FR 2844080 A1 20040305 FR 0210639 A 20020827 Méthode d'amélioration de la visualisation d'un vaisseau sanguin à partir de techniquede reconstruction d'images synchronisées L'invention a pour objet une méthode d'amélioration de la visualisation 5 d'un vaisseau sanguin à partir de techniques de reconstruction d'images synchronisées. Le domaine de l'invention est celui de l'imagerie médicale. Plus particulièrement le domaine de l'invention est celui de l'imagerie cardiaque, c'est-à-dire de la production d'images d'un coeur. Un but de l'invention est d'améliorer la visualisation des vaisseaux sanguins. Un autre 10 but de l'invention est de réduire les artefacts (discontinuités ou déformations) dus aux modes d'acquisition de l'information permettant la reconstruction de l'image. Un autre but de l'invention est de produire une image avec un minimum d'artefacts de l'artère coronaire droite. Un autre but de l'invention est d'améliorer la visualisation des vaisseaux dans des plans sagittaux ou 15 coronaux. Dans l'état de la technique on connaît des méthodes de reconstruction cardiaques synchronisées par ECG (électrocardiogramme), permettant de minimiser les déformations (artefact ou discontinuités) dues aux mouvements cardiaques. Ces mouvements cardiaques sont dus d'une part aux 20 battements du coeur, mais aussi aux mouvements même infimes que peut faire le patient lors de l'acquisition des informations, ainsi qu'à la respiration du patient. Dans l'état de la technique on essaie d'acquérir des images du coeur pendant la phase de diastole, phase durant laquelle le coeur est relativement au repos, en spécifiant une localisation de phase (c'est-à-dire 25 un pourcentage relatif à l'intervalle R à R qui est un intervalle correspondant à un cycle cardiaque complet) approprié pour la diastole. Cependant, même avec cette localisation de phase, les déformations sont toujours présentes à cause de différents facteurs: le signal ECG est un moyen indirect de mesurer les mouvements du coeur, le coeur ne se déforme 30 pas dans le même espace d'un battement à l'autre, (c'est-à-dire d'un cycle cardiaque à celui qui le suit) une résolution temporelle inadaptée en cas de rythme cardiaque élevé, etc. Ces paramètres influent sur la qualité des images résultantes car l'acquisition des données se fait sur plusieurs battements de coeur. 35 L'acquisition de l'information se fait en effet en faisant effectuer un mouvement hélicodal aux capteurs autour du patient, donc de son coeur. Le mouvement du capteur est soumis à des contraintes à la fois mécaniques et de traitement du signal qui font que le capteur est limité dans ses vitesses de rotation et translation. Le capteur est aussi limité dans sa dynamique 5 spatiale. C'est à dire le capteur a une certaine largeur, et il ne peut acquérir des informations que dans cette largeur. Les images du coeur sont donc acquises par tranches successives et adjacentes. Dans la pratique ces tranches sont axiales. La reconstruction d'une image complète du coeur nécessite l'emploi d'informations ayant trait à toutes les tranches. Or la seule 10 cohérence existant entre ces informations est qu'une cohérence de phase du cycle cardiaque car l'acquisition est synchronisée sur ce rythme cardiaque. Ainsi tous les paramètres cités précédemment influent lors de la reconstruction d'une image du coeur qui est de facto reconstruite à partir d'informations s'étendant sur environ une trentaine de battements à un 15 rythme cardiaque normal. Dans la pratique chaque tranche est une superposition de N images élémentaires. Le nombre d'images élémentaires par tranche dépend tout à la fois de la structure du capteur et des paramètres de l'examen, en particulier du pas de l'hélice décrite par le capteur autour de l'organe à imager. Dans l'état de la technique, le mode d'acquisition des informations se fait par tranche. Chaque tranche a une épaisseur spatiale dépendant de la résolution spatiale du capteur utilisé. Pour chaque tranche on dispose d'informations relatives à l'état du coeur pour les phases du cycle cardiaque pour lesquelles l'opérateur a décidé d'effectuer l'examen. Dans la pratique 25 l'ensemble des tranches permettant de reconstituer une image complète du coeur ne peut pas être prélevé au cours du même battement cardiaque cela dépendant à la fois de la vitesse de battement du coeur et de la vitesse d'acquisition d'informations par le scanner. Cela provoque des artefacts lors de la production d'images s'étendant sur plusieurs tranches, donc sur 30 plusieurs battements. Un artefact est une discontinuité, ou une déformation, d'un élément d'une tranche à une tranche adjacente. Un élément est, par exemple, un vaisseau, une paroi de l'organe... On constate que ce problème d'apparition d'artefact est particulièrement présent lorsqu'on essaie de visualiser l'artère coronaire 35 droite. En effet, cette artère coronaire droite s'étend dans des plans coronaux et/ou sagittaux. Il faut donc des informations issues de plusieurs tranches axiales pour produire une image complète de cette artère coronaire droite. A cet aspect anatomique s'ajoute le fait que tous les segments de cette artère ne sont pas forcément au repos à la même phase du cycle cardiaque. 5 L'ensemble de ces éléments fait qu'il est quasiment impossible d'avoir une image fiable de l'artère coronaire droite dans l'état de la technique. Dans l'invention on résout ces problèmes en identifiant sur une vue en coupe aplanie d'un vaisseau les tranches ayant permis de produire cette vue du vaisseau. En effet chaque zone visualisée du vaisseau correspond à une 10 information extraite d'une tranche d'une image volumique acquise pendant l'examen par le scanner. Chaque zone du vaisseau correspond aussi à un point déterminé lors d'un traçage de ce vaisseau dans l'image volumique acquise lors de l'examen. Un point est aussi appelé voxel. Un voxel a des coordonnées dans l'image volumique. Un voxel est à une image volumique 15 ce qu'un pixel est à une image plane. On sait associer des coordonnées spatiales à une tranche. Lorsque l'on trace les vaisseaux on utilise une image volumique correspondant à une phase du cycle cardiaque. Pour chaque zone de l'image visualisée en coupe aplanie du vaisseau sanguin on est donc capable de déterminer la tranche, et plus précisément la zone de la 20 tranche, d'o sont extraites les informations permettant de produire cette image, ainsi que la phase du cycle cardiaque au cours de laquelle ont été extraites ces informations. Dans l'invention on sélectionne donc une zone du vaisseau sanguin visualisé en coupe aplanie, et on substitue, pour cette zone, la tranche 25 initiale à une autre tranche correspondant à une autre phase du cycle cardiaque pour la même zone. Une fois cette substitution effectuée on obtient une nouvelle image en coupe aplanie qui est éventuellement de meilleure qualité que celle obtenue avec les informations issues de la tranche initiale correspondant à la première phase. On peut effectuer cette substitution avec toutes les phases qui ont été acquises au cours de l'examen. On décide, à la visualisation de chacune des différentes images ainsi produites, quelle est celle qui est la meilleure représentation du vaisseau. Cette décision peut être prise, par exemple, selon un critère de variation du 35 diamètre du vaisseau, ou selon un critère de continuité des parois du vaisseau, ou selon tout autre critère. Cette substitution est soit manuelle et effectuée par un praticien, soit automatique et effectuée par un logiciel. Cette substitution peut concerner une ou plusieurs zones du vaisseau. 5 L'invention a donc pour objet un procédé d'amélioration de la visualisation d'un vaisseau après une reconstruction synchronisée d'une image d'un organe dans lequel: - on produit des jeux d'images volumiques de l'organe, cette production d'images est réalisée par reconstruction synchronisée et 10 correspond à différentes phases d'un cycle biologique, - on sélectionne une image volumique correspondant à une phase du cycle biologique, - on trace, dans l'image volumique sélectionnée, le vaisseau à visualiser, - on effectue une coupe de visualisation, dans l'image volumique sélectionnée, selon le résultat de la trace, - on aplanit le résultat de la coupe de visualisation pour obtenir une image longiligne du vaisseau, caractérisé en ce que: - on sélectionne au moins une zone Z de l'image aplanie du vaisseau, la zone Z sélectionnée correspondant à une tranche de l'organe, la sélection s'effectue en fonction d'une discontinuité du vaisseau, au niveau de la Zone Z, avec au moins une des zones adjacentes, - on remplace la tranche sélectionnée, via la Zone Z, par une tranche 25 correspondant à une deuxième phase, différente de la première, du cycle biologique pour la même zone Z de l'organe, - on répète le remplacement jusqu'à trouver la tranche faisant apparaître la plus petite discontinuité du vaisseau. L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit 30 et à l'examen des figures qui l'accompagnent. Celles-ci ne sont présentées qu'à titre indicatif et nullement limitatif de l'invention. Les figures montrent: - Figure 1: un enchaînement d'étapes du procédé selon l'invention; - Figure 2: une illustration d'une image volumique; - Figures 3a et 3b: une illustration d'une artère dans une zone de 35 I'image volumique et sa vue en coupe aplanie; - Figures 4a et 4b: une illustration d'une vue en coupe aplanie d'une artère, et d'une mesure de son diamètre. La figure 1 montre une étape 101 préliminaire de production d'un jeu d'images volumiques. Au cours de l'étape 101 un patient est allongé sur une 5 table d'examen au cours de laquelle un scanner va acquérir des informations selon des tranches axiales. Le praticien a paramétré le scanner pour que celui-ci acquiert des informations à certaines phases du cycle cardiaque. Le capteur du scanner se déplace autour du patient selon une hélice dont l'axe est parallèle au patient. Les périodes d'activité du capteur sont 10 synchronisées par rapport à l'électrocardiogramme du patient, ce qui permet de localiser, en phase du cycle cardiaque, les informations acquises. D'autres part les informations acquises sont spatialement localisées de par la position du capteur. A la fin de l'examen, et donc de l'étape 101, I'intelligence du scanner, 15 ou une intelligence connectée au scanner, est en possession d'un nombre d'informations suffisant pour produire des images volumiques correspondant aux phases du cycle cardiaque dans lesquels le praticien souhaite observer le coeur. Une image volumique est un nuage de points, ou voxels, dans lequel 20 chaque voxel peut être repéré par des coordonnées cartésiennes. A chaque voxel est associé une densité radiologique. La densité de voxels par centimètre cube dépend de la résolution du scanner. Pour mettre en évidence les vaisseaux, il est possible d'injecter au patient une substance telle qu'elle modifie la densité radiologique des vaisseaux lorsqu'elle est 25 présente dans le sang. On peut ainsi plus facilement isoler les vaisseaux dans l'image volumique obtenue après le scanner. La figure 2 illustre de façon schématique une image volumique. L'image de la figure 2 correspond, par exemple, à la phase 70% du cycle cardiaque. La figure 2 montre un cube dont chacun des points peut être 30 repéré dans un repère cartésien. Dans la pratique une image volumique est un nuage de points. Ici on a choisi de représenter un cube pour faciliter la vision dans l'espace. Chaque voxel de l'image volumique appartient aussi à une tranche, l'image volumique comportant plusieurs tranches adjacentes, le nombre de tranches dépendant de la dynamique spatial du capteur. En 35 d'autres termes, plus le capteur est large, plus les tranches sont épaisses, et moins il faut de tranches pour réaliser une image volumique complète de l'organe analysé. Dans l'exemple on considère que les tranches sont perpendiculaires à un axe Oz allant de l'avant à l'arrière du cube. Les informations permettant de reconstituer une tranche sont acquises 5 au cours d'un battement de coeur. Une image volumique s'étend donc temporellement sur autant de battements de coeur qu'il y a de tranches dans l'image volumique. Une phase du cycle cardiaque est exprimée / localisée en pourcentage de ce cycle. Par exemple la diastole correspond à une phase à 10 environ 70%. En général les phases sont distinguées tous les 5%. Il est possible de faire une acquisition pour les phases 60, 65, 70, 75 et 80% du cycle cardiaque. On obtient donc après l'examen cinq images volumiques représentant le coeur chacune dans une des phases précitées du cycle cardiaque. On note qu'il est possible d'acquérir des informations pour toutes 15 les phases du cycle cardiaque. Il est aussi possible de localiser une phase avec n'importe quelle fraction de pourcentage, par exemple 58,4%, ou ,2%.... De l'étape 101 on passe à l'étape 102 de sélection d'une image volumique parmi celles acquises au cours de l'examen. Les informations 20 acquises par le scanner sont transmises à un ordinateur. Cet ordinateur est connecté au scanner de manière à recevoir les informations acquises par le scanner. Cet ordinateur comporte tous les moyens (microprocesseur, mémoires, périphériques d'entrées sorties...) pour traiter les informations acquises par le scanner et mettre en oeuvre les étapes du procédé selon 25 I'invention. Dans la pratique il est aussi possible que le scanner comporte une intelligence et transmette des images volumiques à l'ordinateur. L'ordinateur est capable de traiter ces informations et de les présenter à un utilisateur sur un écran. L'utilisateur interagit avec le programme de présentation des informations acquises par le scanner via des périphériques 30 telles qu'une souris, un clavier, un crayon optique ou autre. Les actions de l'utilisateur du logiciel de présentation d'images sur les périphériques sont répercutées sur l'écran. Ainsi à la fin de l'examen, un utilisateur peut sélectionner l'une des images volumiques parmi les cinq qui ont été acquises dans notre exemple. Dans la pratique il est possible d'acquérir des images 35 volumiques pour toutes les phases du cycle cardiaque. Dans notre exemple l'utilisateur va choisir l'image volumique correspondant à la phase 70% du cycle cardiaque. C'est en effet à cette phase que l'artère coronaire droite est réputée comme étant la plus au repos. En cas d'examen d'une autre artère ou veine, sur éventuellement un autre organe que le coeur, il est possible de 5 choisir une autre phase du cycle cardiaque. La seule contrainte est que les informations correspondant à cette phase aient été acquises au cours de l'examen par le scanner. En d'autres termes, on ne peut visualiser que des informations acquises au cours de l'examen du patient. A ce stade l'utilisateur visualise sur son écran une représentation en 10 trois dimensions du coeur du patient. On passe alors à une étape 103 de trace d'un vaisseau. Dans l'étape 103, I'utilisateur, à l'aide d'un dispositif de pointage, est capable de sélectionner des points sur l'image qui lui est présentée à l'écran. L'utilisateur sélectionne alors un point AD1 correspondant à une extrémité de 15 l'artère coronaire droite et un deuxième point AD2 correspondant à l'autre extrémité de l'artère coronaire droite. Le mode de visualisation en trois dimensions du coeur permet de faire tourner l'image à l'écran selon n'importe quel axe. Il est donc aisé de sélectionner les points AD1 et AD2. Ces points AD1 et AD2 correspondent en fait à des coordonnées dans l'image 20 volumique. Une fois ces deux points sélectionnés, I'utilisateur lance le programme de traçage. Le programme de traçage détermine un chemin dans l'image volumique reliant les deux points AD1 et AD2. Le chemin entre AD1 et AD2 est déterminé, par exemple, à partir de AD1. On passe de AD1 au point/voxel suivant en minimisant, ou en maximisant, une fonction de cot 25 par rapport aux voxels avoisinant AD1. Cette fonction de cot est, par exemple, de maximiser la ressemblance au niveau de la densité radiologique d'un point à l'autre. On répète l'opération jusqu'à parvenir à AD2. Le résultat du traçage est une trace. Une trace est constituée par un ensemble de voxels adjacents tels qu'ils forment une courbe continue entre AD1 et AD2. 30 Le résultat de la trace correspond en fait au cheminement de l'artère coronaire droite dans l'image volumique. L'image volumique utilisée pour tracer l'artère est cohérente en phase, c'est à dire que toutes les tranches qui la composent correspondent à la même phase du cycle cardiaque. De l'étape 103 on passe à une étape 104 de production d'une image 35 en coupe aplanie du vaisseau tracé. Les figure 3a et 3b représentent des sous-images 305 et 306 volumique de l'image 300 volumique de la figure 2. La figure 3a fait apparaître trois points A, B, C, appartenant à la trace déterminée à l'étape 103. Il s'agit soit de trois points consécutifs, soit il s'agit, pour les points A, B, 5 de deux points de la trace séparés d'un nombre de points prédéterminés, c'est-à-dire de deux points de la trace distant d'une distance prédéterminée. Le troisième point C serait alors le point situé à mi-distance des deux points A et B. Une image en courbe aplanie est produite à partir d'une direction Dg 10 de génération. Pour chaque point de la trace on détermine une droite passant par ce point et parallèle à la direction de génération. On obtient ainsi un faisceau de droites adjacentes, les points de la trace étant adjacent, que l'on peut étirer dans une direction orthogonale à Dg pour obtenir un plan. Chaque droite du faisceau intercepte des voxels de l'image volumique. Ce 15 sont ces voxels qui sont utilisés pour produire l'image en courbe aplanie. Une image en courbe aplanie est donc composée d'autant de lignes, superposées à l'écran, qu'il y a de points dans la trace. Si on considère que les figures 3a et 3b représentent chacune une tranche d'épaisseur e, alors on constate que selon l'angle formé entre la 20 direction Dg de génération et le cheminement du vaisseau dans la tranche, il faut plus ou moins de droites parallèle à Dg pour obtenir une représentation en courbe aplanie d'une tranche. En fait il faut d'autant plus de droit que le vaisseau forme un angle faible avec la direction de génération. Ce phénomène explique que bien que les tranches fassent toutes la même 25 épaisseur, la représentation en courbe aplanie peut faire apparaître certaines tranches plus épaisses que d'autres. Une autre façon de dire la chose que le vaisseau s'étend plus dans certaines tranches que dans d'autres. Le résultat de l'étape 104 est donc, affiché à l'écran, une image du vaisseau dont on a effectué la trace à l'étape 103. De par sa méthode de 30 production, cette image fait apparaître un certain nombre de zones comme représenté à la figure 4a. Chacune de ces zones correspond à l'interception d'une section de l'artère par une tranche. Comme chaque tranche correspond à un cycle cardiaque différent, l'image aplanie fait apparaître un certain nombre d'artefacts et/ou de discontinuités. A l'aide d'un dispositif de 35 pointage l'utilisateur peut sélectionner une de ces zones, par exemple la zone Z. Il sélectionne cette tranche car visuellement il voit qu'il existe un décalage important entre les parois 401, respectivement 402, de l'artère représentée dans la zone Z et entre les parois 403, respectivement 404, de l'artère représentée dans la zone Z-1 adjacente à la zone Z. La zone Z est 5 associée à la trace, via les coordonnées des points A, B ou C, donc à des voxels ayant des coordonnées dans une image volumique. La zone Z est aussi associée à une phase du cycle cardiaque. Une fois la zone Z sélectionnée, dans l'étape 105, on passe à une étape 106 de substitution / remplacement de la tranche. L'étape 106 consiste à extraire des nouveaux voxels d'une tranche issue d'une image volumique correspondant à une phase du cycle cardiaque autre que la phase du cycle cardiaque ayant servi à réaliser la trace. Dans notre exemple la figure 4a correspond à la phase 70%. On va donc choisir, par exemple, la phase 65%. Le fait d'avoir sélectionner une zone Z permet 15 d'aller chercher dans l'image volumique correspondant à la phase 65% les voxels ayant les mêmes coordonnées que ceux qui ont été extraits de l'image volumique à 70% pour produire l'image de la zone Z comme à la figure 4a. Les voxels extraits de l'image volumique à 70% et de l'image volumique à 65% sont donc spatialement cohérents pour la zone Z. 20 L'extraction de voxels des images volumiques est donc locale, et localisée au niveau de la section d'artère représentée par la zone Z. A l'aide des voxels extraits de l'image volumique à 65%, pour la zone Z, on obtient donc une nouvelle image longiligne aplanie de l'artère pour la zone Z. L'image complète de l'artère représentée sur la figure 4b est cette 25 fois-ci composée d'informations issues à la fois de l'image volumique de la phase à 70% pour toutes les zones sauf la zone Z et de l'image volumique de la phase à 65% pour la zone Z. Une fois la nouvelle image complète produite on est alors en mesure d'observer la continuité des parois au niveau de la zone Z. On peut répéter les opérations de substitutions pour toutes les 30 autres phases qui ont été acquises au cours de l'examen. Il est alors possible de déterminer, visuellement, I'image complète composite qui a le meilleur rendu. Le meilleur rendu correspond en fait à un minimum de discontinuités et/ou déformations pour les parois de l'artère. On a décrit une substitution réalisée avec des informations issues de l'image volumique de la 35 phase à 65%, on peut évidemment effectuer la substitution à partir de n'importe quelle image volumique correspondant à une phase du cycle cardiaque pour laquelle l'examen à fournit des informations. Ainsi dans notre exemple la substitution peut être effectuée à partir d'informations issues des phases 60, 65, 70, 75 et 80% du cycle cardiaque. On peut aussi effectuer cette substitution pour toutes les zones de l'artère. L'image complète est dite composite car on a utilisé, selon la zone de l'artère considérée, des informations extraites d'images volumiques différentes, chaque image volumique correspondant à une phase du cycle cardiaque. On note ici que si une tranche comporte plusieurs tronçons de 10 I'artère coronaire droite, avec l'invention, la représentation à l'écran de toutes ces sections peut se faire à partir d'informations extraites de différentes phase du cycle cardiaque. En d'autres termes, bien que faisant partie de la même tranche toutes ces sections ne sont pas forcément représentées à l'écran à partir de voxels issus de la même image volumique. Cela se justifie 15 en partie par le fait que toutes les sections de l'artère coronaire droite ne sont pas au repos durant la même phase du cycle cardiaque. L'étape 106 est répétée, dans la limite des informations disponibles pour la zone Z, jusqu'à ce que la discontinuité soit réduite au maximum, c'est l'itération de l'étape 107. Une fois la zone Z sélectionnée, il est possible d'effectuer la détermination de la phase la plus appropriée pour cette zone de manière automatique. Cette détermination s'effectue selon un critère qui peut être variable. Par exemple on peut se baser sur les variations mesurées sur l'image 25 en ligne aplanie du diamètre de l'artère. Ce diamètre est mesuré à partir des mêmes principes que ceux qui ont permis de déterminer la trace à travers une image volumique. Ces principes sont alors appliqués à un segment à déterminer parmi des pixels. Sur la figure 4a on peut tracer une droite Ox perpendiculaire aux tranches. On est alors capable pour tout point de cette 30 droite de déterminer le diamètre D de l'artère. Cette droite est en regard de la représentation de l'artère, une abscisse sur cette droite Ox correspond donc à une zone de l'artère. Le diamètre de l'artère est, par exemple, la distance d'un segment de droite allant d'une paroi à l'autre. Ce segment est tracé sur l'image en coupe aplanie. On part d'une paroi de l'artère et on trouve le 35 chemin le plus court, de pixel en pixel, jusqu'à la paroi opposée. On passe d'un pixel au suivant en minimisant (ou maximisant) une fonction de cot relativement aux pixels environnant le pixel courant. Le diamètre est alors directement proportionnel au nombre de pixels constituant le segment. Une variation brutale, telle 405 ou 406, du diamètre de l'artère, pour deux points 5 voisins de la paroi de l'artère, correspond alors à un artefact. Pour la vue en coupe aplanie on parle de pixel car on est dans un plan, et non plus dans un volume. Une autre méthode pour déterminer le diamètre de l'artère consiste à utiliser un point de la trace déterminé par une abscisse sur le droite Ox. Ce 10 point correspond alors à des coordonnées dans l'image volumique. Pour ce point on est capable de déterminer un plan perpendiculaire à la trace et interceptant l'image volumique. Dans ce plan, comportant une section du vaisseau, on détermine alors les frontières du vaisseau. A partir des frontières du vaisseau on détermine plusieurs diamètres dont on retient, au 15 choix, le plus petit, le plus grand, ou la moyenne. Une fois l'artefact localisé on effectue alors un remplacement automatique des voxels de la zone Z à laquelle appartient l'artefact par des voxels disponibles parmi l'unes des images volumiques correspondant à une des phases parmi les phases pour lesquelles ont été acquises des 20 informations durant l'examen. Puis on détermine quelle est l'image volumique, c'est à dire la phase, pour laquelle l'artefact mesuré est le moins important au niveau de la zone Z. On cherche par exemple à avoir une courbe 407 de diamètre la plus homogène possible. On obtient ainsi l'information sur la phase que l'on doit utiliser pour avoir une visualisation en 25 courbe aplanie minimisant l'artefact pour la zone Z. Un autre mode de procéder pour la détermination automatique est d'évaluer la discontinuité pour les parois de l'artère. Tout comme on est capable de déterminer le diamètre de l'artère, on peut déterminer les coordonnées de ses parois. Si entre deux pixels successifs le long d'une 30 droite perpendiculaire aux tranches les pixels correspondant à la paroi sont trop éloignés, on a alors détecter un artefact. On procède alors au remplacement, comme précédemment, de manière à minimiser la distance entre les pixels correspondant à la paroi. Il existe d'autres méthodes de quantification de l'artefact. La sélection 35 de la phase à utiliser pour produire une image en courbe aplanie de la zone d'artère pour laquelle on a détecté un artefact s'effectue alors en minimisant cette quantification. Les exemples de quantifications cités sont, variation brutale de la courbe de diamètre, et discontinuité dans les parois. Une autre quantification conviendrait aussi. La sélection de la zone Z s'effectue grâce à un pointeur. Ce pointeur est représenté sur l'écran par un point d'une couleur différente de celle utilisée pour représenter l'artère. Dans un souci de simplification de l'interface présentée à l'utilisateur les seuls points qu'il puisse sélectionner sont ceux correspondant à la trace. Les points de la trace faisant partie de 10 I'artère, on s'assure ainsi qu'il n'y a pas d'ambiguté sur la zone de l'artère sélectionnée. En effet, en procédant ainsi, I'affichage faisant apparaître la zone de l'artère sélectionnée sefait par l'affichage d'un symbole directement sur la représentation en courbe aplanie de l'artère. Le symbole lui-même est alors dans la représentation de l'artère elle-même. On vient de voir qu'il est possible d'optimiser, manuellement ou automatiquement, la visualisation d'une zone de l'artère. Dans la pratique il est aussi possible d'optimiser la visualisation de plusieurs zones consécutives, ou de l'artère entière. L'optimisation de l'artère entière se fait en répétant, pour chaque zone 20 de l'artère, les étapes d'optimisations. En d'autre termes pour chaque zone de l'artère on cherche quelle est l'image volumique qui comporte les information permettant d'avoir le meilleur rendu (c'est à dire de minimiser les artefacts) pour ladite zone. En simplifiant à l'extrême, considérons une artère comportant 3 zones, et un examen ayant été fait pour 2 phases, P1 et P2, du 25 cycle cardiaque. Alors pour chaque zone de l'artère on a 2 possibilités de source d'information, ce qui fait 2A3 possibilités pour l'image en coupe aplanie. La trace est réalisée dans l'image volumique correspondant à P1. Suite à la trace on obtient une image en courbe aplanie que l'on décrit par 30 P1-P1-P1. Cela signifie que les informations utilisées pour la visualisation de chacune de 3 zones sont issues de l'image volumique correspondant à P1. Au cours de l'optimisation on va étudier: P1-P1-P1, P2-P1-P1, P1-P2-P1, P2P2-P1, P1-P1-P2, P2-P1-P2, P1-P2-P2, et P2-P2-P2. On détermine laquelle de ces 8 images présente le moins d'artefacts, il s'agit de l'image ayant le 35 meilleur rendu. Si on considère un cas de figure ou il y aurait 30 zones et un examen fait pour 6 phases, le nombre de possibilité à explorer est alors de 6A30. Une autre méthode d'analyse consiste à comparer P1-P1-P1 à P2-P1P1 pour sélectionner la meilleur image parmi ces 2. On obtient alors Pa-P15 P1, ou Pa est choisi parmi P1 et P2 pour avoir le meilleur rendu dans Pa-P 1P1. A l'étape suivante on compare Pa-P1-P1 à Pa-P2-P1. La meilleur image sera alors Pa-Pb-P1. On propage ainsi la sélection à toutes les zones de l'artère et on obtient alors une image PaPb-Pc ayant un meilleur rendu que P1-P1-P1. Dans une variante, on pourrait aussi optimiser les 3 zones 10 séparément, c'est à dire que pour chaque zone on part de P1-P1-P1 pour déterminer la phase adéquate pour chaque zone. Dans ces deux cas, si on considère un cas de figure ou il y aurait 30 zones et un examen fait pour 6 phases, le nombre de possibilité à explorer est alors de 6 x 30. La description a fait apparaître l'examen d'un coeur après acquisition 15 d'informations synchronisées sur l'électrocardiogramme de ce coeur. Dans la pratique on aurait aussi pu visualiser un autre organe, comme les poumons, par exemple, auxquels la technique serait appropriée car cet organe est soumis à des déplacements au cours de l'examen. L'acquisition peut aussi être synchronisée sur un autre cycle que le cycle cardiaque. On peut par 20 exemple considérer un cycle respiratoire. De même on a décrit ici une représentation de l'artère coronaire droite, mais il aurait très bien pu s'agir de l'artère coronaire gauche, d'une autre artère ou d'une autre veine. Dans une variante de l'invention, on limite les images volumiques 25 utilisées pour réaliser les substitutions à celles voisines, en phase, de l'image volumique utilisée pour réaliser la trace. C'est à dire, si au cours d'un examen on a acquis des images correspondant aux phases 60, 65, 70, 75, et 80%, et si on réalise la trace sur l'image à 70%, alors on utilisera que les images à 65, 70 et 75% pour le procédé selon l'invention. Dans ce cas la 30 notion de voisinage peut être étendue à une excursion en pourcentage autour de la phase servant pour réaliser la trace. REVENDICATIONS 1 - Procédé d'amélioration de la visualisation d'un vaisseau après une reconstruction synchronisée d'une image d'un organe dans lequel: - on produit (101) un jeux d'images volumiques de l'organe, cette production d'images est réalisée par reconstruction synchronisée et correspond à différentes phases d'un cycle biologique, - on sélectionne (102) une image volumique correspondant à une phase du cycle biologique, - on trace (103), dans l'image volumique (300) sélectionnée, le vaisseau à visualiser, - on effectue (104) une coupe de visualisation, dans l'image volumique sélectionnée, selon le résultat de la trace, - on aplanit (104) le résultat de la coupe de visualisation pour obtenir 15 une image longiligne du vaisseau, caractérisé en ce que: - on sélectionne (105) au moins une zone Z de l'image aplanie du vaisseau, la zone Z sélectionnée correspondant à une tranche de l'organe, la sélection s'effectue en fonction d'une discontinuité du vaisseau, au niveau de 20 la Zone Z, avec au moins une des zones adjacentes, - on remplace (106) la tranche sélectionnée, via la Zone Z, par une tranche correspondant à une deuxième phase, différente de la première, du cycle biologique pour la même zone Z de l'organe, - on répète (107) le remplacement jusqu'à trouver la tranche faisant 25 apparaître la plus petite discontinuité du vaisseau. 2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le remplacement de la tranche sélectionnée est automatique en fonction d'une fonction de mesure de la discontinuité aux alentours de l'intersection (401403) de la trace et de la tranche sélectionnée. 3 - Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que la mesure de discontinuité est basée sur une mesure de la variation du diamètre (405406) du vaisseau. 4 - Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que la mesure de discontinuité est basée sur la détection d'un rupture (401, 403) dans la 35 paroi du vaisseau. - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le remplacement de la tranche sélectionné est manuel en fonction d'une appréciation visuelle de discontinuité. 6 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce 5 que la trace est réalisée à partir d'une image volumique cohérente au niveau de la phase du cycle organique. 7 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce qu'une tranche est sélectionnée, par un utilisateur, par le positionnement d'un pointeur au niveau de la zone Z à remplacer. 8 - Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce que le pointeur est forcément positionner sur un point de la trace. 9 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 8, caractérisé en ce que la synchronisation est effectuée sur un électrocardiogramme. - Procédé selon l'une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce 15 que l'organe est un coeur 1 1 - Procédé selon l'une des revendications 10 à 11, caractérisé en ce que le cycle biologique est le cycle cardiaque 12 - Procédé selon l'une des revendications 11 à 12, caractérisé en ce que le vaisseau est une artère coronaire.