FR 2919096 A1 20090123 FR 0756592 A 20070719 Procédé de correction de recalage d'images radiographiques Domaine de l'invention La présente invention a pour objet un procédé de correction de recalage d'images radiographiques. La présente invention trouve des applications particulièrement avantageuses, mais non exclusives, dans le domaine de l'imagerie médicale et plus particulièrement celui de la radioscopie. La présente invention concerne également une station de travail de revue d'images médicales comportant un logiciel mettant en oeuvre un tel procédé de recalage d'images radiographiques. Etat de la technique On connaît des systèmes à rayons X qui comportent notamment un tube à rayons X, et un détecteur de rayons X, une table, et un arceau en forme de C qui est généralement un arceau vasculaire. Ces systèmes sont susceptibles de se déplacer dans les trois dimensions d'un espace. Cette mobilité permet à un praticien de faire l'acquisition d'images pour n'importe quelle partie du corps d'un patient couché sur la table. En général, la table est susceptible de se déplacer dans les trois translations possibles associées à un espace donné, tandis que l'arceau est susceptible de se déplacer dans trois rotations possibles associées à cet espace. Le praticien utilise un système de radiologie interventionnel pour disposer des outils, tels qu'un cathéter ou un coil, à l'intérieur du corps du patient, notamment à l'intérieur de la tête. La géométrie des images acquises doit être connue de manière précise, afin d'aider le praticien dans le positionnement de ses outils. Deux types d'acquisition d'images sont possibles avec ces systèmes. En effet, le praticien peut acquérir des images en deux dimensions obtenues par projection des rayons X sur le détecteur. Chaque image est obtenue pour une position donnée du tube et du détecteur. La partie du corps du patient est alors projetée sur le détecteur, selon une projection conique. Pour guider ses outils pendant une procédure, le praticien peut utiliser ces images en deux dimensions obtenues avec ou sans agent de contraste. Ces images acquises à faible dose de rayons X sont appelées images fluoroscopiques. Le praticien peut aussi acquérir des images en trois dimensions. Lors de l'acquisition de ces images, le tube et le détecteur se déplacent autour du patient. Plusieurs images en projection sont ainsi acquises par l'arceau et, à partir de ces images, la partie du corps à visualiser peut être reconstruite en trois dimensions. Le contraste de ces images en trois dimensions peut être amélioré, grâce à une injection d'un agent de contraste. Les images fluoroscopiques sont acquises en temps réel alors que l'image en trois dimensions, qui est en général une image préopératoire, est figée. Pour améliorer le système de guidage des outils, il est connu de projeter l'image en trois dimensions sur l'image fluoroscopique. Ce procédé est appelé fluoroscopie augmentée en trois dimensions (3D enhanced fluoroscopy en anglais). On peut également projeter l'image en trois dimensions sur une image en deux dimensions préopératoire, par exemple une image DSA. Il est aussi connu, à l'inverse, de rétro-projeter l'image en deux dimensions sur l'image en trois dimensions. Ce procédé est appelé procédé de navigation 3D (3D road map en anglais). La difficulté de mise en oeuvre de ces procédés réside dans la fusion des deux images en tenant compte de la bonne géométrie d'acquisition du système. En effet, pour réaliser la projection de l'image en trois dimensions sur l'image en deux dimensions ou réciproquement, la géométrie d'acquisition du système médical doit pouvoir être déterminée quelle que soit la position de ce système dans l'espace. La géométrie d'acquisition du système est relative à un positionnement du tube et du détecteur dans un repère donné. Cette géométrie d'acquisition est définie à la fois par la position dans l'espace de l'arceau et de celle de la table, par rapport à un référentiel donné. Les degrés de liberté de la table peuvent être modélisés sans grande difficulté, en utilisant des modèles connus. L'arceau est toutefois plus difficile à modéliser. Pour modéliser cet arceau, on s'attache au calcul de matrices de projection qui font correspondre à un point qui se trouve dans l'image en trois dimensions reconstruite, un point qui se trouve dans l'image en deux dimensions. Un pixel de l'image en deux dimensions est censé correspondre à une projection d'un voxel en trois dimensions de l'image 3D reconstruite sur le détecteur à rayons X, dans la mesure où cette image aurait été placée à l'endroit du corps. Une matrice de projection doit pouvoir être produite pour chaque position de l'arceau dans l'espace. Cette matrice de projection est associée à la géométrie d'acquisition du système. Un exemple de modélisation de cet arceau est décrit dans le document FR2 879 433. Le document FR2 879 433 propose un procédé dans lequel les matrices de projection sont calculées à partir d'une calibration de positions de l'arceau et de calculs d'un certain nombre de paramètres de géométrie. Dans ce document, une matrice de projection peut être décomposée en deux ensembles de paramètres géométriques : des paramètres intrinsèques et des paramètres extrinsèques. Les paramètres intrinsèques correspondent à des paramètres de projection du tube à rayons X sur une image de projection ou, plus précisément sur le détecteur de rayons X. Les paramètres extrinsèques correspondent à une position générale du système médical définie par des rotations et des translations de ce système, dans un repère donné. Ce document permet de déterminer les paramètres intrinsèques et 15 extrinsèques pour une orientation arbitraire du bras en arceau. Ces paramètres permettent de prévoir la matrice de projection. Le document FR2 879 433 permet de conserver la simplicité du modèle rigide tout en ajustant localement certains de ses paramètres de manière à se rapprocher du comportement réel de l'arceau. Le procédé 20 décrit permet de déterminer une matrice de calibration correspondant à une position particulière de l'arceau appelée position de calibration. Ce procédé permet également d'appliquer une transformation rigide à cette matrice de calibration, dans le but d'obtenir une matrice de projection pour n'importe quelle position du système dans l'espace. La transformation 25 rigide correspond à des rotations et à des translations de l'arceau. Cette transformation est construite à partir de valeurs d'angles que fait l'arceau par rapport aux trois axes et aussi généralement à partir d'une distance qui sépare le tube du détecteur. Ces valeurs d'angle et cette distance sont généralement acquises à l'aide de capteurs du système médical. 30 Ce mode de calcul de matrices de projection permet de réaliser un recalage théorique optimal entre les images fluoroscopiques et l'image 3D préopératoire, si on fait l'hypothèse que le patient ne bouge pas. Ce recalage sera appelé par la suite recalage géométrique. Toutefois, il est apparu dans la pratique que le dit recalage n'est pas assez précis lorsque notamment les 35 cas suivants se présentent : cas 1: déplacement de la table pendant une intervention médicale, cas 2: mouvement du patient pendant l'intervention médicale, ce mouvement pouvant être notamment des mouvements respiratoires, un mouvement du corps ou de la tête, cas 3 : déformation ou mouvement des organes à analyser pendant la phase interventionnelle, cas 4: l'image 3D utilisée pour réaliser le procédé de fluoroscopie augmentée en trois dimensions est produite à partir d'un traitement antérieur, typiquement il y a six mois, ou que cette image est obtenue selon une autre modalité d'acquisition. Exposé de l'invention L'invention a justement pour but de remédier aux inconvénients des techniques exposées précédemment. Pour cela, l'invention propose un procédé de correction de recalage géométrique. Pour ce faire, l'invention comporte un algorithme de correction apte à déterminer une transformation résiduelle quand notamment les cas 1, 2, 3 et/ou 4 se produisent pendant une intervention médicale. L'algorithme de correction de l'invention comporte des moyens pour déterminer la transformation résiduelle en comparant l'image 3D préopératoire à une image fluoroscopique. Cette transformation résiduelle est déterminée selon un recalage basé sur le contenu de l'image. L'image fluoroscopique est acquise dans une position de l'arceau et dans une position du patient qui sont les positions utilisées par l'invention pour exécuter le procédé de fluoroscopie augmentée en 3D. Une fois que la transformation résiduelle est calculée, cette dernière est combinée avec un recalage géométrique. Ce recalage géométrique est de préférence celui proposé par l'enseignement du document FR2 879 433. D'autres types de recalage géométrique existants peuvent également être utilisés. Avec l'invention, quelle que soit la position de l'arceau autour du patient, il n'est pas nécessaire de recalculer le recalage basé sur le contenu de l'image, comme dans l'état de la technique. En effet, le recalage basé sur le contenu de l'image permet uniquement d'initialiser les paramètres du recalage géométrique lorsqu'un des cas de figure décrit plus haut se déroule. Ainsi, quelle que soit la position de l'arceau autour du patient, il n'est recalculé que le recalage géométrique, permettant un gain de temps et une diminution des ressources en calcul et en mémoire. Dans l'état de la technique la combinaison du recalage basé sur le contenu de l'image avec le recalage géométrique n'est pas naturelle. En effet, il est connu d'utiliser habituellement soit l'un ou l'autre de ces deux types de recalage d'images et non les deux en même temps. L'utilisation du recalage géométrique dans cette combinaison permet d'effectuer en temps réel un recalage comportant le mouvement de l'arceau sans aucun recalage additionnel. Et l'utilisation du recalage basé sur le contenu de l'image permet d'affiner la précision du recalage géométrique. La projection de l'image 3D sur l'image fluoroscopique obtenue selon le procédé de fluoroscopie augmentée est de ce fait plus rigoureux. Ainsi, dans l'invention, le recalage basé sur le contenu de l'image est utilisé dans le but d'améliorer le recalage géométrique. Dans l'invention, le recalage basé sur le contenu de l'image est ainsi seulement une étape d'initialisation du recalage géométrique. Tout changement de la géométrie du système médicale induite par le mouvement de l'arceau est alors recalculé en temps réel avec la matrice de projection. L'invention permet également d'effectuer une correction en temps réel, lorsque les organes à analyser sont rigides et/ou non rigides. Cette correction permettant de supprimer les déformations et/ou le mouvement des organes. L'invention permet également d'utiliser le procédé de fluoroscopie augmenté en 3D même avec une image 3D pré-acquise ou acquise avec d'autres modalités. Le but de l'invention est ainsi d'établir la transformation résiduelle à appliquer sur le modèle 3D afin de corriger une matrice de projection de l'état de la technique. L'invention concerne donc un procédé de correction de recalage d'images radiographiques, - on émet des rayons X sur un corps placé sur une table qui sont projetés avec une incidence donnée sur un détecteur d'un système médical, et qui sont révélés par une image en projection à deux dimensions avec des pixels de projection, - on relève l'image en projection fluoroscopique, - on produit une image tridimensionnelle du corps, - on détermine une géométrie d'acquisition du système médical à rayons X en calculant une matrice de projection, caractérisé en ce que - a partir de la matrice de projection déterminée, on effectue une projection de l'image tridimensionnelle, - on effectue un recalage de la projection de l'image tridimensionnelle avec l'image en projection à partir des informations contenues dans ces images, - on calcule une nouvelle matrice de projection en combinant la matrice de projection avec le recalage, - on projette l'image tridimensionnelle sur l'image en projection en fonction de la nouvelle matrice de projection, -on visualise le résultat de la projection de l'image tridimensionnelle sur l'image en projection. L'invention concerne également un système à rayons X pour la mise en oeuvre dudit procédé de correction de recalage d'images radiographiques. Brève description des dessins L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit et à l'examen des figures qui l'accompagnent. Celles-ci sont présentées à titre indicatif et nullement limitatif de l'invention. Ces figures montrent : - Figure 1 : une représentation schématique d'un système à rayons X utilisé avec le procédé de l'invention, - Figure 2 : une représentation schématique d'une mise en oeuvre du procédé. Description détaillée de modes de réalisation de l'invention La figure 1 montre un système 10 médical utilisé avec le procédé selon l'invention. Ce système 10 médical peut être notamment un système radiologique ou radioscopique. Ce système 10 comporte un tube 11 à rayons X et un détecteur 12 à rayons X accrochés sur un arceau 13 en forme de C. Un patient 14 est allongé sur une table 15. Cette table 15 est disposée entre le tube 11 et le détecteur 12. Le détecteur 12 est positionné, de manière à ce qu'une direction principale d'émission des rayons 16 soit globalement perpendiculaire à une face du détecteur 12. La table 15 est reliée à une base 17 sur laquelle est posé un système 18 informatique. Ce système 18 informatique, permet notamment l'acquisition et la visualisation d'images en deux ou trois dimensions. Plus précisément, l'arceau 13 est susceptible de tourner autour d'un axe 19. Cet axe 19 est perpendiculaire à une surface délimitée par l'arceau 13, et passe par le milieu d'un segment délimité par l'émetteur 11 et le détecteur 12. A cet effet, l'arceau 13 est relié à un bras 20 intermédiaire par l'intermédiaire d'une liaison 21 coulissante. Le bras 20 intermédiaire est susceptible de tourner autour d'un axe 22 globalement perpendiculaire à une face d'un socle 23 en forme de L. A cet effet, le bras 20 intermédiaire est relié au socle 23 par l'intermédiaire d'une liaison 24 rotative. Le socle 23 est susceptible de tourner autour d'un axe 25 globalement perpendiculaire à un sol 11. A cet effet, le socle 23 est relié au sol 25 par l'intermédiaire d'une liaison rotative 27. L'arceau 13 est donc susceptible de tourner autour des trois axes 19, 22 et 25 qui forment un repère. Une position de l'arceau 13 peut donc être repérée dans le repère par trois angles L, P, et C que peut faire cet arceau 13 respectivement avec les axes 19, 22 et 25, par rapport à une position de référence. La position de l'arceau 13 est également définie par une distance SID qui sépare le tube 11 du détecteur 12. Dans un exemple d'acquisition d'images à l'aide du système 10 à rayons X, le tube 11 et le détecteur 12 se situent de part et d'autre du patient 14. Le tube 11 est une source conique de rayons X 15 qui sont projetés sur le détecteur 12. Ce détecteur 12 comporte des capteurs qui mesurent l'intensité des rayons qu'il reçoit. De manière générale, le tube 11 est susceptible de tourner autour du patient 14 selon une direction quelconque. Le système informatique 18 comporte une unité de commande 18'. Cette unité de commande 18' comporte un microprocesseur 28. Ce microprocesseur 28 est relié à une mémoire programme 29, à des mémoires de données 30 et 31, à une interface 32 d'entrées-sorties et à un écran 33, par l'intermédiaire d'un bus 34 de communication. L'interface 32 d'entréessorties émet des signaux de sortie à destination du système 10 médical et reçoit des signaux d'entrée émis par ce système 10 médical par l'intermédiaire d'un bus 35 de communication. Lorsque le microprocesseur 28 exécute un programme 36 d'acquisition, des signaux de sortie peuvent être émis, de manière à positionner le tube 11 dans une position particulière. D'autres signaux de sortie peuvent aussi être émis à destination du tube 11 pour commander l'émission des rayons X. Une ou plusieurs images 37-39 de projection en deux dimensions peuvent alors être acquises pour des angles d'incidences de rayons X différents. Par exemple, on peut faire l'acquisition d'images en deux dimensions pour des positions de l'arceau 13 référencées (L1, P1, C1)-(LN, PN, CN). Des contenus d'information relatifs aux images en deux dimensions 37-39 sont stockés à l'intérieur de la mémoire 28. Ces contenus d'informations relatifs à l'intensité des rayons X reçus sont associés à des pixels 40 de projection des images 37-39. Le microprocesseur 28 exécute un programme 40 de calcul de matrice de projection initiale. Cette matrice de projection est calculée à partir d'une modélisation de l'arceau 13. Pour modéliser les mouvements de l'arceau 13 dans un espace, on utilise un modèle de l'arceau. Dans ce modèle de l'arceau, on peut considérer de manière idéale l'arceau 13 du système 10 médical. Cet arceau 13 est alors rigide, le tube 11 et le détecteur 12 sont attachés de manière rigide à cet arceau 13, et des mouvements de cet arceau 13 peuvent être décrits par des rotations parfaites autour des trois axes 19, 22 et 25. On considère également que des paramètres internes du système relatif notamment à un positionnement du tube 11 et du détecteur 12 sont constants. A partir d'un modèle de l'arceau 13 défini, le microprocesseur 28 calcule la géométrie d'acquisition du système pour une position arbitraire de ce système définie par les paramètres L, P et C. Ces paramètres peuvent être mesurés à l'aide de capteurs de position (non représentés) situés à l'endroit des liaisons mobiles 21, 24, 27. Des signaux électriques issus de ces capteurs peuvent être émis à destination du système 18 informatique. Le programme 40 permet ainsi de calculer la matrice de projection associée à une position d'acquisition quelconque du système autour du patient 14 en fonction des paramètres L, P et C issus des capteurs du système 10 médical. Le microprocesseur 28 exécute un programme 41 de recalage 3D-2D basé sur le contenu de l'image. Ce recalage 3D -2D basé sur le contenu de l'image permet d'aligner une image 2D avec une projection d'une image 3D à partir des informations contenues par lesdites images. Le microprocesseur 28 exécute un programme 42 d'affichage qui permet d'afficher sur l'écran 33 le résultat de la combinaison des images 3D avec des images 2D. La figure 2 montre un diagramme d'étapes du procédé de l'invention. Le procédé de l'invention est appliqué dans un mode de réalisation préféré, comme illustré à la figure 2, au procédé de fluoroscopie augmenté en 3D. A l'étape 50, on acquiert une image 43 tridimensionnelle. Cette image 43 est une image préopératoire. Elle peut être obtenue en début d'intervention médicale. Dans ce cas, l'image 43 est obtenue par l'exécution par le microprocesseur 28 d'un programme 44 de reconstruction. Pour ce faire, à partir d'images en deux dimensions, le programme 44 reconstruit l'image 43 volumique finale. Des contenus d'informations de cette image 43 sont stockés à des adresses mémoire de la mémoire 31. Ces contenus d'informations correspondent à des voxels 45 de l'image 43. Cette image 43 stockée à l'intérieur de la mémoire 31 peut être obtenue avant l'intervention médicale. Dans ce cas, elle peut être obtenue par une acquisition antérieure, typiquement une acquisition réalisée il y a six mois. Elle peut être obtenue au moyen d'un autre système d'acquisition tel que notamment un tomodensitomètre, un système radiographique effectuant des images 3D par rotation, des systèmes par résonance magnétique (RM), des systèmes tomodensitométriques par émission de positons (TEP), des systèmes par ultrasons, des systèmes de médecine nucléaire ou des systèmes radiographiques tridimensionnels. A l'étape 51, on acquiert des images radiographiques qui sont dans l'exemple de la figure 2 fluoroscopiques bidimensionnelles. Ces images sont stockées dans la mémoire 30. Ces images fluoroscopiques montrent les informations anatomiques et/ou les outils de guidage. A l'étape 52 on détermine la matrice de projection initiale a associé à une position d'acquisition quelconque du système autour du patient 14. Dans un mode de réalisation préféré, cette matrice de projection initiale 41 est de préférence déterminée selon l'enseignement du document FR2 879 433. La matrice B de projection 41 initiale est associée à chaque position (L1, P1, C1)-(LN, PN, CN) d'acquisition de l'arceau 13. Cette matrice de projection 41 initiale fait correspondre à un point 42 du patient 14, un contenu d'information affecté à des pixels 40 de projection dans une image en deux dimensions acquise pour une position donnée de l'arceau 13. Plus précisément, la matrice 41 de projection initiale peut être décomposée en deux ensembles de paramètres géométriques : des paramètres intrinsèques et des paramètres extrinsèques. Les paramètres intrinsèques correspondent à des paramètres de projection du tube 11 à rayons X sur une image de projection ou, plus précisément sur le détecteur 12 de rayons X. Les paramètres extrinsèques correspondent à une position générale du système médical définie par des rotations et des translations de ce système, dans un repère donné. Dans un mode de réalisation préféré, la matrice de projection initiale est produite pour une position donnée de l'arceau 13 à l'aide d'un nombre limité de matrices de projection précalculées, appelées matrices de calibration. Ces matrices de calibration sont calculées pour des positions particulières du système, appelées positions de calibration. En général, on calcule au moins une matrice de calibration. Dans un exemple, certaines des positions d'acquisitions (L1, P1, C1)-(LN, PN, CN) sont des positions de calibration. Dans un exemple, on détermine entre 10 et 30 positions de calibration. A chaque position de calibration peut correspondre, plusieurs matrices de calibration. Dans un autre exemple, on précalcule entre 10 et 30 matrices de calibration. Il est connu de déterminer les matrices de calibration, en disposant un élément de forme connue, appelé fantôme, sur la table 15. Dans une mise en oeuvre, le fantôme est formé de billes dont on connaît exactement la conformation dans l'espace. Après positionnement du fantôme, des rayons X sont projetés avec une incidence donnée sur le détecteur 12 et sont révélés par une des images 37-39 en projection à deux dimensions avec des pixels 40 de projection. On calcule alors la matrice de calibration qui fait correspondre à un point du fantôme un contenu d'information affecté à des pixels de projection. Puis pour n'importe quelle position d'acquisition du système 10 médical, on peut prédire la matrice B de projection initiale correspondante. Pour prédire n'importe quelle matrice B de projection initiale, on interpole, entre les positions de calibration, les paramètres des matrices de calibration et / ou des paramètres géométriques correspondant. A l'étape 53, on effectue une projection de l'image 43 volumique. Cette projection de l'image 43 est effectué au moyen de la matrice de projection initiale obtenue à l'étape 52. La matrice de projection initiale est calculée pour la position du système 10 d'acquisition de l'image fluoroscopique. A l'étape 54, une étape d'initialisation est effectuée avant l'application du recalage basé sur le contenu de l'image. Cette étape d'initialisation est un ajustement entre l'image fluoroscopique et la projection de l'image 3D. Cette étape d'initialisation est nécessaire dans le cas où il y aurait un mouvement important du patient et/ou de la table entre l'acquisition de l'image fluoroscopique et l'acquisition de l'image 3D. Cet ajustement peut être effectué de manière manuelle et visuelle par le praticien. Dans ce cas, le praticien déplace la table et/ou l'image 3D. Ce déplacement permet d'obtenir visuellement le meilleur ajustement entre l'image 2D et la projection de l'image 43. Dans la pratique, cette étape d'initialisation n'est pas nécessaire pour de petit mouvement du patient. Après cette étape d'initialisation, le recalage 3D/2D basé sur le contenu de l'image de l'étape 56 est effectué entre la projection de l'image 3D et l'image 2D fluoroscopique. Le recalage basé sur le contenu de l'image de l'étape 56 est effectué à partir des informations contenues dans les images. Ce recalage est obtenu selon une transformation rigide de paramètres M. Ces paramètres M sont déterminés à l'étape 55. La transformation rigide de paramètres M correspond à des rotations et/ou à des translations composant les paramètres. Ces paramètres sont différents selon que les cas 1, 2, 3 ou 4 se présentent. Dans le cas d'une translation pure de la table, cas 1, pendant l'intervention médicale, les paramètres M sont au nombre de 3. Ils se composent d'une translation 3D. Dans le cas d'un mouvement du patient 14, cas 2, ou que l'image 3D vient d'une acquisition précédente ou d'une autre modalité, cas 4, les paramètres M sont au nombre de 6. Ils se composent d'une rotation 3D et d'une translation 3D. Lorsqu'il y a uniquement un mouvement de l'organe à analyser, cas 3, le déplacement de l'organe peut être modélisé par des translations et des rotations. Dans le cas d'une déformation des organes, cas 3, la déformation peut être modélisée par une large famille de fonctions existantes notamment la fonction de similitude, les fonctions paramétriques. En pratique, pour effectuer le recalage basé sur le contenu de l'image, l'image 3D est itérativement positionnée et orientée jusqu'à ce que la mesure d'un score de similarité entre les images 3D et 2D soit optimale. Le score de similarité peut être déterminé selon deux critères connus de similarité. Ces critères peuvent être les critères basés primitives et/ou les critères iconiques. Dans les approches iconiques, l'image fluoroscopique est comparée à une image synthétique générée à partir de l'image 3D et de l'estimation courante des paramètres de la transformation. Dans les critères basés primitives, des primitives sont extraites à la fois dans l'image 3D et dans l'image fluoroscopique. Ces primitives extraites sont utilisées pour le calcul du score de similarité. En imagerie vasculaire, ce sont typiquement les lignes centrales des vaisseaux qui sont utilisées. Dans une variante, lorsque les cas 1 et 2 se produisent le recalage basé sur le contenu de l'image peut être exécuté avec des capteurs externes additionnels placés à la tête du patient et/ou de la table. Ces capteurs peuvent êtres des sondes magnétiques basés sur des technologies optiques ou électromagnétiques.. Le recalage basé sur le contenu de l'image ne doit pas être refait en permanence. Il suffit de la faire une fois pour une angulation de l'arceau. Une fois que la transformation rigide de paramètres M est connue, la matrice de projection initiale de l'étape 52 est utilisée en temps réel pour prévoir le changement de la géométrie d'acquisition induite par le mouvement de l'arceau. Une telle approche permet d'exécuter le procédé de fluoroscopie augmenté même si l'arceau 13 est déplacé. Avec l'invention le procédé de fluoroscopie augmenté est effectué sans aucun recalage additionnel. Ainsi, une fois que la transformation rigide de paramètres M est connu, ladite transformation est appliquée, à l'étape 57, à la matrice de projection initiale de l'étape 52. Il est déterminé à l'étape 57 une nouvelle matrice B;' de projection. i étant une position de l'arceau autour du patient. Cette nouvelle matrice B;' de projection est une combinaison de latransformation rigide de paramètres M et de la matrice B; de projection initiale de l'étape 52. Cette combinaison permet de corriger, à partir du recalage basé sur le contenu de l'image, un recalage résiduel de la matrice de projection quand notamment les cas 1 et/ou 2 et/ou 3 et/ou 4 se présentent. La nouvelle matrice B;' de projection permet un recalage apte à établir une correspondance précise d'un voxel (X, Y, Z) de l'image 3D en un point (u, v) de l'image fluoroscopique. Cette correspondance est fournie par l'équation suivante : (u, v)T=B;*M*(X, Y, Z)T avec la matrice de projection B;=I;*E; où I représentant les paramètres intrinsèques et E les paramètres extrinsèques et l'indice i correspondant à une position donnée de l'arceau 13. La nouvelle matrice B;' de projection est égale à : B;' = B;*M. Cette nouvelle matrice B' de projection permet d'obtenir une projection 2D valide du point 3D (X, Y, Z)T. A l'étape 58, il est effectué une projection de l'image 3D sur l'image fluoroscopique avec un recalage précise, selon le procédé de fluoroscopie augmenté en 3D. l'étape 58 fournie en sortie une image de recalage permettant au praticien de visualiser en même temps l'outil interventionnel et l'anatomie. A l'étape 59, l'image de recalage est affichée sur l'écran 33. Si les cas 1 et 2 se produisent pendant l'intervention médicale, une nouvelle image fluoroscopique est acquise et la transformation rigide de paramètres M est recalculée. Dans le cas des applications médicales sur des organes rigides, c'est à dire par exemple une intervention effectuée dans la colonne vertébrale ou une intervention intracrâniennes, l'étape 54 d'ajustement n'est effectué de préférence que dans le cas où le patient et/ou la table seraient déplacés entre l'acquisition de l'image 3D et l'acquisition de l'image fluoroscopique. Dans le cas des applications médicales sur des organes non rigide, c'est à dire par exemple une embolisation du foie ou une intervention cardiaque, la transformation rigide de paramètres M est utilisée pour effectuer une correction en temps réel du procédé de fluoroscopie augmentée afin de compenser la déformation et/ou le mouvement des organes. Si l'image 3D utilisé par le procédé de fluoroscopie augmenté 3D vient d'une acquisition précédente ou d'une autre modalité, cas 4, une transformation rigide d'initialisation est calculée avant l'intervention médicale. Cette transformation rigide d'initialisation permet, avant l'application du procédé de la figure 2 de recaler l'image 3D sur l'image fluoroscopique. Ainsi, si l'image 3D vient d'une autre modalité, et/ou d'une acquisition précédente, un recalage initial est effectué en comparant l'image 3D précédente à une image 3D acquise et/ou en effectuant un recalage 3D-2D basé image. REVENDICATIONS 1 - Procédé de correction de recalage d'images radiographiques, - on émet des rayons X sur un corps (14) placé sur une table (15) qui sont projetés avec une incidence donnée sur un détecteur (12) d'un système (10) médical, et qui sont révélés par une image (37) radiographique à deux dimensions avec des pixels (40) de projection, - on acquiert une image tridimensionnelle (43) du corps à partir du dit système médical ou à partir d'un autre système d'acquisition, - on détermine une géométrie d'acquisition du système médical à rayons X en calculant une matrice (B) de projection initiale, caractérisé en ce que - à partir de la matrice de projection initiale déterminée, on effectue une projection de l'image tridimensionnelle, - on effectue un recalage basé sur le contenu de l'image de la projection de l'image tridimensionnelle avec l'image radiographique à partir des informations contenues dans ces images, - on calcule une nouvelle matrice de projection en combinant la matrice de projection initiale avec le recalage basé sur le contenu de l'image, - on projette l'image tridimensionnelle sur l'image radiographique en fonction de la nouvelle matrice de projection, - on visualise le résultat de la projection de l'image tridimensionnelle sur l'image radiographique. 2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'image 25 tridimensionnelle est obtenue à partir dudit système médical est acquise en début d'intervention médicale ou lors d'un traitement antérieur. 3 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'image tridimensionnelle est acquise à partir d'une autre modalité d'acquisition qui est notamment un tomodensitomètre, un système radiographique effectuant 30 des images 3D par rotation, des systèmes par résonance magnétique (RM), des systèmes tomodensitométriques par émission de positons (TEP), des systèmes par ultrasons, des systèmes de médecine nucléaire ou des systèmes radiographiques tridimensionnels. 4 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce 35 que la détermination de la matrice de projection initiale comporte les étapessuivantes: - on estime un modèle d'un arceau (13) du système médical à partir de plusieurs matrices de projection appelées matrices de calibration, - à partir de ces matrices de calibration et de données fournies par des capteurs, on calcule la matrice de projection initiale. 5 - Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que pour précalculer une matrice de calibration, - on place un fantôme dont on connaît exactement la conformation dans l'espace sur la table, - on émet des rayons X qui sont projetés avec une incidence donnée sur un détecteur du système, et qui sont révélés par une image (37) en projection à deux dimensions avec des pixels (40) de projection, - on relève l'image en radiographique, et - on calcule la matrice de calibration qui fait correspondre à un point du fantôme un contenu d'information affecté à des pixels (40) de projection. 6 - Procédé selon l'une des revendications 4 à 5, caractérisé en ce que pour calculer la matrice de projection initiale pour toute position de l'arceau, - on interpole des paramètres des matrices de calibration et / ou des 20 paramètres géométriques correspondant. 7 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que le recalage basé sur le contenu de l'image de la projection de l'image tridimensionnelle avec l'image radiographique est un recalage 3D - 2D basé image. 25 8 - Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce que le recalage 3D - 2D basé image est une transformation rigide de paramètres M dans laquelle, - on positionne l'image tridimensionnelle de manière itérative, - on oriente ladite image jusqu'à ce qu'une mesure d'un score de 30 similarité entre l'image tridimensionnelle et l'image de projection soit optimale. 9 - Procédé selon la revendication 8 caractérisé en ce que la mesure du score de similarité comporte les étapes suivantes : - on génère une image synthétique à partir de l'image 35 tridimensionnelle,- on compare cette image synthétique à l'image radiographique en fonction d'une estimation des paramètres de la transformation. 10 - Procédé selon la revendication 8 caractérisé en ce que la mesure du score de similarité comporte les étapes suivantes : - on extrait des primitives, notamment les lignes centrales des vaisseaux, à la fois dans l'image tridimensionnelle et dans l'image en radiographique. 11 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 10, caractérisé en ce que : - le recalage est effectué avec des capteurs externes additionnels placés sur la tête du patient et/ou de la table lorsque la table et/ou le patient sont en mouvement, pendant l'intervention médicale. 12 - Procédé selon l'une des revendications 8 à 11, caractérisé en ce que lorsque la table et/ou le patient sont en mouvement pendant l'intervention médicale, une nouvelle image radiographique est acquise et la transformation rigide de paramètres M est recalculée. 13 - Procédé selon l'une des revendications 8 à 12, caractérisé en ce que dans le cas d'une intervention médicale sur des organes non rigide, notamment le foie ou le coeur, la transformation rigide de paramètres M est utilisée pour effectuer une correction en temps réel de la projection de l'image tridimensionnelle sur l'image radiographique afin de compenser la déformation et/ou le mouvement des organes. 14 - Procédé selon l'une des revendications 8 à 13, caractérisé en ce que lorsque l'image 3D vient d'une acquisition précédente ou d'une autre modalité, une transformation rigide d'initialisation est calculée avant l'intervention médicale. 15. - Système médical de rayons X pour la mise en oeuvre d'un procédé de correction de recalage d'images radiographique selon l'une quelconque des revendications 1 à 14.