de correction associant à chaque phase du signal physiologique de référence des données de mouvement. 10 6. Procédé selon la revendication 5, comprenant les étapes consistant à : (41) acquérir une séquence d'images, (42) simultanément à l'acquisition, mesurer un signal physiologique, 15 (43) corriger chaque image sur la base de la fonction de correction et de la phase du signal physiologique mesuré. 7. Procédé selon la revendication 6, dans lequel les images acquises sont corrigées pour obtenir une séquence d'images corrigées 20 dans lesquels l'organe imagé se trouve dans une position sensiblement identique d'une image à l'autre. 8. Procédé selon l'une des revendications 6 ou 7, comprenant en outre l'étape consistant à filtrer chaque image sur la base de la fonction de 25 correction et de la phase du signal physiologique mesuré. 9. Procédé selon l'une des revendications qui précèdent, dans lequel l'organe en mouvement est un coeur ou une partie du coeur. 10. Procédé selon l'une des revendications qui précèdent, dans lequel le signal physiologique est un signal cyclique. 11. Procédé selon la revendication 10, dans lequel le signal physiologique est un signal cardiaque. 12. Appareil de radiologie comprenant une source (4) apte à 5 générer des rayons X, un détecteur de rayons X à l'état solide (5) et une unité d'acquisition (2) apte à traiter des images acquises par le détecteur, l'unité d'acquisition (2) étant programmée pour mettre en oeuvre les étapes d'un procédé d'imagerie selon l'une des revendications 1 à 11.