Brevet FR2969793A1 — publié le 20120629

DOMAINE TECHNIQUE GENERAL L'invention concerne le domaine de la reconstruction tomographique et plus particulièrement la reconstruction d'une séquence d'image(s) 3D décrivant un objet à imager à l'aide d'un produit de contraste. ETAT DE LA TECHNIQUE La tomographie permet de réaliser des images de coupes (en anglais, « slice ») d'une région d'intérêt d'un objet en acquérant des projections. On a illustré sur la figure 1 schématiquement l'acquisition d'images 2D d'un l0 organe et la reconstruction tomographique d'une image 3D de cet organe. La reconstruction d'une image 3D par tomographie consiste à émettre des rayons X 10 issus d'une source vers l'organe 12, les rayons X sont émis selon différentes angulations lE {1,...,L} qui définissent la trajectoire Tr de la source (communément une rotation, appelée aussi spin). 15 Après avoir traversé l'organe 12, les rayons X 10 sont détectés par un détecteur 13 pour former un ensemble de projections 2D. Il y a autant de projections 2D acquises que d'angulations considérées (soit L projections pour la trajectoire). L'acquisition est mise en oeuvre par un détecteur (non représenté) situé en face de la source de rayons X 11, par exemple une caméra numérique. 20 Une application de la tomographie est la détection et la caractérisation d'une lésion dans un organe, par exemple une sténose dans un vaisseau d'un patient. Les projections 2D acquises sont utilisées pour reconstruire une image 3D de l'objet. Cette image 3D est plus précisément une cartographie 3D des coefficients d'atténuation aux rayons X du milieu traversé. 25 C'est au moyen de cette cartographie que le praticien radiologue interprète cette image en fonction des différences de contraste observées. On connait un procédé de reconstruction 3D itératif. Ce procédé est basé sur une expression discrète et matricielle du problème de reconstruction tomographique. Un tel procédé est mis en oeuvre dans une unité de traitement d'un système 30 d'imagerie médicale. De manière plus précise, le problème se modélise par l'équation suivante : Rf = p où p est l'ensemble des L projections acquises, R est un opérateur de projection qui modélise le système d'imagerie tomographique et sa trajectoire d'acquisition des L projections p , et f est l'image 3D de l'objet à reconstruire. Le problème de la reconstruction tomographique est de déterminer f en connaissant p et R . Une solution connue à l'équation ci-dessus mentionnée est la résolution du critère suivant : l0 Q(g) = 2 11Rg - p z g* = arg min Q(g) 8 où z symbolise la norme euclidienne dite L2. La minimisation du critère Q(g) par rapport à g donne de bons résultats (g' f ) lorsque l'ensemble des projections p est tel que L est grand (typiquement plusieurs centaines) et que l'ensemble des L angulations couvrent au moins 180° 15 degrés. Ces conditions sont communément vérifiées lorsque l'organe est statique pendant le temps nécessaire pour effectuer une rotation du système d'imagerie. Un problème intervient pour obtenir une image des vaisseaux sanguins, qui ne présentent pas de différence marquée de contraste par rapport aux tissus environnants. Il est donc nécessaire d'injecter un produit dit « de contraste » (par exemple un 20 produit iodé) dans les vaisseaux de façon à les rendre plus opaques aux rayons X et permettre leur visualisation aussi bien dans les projections 2D que dans les reconstructions 3D associées. L'image des vaisseaux seuls est obtenue par angiographie soustraite où deux acquisitions sont effectuées : une sans produit de contraste, appelée « masque » et notée pM , et une seconde, appelée « opacifiée » et 25 notée po, identique en termes de géométrie, mais après injection du produit de contraste. L'ordre dans lequel ces acquisitions sont effectuées est indifférent. L'image des vaisseaux dans les images s'obtient par soustraction opacifiée moins masque. Une acquisition tomographique soustraite s'obtient donc comme la succession de deux acquisitions tomographiques, masque et opacifiée, telles qu'à chaque image de l'acquisition opacifiée correspond une image de l'acquisition masque (même géométrie) permettant la soustraction. Les images 3D masque, notée fM , opacifiée, notée fo , et soustraite, notée fs , sont respectivement définies comme les solutions aux problèmes Rf,, = pM , Rfo = po et Rfs = po - pM . Elles sont liées par la relation fs = fo - fM et par le symbole R commun aux trois problèmes, qui traduit l'identité géométrique des spins et en conséquence la possibilité de soustraction des données po - pM . lo Le produit de contraste se dilue rapidement dans le flux sanguin. Pour limiter le volume de produit de contraste nécessaire à l'acquisition opacifiée, la vitesse de rotation maximale du système tomographique est généralement utilisée. Les conditions d'échantillonnage angulaire de la tomographie impliquent par ailleurs d'obtenir plusieurs centaines d'images par acquisition (communément 600). Les 15 systèmes d'angiographie sont cependant limités en vitesse de rotation (communément 40°/s) et en cadence d'image (communément 50 Hz) de sorte que le nombre total d'images acquises (par exemple 250) est suffisant pour la visualisation des contrastes forts (os et vaisseaux opacifiées) mais insuffisant pour les contrastes faibles (tissus mous et tissus perfusés). On dira que la résolution en contraste est limitée par 20 l'échantillonnage. L'image 3D soustraite du produit de contraste seul (vaisseaux opacifiés et tissus perfusés) souffre des mêmes limitations d'échantillonnage, bien qu'elle soit le résultat de deux acquisitions, ceci parce que ces deux acquisitions reproduisent le même échantillonnage limité pour permettre la soustraction des projections 2D, au lieu d'être complémentaires pour permettre l'augmentation de la 25 résolution en contraste. On considère maintenant le cas général où l'acquisition masque est modélisée par l'opérateur RM et l'acquisition opacifiée par l'opérateur Ro . Les images 3D fM et fo sont respectivement définies par RM fM = pM et Ro fo = po et sont liées par la relation fs = fo - fM . Comme on ne fait plus nécessairement l'hypothèse RM = Ro , on ne peut plus écrire la soustraction des données ; la génération de l'image 3D soustraite ne s'obtient plus que par soustraction de l'image 3D opacifiée, reconstruction d'un spin opacifié à rotation rapide (défini par Ro ), et de l'image 3D masque, reconstruction d'un spin masque à rotation rapide, ou encore de tout autre spin permettant la reconstruction de l'objet d'intérêt sans injection de produit de contraste (défini par RM ). En particulier, un spin à rotation plus lente permettra d'accumuler le nombre de projections nécessaires à la détection des faibles contrastes des tissus mous dans l'image 3D masque. Ce cas correspond cependant à une augmentation du nombre total de projections acquises et donc de la dose de rayons X associée à l'examen, sans conséquence sur la résolution en contraste de l'image 3D opacifiée qui n'est pas améliorée pour les tissus perfusés. La présente invention consiste à utiliser simultanément les deux acquisitions masque et opacifiée pour reconstruire les images 3D masque, opacifiée et soustraite associées afin de réduire le nombre de projections nécessaires à la détection de faibles contrastes dans les images 3D reconstruites. Pour cela, elle s'appuie sur une interprétation temporelle de l'acquisition avec injection de produit de contraste en considérant deux points temporels : to pour l'injection et tM pour le masque. Elle fait l'hypothèse que les changements temporels induits par l'injection de produit de contraste sont compressibles. La série temporelle à reconstruire est donc constituée du vecteur f = {f (to), f @À,)}= {fo, fM } pour laquelle on peut définir une transformée temporelle h = H, f = {ha , hs } où les composantes ha et hs sont des images 3D et telle que l'une au moins des composantes de Hi est parcimonieuse. Cette hypothèse permet de proposer une méthode de reconstruction permettant de compenser du sous-échantillonnage des variations liées à l'injection, et donc plus particulièrement d'améliorer la reconstruction de l'image 3D soustraite. Un corollaire à l'hypothèse de compressibilité est que les parties non-affectées par le produit de contraste sont redondantes dans les acquisitions, et doivent donc être déterminées par l'ensemble des données disponibles p = {p(to), p(tM)}= {po, pM } suivant la relation Ri = p avec R opérateur diagonal par bloc, où chaque bloc de la diagonale modélise un spin, soit R = diagIR(tM ), R(to )} = diag{RM , Ro 1. Ainsi, sans faire d'hypothèse de compressibilité sur les images 3D masque et opacifiée elles-mêmes, une reconstruction améliorée de leurs parties communes est obtenue grâce à H,. Une conséquence nouvelle de cette analyse est qu'il est alors avantageux de prendre R(tM) R(to) pour rendre les deux acquisitions les plus complémentaires possibles. En particulier, si R(tM) échantillonne une trajectoire circulaire avec un pas angulaire 80 , et si R(to) échantillonne une trajectoire circulaire avec un même pas angulaire 80 , elles seront, avec cette invention, prises décalées de 80 /2 afin que l'opérateur R = diag{R(to),R(tM)} corresponde à un échantillonnage d'une trajectoire circulaire avec un pas angulaire de 80 /2. On voit que l'on a ainsi doublé l'échantillonnage angulaire pour le même nombre de projections (et donc la même dose de rayons X) par rapport au cas commun où R(tM) = R(to) . PRESENTATION DE L'INVENTION Un objectif de l'invention est d'obtenir une séquence de reconstruction 3D d'une séquence de pluralité d'images de projection 2D p = {19(0, p(tM)} d'un objet imagé au temps to avec produit de contraste et au temps tM sans produit de contraste, ladite séquence de pluralités d'images de projection 2D p étant obtenues au moyen d'un système d'imagerie médicale. L'état de la technique permet de constater d'une part : - Qu'il existe des algorithmes de reconstruction permettant de générer des approximations compressées d'une image 3D d'un objet. Ces reconstructions s'obtiennent par minimisation d'un critère de la forme g (X) = argmin fXS(g)+Q(g)} où g = {g(to),g(tjl est une g séquence d'image(s) 3D, Q(g) modélise les relations entre la solution et les mesures, S(g) impose le type de compressibilité de la solution estimée, alors que le degré de compressibilité est fixé a priori comme proportionnel au scalaire X. - Qu'il existe des transformées temporelles H, permettant la décomposition d'une série de deux images 3D g suivant h = Hrg , avec h = {ha, hs } séries de deux images 3D, telle que la contrainte de compressibilité puisse être appliquée à h par (D, suivant = {(Daha,(Dshs } avec (Da (respectivement (Ds ) transformée de compression spatiale de la composante ha (respectivement hs ) de h. Pour atteindre l'objectif, l'invention s'appuie sur les hypothèses suivantes : - Les variations introduites par l'injection du produit de contraste dans le réseau vasculaire sont compressibles, soit parce que limitées spatialement (par exemple à l'arbre vasculaire), soit parce que de structure simple (par exemple constante par morceaux pour le contraste diffusé dans les tissus). - Une hypothèse corollaire est que les parties non affectées par l'injection du produit de contraste sont redondantes et doivent être reconstruites à partir de l'ensemble des données disponibles. - La formulation temporelle de l'acquisition avec et sans produit de contraste permet de définir une transformée temporelle H, à partir de laquelle appliquer une contrainte de compression spatiale ( des composantes de la transformée temporelle. Le type de compression spatiale (transformée en ondelettes, gradient, identité,...) est défini de manière indépendante pour chaque composante (par exemple gradient pour l'une et identité pour l'autre). En particulier, l'une des composantes peut ne pas être compressible, et la transformée qui lui est associée être alors nulle. Ainsi, un premier aspect de l'invention est un procédé de traitement d'une séquence de pluralité d'images de projection 2D d'un objet d'intérêt, acquises au moyen d'un système d'imagerie médicale comprenant une source de rayons X, la source étant adaptée pour se déplacer autour de l'objet, le procédé comprenant les étapes suivantes : - obtention de NM images de projection 2D pM = {p (tM),..., pN~ (tM)} de l'objet d'intérêt selon une pluralité d'angulations {aM ,...,aM N~ } alors que l'objet est sans injection de produit de contraste, état définissant le temps tM , et de No images de projection 2D po = {p (to),..., pNo (to)1 de l'objet d'intérêt selon une pluralité d'angulations {ao ,...,aoNo} alors que l'objet est opacifié par injection de produit de contraste, état définissant le temps to , les images de projection 2D étant telles que Ro fo = po et RM fM = pM où fo et fM sont respectivement l'image 3D de l'objet aux temps to et tM , et Ro et RM sont respectivement des opérateurs de projection qui modélisent l'acquisition par le système d'imagerie pour les temps to et tM ; traitement itératif des images de projection po et pM par minimisation par rapport à une séquence d'image(s) 3D g = {g(to),g(t,)} de la fonctionnelle : J(g, = xs(g) + Q(g) où Q(g) est un terme de fidélité aux mesures acquises ; - S(g) =043 Hu-g;lll est une contrainte où H, est une décomposition temporelle telle que h = Hrg avec h = {ha , hs } combinaison des deux composantes de g et où cl) zh = {dia ha , cl)s h, } définit deux transformées spatiales de compression des deux composantes de h , contrainte qui va améliorer la détermination des variations liées à l'injection, variations supposées compressibles, et sélectionner des parties communes aux deux images g(to) et g(t,u) qui seront ainsi déterminées à partir à la fois des images po et des images pM ; - est un paramètre de compressibilité ; la solution de la minimisation étant un ensemble d'image(s) 3D g' = {g' (to ), g' (tM )} estimée de f = { fo, fM } D'autres aspects du procédé selon le premier aspect de l'invention sont les suivants : lo la minimisation consiste à définir une suite décroissante de degrés de compressibilité A = tels que XI > ... > 0 pour laquelle on détermineà partir d'une séquence initiale g° l'estimation e(A,de {fo, fM } suivant : g°,A={~1 ... ~~} donnés g(~1)=A [el g(2 ) = A k(2_11 d E 12,..., El g"(A,e)=g(~~) 15 où A, est l'itération d'un algorithme permettant la minimisation de J(g,2,) par rapport à g pour fixé et A; est la séquence d'images 3D résultat de l'application de x itérations de l'algorithme A, à une séquence d'images 3D k ; la décomposition temporelle H, est la transformée de Haar définie par 20 ha = b (to) + b (tM) et hS = b (to) b (tM ) ( est telle que c H,g = 10, hs } de sorte que S(g) = hs ; .f = est telle que (D = {gV ha , V hs } où Oha et Oh, sont respectivement les gradients de ha et hs , de sorte que S(g) = µ Vha 1 + Vhs 1 avec g 0 ; la séquence initiale e est une séquence nulle ; les pluralités d'acquisitions {aM ,...,aM N~ } et {ao ,...,ao No } contiennent deux sous-ensembles de N angles chacun {(3xl,...,(3M,N}c {aM,,, ,aM,N~} et 1130,19-9130 ,N 1 C l "0 1 9...,aO,J correspondant à deux rotations de pas angulaire DO décalées d'un angle 0 PRESENTATION DES FIGURES D'autres caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront encore de la description qui suit laquelle est purement illustrative et non limitative et doit être lue 25 en regard des dessins annexés sur lesquels outre la figure 1 déjà discutée : - la figure 2 illustre schématiquement un système d'imagerie médicale selon l'invention ; - la figure 3 est un schéma de principe du procédé de l'invention ; - la figure 4 illustre schématiquement des étapes du procédé de l'invention. DESCRIPTION DETAILLEE DE L'INVENTION Système d'imagerie médicale Sur la figure 2, on a illustré, schématiquement, un système d'imagerie médicale 100 pour l'acquisition d'images 2D de projection pour la reconstruction d'une image 3D d'un organe. Un tel système est notamment utilisé pour la détection et la caractérisation de sténoses dans les vaisseaux. Le système 100 d'imagerie médicale comprend un support 1 destiné à recevoir un patient (12) à examiner, une source 11 destinée à émettre un faisceau 10 de rayons X, un détecteur 13 disposé en face de la source 11 et configuré pour détecter les rayons X émis par la source 1l, une unité de commande 6, une unité de stockage 7 et une unité d'affichage 8. La source 11 de rayons X et le détecteur 13 sont reliés par exemple au moyen d'un arceau 15. Le détecteur 13 peut être un capteur d'image à semi-conducteurs comprenant, par exemple, du phosphore d'iodure de césium (scintillateur) sur une matrice de transistor/photodiode en silicium amorphe. D'autres détecteurs adéquats sont : un capteur CCD, un détecteur numérique direct qui convertit directement les rayons X en signaux numériques. Le détecteur 13 illustré sur la figure 2 est plan et définit une surface plane d'image, d'autres géométries peuvent bien entendu convenir. L'unité de commande 6 permet de commander l'acquisition en fixant plusieurs paramètres tels que la dose de radiation à émettre par la source à rayons X et le positionnement de la source 11 et du détecteur 13. Elle est connectée à l'arceau 15 par connexion filaire ou sans fil. L'unité de commande 6 peut comprendre un dispositif de lecture (non représenté) par exemple un lecteur de disquettes, un lecteur de CD-ROM, DVD- ROM, ou des ports de connexion pour lire les instructions du procédé de traitement d'un support d'instructions (non montré), comme une disquette, un CD-ROM, DVD- ROM, ou clé USB ou de manière plus générale par tout support de mémoire amovible ou encore via une connexion réseau. L'unité de stockage 7 est connectée à l'unité de commande 6 pour l'enregistrement des paramètres et des images acquises. Il est possible de prévoir que l'unité de stockage 7 est située à l'intérieur de l'unité de commande 6 ou à l'extérieur. L'unité de stockage 7 peut être formée par un disque dur ou SSD, ou tout autre moyen de stockage amovible et réinscriptible (clés USB, cartes mémoires etc.). L'unité de stockage 7 peut être une mémoire ROM/RAM de l'unité de commande 6, une clé USB, une carte mémoire, une mémoire d'un serveur central. l0 L'unité d'affichage 8 est connectée à l'unité de commande 6 pour l'affichage des images acquises et/ou d'informations sur les paramètres de commande de l' acquisition. L'unité d'affichage 8 peut être par exemple un écran d'ordinateur, un moniteur, un écran plat, un écran plasma ou tout autre type de dispositif d'affichage 15 de type connu. Une telle unité d'affichage 8 permet à un praticien de contrôler la reconstruction et/ou l'affichage des images 2D acquises. Le système d'imagerie médicale 100 est couplé à un système de traitement 200. Le système de traitement 200 comprend une unité de calcul 9 et unité de 20 stockage 10. Le système de traitement 200 reçoit des images acquises et stockées dans l'unité de stockage 4 du système d'imagerie médicale 100 à partir desquelles il effectue un certain nombre de traitement (voir ci-après), par exemple une reconstruction d'une image 3D à partir d'images 2D. 25 La transmission des données de l'unité de stockage 4 du système d'imagerie médicale 100 vers l'unité de calcul 9 du système de traitement 200 peut être faite à travers un réseau informatique interne ou externe ou à l'aide de tout support mémoire physique adéquat tel que disquettes, CD-ROM, DVD-ROM, disque dure externe, clé USB, carte SD, etc. L'unité de calcul 9 est par exemple un/des ordinateur(s), un/des processeur(s), un/des microcontrôleur(s), un/des micro-ordinateur(s), un/des automate(s) programmable(s), un/des circuit(s) intégré(s) spécifique(s) d'application, d'autres circuits programmables, ou d'autres dispositifs qui incluent un ordinateur tel qu'une station de travail. En variante, le calculateur 9 peut comprendre un dispositif de lecture (non représenté) par exemple un lecteur de disquettes, un lecteur de CD-ROM ou DVDROM, ou des ports de connexion pour lire les instructions du procédé de traitement d'un support d'instructions (non montré), comme une disquette, un CD-ROM, un DVD-ROM ou une clé USB ou de manière plus générale par tout support de mémoire amovible ou encore via une connexion réseau. En outre, le système de traitement comprend une unité de stockage 14 pour le stockage des données générées par l'unité de calcul 9. L'unité de calcul 9 peut être connectée à l'unité d'affichage 8 (comme sur la 15 figure 2) ou bien à une autre unité d'affichage (non représentée). Description du procédé Le procédé de traitement d'images est par exemple implémenté dans l'unité 200 de traitement du système d'imagerie médicale illustré sur la figure 2. Le procédé de traitement d'images permet de reconstruire d'une séquence de 20 deux images 3D f = {f (to), f @JI représentant un objet à deux temps différents : l'un, noté to , avec injection de contraste, l'autre, noté tM , sans. On a indifféremment to > tM ou to On trouvera par exemple dans le document [Riddell C, Savi A, Gilardi MC, Fazio F, "Frequency weighted least squares reconstruction of truncated transmission SPECT data." IEEE Trans. Nucl. Sci. 43(4):2292-8] et [Thibault JB, Sauer KD, Bouman CA, Hsieh J., "A three-dimensional statistical approach to improved image quality for multi-slice helical CT." Med Phys. 34(11):4526-44] des fonctionnelles des moindres carrés pondérés alternatives à la définition de Q(g, tn) ci- dessus. On définit par ailleurs une contrainte de parcimonie S(g) _ ~ zH, où Il III symbolise la norme dite LI et H, est une décomposition temporelle telle que h = Hrg avec h = {ha, hs } et est une transformée telle que 4 h = {cDa ha , d)s hs } avec ^13a (respectivement (Ds ) transformée permettant la compression spatiale de la composante image 3D ha (respectivement hs ) de h . Le type de la transformée de compression spatiale (transformée en ondelettes, gradient, identité,...) est défini de manière indépendante pour chaque composante selon les hypothèses de compressibilité qui peuvent être faites sur chacune des composantes. En particulier, si l'une des composantes n'est pas compressible, la transformée qui lui est alors associée est nulle ( 4.a ou d)s est nulle). L'hypothèse de compressibilité liée à l'injection a pour corollaire une hypothèse de redondance de l'information non affectée par l'injection. L'intérêt de la décomposition H, est de combiner les images 3D masque et opacifiée afin que les parties redondantes, en d'autres termes les parties non affectées par le produit de contraste et donc communes aux deux images, soient déterminées à partir de l'information disponible à la fois dans p(tM) et p(to) . L'intégration des mesures et de l'hypothèse de compressibilité se fait par la définition de la fonctionnelle : J(g, _ ~S(g) + Q(g) Une étape du procédé de traitement consiste à déterminer une séquence d'images g' (a) _ {g' (to, a ), g' (tM, a )} qui minimise la fonctionnelle J(g, 2,) par rapport à g pour fixé et donne une estimation de f = {f (to), f (tM)}, solution du problème de reconstruction tomographique parfaitement échantillonné. L'estimation g'(~) est telle que l'ensemble des contraintes est vérifié : les variations dues à l'injection sont déterminées par les données obtenues au temps to seulement, les parties redondantes sont déterminées à partir des temps to et tM , et les parties manquantes à partir de l'hypothèse de compressibilité. On suppose connu un algorithme itératif d'optimisation convexe pour la 15 minimisation de J(g, X ), par exemple l'un de ceux décrits ou référencés dans [Afonso MV, Bioucas-Dias JM, Figueiredo MA., "Fast image recovery using variable splitting and constrained optimization. " IEEE Trans Image Process. (9):2345-56] et [Beck A, Teboulle M. "Fast gradient-based algorihhms for constrained total variation image denoising and deblurring problems. " IEEE Trans. Image Process. 20 18(11):2419-34]. On note A, l'itération permettant la minimisation de J(g, X) par rapport à g pour fixé et A,' [g] la séquence d'images 3D résultat de l'application de x itération(s) de l'algorithme à la séquence d'images 3D g . Pour g° fixé, par exemple une séquence nulle, l'algorithme est tel que 25 lim A; (g°) = arg min ,X ) 8 et en particulier tel que A; (g°) arg min J(g, X) pour x fini et suffisamment petit. g La pratique courante est de fixer a priori une valeur optimale a,' de X. Cette connaissance supplémentaire peut être contournée par un processus de contrainte dégressive, c'est-à-dire par la définition d'une suite décroissante de degrés de compressibilité A = tels que XI > ... > X, 0 pour laquelle on détermine à partir de la séquence arbitraire e une estimation e (A, g°) de f solution du problème de reconstruction tomographique parfaitement échantillonné, suivant : g° , A = } donnés Pour expliciter le déroulement du procédé pour obtenir e (A, g°) qui est la solution approchée du problème, on fixe, El, e et A. On détermine, Ez, la séquence g(XI)=A; [g°l qui est la séquence qui minimise la fonctionnelle J(k>, XI) par rapport à g pour X1 fixé en partant de e . Ensuite, de manière itérative, on détermine, E3, E3', E3", g(2L ) = A~ j(2 _11 b E {2,..., El qui correspond à la séquence g(20 qui minimise la fonctionnelle J(g,) par rapport à g pour fixé en partant de g(a 1), on obtient ainsi, E4, e(A, g°) la solution approchée du problème de reconstruction tomographique. Les numéros des étapes ne correspondent pas au dessin qui est lui-même erroné : la flèche doit revenir à l'étape E3. Le nombre d'approximations E et le nombre d'itérations par approximation x sont fixés tels qu'ils forment le meilleur compromis entre la qualité de e (A, g ° ) et le temps de calcul nécessaire à la génération de e (A, g °) qui sont tous deux proportionnels à et x. En variante, le nombre d'itérations x est avantageusement choisi dépendant du degré de compressibilité 2^. et inversement proportionnel à celui-ci. La séquence d'images 3D e(A,g°) représente donc la reconstruction de l'objet aux temps tM et to , c'est-à-dire avec et sans injection de contraste. On explicite plus avant des transformées et algorithmes illustrant l'invention décrite. L'itération A, de minimisation de J(g, X) _ XS(g) + Q(g) peut s'écrire : A, [g] = proxS, p, [g - pV Q(g)] où : VQ(g) est le gradient de Q(g) p est un scalaire tel que p VQ(g) REVENDICATIONS, 1. Procédé de traitement d'une séquence de pluralité d'images de projection 2D d'un objet d'intérêt, acquises au moyen d'un système d'imagerie médicale 5 comprenant une source de rayons X, la source étant adaptée pour se déplacer autour de l'objet, le procédé comprenant les étapes suivantes : - obtention (SI) de NM images de projection 2D pM = {p, «A, ),..., pN,, (Ç) } de l'objet d'intérêt selon une pluralité d' angulations {aM ,,..., aM NM } alors que l'objet est sans injection de produit de contraste, état définissant le temps tM , 1 o et de No images de projection 2D po = {p, (to ),..., pNo (to ) } de l'objet d'intérêt selon une pluralité d'angulations {ao,,,...,aoNo } alors que l'objet est opacifié par injection de produit de contraste, état définissant le temps to , les images de projection 2D étant telles que Ro fo = po et Rm = pM où fo et fm sont respectivement l'image 3D de l'objet aux temps to et tM , et Ro et 15 Rn, sont respectivement des opérateurs de projection qui modélisent l'acquisition par le système d'imagerie pour les temps to et t,,, ; traitement (S2) itératif des images de projection po et pM par minimisation par rapport à une séquence d'image(s) 3D g = {g(to),g(tM)} de la fonctionnelle : J(g, 2) _ 2s'(g) + Q(g) Q(g) est un terme de fidélité aux mesures acquises ; S(g) ~ZH,glll est une contrainte où H, est une décomposition temporelle telle que h = H,g avec h = K,hs} combinaison des deux composantes de g et où (I) h = {(l).ha, Fand } définit deux transformées spatiales de 20 où 25compression des deux composantes de h , contrainte qui va améliorer la détermination des variations liées à l'injection, variations supposées compressibles, et sélectionner des parties communes aux deux images g(to) et g(tM) qui seront ainsi déterminées à partir à la fois des images po et des images pM - X. est un paramètre de compressibilité la solution de la minimisation étant un ensemble d'image(s) 3D = {g*(to),g*(tM)} estimée de f = {fo, fM}. 2. Procédé selon la revendication 1 dans lequel la minimisation consiste à définir une suite décroissante de degrés de compressibilité A = {4...4 tels que .11 > ... > , > 0 pour laquelle on détermine à partir d'une séquence initiale g° l'estimation g' (A, g° ) de f = { fo, fM } suivant : {g° , A = {21x,...,2 } donnés g(~ ) = Ali [e1 1 g'(A,.0=g(ÂE ) où A, est l'itération d'un algorithme permettant la minimisation de J(g,2) par rapport à g pour fixé et .4[1 est la séquence d'images 3D résultat de l'application de x itérations de l'algorithme A, à une séquence d'images 3D h . 20 3. Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel H, est la transformée de Haar définie par ha = g(to) + g(tM) et hs = g (to ) - g(tM) . 4. Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel cl), est telle que (1),H,g = {O,hs } de sorte que S(g) = IIhsII~ . 10 15 5. Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel Izré,z est telle que (1)r)zH,g = {,u0ha,ohs} où Oha et ohs sont respectivement les gradients de h et hs, de sorte que S(g) =,ull0haIIl +IlVkIll avec ,u 0 . 6. Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel la séquence initiale g° est une séquence nulle. 7. Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel les pluralités ro d'acquisitions k,,,,,...,aM NM } et {ao,,,...,ao,No } contiennent deux sous-ensembles de N angles chacun {f3M,,,..., flM,N J c {a y ,,..., aM,NM 1 et l/30,>,.-., No,N) c {0(0,1'. , ao,No ) correspondant à deux rotations de pas angulaire 40 décalées d'un angle 0 8. Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel le décalage angulaire çP est égal au demi-pas d'échantillonnage, soit çP = MI / 2 . 9. Système d'imagerie médicale comprenant : - une unité d'acquisition comprenant une source de rayonnement, un 20 capteur, pour l'acquisition d'une pluralité d'images de projection 2D d'un objet ; - une unité de traitement des images de projection 2D acquises pour mettre en oeuvre un procédé selon l'une des revendications précédentes. 25 10. Produit programme d'ordinateur comprenant des instructions de code de programme pour l'exécution des étapes du procédé selon l'une des revendications 1 à 8.5