FR2997284A1

FR2997284A1 - Procede d'obtention d'images de tomosynthese

Info

Publication number: FR2997284A1
Application number: FR1260364A
Authority: FR
Inventors: Sylvain Bernard; Henri Souchay
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2012-10-30
Filing date: 2012-10-30
Publication date: 2014-05-02
Anticipated expiration: 2032-10-30
Also published as: US9861323B2; US20140119498A1; FR2997284B1

Abstract

L'invention concerne un procédé d'obtention d'images de tomosynthèse d'un objet d'intérêt (O), dans lequel on applique aux images de projection un filtre adaptatif qui rehausse les hautes fréquences spatiales, avant reconstruction des images de coupe.

Description

La présente invention concerne le domaine général de la tomosynthèse.

DOMAINE TECHNIQUE GENERAL ET ART ANTERIEUR Une image de radiographie représente une projection d'un objet d'intérêt. Elle est généralement obtenue en plaçant l'objet entre une source émettrice de rayons X et un détecteur de rayons X, de sorte que les rayons atteignent le détecteur après avoir traversé l'objet. L'image de radiographie est ensuite construite à partir des données fournies par le détecteur, et représentent l'objet d'intérêt projeté sur le détecteur dans la direction des rayons X. Sur cette image, un praticien radiologue expérimenté peut distinguer des signes radiologiques indicateurs d'un problème potentiel, par exemple 15 des microcalcifications ou des opacités dans le cas de la mammographie. Toutefois, dans une image de projection 2D, la superposition des tissus peut masquer des lésions, et en aucun cas leur position réelle dans l'objet d'intérêt n'est connue, le praticien n'ayant aucune information sur la position du signe radiologique dans la direction de projection. 20 La tomosynthèse s'est récemment développée pour répondre à ces problèmes ; elle permet d'obtenir une représentation 3D d'un objet d'intérêt sous la forme d'une série de coupes successives. Ces coupes sont reconstruites à partir de projections de l'objet d'intérêt sous divers angles. Pour ce faire, l'objet d'intérêt est généralement placé entre une source 25 émettrice de rayons X et un détecteur de rayons X. La source et/ou le détecteur sont mobiles, de sorte que la direction de projection de l'objet sur le détecteur peut varier (typiquement en mammographie, sur une plage angulaire de l'ordre de 30° voire plus). En parcourant les coupes de tomosynthèse d'un objet d'intérêt, un 30 praticien peut ainsi non seulement détecter des signes radiologiques dans l'objet d'intérêt, mais en outre évaluer leur position 3D, Différentes techniques de reconstruction d'images 3D ont été proposées permettant d'obtenir des coupes de reconstruction de bonne qualité avec des temps de calcul courts. Notamment, des techniques mettant en oeuvre des rétroprojections 5 filtrées (traitement dit « FBP » ou « Filtered Backprojection ») ont été récemment proposées par exemple dans la demande de brevet US 2011/01 501 78 ou encore dans l'article : « Generalized Filtered Back-Projection Reconstruction in Breast Tomosynthesis » - Bernhard E.H.Claus, Jeffrey W. Eberhard, Andrea 10 Schmitz, Paul Carson, Mitchell Goodsitt & Heang-Ping Chan, International Workshop on Digital Mammography, IWDM 2006, pp 167-174. Ces techniques mettent en particulier en oeuvre, sur les images de projection, des filtres passe-haut qui rehaussent le contraste des structures. 15 Elles permettent des reconstructions d'images d'une qualité similaire à celle des images 3D obtenues avec des techniques de reconstruction de type itératif tout en permettant un nombre d'itérations limitées. On a représenté sur la figure 1 trois objets, l'un GS de grande dimension, les deux autres 1351 et PS2 correspondant à des structures de 20 taille plus petite, l'objet 1351 étant plus contrasté que l'objet PS2. Comme l'illustre cette figure 1, il peut arriver avec ces techniques que l'on constate sur les images reconstruites obtenues des artefacts contrastés se propageant dans la direction correspondant au balayage par les faisceaux de rayons X lorsque la source bascule d'une position 25 d'acquisition à une autre. Comme on le voit en comparant les artefacts F des faisceaux générés sur l'image par l'objet 1351 d'une part et par l'objet PS2 moins contrasté d'autre part, plus un objet est contrasté, plus les artefacts sont importants et visibles. De plus, le bord du sein apparait parfois en surbrillance ce qui peut être confondu avec un signe indirect de 30 lésion, induisant ainsi le radiologue en erreur. Par ailleurs, dans le cas d'applications interventionnelles (biopsie, stéréotaxie, etc.), les outils métalliques très contrastés peuvent introduire des artefacts de reconstruction que l'on va chercher à réduire.

PRESENTATION DE L'INVENTION Il existe un besoin pour un traitement de reconstruction d'images 5 ayant des temps de traitement particulièrement courts, avec une qualité d'images encore améliorée. L'invention concerne quant à elle plus particulièrement un procédé de traitement et d'affichage d'images de tomosynthèse et notamment un procédé permettant à la fois l'affichage de coupes de reconstruction, ainsi 10 que l'affichage d'images bidimensionnelles (2D) de l'objet d'intérêt. Elle trouve avantageusement - mais non limitativement - application en mammographie. Elle propose un procédé d'obtention d'images de tomosynthèse d'un objet d'intérêt, au moyen d'un système d'imagerie, le système d'imagerie 15 comprenant une source à rayons X disposée en regard d'un détecteur sur lequel l'objet d'intérêt est disposé, le procédé comprenant les étapes suivantes : - acquisition d'une pluralité d'images de projection 2D de l'objet d'intérêt selon une pluralité d'orientations repérées par rapport à la 20 perpendiculaire au détecteur, une orientation dite nulle étant la plus proche de la perpendiculaire ; - application, d'au moins un filtre sur les images de projections 2D acquises de manière à obtenir des images de projection filtrées de l'objet d'intérêt ; 25 - détermination de coupes de reconstruction de l'objet d'intérêt à partir de la rétroprojection d'au moins deux des projections filtrées, l'ensemble des coupes de reconstruction étant le volume reconstruit filtré de l'objet d'intérêt. Un filtre mis en oeuvre sur les images de projection 2D est de type 30 adaptatif. Notamment, un filtre appliqué aux images de projection rehausse l'amplitude des hautes fréquences d'une image par rapport aux basses fréquences de cette image.

En particulier, un filtre appliqué aux images de projection 2D accentue les fréquences hautes avec un facteur d'amplification qui varie selon la position du pixel dans l'image de projection traitée.

Par exemple, un filtre appliqué aux images de projection 2D accentue les fréquences hautes, avec un facteur d'amplification qui est fonction du contraste local de l'image de projection traitée. L'invention est avantageusement complétée par les caractéristiques suivantes, prises seules ou en une quelconque de leur combinaison 10 techniquement possible : Dans un exemple d'application à la mammographie, un filtre appliqué aux images de projection 2D est fonction de l'épaisseur du sein et/ou de l'angle d'émission de faisceau du tube de la source à rayons X et/ou de l'ouverture du tube et/ou de la hauteur de la coupe que l'on reconstruit. 15 Dans un autre exemple d'application à la mammographie, un filtre appliqué aux images de projection 2D applique sur les pixels un traitement d'accentuation avec un facteur d'amplification qui est fonction de l'épaisseur du sein et/ou de l'angle d'émission de faisceau du tube de la source à rayons X et/ou de l'ouverture du tube et/ou de la hauteur de la coupe que 20 l'on reconstruit. Dans encore un exemple d'application à la mammographie, la fréquence à partir de laquelle l'amplification est appliquée est fonction de l'épaisseur du sein et/ou de l'angle d'émission de faisceau du tube de la source à rayons X et/ou de l'ouverture du tube et/ou de la hauteur de la 25 coupe que l'on reconstruit. Dans un autre exemple de réalisation de l'invention, on met en oeuvre, simultanément à la reconstruction des images de coupe, une détermination d'une image 2D ressemblant à une image radiologique 2D par combinaison d'une image re-projetée à partir des images de coupe 30 reconstruites et d'une image de projection initialement acquise selon une orientation donnée de la source.

L'échantillonnage des images de coupes reconstruites est alors identique à celui d'une image de projection, la rétroprojection et la reprojection étant réalisées en une seule étape de calcul. L'invention concerne également un produit (CP10) de programme 5 d'ordinateur comprenant des instructions de code enregistrées sur un support utilisable dans un ordinateur, caractérisé en ce qu'il comprend des instructions pour la mise en oeuvre du procédé de traitement selon l'invention. 10 PRESENTATION DES FIGURES D'autres caractéristiques, buts et avantages de l'invention ressortiront de la description qui suit, qui est purement illustrative et non limitative, et qui doit être lue en regard des dessins annexés sur lesquels : la figure 1, déjà discutée, illustre l'impact des petites structures 15 contrastées dans un objet à imager; les figures 2 et 3 illustrent schématiquement un système d'imagerie et son unité d'acquisition ; la figure 3 illustre schématiquement quelques fonctionnalités du système d'imagerie ; 20 la figure 4 illustre, sous la forme d'un schéma bloc, les différentes étapes d'un traitement conforme à un mode de mise en oeuvre possible de l'invention ; les figures 5a et 5b illustrent un exemple d'artéfact que l'on peut réduire avec le procédé proposé (figure 5a) et le résultat obtenu avec 25 ce procédé (figure 5b). 2 99 72 84 6 DESCRIPTION DETAILLEE Système d'imagerie médicale - Rappels La figure 2 illustre, schématiquement, un système d'imagerie 5 médicale 10 pour l'acquisition d'images 2D de projection pour la reconstruction d'une image 3D d'une région d'intérêt. Le système d'imagerie médicale 10 comprend une unité d'acquisition d'images 12, une unité de traitement d'images 13 et un système d'affichage 15. 10 La figure 3 illustre schématiquement l'unité d'acquisition 12. L'unité d'acquisition 12 permet d'acquérir une pluralité de projection 2D d'une région d'intérêt 0 - d'un organe - d'un patient. L'unité d'acquisition 12 est notamment constituée par un détecteur 11 situé en regard d'une source 12 de rayons X. Le détecteur 11 est par exemple une 15 caméra numérique. L'unité d'acquisition 12 est par exemple un système d'acquisition par rayons X, ce dernier comprenant tout moyen connu permettant l'émission de rayons X sur l'objet 0 et l'acquisition d'images résultantes. L'unité d'affichage 15 peut être intégrée dans l'unité d'acquisition 20 d'images 12 ou l'unité de traitement d'images 13, ou être séparée de l'unité d'acquisition 12 et de l'unité de traitement 13. L'unité d'affichage 15 est par exemple un écran d'ordinateur, un moniteur, un écran plat, un écran plasma ou tout type de dispositif d'affichage connu du commerce. L'unité d'affichage 15 permet à un praticien radiologue de contrôler la 25 reconstruction et/ou l'affichage des images 2D acquises. L'unité de traitement 13 est adaptée à la mise en oeuvre de procédé de traitement (par exemple de reconstruction d'une image 3D à partir d'images 2D). L'unité de traitement 13 peut être intégrée dans l'unité d'acquisition 12 ou être séparée de l'unité d'acquisition 12. L'unité de 30 traitement 13 est par exemple un/des ordinateur(s), un/des processeur(s), un/des microcontrôleur(s), un/des micro-ordinateur(s), un/des automate(s) programmable(s), un/des circuit(s) intégré(s) spécifique(s) d'application, d'autres circuits programmables, ou d'autres dispositifs qui incluent un ordinateur tel qu'une station de travail. L'unité de traitement 13 est couplée à des moyens mémoires 14 qui peuvent être intégrés ou séparés de l'unité de traitement 13. Ces moyens peuvent être formés par un disque dur ou tout autre moyen de stockage amovible (un cd-rom, une disquette etc.). Ces moyens mémoires peuvent servir à stocker une image 3D de la zone de l'organe visualisée comme une image 2D acquise ou traitée. Il peut s'agir d'une mémoire ROM/RAM de l'unité de traitement 13, un CD-ROM, une clé USB, une mémoire d'un serveur central. L'unité de traitement 13 peut comprendre un dispositif de lecture (non représenté) par exemple un lecteur de disquettes ou un lecteur de CD-ROM, pour lire les instructions du procédé de traitement (qui va être décrit dans la suite) d'un support d'instructions (non montré), comme une disquette ou un CD-ROM. En variante, l'unité de traitement 13 exécute les instructions du procédé de traitement (qui va être décrit dans la suite) stockées dans des micrologiciels (non représentés). Acquisition et filtrage des imaqes projetées La figure 4 illustre différentes étapes pour l'obtention d'images de tomosynthèse. Dans une première étape Si on acquiert une pluralité d'images de projection 2D 30 de l'objet d'intérêt 0 selon une pluralité d'orientations autour de l'objet (balayage par exemple entre -12° et + 12° ou encore entre 25 -25° et +25°). Le procédé comprend ensuite une étape S2 d'application d'un filtre sur les images de projections 2D acquises 30 de manière à obtenir des images de projection filtrées de l'objet d'intérêt O. Pour augmenter la qualité des images reconstruites, le filtrage mis en 30 oeuvre sur les pixels de projection est un filtrage adaptatif. Différents types de filtres adaptatifs peuvent être envisagés, en fonction des types d'améliorations recherchées.

Notamment, pour réduire le flou que peuvent générer les structures de taille importante (on peut se référer à la Figure 1 dans laquelle l'objet GS de taille importante génère un large artéfact en éventail par sa rétroprojection) dans les images de projection, le filtrage adaptatif peut être choisi pour rehausser l'amplitude des hautes fréquences par rapport aux basses fréquences. À cet effet, le filtrage mis en oeuvre peut être un filtrage de type masque flou (« Unsharp masking » selon la terminologie anglo-saxonne généralement utilisée), chaque pixel p de coordonnées (x, y) dans le plan 10 de projection étant filtré de la façon suivante : p' (x, y) = LPO. (x, y) + a - [p(x, y) - LPO. (x, y)] où p'(x,y) est la valeur de ce pixel filtré, a étant un facteur d'amplification, LP, étant un filtre passe-bas appliqué à la valeur des pixels autour de 15 celui de coordonnées (x,y), dans la direction correspondant au balayage par les faisceaux de rayons X lorsque la source bascule d'une position d'acquisition à une autre, et étant par exemple: Win (x, y) = f p(x, y + v) G ,(v) - dv -Win où G, étant une Gaussienne d'écart type cr, Win étant un paramètre 20 définissant la taille du voisinage que l'on souhaite prendre en compte pour le filtre autour du pixel de coordonnées (x,y). Un tel filtre permet ainsi de rehausser les hautes fréquences par rapport aux basses fréquences. En variante, ce filtre passe-bas peut être remplacé par un filtre 25 bilatéral, de façon à éviter les effets de sous-exposition qui peuvent sinon exister au niveau des bords des structures hautement contrastées. Par ailleurs, le facteur d'amplification a peut lui-même être fonction des coordonnées x, y des points dans les images de projection. Il peut ainsi être adapté au contraste local des objets/structures apparaissant dans 30 l'image de projection traitée, afin d'atténuer l'impact des objets/structures fortement contrastés dans le volume reconstruit.

Comme on l'aura compris, le contraste local en un pixel de projection peut être donné par la différence entre la valeur du pixel et la valeur filtrée par un filtre passe-bas pour ce pixel ; en variante, il peut être donné par la différence entre la valeur du pixel et la valeur filtrée par un filtre bilatéral pour ce pixel. En outre, on sait qu'en mammographie, les images peuvent présenter certains artéfacts de contraste au niveau des bords des seins, où la peau et plus fine. L'utilisation d'un facteur d'amplification variant lui-même spatialement permet de corriger ou atténuer ces effets.

Ainsi, dans le cas d'un filtrage passe-bas adaptatif, celui peut s'exprimer : p' (x, y) = LPa (x, y) + a(x, y) -[p(x, y) - LP0. (x, y)] avec a(x, Y) = f(p(x, - LP0-(x, Y)) où f est une fonction dépendant du contraste local et choisie pour optimiser la qualité image des coupes reconstruites, f pouvant dépendre du contraste local et également de la distance du pixel (x,y) au bord du sein. Par ailleurs, la fréquence à partir de laquelle l'amplification est appliquée peut dépendre de l'épaisseur du sein, de l'angle d'émission du 20 tube ou encore de l'ouverture de celui-ci. On comprend en effet que ces différents paramètres jouent également sur les artéfacts de reconstruction. Ainsi, plus le sein est épais et plus l'impact de la rétroprojection d'une structure dans celui-ci va être important sur l'ensemble du volume. On utilise donc par exemple des 25 fréquences de coupure plus basses dans le cas de fortes épaisseurs de sein, ainsi que des coefficients d'amplification plus importants. Il en est de même avec l'angle d'émission ou l'ouverture du tube à rayons X. Par exemple, plus ceux-ci sont importants, plus on augmente la fréquence de coupure du filtre utilisé ou le facteur d'amplification. 30 Reconstruction des coupes de l'image 3D Au cours d'une étape S3, on détermine des coupes de reconstruction de l'objet d'intérêt O. Cette détermination S3 consiste, en particulier, en une rétroprojection des images de projection 2D filtrées.

Cette rétroprojection peut être en particulier non linéaire de type « Order Statistics Based Backprojection ». Dans la rétroprojection linéaire, chaque voxel du volume est reconstruit en utilisant N pixel d'information, chaque pixel étant déterminé par reprojection du voxel dans chacune des N projections. Dans la rétroprojection non-linéaire, le pixel d'intensité maximale parmi les N n'est pas utilisé ce qui permet de réduire nettement les artéfacts de réplication provoqués par les objets les plus intenses. On note que les coupes de reconstruction de l'objet d'intérêt 0 représentent le volume reconstruit de l'objet d'intérêt O.

Le cas échéant, au cours d'une étape S4, on effectue une reprojection des coupes de reconstruction dans une direction déterminée donnée. Des exemples de traitement de reprojection en ce sens ont par 20 exemple été décrits dans la demande de brevet US 2011/0150178. Ceci permet d'obtenir une image 2D intermédiaire de l'objet d'intérêt O. On obtient ensuite, au cours d'une étape S5, une image 2D finale de l'objet d'intérêt par combinaison de l'image 2D intermédiaire et d'une image 25 de projection initialement acquise selon une orientation donnée de la source (par exemple l'orientation selon laquelle ladite source émet perpendiculairement au plan du détecteur). La combinaison est de préférence une combinaison linéaire pixel à pixel. L'image 2D finale ainsi obtenue est alors une image similaire à une 30 image de mammographie et peut être affichée (étape S6). On obtient alors, avec une seule reconstruction, à la fois des images de coupe reconstruites et une image 2D ressemblant à une image radiologique 2D de l'objet d'intérêt.

Comme on l'aura compris toutefois, les étapes S4, S5 et S6 sont optionnelles. On notera que l'échantillonnage des images de coupes reconstruites peut être identique à celui d'une image de projection, la rétroprojection et la 5 reprojection étant réalisées en une seule étape de calcul, ce qui permet de réduire de façon importante le temps de calcul. En variante également, la reconstruction d'une image d'un plan de coupe peut se faire en fonction du rapport entre le zoom appliqué lors de la rétroprojection et le zoom nécessaire à la reprojection selon une ou 10 plusieurs incidences données. On obtient ainsi potentiellement une meilleure définition de certains petits objets, et notamment par exemple de microcalcifications. Les différentes étapes qui viennent d'être décrites et notamment les étapes de traitement S2 et S3 (et le cas échéant S4 et S5) sont mises en 15 oeuvre au moyen des instructions de code d'un programme enregistré sur un support intégré à l'unité de traitement ou associé à celle-ci. Une image bidimensionnelle 2D obtenue à partir d'images de coupe reconstruites au moyen d'un procédé de l'art antérieur est illustrée sur la figure 5a.

20 On voit que cette image présente un artéfact important (zone entourée sur la figure). La figure 5b illustre quant à elle la même image obtenue cette fois-ci au moyen du procédé qui vient d'être décrit. Comme on voit sur cette figure, l'artéfact y a été réduit, voire supprimé. 25

Claims

REVENDICATIONS1. Procédé d'obtention d'images de tomosynthèse d'un objet d'intérêt (0), au moyen d'un système d'imagerie (10), le système d'imagerie comprenant une source à rayons X (12) disposée en regard d'un détecteur (11) sur lequel l'objet d'intérêt (0) est disposé, le procédé comprenant les étapes suivantes : acquisition (S1) d'une pluralité d'images de projection 2D (30) de l'objet d'intérêt (0) selon une pluralité d'orientations repérées par rapport à la perpendiculaire (H) au détecteur (11), une orientation dite nulle étant la plus proche de la perpendiculaire (H) ; application (S2), d'au moins un filtre sur les images de projections 2D acquises (30) de manière à obtenir des images de projection filtrées de l'objet d'intérêt (0) ; détermination (S3) de coupes de reconstruction de l'objet d'intérêt (0) à partir de la rétroprojection d'au moins deux des projections filtrées, l'ensemble des coupes de reconstruction étant le volume reconstruit filtré de l'objet d'intérêt (0) ; caractérisé en ce qu'un filtre mis en oeuvre sur les images de projection 2D 20 est de type adaptatif.
2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel un filtre appliqué aux images de projection rehausse l'amplitude des hautes fréquences d'une image par rapport aux basses fréquences de cette image. 25
3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que un filtre appliqué aux images de projection est de type masque flou.
4. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'un filtre 30 appliqué aux images de projection est la somme d'un filtre passe-bas et de l'amplification de la différence entre la valeur d'un pixel en un point donné et la valeur filtrée par le filtre passe-bas pour ce pixel.
5. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'un filtre appliqué aux images de projection est la somme d'un filtre bilatéral et de l'amplification de la différence entre la valeur d'un pixel en un point donné et la valeur filtrée par ce filtre bilatéral pour ce pixel.
6. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'un filtre appliqué aux images de projection 2D accentue les fréquences hautes avec un facteur d'amplification qui varie selon la position du pixel dans l'image de projection traitée.
7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce qu'un filtre appliqué aux images de projection 2D accentue les fréquences hautes avec un facteur d'amplification qui est fonction du contraste local de l'image de projection traitée.
8. Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce que le contraste local en un pixel de l'image de projection est donné par la différence entre la valeur du pixel et la valeur filtrée par un filtre passe-bas pour ce pixel.
9. Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce que le contraste local en un pixel de l'image de projection est donné par la différence entre la valeur du pixel et la valeur filtrée par un filtre bilatéral pour ce pixel.
10. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce qu'un filtre appliqué aux images de projection 2D accentue les fréquences hautes avec un facteur d'amplification qui est fonction de la distance au bord du sein. 30
11. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que dans une application à la mammographie, un filtre appliqué aux images de projection 2D est fonction de l'épaisseur du sein et/ou de l'angle d'émission de 10 15 20 25faisceau du tube de la source à rayons X et/ou de l'ouverture du tube et/ou de la hauteur de la coupe que l'on reconstruit.
12. Procédé selon la revendication 2 et 3, caractérisé en ce que dans une application à la mammographie, un filtre appliqué aux images de projection 2D applique sur les pixels un traitement d'accentuation avec un facteur d'amplification qui est fonction de l'épaisseur du sein et/ou de l'angle d'émission de faisceau du tube de la source à rayons X et/ou de l'ouverture du tube et/ou de la hauteur de la coupe que l'on reconstruit.
13. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que dans une application à la mammographie, la fréquence à partir de laquelle l'amplification est appliquée est fonction de l'épaisseur du sein et/ou de l'angle d'émission de faisceau du tube de la source à rayons X et/ou de l'ouverture du tube et/ou de la hauteur de la coupe que l'on reconstruit.
14. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'on met en oeuvre, simultanément à la reconstruction des images de coupe, une détermination d'une image 2D ressemblant à une image radiologique 2D par combinaison d'une image re-projetée à partir des images de coupe reconstruites et d'une image de projection initialement acquise selon une orientation donnée de la source.
15. Procédé selon la revendication 14, caractérisé en ce que 25 l'échantillonnage des images de coupes reconstruites est identique à celui d'une image de projection, la rétroprojection et la reprojection étant réalisées en une seule étape de calcul.
16. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la 30 reconstruction d'un plan de coupe est fonction du rapport entre le zoom appliqué lors de la rétroprojection et le zoom nécessaire à la reprojection selon une ou plusieurs incidences données.
17. Système (10) d'imagerie comprenant un détecteur (11) de rayons X, une source (12) émettrice de rayons X, une unité de traitement (13) et des moyens de mise en oeuvre d'un procédé de traitement selon l'une des revendications 1 à 15.
18. Produit (CP10) de programme d'ordinateur comprenant des instructions de code enregistrées sur un support utilisable dans un ordinateur, caractérisé en ce qu'il comprend des instructions pour la mise en oeuvre du procédé de traitement selon l'une des revendications 1 à 16.