FR 2859299 A1 20050304 FR 0310252 A 20030828 L'invention concerne la reconstruction d'une image bidimensionnelle ou tridimensionnelle d'un objet, par exemple une partie du corps d'un patient, à partir d'un ensemble de projections respectivement monodimensionnelles ou bidimensionnelles de cet objet, obtenues pour différentes positions d'un appareil de prise de vue autour de l'objet. L'invention concerne notamment l'imagerie médicale par reconstruction tomographique. La tomographie permet de réaliser des images de tranches d'un objet en acquérant des mesures intégrées le long de lignes, mesure d'un paramètre physique de l'objet à l'aide d'un détecteur qui tourne autour de cet objet sur au moins 180 (par des traitements additionnels, des plages angulaires plus restreintes peuvent être adoptées). Les tranches sont reconstruites par calcul typiquement en tant que plans orthogonaux à l'axe de rotation (des oscillations de l'axe de rotation d'un angle de projection à l'autre sont tolérées). Le résultat est une image de la répartition de la caractéristique physique de cet objet, caractéristique telle que le coefficient d'atténuation pour la tomographie calculée à partir de rayons X, ou telle que la radioactivité pour la tomographie par émission. De telles opérations de reconstruction font appel à de lourds traitements informatiques, notamment sous la forme de projections (transformations depuis un espace de dimension d vers un espace de dimension d-1) et sous formes de rétroprojections (transformation d'un espace de dimension d-1 vers un espace de dimension d). On connaît trois grands types de reconstruction, qui correspondent à 30 trois géométries d'acquisition différentes. Une géométrie de reconstruction définit la relation entre une source d'une ligne de mesure faisant l'objet d'une intégrale, avec un ensemble de points de mesure concernés. Dans la première géométrie, appelée à faisceau parallèle, la source est considérée comme étant à une distance infinie du détecteur et toutes les lignes de mesures ont la même direction, donnée par l'angle de projection. Dans la géométrie à faisceaux triangulaires, la source est à une distance finie du détecteur, appelée distance focale et toutes les lignes de mesure définissent un faisceau divergent dans un plan, plan intercepté par un détecteur linéaire. La direction de l'axe optique est définie par la ligne qui est 10 orthogonale au détecteur et qui passe par la source. Cette direction est définie par l'angle de projection. La géométrie à faisceau conique est une généralisation de la géométrie à faisceau triangulaire, dans laquelle les lignes de mesures définissent un cône en trois dimensions, cône partant de la source et intercepté par un détecteur à deux dimensions, c'est-à-dire par une surface de détection. Dans ces trois géométries, la reconstruction tomographique nécessite de lourds calculs pour transformer l'ensemble des mesures effectuées à différents angles ( mesures obliques ) en des données reconstruites qui doivent être calculées en un ensemble de points de reconstruction répartis de manière prédéterminée sur l'objet à reconstruire. Ce problème d'importance des calculs se pose également lorsqu'il s'agit de passer d'un objet intermédiairement reconstruit à des projections de cette reconstruction sur des positions obliques de détecteur virtuelles, notamment dans le cadre des reconstructions par itération qui implique une succession de telles projections puis reconstructions avec comparaison des projections virtuelles et projections réelles à chaque itération. Dans le cadre de la géométrie à faisceau conique, les tranches ne sont généralement pas construites à partir de sinogrammes indépendants, mais sont reconstruites à partir d'un même jeu de surfaces de mesures surfaciques. La reconstruction est considérée à 3D et le coût en calcul entre le volume reconstruit en 3D et les mesures surfaciques est encore plus élevé. Pour faire face à ce problème, on a proposé un procédé consistant à rééchantillonner l'objet reconstruit pour aligner l'ensemble des points de reconstruction avec successivement chaque direction successive de détecteur oblique. Toutefois ce ré-échantillonnage à chaque angle de projection est une tâche également coûteuse en calcul. Dans le cadre d'une projection à faisceau parallèle, on a également proposé une technique pour faciliter la tâche de traitement. Ainsi, comme illustré à la figure 1, il s'est avéré en géométrie parallèle que chaque acquisition d'un détecteur oblique 10 pouvait être transformée en des données d'acquisition d'un capteur virtuel 20 et positionné, lui, sur un axe x choisi de manière rectifiée parallèlement à la répartition de points de reconstruction 35 répartis en matrice sur l'objet à reconstruire 30. Cette rectification fournit des acquisitions virtuelles positionnées sur 15 un même axe fixe x, qui s'avèrent exploitables par la suite en faisant appel à de simples translations et sommations. Le passage entre l'objet reconstruit 30 et de telles projections sur un axe choisi, ainsi que le passage inverse, ne nécessitent que des sommations et des translations car les projections rectifiées sont mathématiquement reliées à chaque rangée de points de reconstruction 35 par une simple translation dans le faisceau parallèle avec sommation des effets sur l'axe fixe x. Les opérations de calcul de rotation de l'appareil d'acquisition sont donc supprimées ab initio, éliminant la difficulté de calcul et profitant des avantages de la géométrie parallèle qui rend les calculs particulièrement simples alors au cours de la reconstruction proprement dite de l'objet. Toutefois le problème de l'intensité des calculs restent entier dans le cadre des géométries d'acquisition à distance focale finie (triangulaire et conique), où les avantages d'un faisceau parallèle sont perdus. Le but de l'invention est de proposer un procédé de reconstruction qui permette de réduire l'intensité des calculs également pour les géométries à distance focale finie. Ce but est atteint selon l'invention grâce à un procédé d'imagerie médicale incluant la reconstruction d'une image d'un objet à partir d'un ensemble de projections acquises pour différentes positions d'un appareil d'acquisition autour de l'objet à imager et dans lequel une source de projection est située à une distance finie par rapport à l'appareil d'acquisition, ce procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend l'étape consistant à réaliser un ensemble de rectifications de projections acquises pour des positions différentes de l'appareil d'acquisition, rectifications consistant à transformer les données de la projection considérée en des données de projection sur un support virtuel de rectification placé dans une orientation pré-établie en concordance avec un ensemble de points de calcul de reconstruction répartis sur l'image à reconstruire. On propose également selon l'invention un appareil d'imagerie médicale par reconstruction d'une image d'un objet, comprenant un appareil d'acquisition prévu pour acquérir des projections pour différentes positions de cet appareil d'acquisition autour de l'objet, ainsi qu'une source générant ces projections et placée à une distance finie de l'appareil d'acquisition, comprenant en outre des moyens de traitement de données aptes à déterminer une valeur d'image reconstruite en une série de points répartis sur l'image, caractérisé en ce que les moyens de traitement sont prévus pour réaliser un ensemble de rectifications de projections acquises, rectifications consistant chacune à transformer les données de la projection considérée en des données de projection sur un support virtuel de rectification, support de rectification positionné selon une orientation pré- établie en concordance avec la répartition des points de calcul de valeur d'image. D'autres caractéristiques, buts et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description détaillée qui va suivre, faite en référence aux figures annexées sur lesquelles: - la figure 1 illustre un procédé de reconstruction connu dans le cadre d'une géométrie à faisceau parallèle; la figure 2 illustre un procédé de reconstruction conforme à l'invention dans le cadre d'une géométrie d'acquisition à faisceau triangulaire, - la figure 3 illustre un procédé de reconstruction conforme à 5 l'invention, mettant en oeuvre un support de rectification de positionnement différent selon la position de l'appareil d'acquisition, - la figure 4 illustre un procédé à rectification faisant appel à deux orientations de rectification différentes, en fonction de la position de l'appareil d'acquisition, - la figure 5 illustre une rectification selon une orientation supplémentaire, mise en oeuvre dans le cadre d'une géométrie d'acquisition à faisceau conique, - la figure 6 illustre schématiquement une répartition de supports de rectification dans le cadre d'une géométrie d'acquisition à faisceau conique. On rappellera tout d'abord ci-après les considérations théoriques qui sont à la base des rectifications appliquées jusqu'à présent dans le cas d'un faisceau parallèle. Considérons ainsi un système de coordonnées fixes (O, x, y) dans le plan d'une image à reconstituer, et un repère rotatif (O, u, v) tels que 20 u=xcos0-ysin0 (1) Un objet à reconstituer est défini par une fonction bidimensionnelle f (x, y) qui décrit les caractéristiques physiques de l'objet. On définit la projection parallèle à l'angle 0 comme étant l'intégration de la fonction f le long du vecteur v, c'est à dire la valeur f de x, y additionnée sur l'axe de mesure des abscisses: u = x cos 0 - y sine. L'opération de rétroprojection est l'opération transposée de la sommation (intégration) sur l'axe des abscisses, permettant de revenir à la valeur de la fonction aux coordonnées (x, y.) Une acquisition tomographique étant constituée d'une série 30 d'intégrales rectilignes de f le long des lignes v, cette acquisition étant exploitée pour u variant sur]-co, co[ et pour e variant sur 180 . L'équation (1) montre que la projection parallèle à l'angle 0 est équivalente à un rééchantillonnage de l'objet, non pas sur un maillage de reconstruction tel qu'illustré sur la figure 1, et aligné sur les axes x et y, mais sur un maillage obtenu dans le repère (O, u, v), c'est à dire par une rotation de l'objet de l'angle 0 puis par un calcul de l'intégral le long de la direction v. Considérons un angle de projection 0 tel que 'tan 01 Dans le cadre d'une démarche itérative, une telle projection simplifiée est notamment mise en oeuvre lorsqu'il s'agit de réaliser la projection d'un objet déjà intermédiairement reconstruit, c'est à dire un objet 30 dont on connaît une première estimation des valeurs aux différents points de calcul 35. De la même façon, à partir de la connaissance de ces projections sur l'axe x, une rétroprojection, en vue de mettre en oeuvre une première estimation des valeurs f aux points de calcul 35, ou en vue de réévaluer ces valeurs, est simplement réalisée en faisant appel aux transformations transposées de la série d'opérations simples consistant en translations, magnifications et sommations précédemment spécifiées. Ainsi l'ensemble de ces calculs est fortement simplifié et aisément optimisé, notamment par le fait que les opérations de sommation et de translation sont optimisables aussi bien du point de vue logiciel que du point de vue du matériel de traitement (hardware). On a représenté à la figure 2, cette fois dans le cas d'un faisceau triangulaire, le lien géométrique qui s'avère exister entre une position de capteur oblique 10 à l'angle 0 et un axe fixe x aligné sur une répartition des rangés de points de reconstruction 35 répartis sur l'objet à reconstituer 30. On notera que la répartition des points de calcul 35 est ici choisie par les moyens de traitement qui mettent en oeuvre les calculs de reconstruction. Avec une source S placée cette fois à une distance focale finie, une projection sur l'axe x, bien qu'elle s'avère équivalente en termes d'acquisition de mesures avec la projection sur le capteur 10, nécessite une transformation géométrique quelque peu différente de celle exposée pour le cas d'un faisceau parallèle. Après l'obtention d'une telle projection sur l'axe x dont l'on décrira les modalités ci-après, son exploitation, c'est à dire la réalisation de rétro-projections (et de projections dans le cas d'une demande itérative) ne se limite plus à une série de translations et de sommations, du fait du non parallélisme du faisceau en question. Toutefois, il s'avère que l'approche consistant à redistribuer les acquisitions obtenues depuis les positions de capteurs obliques 10 vers un référentiel aligné avec les rangées de points 35 constituant l'objet 30 est également profitable dans le cas d'une telle acquisition à distance focale finie. En effet, une fois les acquisitions sur capteurs obliques 10 redistribuées sur un axe x parallèle à la rangée de points de l'objet, les calculs de projections et rétroprojections s'avèrent non pas limités à des translations et sommations mais à des sommations et homothéties, c'est à dire des sommations, translations et magnifications. Une simplification des calculs de reconstruction s'avère donc également obtenue après une rectification préalable. De plus, la rectification s'avère elle-même consister en une opération accessible par le calcul, avec un coût de traitement réduit. La rectification sur l'axe x fait certes appel à un facteur de magnification variable, et notamment qui varie le long du segment d'acquisition matérialisée par le capteur oblique. Toutefois cette rectification est une homographie, opération qui s'avère réalisable en calcul linéaire. Ainsi la rectification, bien que plus complexe qu'en géométrie parallèle, s'avère toutefois réalisable par des multiplications par une simple matrice, matrice dont les coefficients sont de plus établis par relations trigonométriques simples. On donnera ci-après un exemple privilégié d'une telle étape de rectification. Ainsi la rectification est également avantageuse dans le cadre des géométries à distance focale finie, en considérant pour cela le traitement effectué sous la forme de relations géométriques simples consistant à décomposer les transformations sous forme d'homographies. Les projections sur le support de rectification, ici l'axe x, sont en d'autres termes, décomposées en une série de translations le long d'un axe et de sommations le long de l'autre axe. La projection finale peut ensuite être obtenue dans cette approche par compression de la projection rectifiée en une projection oblique (sous-échantillonnage) par un facteur compris entre 1 (lorsque 0 = ki/2, k étant un entier négatif) et (lorsque 'tan 01 = 1). On mentionnera à titre d'information additionnelle, que pour la rétroprojection des données tomographiques, les données initiales obtenues sur capteur oblique sont par exemple magnifiées (et donc suréchantillonées) par un facteur situé entre 1 (lorsque 0 = kit/2, k entier positif ou négatif) et J(lorsque Otan 01 = 1). Le profil magnifié est donc alors basculé et additionné pour chaque rangée de la grille de reconstruction. En référence à la figure 2, la projection du faisceau sur un axe oblique u peut être considérée comme équivalente à une projection sur l'axe horizontal parallèle à l'axe x depuis la même source S. L'axe optique n'est plus alors un axe 15 perpendiculaire au capteur, c'est à dire ayant la direction v mais un axe perpendiculaire à x, et passant par S, que l'on qualifie d'axe optique rectifié. Le rapport de magnification qui existe entre chaque rangée de points de reconstruction et l'axe rectifié est un rapport qui dépend de la distance focale, de la position y de la rangée considérée et de la position en x de l'axe optique rectifié. On notera que la rectification est suivie d'un ré-échantillonage homographique de cet axe u vers l'axe rectifié x. Chaque support de rectification parallèle à l'axe horizontal x est un axe de rectification valable car permettant de passer simplement des données rectifiées sur celui-ci aux données de l'objet reconstruit. Il s'avère toutefois que différents supports de rectification, bien que parallèles, ne donneront pas lieu à une même magnification. Selon le choix d'un tel support de rectification, la transformation homographique de rectification est susceptible de consister en un suréchantillonnage et/ou en un sous échantillonnage par rapport au profil de mesure oblique, avec des facteurs de sur-ou sous-échantillonnage importants. Afin d'éviter de tels facteurs importants, une rectification préférée consiste à adopter, à position de capteur donné, un support de rectification disposé en correspondance avec la position du capteur. Ainsi, et plus précisément en rapport à la figure 3, la rectification et le ré-échantillonnage correspondant sont effectués préférentiellement, dans le cas d'un détecteur 10 plat et à dimension finie, sur deux portions de supports de rectification 40 et 50 situées respectivement aux deux extrémités de la position oblique considérée du capteur 10, et recouvrant les deux parties de ce capteur séparées par l'axe optique 15 de ce dernier. Ainsi chaque portion de rectification 40 et 50 s'étend parallèlement à l'axe x et sur ou sous le capteur 10 selon que la portion se situe d'un côté ou de l'autre de l'axe optique 15. Ces portions 40 et 50 viennent chacune former l'hypothénuse d'un triangle rectangle respectifs dont les deux côtés perpendiculaires sont respectivement une moitié du capteur 10 et une portion de l'axe optique 15 arrivant sur le capteur 10. Chaque moitié de capteur 10 est rectifiée sur la portion d'axe 40 ou 50 de support de rectification de direction x qui lui correspond, c'est-à- dire celle qui vient couper le capteur 10 à son extrémité extérieure considérée. En faisant ainsi, la transformation homographique depuis le capteur oblique 10 s'avère consister toujours en un sous-échantillonnage lorsque l'on met en oeuvre une projection et un sur-échantillonnage lorsque l'on effectue une rétro-projection par un facteur qui varie entre 1 (lorsque 0=ki/2, k entier positif ou négatif) et une valeur maximale de -fi (lorsque 1 tanO I =1). En effet, la proximité du support de rectification par rapport au capteur 10 et à l'objet 30, et la séparation en deux demi-supports de rectification 40 et 50, permet de limiter les sur/sous-échantillonnages mis en oeuvre. De plus, comme le montre géométriquement la figure 4, l'étape de rectification et le ré-échantillonnage correspondant sont indépendants de la distance focale. En effet, sur la figure 3, on a représenté deux sources Si et S2, et les portions de support 40, 50 rectifiées correspondantes, portions qui s'avèrent être inchangées, quelquesoit la source S1 ou S2 considérée pourvu que l'orientation de l'axe optique 15 reste la même. Comme on va le décrire maintenant, la limitation des facteurs de sur- ou de sous-échantillonage est également renforcée par le fait que l'on utilise deux directions de rectification différentes, directions pour lesquelles on opte en fonction de la valeur de l'angle de projection 0, c'est à dire de la position du capteur 10. Ainsi, on rectifie selon la direction x ou la direction y selon que le 30 capteur est dirigé de manière plus voisine avec la direction x ou avec la direction y. Sur la figure 4 on a schématisé le choix de la direction de rectification adoptée en fonction de la valeur de l'angle O. Pour un angle O tel que I tan0 (>_1, on utilise une rectification suivant la direction de l'axe y, tandis que pour les valeurs de 0 telles que tarie' On obtient au final un ré-échantillonnage par rectification qui dépend de l'angle de projection. De cette façon, les facteurs de magnification sont réduits à des valeurs inférieures à à, notamment lorsque cette répartition sur deux directions est combinée avec la configuration variable de support précédemment décrite, cette configuration a support voisin du capteur étant donc orientée selon x ou y en fonction de l'angle optique 0. Ces projections ré-échantillonées sont des mesures tomographiques équivalentes, à partir desquelles des opérations de projection et de rétro- projection, et ainsi de reconstruction tomographique (analytique ou itérative), peuvent être décomposées en une succession d'étapes de traitements à une dimension consistant en des magnifications, translations et sommations. Un tel ré-échantillonnage par rectification en fonction de l'angle de 20 projection s'avère aussi applicable pour une géométrie conique en trois dimensions. Ce procédé de reconstruction en géométrie d'acquisition triangulaire fait en effet apparaître le résultat selon lequel pour une position de source donnée, toutes les surfaces de détection qui coupent le faisceau et définissent le même angle solide de détection constituent des mesures tomographiques équivalentes et un ré-échantillonnage d'une surface de détection vers une autre surface équivalente mène à une reconstruction du même objet, de manière avantageuse en termes de coûts de calcul si cette surface est bien orientée. Le procédé décrit ci-avant est particulièrement adapté pour la reconstruction tomographique faisant usage d'un filtrage et de rétroprojections des données projetées. Ce procédé convient très bien à la reconstruction itérative où le volume reconstruit est estimé par des itérations incluant chacune projection et rétro-projection. Dans la reconstruction itérative, la comparaison des données acquises par les projections initiales avec les projections de l'objet estimées à l'itération considérée, permet de rétro-projeter l'écart constaté pour affiner l'estimation de l'objet. La rectification des données acquises sur un capteur oblique permet alors de rééchantillonner les données tomographiques sur des projections rectifiées, ce qui est fait une seule fois avant de mettre en oeuvre une telle reconstruction itérative facilitée. Dans le cadre d'une projection plane à distance focale finie dans un espace à trois dimensions, ce rééchantillonnage de données d'une surface de détection vers une autre s'avère également être une transformation homographique qui est linéaire en coordonnées homogènes. Dans le cas d'une géométrie d'acquisition à faisceau conique en trois dimensions, le procédé décrit précédemment se généralise notamment à partir des éléments décrits ci-après. Le volume de reconstruction peut, dans le cas conique, être considéré comme un empilement de tranches perpendiculaires à un axe z prédéfini. Cet axe z est défini comme étant l'axe orthogonal aux images planes qui seraient obtenues avec une géométrie à faisceau parallèle ou à faisceau triangulaire. L'angle de projection est défini comme étant l'angle de l'axe optique du faisceau conique dans le plan (O, x, y). La rectification s'effectue dans le repère (O, x, y, z) de la même façon que pour le cas du faisceau triangulaire, cette rectification étant toutefois une rectification de plans plutôt qu'une rectification d'axes. Ainsi on choisit un plan rectifié qui soit parallèle à l'axe x ou l'axe y, les axes x et y étant là encore choisis en référence à la répartition des points de calcul de reconstruction sur l'objet à reconstruire. Additionnellement, le plan de détection peut également être rectifié de manière à être rendu parallèle à l'axe z. La figure 5 illustre une telle rectification mise en oeuvre en référence à un axe z, qui suit le même principe que la rectification mise en oeuvre telle qu'exposée précédemment en référence à la géométrie de faisceau triangulaire. Pour la plupart des orbites d'acquisition adoptées dans le cadre d'une géométrie de faisceau conique, l'angle mesuré entre l'axe z et l'axe vertical du capteur 10 est un angle qui peut toutefois être considéré comme nul ou très petit (par exemple l'observation vasculaire à arbre en C, Scanner CT) Dans la plupart des cas, cet angle est tel que I tan4I Toutefois pour certaines orbites spéciales, qui sont susceptibles de présenter des angles plus larges en référence à l'axe z, un alignement le long à la fois des axes x ou y plutôt qu'avec l'axe z devient souhaitable. On notera qu'une rectification en référence à l'axe z, telle qu'illustrée à la figure 5, peut également être appliquée dans le cadre d'une géométrie parallèle en 3D telle qu'on la rencontre dans la tomographie à émission positron 3D (la distance focale est alors infinie). Dans ce cas la rectification en référence à l'axe z suit le même principe que la rectification à faisceau parallèle en 2D. Ce type de rectification est également applicable à des orbites tomographiques arbitraires en géométrie de faisceau conique. La figure 6, qui illustre en perspective l'avantage apporté par une rectification en imagerie 3D, montre que chaque section 60 du volume 30 à reconstruire, c'est à dire chaque ensemble 35 de points parallèle au plan rectifié, est lié à ce plan par une projection et une magnification en deux dimensions, suivis par une sommation. Les paramètres d'une telle magnification sont la distance focale et les distance x, y et z définissant la position de l'axe optique rectifié considéré. Il s'agit là d'une extension de l'analyse faite en 2D pour le faisceau triangulaire. Les étapes de magnification et de sommation à deux dimensions sont elles mêmes séparables, c'est à dire réalisées sur des séries de vecteurs à une dimension qui sont traités le long des lignes et des colonnes du volume considéré. Dans une démarche itérative, les opérations de projection et de rétroprojection sont décomposées en une succession de translations et de sommations à 2D, qui sont séparables chacune en des traitements à une dimension le long de chaque direction du plan rectifié. Les différents modes de réalisation décrits précédemment permettent donc, par rectification des séries de données acquises, de décomposer les opérations de reconstruction, jusque là très coûteuses en calcul, en une succession de magnifications, translations et sommations de vecteurs, mettant ainsi en oeuvre un flux de données plus facile à exploiter, dont les résultats sont mieux prédictibles, et dont le traitement est plus facile à optimiser aussi bien par des moyens logiciels que pour des moyens matériels. Une telle rectification est également prévue dans le cadre de détecteurs ayant une forme autre que rectiligne, en conservant les mêmes avantages. Cette technique, qui concerne notamment la reconstruction tomographique, peut être appliquée par exemple à des géométries de capteur circulaires telles qu'on peut les trouver dans la tomographie à émission positron, la tomographie assistée par ordinateur à émission de photon unique, ou l'imagerie CT à rayons X, ainsi que dans les techniques où l'on trouve des trajectoires irrégulières, telles que par exemple en angiographie rotationnelle. REVENDICATIONS 1. Procédé d'imagerie médicale incluant la reconstruction d'une image (30) d'un objet à partir d'un ensemble de projections (10) acquises pour différentes positions d'un appareil d'acquisition (10) autour de l'objet à imager (30) et dans lequel une source (S) de projection est située à une distance finie par rapport à l'appareil d'acquisition (10), ce procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend l'étape consistant à réaliser un ensemble de rectifications (x, y, 40, 50) de projections acquises pour des positions différentes de l'appareil d'acquisition (10), rectifications consistant à transformer les données de la projection considérée en des données de projection sur un support virtuel (x, y, 40, 50) de rectification placé dans une orientation pré-établie en concordance avec un ensemble de points (35) de calcul de reconstruction répartis sur l'image à reconstruire (30). 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le ou les supports de rectification (x, y, 40, 50) sont positionnés parallèlement à des rangées ou colonnes d'une matrice de points (35) de calcul de reconstruction s'étendant sur l'image de l'objet à reconstruire (30). 3. Procédé selon la revendication 1 ou la revendication 2, caractérisé en ce que chaque opération de rectification consiste en une homographie vers le support de rectification (x, y, 40, 50) ainsi qu'un ré-échantillonage sur ce support de rectification (x, y, 40, 50). 4. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce qu'il constitue un procédé itératif dont chaque itération inclut une étape de projection et une étape de rétroprojection entre l'objet à reconstruire (30) et le ou les support(s) de rectification (x, y, 40, 50). 5. Procédé selon la revendication précédente, caractérisé en ce que chaque itération comprend une comparaison entre des données reconstruites (35) à une itération précédente et des données rectifiées. 6. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il fait appel à des projections ou rétroprojections entre des données rectifiées (x, y, 40, 50) et l'objet reconstruit (30), projections ou rétroprojections qui mettent chacune en oeuvre un facteur de magnification qui dépend de l'angle d'orientation (c) de l'appareil d'acquisition (10) dans la position ayant donné lieu aux données rectifiées. 7. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il fait appel à plusieurs supports de rectification (x, y, 40, 50) qui ont des positions différentes en fonction de la position de l'appareil d'acquisition (10). 8. Procédé selon la revendication précédente, caractérisé en ce que le ou les support(s) de rectification se composent chacun de deux demi-supports (40, 50) ayant une direction commune (x, y) et s'étendant chacun depuis une extrémité d'une zone sensible de l'appareil d'acquisition (10). 9. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend le fait de réaliser deux types de rectifications correspondant à des supports (x, y, 40, 50) ayant des directions différentes (x, y) , et le fait d'opter pour un support de rectification ayant une première orientation (x) ou un support de rectification ayant une seconde orientation (y) en fonction de l'orientation de l'appareil d'acquisition (10). 10. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'appareil d'acquisition (10) présente une zone sensible s'étendant selon une dimension unique. 11. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 9, caractérisé en ce que l'appareil d'acquisition (10) présente une zone 25 sensible s'étendant selon deux dimensions. 12. Appareil d'imagerie médicale par reconstruction d'une image d'un objet, comprenant un appareil d'acquisition (10) prévu pour acquérir des projections (30) pour différentes positions de cet appareil d'acquisition (10) autour de l'objet, ainsi qu'une source (S) générant ces projections et placée à une distance finie de l'appareil d'acquisition (10), comprenant en outre des moyens de traitement de données aptes à déterminer une valeur d'image reconstruite en une série de points répartis sur l'image, caractérisé en ce que les moyens de traitement sont prévus pour réaliser un ensemble de rectifications de projections acquises, rectifications consistant chacune à transformer les données de la projection considérée en des données de projection sur un support virtuel (x, y, 40, 50) de rectification, support de rectification positionné selon une orientation pré-établie (x, y) en concordance avec la répartition des points (35) de calcul de valeur d'image.