Brevet FR3055999A1 — publié le 20180316

Système et procédé pour reconstruire un signal physiologique d'un système dynamique artère/tissu/veine d'un organe dans un espace surfacique L'invention concerne un système et un procédé pour reconstruire un signal physiologique d'un système dynamique artère/tissu/veine d'un organe dans un espace surfacique. Un tel procédé permet notamment de générer une image sous la forme d'une carte d'activité fonctionnelle. L'invention se distingue notamment des procédés connus par sa grande précision et par sa robustesse au bruit. Selon un exemple de réalisation préféré mais non limitatif, l'invention sera décrite dans son application avec le cerveau. Toutefois, l'invention ne saurait être limitée à ce seul organe et pourrait être appliquée au sein ou au rein par exemple. L'invention s'appuie notamment sur des techniques d'Imagerie par Résonance Magnétique (également connue sous l'abréviation « IRM » ou encore sous la terminologie anglo-saxonne « Magnetic Resonance Imaging » - MRI), plus particulièrement fonctionnelle (également connue sous l'abréviation « IRMf » ou encore sous la terminologie anglo-saxonne « Functional Magnetic Resonance Imaging » - fMRI). Ces techniques permettent d'obtenir rapidement des informations précieuses sur les organes des êtres humains ou des animaux. Ces informations sont particulièrement cruciales pour un praticien cherchant à établir un diagnostic et à prendre une décision thérapeutique dans le traitement de pathologies. Bien qu'employée préférentiellement en Imagerie par Résonance Magnétique fonctionnelle, l'invention ne saurait toutefois être 3055999 2 limitée à ce seul type d'imagerie ou ce protocole d'acquisition. A ce titre, l'invention pourrait avantageusement être employée dans tout autre protocole visant à étudier tout signal fonctionnel, éventuellement 5 cortical, tel que, à titre d'exemple non limitatif, la tomographie par émission de positon (également connue sous l'abréviation « TEP » et sous la terminologie anglo-saxonne « positron emission tomography - PET »). 10 Pour mettre en oeuvre de telles techniques, un appareil d'imagerie 1 par Résonance Magnétique Nucléaire, tel qu'illustré à titre d'exemple non limitatif par les figures 1 et 2, est généralement utilisé. Celui-ci peut délivrer une pluralité de séquences d'images numériques 15 12 d'une ou plusieurs parties du corps d'un patient, à titre d'exemples non limitatifs, le cerveau, le coeur, les poumons. Ledit appareil applique pour cela une combinaison d'ondes électromagnétiques à haute fréquence sur la partie du corps considérée et mesure le signal 20 réémis par certains atomes, tels qu'à titre d'exemple non limitatif, l'hydrogène pour l'imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire. L'appareil permet ainsi de déterminer les propriétés magnétiques, et par voie de conséquence, la composition chimique des tissus 25 biologiques et donc leur nature en chaque volume élémentaire, que l'on nomme communément un voxel, du volume imagé. L'appareil 1 d'imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire est commandé à l'aide d'une console 2. Un utilisateur peut ainsi choisir des paramètres 11 30 pour piloter l'appareil 1. A partir d'informations 10 produites par ledit appareil 1, on obtient une pluralité 3055999 3 de séquences d'images numériques 12 d'une partie d'un corps d'un humain ou d'un animal. Les séquences d'images 12 peuvent optionnellement être stockées au sein d'un serveur 3 et constituer un 5 dossier médical 13 d'un patient. Un tel dossier 13 peut comprendre des images de différents types, telles que des images fonctionnelles, mettant en évidence l'activité des tissus, ou des images anatomiques, reflétant les propriétés des tissus. Les séquences d'images 12 sont 10 analysées au moyen d'une unité de traitement 4 dédiée. Ladite unité de traitement 4 comporte des moyens pour communiquer avec le monde extérieur pour recueillir les images. Lesdits moyens pour communiquer permettent en outre à l'unité de traitement 4 de délivrer in fine, par 15 l'intermédiaire de moyens de restitution 5 proposant un rendu graphique, sonore ou autre, à un utilisateur 6 du système d'analyse, notamment un praticien ou un chercheur, une estimation d'un ou plusieurs signaux physiologiques, éventuellement formatée sous la forme 20 d'un contenu, à partir des images 12 obtenues par Imagerie par Résonance Magnétique, au moyen d'une interface homme-machine adaptée. Dans tout le document, on entend par « moyens de restitution », tout dispositif, employé seul ou en combinaison, permettant de restituer 25 une représentation, par exemple graphique, sonore ou autre, d'un signal physiologique reconstruit, à l'utilisateur 6 d'un système d'analyse d'imagerie par Résonance Magnétique. De tels moyens de restitution 5 peuvent consister de manière non exhaustive en un ou 30 plusieurs écrans, haut-parleurs ou autres interfaces homme-machine. Ledit utilisateur 6, éventuellement un praticien, du système d'analyse peut ainsi confirmer ou 3055999 4 infirmer un diagnostic, décider d'une action thérapeutique qu'il jugera adéquate, approfondir des travaux de recherche... Optionnellement, cet utilisateur 6 peut paramétrer le fonctionnement de l'unité de 5 traitement 4 ou des moyens de restitution 5, au moyen de paramètres 16. Par exemple, il peut ainsi définir des seuils d'affichage ou choisir les signaux reconstruits pour lesquels il souhaite disposer d'une représentation, par exemple graphique. Il existe une variante, décrite en 10 liaison avec la figure 2, pour laquelle un système d'imagerie, tel que décrit précédemment, comporte en outre une unité de prétraitement 7 pour analyser les séquences d'images, en déduire des signaux expérimentaux 15 et délivrer ces derniers à l'unité de traitement 4 qui 15 est ainsi déchargée de cette tâche. Par ailleurs, pour réaliser une reconstruction de signaux physiologiques, l'unité de traitement 4 comporte généralement des moyens de traitement, tels qu'un ou plusieurs calculateurs ou processeurs, pour mettre en oeuvre un procédé de 20 reconstruction sous la forme d'un programme préalablement chargé dans des moyens de mémorisation coopérant avec lesdits moyens de traitement. Ainsi, l'acquisition d'une ou plusieurs données expérimentales, avantageusement un ou plusieurs signaux 25 expérimentaux, par Imagerie de Résonance Magnétique, ci-après dénommée IRM, peut être effectuée en échantillonnant régulièrement un volume parallélépipédique selon un plan de coupe donné. Les images en deux dimensions obtenues sont constituées de 30 pixels dotés d'une épaisseur, correspondant à l'épaisseur de la coupe et appelés voxels. Une telle technique d'imagerie permet ainsi d'acquérir des images aussi bien 3055999 5 anatomiques, pour permettre par exemple de refléter les propriétés des tissus, que fonctionnelles, pour mettre en évidence par exemple l'activité des tissus. En IRM±, la mesure de l'activité neuronale, est 5 indirecte. En effet, aucun appareil et/ou aucune technique ne sont adaptés et/ou agencés pour garantir une telle mesure. Toutefois, des études ont démontré que l'activité cérébrale, plus particulièrement neuronale, avait un impact direct sur le flux sanguin et sa 10 composition. Aussi, des méthodes employant l'IRMf peuvent comporter des étapes pour enregistrer les variations hémodynamiques cérébrales locales, à savoir au sein de la matière grise, lorsque celle-ci est en activité, ladite activation se répercutant sur la valeur prise par le 15 voxel représentant cette partie de matière grise. Ainsi, ce sont les changements qu'une telle activité neuronale entraîne au niveau sanguin qui peuvent être finalement estimés. Le signal BOLD (« dépendant du niveau d'oxygène dans le sang » - « Blood Oxygenation Level Dependent » 20 selon une terminologie anglo-saxonne), c'est-à-dire un signal reflétant les variations locales et transitoires de la concentration en hémoglobine oxygénée dans le sang en fonction de l'activité neuronale du cerveau, peut alors être étudié. L'étude du signal BOLD, en 25 conséquence, repose sur l'analyse du ratio d'hémoglobine oxygénée (également connue sous la terminologie « oxyhémoglobine »), possédant des propriétés diamagnétiques par rapport à l'hémoglobine désoxygénée (également connue sous la terminologie 30 « désoxyhémoglobine »), possédant quant à elle des propriétés paramagnétiques, dans le sang. De par ses propriétés paramagnétiques, l'hémoglobine désoxygénée 3055999 6 entraîne une diminution du signal IRM. En réalité, lorsqu'une zone neuronale est activée, la demande locale en énergie, c'est-à-dire la demande d'apport en nutriments et oxygène, augmente. Pour répondre à cette 5 augmentation de la demande, le flux sanguin augmente alors dans une telle zone neuronale, de manière beaucoup plus importante, en comparaison, que le besoin en oxygène. Ainsi, une diminution de la concentration en désoxyhémoglobine, et par voie de conséquence une 10 augmentation du signal BOLD, est observée dans la zone activée. Les évolutions inhérentes à une telle activation neuronale peuvent être décrites par une fonction, la fonction de réponse hémodynamique (« HRF - Hemodynamic Response Function » selon une terminologie anglo- 15 saxonne). Une telle fonction de réponse hémodynamique permet d'observer les variations du signal BOLD en fonction du temps. La figure 3 présente ladite fonction de réponse hémodynamique. Une telle fonction se décompose principalement en quatre phases. Selon la figure 3, t=0 20 correspond à l'instant auquel le neurone s'active : le signal BOLD montre tout d'abord une légère décroissance (représentée sur la courbe par la référence (1)), avant d'augmenter franchement jusqu'à atteindre un pic maximal (représenté sur la courbe par la référence (2)), autour 25 de cinq à six secondes après l'activation du neurone, suivi d'une nouvelle décroissance (représentée sur la courbe par la référence (3)), jusque sous la ligne de base autour de dix à quinze secondes, pour ensuite revenir à la ligne de base autour de vingt-cinq secondes 30 (situation représentée sur la courbe par la référence (4)). 3055999 7 Par ailleurs, le signal BOLD correspondant à un ratio, il n'existe pas d'échelle absolue pour la mesure dudit signal BOLD. En outre, l'amplitude dudit signal BOLD dépend de nombreux facteurs tels que, non 5 limitativement, les caractéristiques inhérentes à l'appareil et/ou au système d'imagerie fonctionnelle, les paramètres d'acquisition employés ou encore le type de tissus traversés, notamment la concentration locale desdits tissus en eau. Afin de réduire les incertitudes 10 introduites par tous ces facteurs lors de l'observation du signal BOLD, le pourcentage de changement de signal (également connu sous l'abréviation « PSC »), correspondant au ratio de la différence entre la valeur du signal et la valeur de ligne de base sur la valeur de 15 la ligne de base, est généralement utilisé pour caractériser le signal BOLD. En IRM.f, les valeurs de PSC généralement rencontrées se situent entre 0.1% et 5%, rendant les variations particulièrement difficiles à mettre en évidence à l'échelle d'un individu. 20 Effectivement, sans une augmentation du rapport signal sur bruit, ledit bruit tend à masquer les faibles fluctuations dudit signal BOLD. Par ailleurs, les résolutions spatiale et temporelle sont relativement limitées en IRMf lorsque lesdits volumes de données 25 expérimentales sont acquis. En effet, de tels volumes de données expérimentales présentent alors une précision approximative, entrainant alors une perte d'informations contraignante. 30 Par conséquent, après leur acquisition, les signaux expérimentaux, sous la forme de volumes de données, sont généralement post-traités et analysés dans leur espace 3055999 8 d'acquisition par le biais de techniques basées sur les voxels. Toutefois, de telles techniques basées sur les voxels présentent un certain nombre d'inconvénients. Le principal inconvénient de ces techniques est de 5 n'accorder que trop peu d'importance et d'intérêt aux caractéristiques structurelles et/ou anatomiques du cerveau, plus généralement de l'organe à étudier. De ce fait, les informations obtenues ne sont pas toujours fiables, puisque de telles informations relatives, par 10 exemple, aux signaux corticaux BOLD provenant de côtés opposés d'un sillon, peuvent éventuellement être « mélangées ». En effet, le faible rapport « contraste du signal BOLD sur bruit » observé en IRMf impose l'emploi dans ces techniques d'une étape de débruitage ou 15 de rehaussement du signal d'intérêt. La méthode la plus commune pour réaliser une telle étape de débruitage est une étape de filtrage des données expérimentales acquises au moyen d'un filtre passe-bas, aboutissant à la production de données moyennées des données contenues 20 dans les voxels sur leur voisinage direct. Cependant, le voisinage dans la « grille » des voxels, ne correspond pas toujours au voisinage réel dans la structure très convoluée du cortex. La figure 4 présente un exemple d'une grille de voxels représentant un sillon d'une 25 surface corticale d'un cerveau humain. Conformément à la figure 4, une telle grille de voxels GV possède trente voxels, représentés sur la figure 4 par trente carrés de taille identique. Est représentée dans/sur ladite grille des voxels GV une vue en coupe d'un sillon du cerveau. 30 Selon la figure 4, un sillon est une structure géométrique désignant les plis concaves du cerveau, à proximité de laquelle se trouvent trois types de tissus : 3055999 9 la matière blanche MB, la matière grise MG et le liquide céphalo-rachidien LCR. Toujours sur la grille de voxels GV, deux des voxels V1 et V2 confondent respectivement les informations II, Il' et 12, 12' provenant de part et 5 d'autre du sillon. Dans le domaine géodésique, c'est-à-dire le long de la surface, lesdites informations II, Il' et 12, 12' sont pourtant distinctes. En géométrie, le chemin le plus court, ou l'un des plus courts chemins s'il en existe plusieurs, entre deux points d'un espace 10 pourvu d'une métrique ou distance est une géodésique. Ainsi, selon la figure 4, le chemin le plus court pour aller respectivement des informations Il, 12 aux informations Il', 12' passe par le fond du sillon. Par opposition, dans le domaine des voxels, les informations 15 Il, Il' et 12, 12' se retrouvent respectivement dans les mêmes voxels V1, V2. Les méthodes ou approches basées sur la surface corticale (également connues sous l'abréviation et la terminologie anglo-saxonne « SBM - Surface Based 20 Method ») peuvent résoudre ce problème en étudiant les signaux corticaux dans leur espace surfacique d'origine, en l'espèce la surface corticale, afin de toujours prendre en compte la géométrie de cet espace d'origine. Étant données l'organisation anatomique du cortex en 25 unités fonctionnelles (également connues sous le terme de « colonnes corticales ») perpendiculaires à la surface corticale, l'organisation micro-vasculaire cérébrale en vaisseaux sanguins suivant globalement lesdites colonnes, et la résolution d'acquisition (environ de trois 30 millimètres) proche de l'épaisseur du cortex, il est effectivement possible d'assimiler, dans le cadre de signaux BOLD, le cortex à une surface. Parmi l'ensemble 3055999 10 des approches SBM connues permettant cette assimilation, deux démarches et types de méthodes se distinguent : celles, dites géométriques, et celles, plus évoluées, dites anatomiquement informées. 5 Les méthodes géométriques, conceptuellement très simples, se basent généralement sur des procédés d'interpolation, c'est-à-dire des opérations mathématiques permettant de construire une courbe à partir d'un nombre fini de points, tels que par exemple, 10 l'interpolation au plus proche voisin, l'interpolation trilinéaire, ou encore une convolution avec un filtre ellipsoïdal, ou tout simplement sur l'attribution, à chaque noeud d'un maillage surfacique, de la valeur du voxel contenant le noeud. Chacune de ces techniques, 15 malgré l'avantage que leur confère leur simplicité, comporte un certain nombre d'inconvénients, principalement liés au rapport étroit entre les caractéristiques propres des images et la méthode de projection surfacique employée. Ainsi, bien qu'une 20 approche géométrique puisse, par exemple, préserver les relations d'adjacence spatiale, elle peut éventuellement entraîner la perte d'informations pertinentes, telles que la taille des activations neuronales. Quelle que soit l'approche géométrique employée, cette dernière n'observe 25 généralement pas de différences dans les informations relatives aux signaux issus du liquide céphalo-rachidien (également connu sous l'abréviation LCR et sous la terminologie anglo-saxonne « cerebrospinal fluid - CSF »), de la matière blanche (également connue sous 30 l'abréviation MB et sous la terminologie anglo-saxonne « white matter »), et/ou de la matière grise (également connue sous l'abréviation MG et sous la terminologie 3055999 11 anglo-saxonne « grey matter »), ce qui s'avère être une aberration relativement aux signaux corticaux, puisque les activations neuronales sont localisées à la matière grise MG uniquemement. De plus, de telles méthodes 5 géométriques souffrent d'un manque de robustesse face à des erreurs de segmentation et/ou des erreurs de recalage anatomo-fonctionnel. Les méthodes anatomiquement informées, basées sur le principe des approches surfaciques, tentent quant à elles 10 de représenter les signaux fonctionnels dans leur espace d'origine afin de restituer leurs caractéristiques initiales en tenant compte notamment des spécificités anatomiques du cortex. Dans ce but, de telles méthodes anatomiquement informées introduisent des informations 15 supplémentaires liées a minima à l'anatomie, dans certains cas à la physiologie de l'organe étudié ou aux caractéristiques inhérentes aux modalités d'imagerie, notamment d'acquisition, employées. Différents chercheurs, parmi lesquels Messieurs 20 Kiebel, Grova, Warnking ou encore Operto se sont prêtés à l'exercice, ont développé des méthodes anatomiquement informées, en employant notamment des méthodes de reprojection d'un signal physiologique dans un espace surfacique décrivant la géométrie du domaine sur lequel 25 est défini ledit signal physiologique à partir d'une ou plusieurs données expérimentales acquises par un système d'analyse d'imagerie fonctionnelle, en tenant compte d'informations a priori relatives à l'anatomie, à la physiologie de l'organe étudié ou aux caractéristiques 30 inhérentes aux modalités d'imagerie, notamment d'acquisition, employée. Généralement, on définit le terme « projection » comme le passage d'un premier espace 3055999 12 ou référentiel à un deuxième espace ou référentiel, au moyen de méthodes mathématiques adaptées, par exemple, la méthode des moindres carrés. Ainsi, Au sens de l'invention et dans tout le document, on entend par « re5 projection » tout changement d'espace ou de référentiel effectué dans le but de se replacer dans l'espace ou dans le référentiel surfacique décrivant la géométrie de l'organe dont le signal ou les signaux physiologiques sont issus, en l'espèce, dans le cadre de l'exemple 10 d'application préférée en lien avec le cerveau, la surface corticale. Les méthodes employées actuellement présentent encore de nombreux inconvénients, entraînant bien souvent une perte d'information conséquente et potentiellement la 15 restitution d'un signal physiologique incomplet voire peu pertinent. En effet, les méthodes se doivent de considérer la différence entre la résolution des images acquises par Imagerie Résonance Magnétique fonctionnelle sous la forme de voxels et la dimension des colonnes 20 corticales constituant principalement la surface corticale et contenant la ou les informations relatives au signal physiologique . tandis qu'un voxel a généralement des dimensions de l'ordre de quelques millimètres, plus particulièrement deux ou trois 25 millimètres, une colonne corticale possède des dimensions de l'ordre du dixième de millimètres. Finalement, un voxel peut alors contenir simultanément la ou les informations de plusieurs colonnes. En outre, les données expérimentales, également connues sous le terme de 30 « volumes fonctionnels », acquises par Imagerie par Résonance Magnétique fonctionnelle, correspondent généralement à des images en trois dimensions. Comme 3055999 13 précisé précédemment, à chaque donnée expérimentale, sous la forme d'un voxel, est associée une unique valeur de signal expérimental. Cependant, un voxel peut être situé à la frontière entre deux tissus et le signal associé à 5 une telle position de frontières reflète alors les phénomènes de Résonance Magnétique de deux entités aux propriétés tissulaires différentes. Aussi, un voxel peut potentiellement contenir des signaux ou informations issus respectivement de tissus différents et les mélanger 10 sans aucune discrimination. Comme précisé précédemment, une technique employable pour pallier à cet inconvénient peut consister en la projection des données expérimentales sur la surface corticale par le biais de méthodes connues comme les 15 approches par interpolation. Cependant, de telles méthodes souffrent d'un manque général de robustesse au bruit et ne tiennent généralement pas compte de la dimension temporelle. Or, comme d'ores et déjà énoncé au préalable, les données acquises par Imagerie par 20 Résonance Magnétique fonctionnelle, et in fine le signal physiologique d'intérêt, sont bien souvent « polluées » par un niveau de bruit important. Dans une région d'intérêt, la présence ou l'absence d'activité fonctionnelle, par exemple neuronale, est détectée de par 25 la dimension temporelle du signal. Pourtant, le traitement d'une telle dimension temporelle n'est réalisé qu'une fois la méthode de projection surfacique mise en oeuvre et effectuée et le signal physiologique estimé, lors de la mise en oeuvre d'un deuxième procédé consécutif 30 visant à la détection d'activations fonctionnelles. Or, le bruit entachant la dimension temporelle résulte d'un processus initial et inhérent au processus d'acquisition 3055999 14 des données expérimentales par le système. Ainsi, lors de la re-projection des données expérimentales et/ou du signal physiologique, les erreurs et biais relatifs au bruit sont également propagés au cours du procédé. Aussi, 5 les méthodes actuelles n'offrent que des solutions partielles. En effet, les informations relatives au signal physiologique re-projeté dans l'espace surfacique manquent ainsi de pertinence, puisque les méthodes actuelles ne traitent pas ou que trop peu la dimension 10 temporelle des données expérimentales. L'invention permet de répondre à tout ou partie des inconvénients soulevés par les solutions connues. Parmi les nombreux avantages apportés par 15 l'invention, nous pouvons mentionner que celle-ci permet : - de proposer un procédé permettant la reconstruction d'un signal physiologique, indépendamment des caractéristiques de la zone 20 active de l'organe étudié ; d'obtenir de meilleurs résultats en améliorant considérablement la robustesse au bruit, aussi bien spatialement que temporellement, permettant ainsi d'accroître la qualité du 25 signal physiologique reconstruit et finalement la détection d'activations fonctionnelles ; - d'accroître la robustesse des informations produites, malgré les éventuelles erreurs de recalage entre les données fonctionnelles et 30 anatomiques, les erreurs de distorsion non- corrigées, et/ou les erreurs de segmentation du volume anatomique. 3055999 15 A cette fin, il est notamment prévu un procédé pour reconstruire un signal physiologique d'un système dynamique artère/tissu/veine d'un organe dans un espace 5 surfacique, ledit procédé étant mis en oeuvre par des moyens de traitement d'une unité de traitement d'un système d'analyse d'imagerie fonctionnelle, et comportant une étape pour reconstruire ledit signal physiologique à partir d'une donnée expérimentale d'une région d'intérêt 10 comportant un volume élémentaire - dit voxel - dudit organe et d'un maillage surfacique décrivant ledit espace surfacique. Selon l'invention, l'étape pour reconstruire ledit signal physiologique d'un tel procédé consiste à évaluer suivant une méthode de résolution d'un problème 15 inverse une distribution marginale a posteriori pour ledit signal physiologique en un noeud dudit maillage par l'assignation d'une distribution de probabilité directe de la donnée expérimentale dans ledit 20 espace surfacique sachant les paramètres intervenant dans le problème de reconstruction du signal physiologique du système dynamique artère/tissu/veine pour le voxel considéré ; - l'assignation conjointe d'une distribution de 25 probabilité spatiale a priori dudit signal physiologique par l'introduction d'une information a priori relative à une caractéristique de la donnée expérimentale et/ou d'une information a priori relative à une propriété du système 30 dynamique artère/tissu/veine ; l'assignation conjointe d'une distribution de probabilité temporelle a priori dudit signal 3055999 16 physiologique par l'introduction d'une information a priori relative à la réponse impulsionnelle dudit système dynamique artère/tissu/veine. L'invention prévoit en outre, un procédé pour 5 reconstruire un signal physiologique d'un système dynamique artère/tissu/veine d'un organe dans un espace surfacique, ledit procédé étant mis en oeuvre par des moyens de traitement d'une unité de traitement d'un système d'analyse d'imagerie fonctionnelle, et comportant 10 une étape pour reconstruire le signal physiologique à partir d'une donnée expérimentale d'une région d'intérêt comportant un volume élémentaire - dit voxel - et d'un maillage surfacique décrivant ledit espace surfacique. Selon l'invention, et tout comme précédemment, l'étape 15 pour reconstruire ledit signal physiologique d'un tel procédé consiste à évaluer suivant une méthode de résolution d'un problème inverse une fonction de coût pour ledit signal physiologique en un noeud dudit maillage par : 20 l'assignation d'un opérateur du modèle direct établissant le lien entre la donnée expérimentale dans le volume élémentaire et ledit signal physiologique dans ledit espace surfacique sachant les paramètres intervenant dans le 25 problème de la reconstruction du signal physiologique du système dynamique artère/tissu/veine pour le voxel considéré ; l'assignation conjointe d'un opérateur de régularisation spatiale par l'introduction d'une 30 information a priori relative à une caractéristique de la donnée expérimentale et/ou d'une information a priori relative à une 3055999 17 propriété du système dynamique artère/tissu/veine ; - l'assignation conjointe d'un opérateur de régularisation temporelle par l'introduction d'une 5 information a priori relative à la réponse impulsionnelle dudit système dynamique artère/tissu/veine. Pour permettre des diagnostics rapides et particulièrement efficaces, ainsi que des examens 10 succincts, un procédé pour reconstruire un signal physiologique conforme à l'invention peut en outre comporter une étape pour produire ladite donnée expérimentale à partir d'une acquisition d'un signal par imagerie fonctionnelle. 15 Avantageusement, lorsque le système d'analyse d'imagerie fonctionnelle comporte des moyens de restitution du signal physiologique reconstruit à un utilisateur dudit système, lesdits moyens de restitution coopérant avec l'unité de traitement, un procédé selon 20 l'invention peut comporter une étape subséquente pour déclencher une restitution du signal physiologique reconstruit selon un format approprié. Pour améliorer la qualité des signaux expérimentaux obtenus et acquis par imagerie fonctionnelle et 25 finalement la qualité des résultats obtenus, un procédé selon l'invention peut comporter en outre une étape préalable de prétraitement de la donnée expérimentale et/ou du maillage surfacique, ladite étape étant agencée pour corriger et/ou recaler respectivement la donnée 30 expérimentale et/ou le maillage surfacique. Avantageusement, lorsque le système d'analyse d'imagerie fonctionnelle comporte des moyens de 3055999 18 restitution à un utilisateur dudit système, lesdits moyens de restitution coopérant avec l'unité de traitement, un procédé conforme à l'invention peut comporter en outre une étape subséquente pour déclencher 5 la restitution du signal physiologique reconstruit en un ou plusieurs noeuds du maillage pour chaque voxel de la région d'intérêt et générer une image sous la forme d'une carte d'activité fonctionnelle. 10 Selon un deuxième objet, l'invention concerne une unité de traitement comportant des moyens pour communiquer avec le monde extérieur et des moyens de traitement, coopérant avec des moyens de mémorisation. De manière avantageuse, les moyens pour communiquer sont 15 agencés pour recevoir du monde extérieur une donnée expérimentale et les moyens de mémorisation comportent des instructions exécutables ou interprétables par les moyens de traitement dont l'interprétation ou l'exécution desdites instructions par lesdits moyens de traitement 20 provoque la mise en oeuvre d'un procédé conforme au premier ou deuxième objet de l'invention. Pour aider un praticien cherchant à établir un diagnostic, les moyens pour communiquer d'une unité de traitement conforme à l'invention peuvent délivrer un 25 signal physiologique reconstruit selon un format approprié à des moyens de restitution aptes à la restituer à un utilisateur. Selon un troisième objet, l'invention concerne un 30 système d'analyse d'imagerie fonctionnelle comportant une unité de traitement conforme à l'invention et des moyens de restitution aptes à restituer à un utilisateur un 3055999 19 signal physiologique selon un procédé conforme au premier objet de l'invention et mis en oeuvre par ladite unité de traitement. 5 Enfin, selon un quatrième objet, l'invention concerne un produit programme d'ordinateur comportant une ou plusieurs instructions interprétables ou exécutables par les moyens de traitement d'une unité de traitement conforme à l'invention. Ladite unité de traitement 10 comporte en outre des moyens de mémorisation ou coopérant avec de tels moyens de mémorisation, ledit programme étant chargeable dans lesdits moyens de mémorisation. Lesdites instructions par lesdits moyens de traitement sont telles que leur interprétation ou exécution provoque 15 la mise en oeuvre d'un procédé conforme au premier ou deuxième objet de l'invention. D'autres caractéristiques et avantages apparaîtront plus clairement à la lecture de la description qui suit 20 et à l'examen des figures qui l'accompagnent parmi lesquelles : - les figures 1 et 2, précédemment décrites, présentent deux variantes de réalisation d'un système d'analyse d'imagerie médicale, 25 éventuellement par Résonance Magnétique ; - la figure 3, précédemment décrite, présente un exemple d'une fonction de réponse hémodynamique ; - la figure 4, précédemment décrite, présente un exemple d'une grille partielle de voxels 30 représentant un sillon d'une surface corticale d'un cerveau humain ; 3055999 20 - la figure 5 décrit schématiquement un organigramme simplifié d'un procédé conforme à l'invention ; - les figures 6A, 6B et 6C présentent trois exemples de textures statiques, respectivement générée et 5 restituée selon un procédé conforme à l'invention, correspondant au signal original ou témoin, générée et restituée selon un procédé conforme à l'Etat de la technique ; - la figure 7 présente un ensemble de quatre exemples 10 de décours temporels d'un signal physiologique en un même noeud, respectivement un signal physiologique original ou témoin, un signal physiologique bruité d'un voxel contenant ledit noeud, un signal physiologique re-projeté par un 15 procédé conforme à l'invention physiologique reconstruit par un l'Etat de la Technique ; - les figures 8A, 8B et 8C présentent de cartes d'activité fonctionnelle 20 générée et restituée à partir et un signal procédé selon trois exemples respectivement d'un signal physiologique respectivement reconstruit selon un procédé conforme à l'invention, correspondant au signal original ou témoin et re-projeté selon un procédé conforme à l'Etat de la technique. 25 La figure 5 schématise un procédé 200 pour reconstruire un signal physiologique d'un système dynamique artère/tissu/veine d'un organe dans un espace surfacique. Comme précisé précédemment, un tel procédé 30 200 est avantageusement mis en oeuvre par des moyens de traitement d'une unité de traitement 4 d'un système d'analyse d'imagerie par Résonance Magnétique ou plus 3055999 21 généralement d'un système d'analyse d'imagerie fonctionnelle, tel qu'à titre d'exemples non limitatifs, ceux décrits en liaison avec les figures 1 et 2. Au sens de l'invention et dans tout le document, on entend par 5 « reconstruction d'un signal physiologique » l' élaboration d'un signal physiologique à partir d'une ou plusieurs données expérimentales préalablement acquises par imagerie fonctionnelle. Egalement, au sens de l'invention et dans tout le document, on définit un 10 « espace surfacique » comme un espace décrivant la géométrie du système dynamique artère/tissu/veine d'un organe d'intérêt. Dans le cadre de l'exemple d'application préféré décrit en lien avec le cerveau, un tel espace surfacique, également nommé « surface 15 corticale », consiste en une surface prise dans le ruban cortical, également connu sous la dénomination de « cortex ». Un procédé 200 conforme à l'invention comprend avantageusement une étape 300 pour reconstruire ledit signal physiologique à partir d'une donnée 20 expérimentale d'un volume élémentaire - dit voxel - dudit organe et d'un maillage surfacique décrivant ledit espace surfacique. Pour rappel, au sens de l'invention et dans tout le document, on entend par « voxel » (contraction anglo- 25 saxonne du terme « volumetric pixel »), un volume élémentaire permettant de mesurer la définition d'une image numérique matricielle en trois dimensions. Un tel voxel peut être encore considéré comme un pixel en trois dimensions. Dans tous les cas, un tel voxel peut être 30 considéré comme un parallélépipède rectangle dont la surface fermée est constituée par ses six faces. Egalement, au sens de l'invention et dans tout le 3055999 22 document, on entend par « maillage surfacique » toute modélisation géométrique dudit espace surfacique préférentiellement par des éléments proportionnés finis et bien définis. En variante, un tel maillage surfacique 5 peut consister en la modélisation géométrique dudit espace surfacique par des surfaces paramétrés ou des surfaces implicites, comme par exemple des fonctions mathématiques connues sous la dénomination anglo-saxonne « level-set ». Ainsi, à titre d'exemple préféré mais non 10 limitatif, on définit un « maillage surfacique » comme un réseau tridimensionnel (3D) composé de noeuds reliés entre eux par des arêtes, c'est-à-dire des segments tridimensionnels délimités par deux noeuds, et formant ainsi un ensemble de faces. Dans le cadre de notre 15 exemple préféré mais non limitatif en lien avec le cerveau, lesdits noeuds peuvent avantageusement consister en des points de l'espace tridimensionnel situés sur, dans, ou à proximité du ruban cortical. 20 Un procédé 200 conforme à l'invention comporte un traitement 300 pour reconstruire un signal physiologique consistant principalement en une étape 270 pour assigner et/ou évaluer une ou plusieurs distributions marginales a posteriori pour ledit signal physiologique que l'on 25 cherche à reconstruire, tel que le signal BOLD en un noeud du maillage. Un tel traitement 300 comporte en outre une étape 280 pour calculer la valeur dudit signal à proprement parler. Pour évaluer une telle distribution marginale a posteriori, il est nécessaire de configurer, 30 manuellement ou automatiquement, l'unité de traitement 4 d'un système d'analyse d'imagerie fonctionnelle, tel que celui décrit précédemment en lien avec les figures 1 et 3055999 23 2. Cette configuration peut être réalisée de préférence par l'unité de traitement 4 elle-même, grâce à ses moyens de traitement, à partir d'un ou plusieurs paramètres de configuration. La configuration peut également se 5 traduire par la constitution d'une bibliothèque d'une ou plusieurs distributions marginales a posteriori, bibliothèque préétablie et mémorisée dans une mémoire de programmes de ladite unité. L'invention prévoit que ladite bibliothèque peut être enrichie au fur et à mesure 10 de son utilisation, voire délivrée par une unité externe de calcul apte à réaliser ladite configuration à partir du ou des paramètres de configuration et apte à coopérer avec l'unité de traitement pour délivrer ladite bibliothèque. 15 Un procédé 200 conforme à l'invention peut comporter ainsi des étapes de configuration 240, 250, 260 mises en oeuvre préalablement à l'assignation 270, manuellement ou automatiquement, parmi lesquelles sont nécessaires et suffisantes : 20 - l'assignation 240 de la distribution de probabilité directe des données expérimentales dans ledit espace surfacique sachant les paramètres intervenant dans le problème de reconstruction du signal physiologique du système dynamique artère/tissu/veine pour le voxel 25 considéré ; - l'assignation 250 d'une distribution de probabilité spatiale a priori dudit signal physiologique par l'introduction d'une information a priori relative à une ou plusieurs caractéristiques des données 30 expérimentales et/ou d'une information a priori relative à une ou plusieurs propriétés du système dynamique artère/tissu/veine ; 3055999 24 - l'assignation 260 d'une distribution de probabilité temporelle a priori dudit signal physiologique par l'introduction d'une information a priori relative à la réponse impulsionnelle dudit système dynamique 5 artère/tissu/veine. Au sens de l'invention et dans tout le document, le terme de « distribution de probabilité directe » pourra avantageusement être qualifié de « fonction de vraisemblance ». 10 Par ailleurs, l'invention prévoit qu'un procédé 200 pour reconstruire un signal physiologique conforme à l'invention puisse également comporter une étape de configuration 210 agencée pour permettre l'assignation d'un maillage surfacique décrivant l'espace surfacique de 15 l'organe étudié. Les étapes de configuration peuvent dépendre du cas d'application considéré. En complément, préalablement aux étapes de configuration 210, 240, 250, 260, un procédé 200 pour reconstruire un signal physiologique conforme à 20 l'invention peut avantageusement et respectivement comprendre des étapes de test 211, 241, 251, 261 pour vérifier la spécification par l'utilisateur de : - l'assignation 210 d'un maillage surfacique décrivant l'espace surfacique de l'organe étudié ; 25 - l'assignation 240 de la distribution de probabilité directe des données expérimentales dans ledit espace surfacique sachant les paramètres intervenant dans le problème de reconstruction du signal physiologique du système dynamique artère/tissu/veine pour le voxel 30 considéré ; - l'assignation 250 d'une distribution de probabilité spatiale a priori dudit signal physiologique par 3055999 25 l'introduction d'une information a priori relative à une ou plusieurs caractéristiques des données expérimentales et/ou d'une information a priori relative à une ou plusieurs propriétés du système 5 dynamique artère/tissu/veine ; - l'assignation 260 d'une distribution de probabilité temporelle a priori dudit signal physiologique par l'introduction d'une information a priori relative à la réponse impulsionnelle dudit système dynamique 10 artère/tissu/veine. De telles étapes test ou opérations 211, 241, 251, 261 peuvent avantageusement consister à tester la valeur d'un indicateur booléen initialisé ou mis à jour par une ou plusieurs étapes de paramétrage ou de 15 personnalisation, précédemment évoquées, du système d'analyse d'imagerie fonctionnelle dont l'unité de traitement met en oeuvre un procédé pour reconstruire un signal physiologique conforme à l'invention ou de toute autre technique mise en oeuvre par l'unité de traitement 20 capable de s'assurer d'un tel paramétrage ou d'une telle personnalisation du système d'analyse d'imagerie fonctionnelle. Si toutes les assignations ont été configurées préalablement (211-y, 241-y, 251-y, 261-y), l'unité de 25 traitement met en oeuvre les étapes subséquentes d'un procédé 200 conforme à l'invention. Autrement, si aucune distribution de probabilité directe des données expérimentales n'a été configurée (241-n) au préalable, un procédé 200 conforme à l'invention comporte une étape 30 242 pour construire ladite distribution de probabilité directe à partir d'informations a priori relatives par exemple, non limitativement, à l'anatomie de l'espace 3055999 26 surfacique comprenant la ou les données expérimentales, la nature du signal physiologique à reconstruire, les paramètres d'acquisition de la ou les données expérimentales... etc. Une telle construction peut être 5 réalisée de préférence par l'unité de traitement 4 elle-même, grâce à ses moyens de traitement, à partir d'un ou plusieurs paramètres de construction. La construction peut également se traduire par la constitution d'une bibliothèque d'une ou plusieurs distributions de 10 probabilité directe, bibliothèque préétablie et mémorisée dans une mémoire de programmes de ladite unité, dont l'une desdites distributions de probabilité directe peut être sélectionnée. De manière analogue, si aucune distribution de probabilité spatiale a priori ou 15 temporelle a priori dudit signal physiologique n'a été configurée (251-n, 261-n) au préalable, un procédé 200 conforme à l'invention comporte respectivement des étapes 252, 262 pour construire une distribution de probabilité spatiale a priori et une distribution de probabilité 20 temporelle a priori. De manière analogue, si aucun maillage surfacique n'a été configuré (211-n) au préalable, un procédé 200 conforme à l'invention comporte une étape 212 pour construire un maillage surfacique décrivant ledit espace surfacique à partir d'informations 25 anatomiques relatives à l'organe étudié. En variante ou en complément, si aucune distribution marginale a posteriori pour ledit signal physiologique n'a été configurée ou assignée (situation non représentée sur la figure 5) au préalable, l'invention prévoit qu'un procédé 30 conforme à l'invention puisse comporter une étape pour construire ladite distribution marginale a posteriori. 3055999 27 Les étapes préalablement décrites d'un procédé pour reconstruire un signal physiologique conforme à l'invention ont été décrites en lien avec une approche probabiliste, mais demeurent pertinentes pour la mise en 5 oeuvre d'une approche déterministe. Ainsi, l'étape 270 pour évaluer une ou plusieurs distributions marginales a posteriori pour ledit signal physiologique peut consister, selon une approche déterministe, en une étape 270 pour évaluer une ou plusieurs fonctions de coût pour 10 reconstruire ledit signal physiologique. De la même manière, les étapes de configuration 240, 250, 260 mises en oeuvre préalablement à l'assignation 270, manuellement ou automatiquement, peuvent consister, selon une approche déterministe, en : 15 - l'assignation 240 de l'opérateur du modèle direct établissant le lien entre la donnée expérimentale dans le volume élémentaire et ledit signal physiologique dans ledit espace surfacique sachant les paramètres intervenant dans le problème de la 20 reconstruction du signal physiologique du système dynamique artère/tissu/veine pour le voxel considéré ; - l'assignation 250 d'un opérateur de régularisation spatiale par l'introduction d'une information a 25 priori relative à une caractéristique de la donnée expérimentale et/ou d'une information a priori relative à une ou plusieurs propriétés du système dynamique artère/tissu/veine ; - l'assignation 260 d'un opérateur de régularisation 30 temporelle par l'introduction d'une information a priori relative à la réponse impulsionnelle dudit système dynamique artère/tissu/veine. 3055999 28 De manière analogue à la distribution de probabilité directe, si aucun opérateur du modèle direct des données expérimentales n'a été configuré (241-n) au préalable, un procédé 200 conforme à l'invention comporte une étape 242 5 pour construire ledit opérateur du modèle direct à partir d'informations a priori relatives par exemple, non limitativement, à l'anatomie de l'espace surfacique comprenant la ou les données expérimentales, la nature du signal physiologique à reconstruire, les paramètres 10 d'acquisition de la ou les données expérimentales... etc. Une telle construction peut être réalisée de préférence par l'unité de traitement 4 elle-même, grâce à ses moyens de traitement, à partir d'un ou plusieurs paramètres de construction. La construction peut également se traduire 15 par la constitution d'une bibliothèque d'un ou plusieurs opérateurs du modèle direct, bibliothèque préétablie et mémorisée dans une mémoire de programmes de ladite unité, dont l'un desdits opérateurs dudit modèle direct peut être sélectionné. De manière analogue, si aucun opérateur 20 de régularisation spatiale ou temporelle a priori dudit signal physiologique n'a été configuré (251-n, 261-n) au préalable, un procédé 200 conforme à l'invention comporte respectivement des étapes 252, 262 pour construire un opérateur de régularisation spatiale ou un opérateur de 25 régularisation temporelle. Des premier et deuxième exemples d'implémentation d'un tel procédé 200 pour reconstruire un signal physiologique, respectivement suivant des approches 30 déterministe et probabiliste, seront avantageusement mais non limitativement décrits dans la suite du document, en lien avec la figure 5 permettant d'illustrer un procédé 3055999 29 200 pour un signal physiologique conforme à l'invention. A ce titre, une donnée expérimentale, sous la forme d'un volume fonctionnel V est acquise à chaque instant t. Selon un premier exemple d'implémentation suivant une 5 approche déterministe, un modèle direct expérimental a été choisi et défini d'une part pour traduire les comportement physiologique du signal BOLD, en exprimant notamment la propagation d'une activité neuronale d'une colonne corticale à ses colonnes voisines de sorte que : 10 à chaque instant t, un signal physiologique cortical A en un noeud n d'un maillage surfacique influe sur ses noeuds voisins m dudit maillage surfacique selon un poids geodesique(n,m) inversement proportionnel à la distance géodésique, c'est-à-dire le long de la surface, les 15 séparant. Par ailleurs, ledit modèle direct expérimental a été choisi et défini d'autre part pour modéliser les phénomènes physiques intervenant au cours de l'acquisition d'une ou plusieurs données expérimentales par un système d'imagerie par Résonance Magnétique, en 20 décrivant notamment l'effet de volume partiel, de sorte que : à chaque instant t , un signal physiologique cortical A en un noeud n d'un maillage surfacique influe sur les voxels y environnant dudit noeud n, c'est-à-dire normalement à la surface, selon un poids con.1(V,n) maximal 25 dans la matière grise et inversement proportionnel à la distance entre lesdits voxels et la matière grise dès lors que lesdits voxels sont positionnés dans la matière blanche et le liquide céphalo-rachidien. Aussi, un modèle direct, sous forme d'un modèle de pondération normal et 30 géodésique, peut s'écrire sous la forme du système d'équations suivant : 3055999 30 I%--1 V (V ,t) - L (v,n)A(n,t) n .=1 anormal ^--1 ' A(n,t)=IN' V (V ,t) = L M(v,m)A(m,t) m- 1 w geodesique(n,m)A(m,t) m=1 Ainsi, un procédé conforme à l'invention comporte une étape de configuration 240 pour assigner un opérateur du modèle direct M sous la forme d'une matrice de taille 5 NvxNn, où ATv est le nombre de voxels y contenus dans une donnée expérimentale V , également connue sous le terme de volume fonctionnel, et AT, le nombre de noeuds du maillage surfacique, établissant le lien entre la donnée expérimentale V dans le volume élémentaire y et ledit 10 signal physiologique A dans ledit espace surfacique, sachant les poids wgeodesique(n,m) et C° normal(y,n) - Par ailleurs, un procédé 200 conforme à l'invention comporte une étape de configuration 250 pour assigner un 15 opérateur de régularisation spatiale Esp anw(A) du signal physiologique à reconstruire par l'introduction d'une information a priori relative à une caractéristique de la donnée expérimentale et/ou d'une information a priori relative à une propriété du système dynamique 20 artère/tissu/veine, tel que : E spanai(A)= À,DTr((DA)` (DA)) où 2 est un coefficient de régularisation spatiale, A est la matrice du signal physiologique à reconstruire, et D est la matrice de régularisation spatiale 25 s'écrivant sous la forme : 1, si i= j 6= I' 0, dans le cas contraire #v(nc,i)#v(nc,2) D nprm(n ,n )= #v(nc, )+#v(nC, ) 1 2 6 6 ,,c,2 D = avec dg(nc,1,nc,2)Dnorm(ned,nc,2) 3055999 31 où est le symbole de Kronecker, d g(nc,n,,) est la distance géodésique entre deux noeuds aux extrémités d' une arête du maillage surfacique, Dnorm(nca,nci2) est un terme de normalisation avec //, et nc, correspondant aux deux noeuds 5 aux extrémités d' une arête c, du maillage surfacique et #v(nc) et #v(nc2) correspondant respectivement au nombre de voisins directs des noeuds ne et nc, En outre, un procédé 200 conforme à l' invention comporte une étape de configuration 260 pour assigner un 10 opérateur de régularisation temporelle Eteinporel(A) par l' introduction d' une information a priori relative à la réponse impulsionnelle dudit système dynamique artère/tissu/veine, tel que : E temporel(A) 4Tr(ArTA` ) 15 où 4 est un coefficient de régularisation temporelle, A est la matrice du signal physiologique à reconstruire, 20 et T est la matrice de régularisation temporelle s'écrivant sous la forme : acquisitions où AT 1 1 -2 1 0 0 AT 0 1 -2 1 0 0 0 1 -2 1 de temps entre deux Tordre2= A2 est un intervalle de deux volumes fonctionnels. De plus, un procédé 200 conforme à l' invention comporte une étape de configuration 270 pour assigner une fonction de coût E(V,A) pour ledit signal physiologique 25 A en un noeud dudit maillage, tel que : E(V , A) = Tr((V - MA) R-1 (V - MA)) 4Tr((DA)` (DA)) + À,TTr(ArTAt ) 2 3055999 32 Tr((V - MA)` R-1 (V - MA)) où L attache(V , A) = 2 est le terme d'attache aux données mesurant l'écart entre le modèle direct appliqué au signal physiologique A et les données expérimentales V en considérant l'hypothèse d'un bruit 5 gaussien, avec M l'opérateur du modèle direct et R-1 la matrice de covariance du bruit ; Espanai(A) = 4Tr((DA)t (DA)) est l'opérateur de régularisation spatiale préalablement configuré, Etemp ( ) orel l'opérateur de régularisation temporelle préalablement 10 configuré. Enfin, à des fins d'optimisation, un procédé 200 conforme à l'invention comporte une étape 280 pour évaluer ladite fonction de coût E(V,A) pour ledit signal 15 physiologique A en un noeud dudit maillage. Une telle étape 280 pour évaluer ladite fonction de coût E(V,A) consiste à minimiser une telle fonction de coût E(V,A) selon le signal physiologique A , en minimisant, voire annulant, le gradient de l'énergie totale, consistant à 20 résoudre l'équation suivante : E(V , A) = (Mt R-1M +24Dt D)A + 24 AT `T - Mt R-1V = 0 Finalement, l'étape 280 pour évaluer ladite fonction de coût E(V,A) consiste à résoudre le système suivant, 25 par la mise en oeuvre par des moyens de traitement d'une unité de traitement 4 d'un système d'analyse d'imagerie fonctionnelle, tel que celui décrit en lien avec les figures 1 et/ou 2, de l'algorithme des gradients conjugués linéaires : À,TTr(ATt TAt ) est 3055999 33 H = Mt R-1M +241Y D HA+ AG= K avec G =241'7 K = Mt R-117 Selon un deuxième exemple d'implémentation suivant une approche probabiliste, un modèle direct expérimental 5 a été choisi et défini d'une part pour traduire les comportement physiologique du signal BOLD, en exprimant notamment la propagation d'une activité neuronale d'une colonne corticale à ses colonnes voisines de sorte que : à chaque instant t, un signal physiologique cortical A 10 en un noeud n d'un maillage surfacique influe sur ses noeuds voisins m dudit maillage surfacique selon un poids C° geodesique(11,m) inversement proportionnel à la distance géodésique, c'est-à-dire le long de la surface, les séparant. Par ailleurs, ledit modèle direct expérimental 15 a été choisi et défini d'autre part pour modéliser les phénomènes physiques intervenant au cours de l'acquisition d'une ou plusieurs données expérimentales par un système d'imagerie par Résonance Magnétique, en décrivant notamment l'effet de volume partiel, de sorte 20 que : à chaque instant t , un signal physiologique cortical A en un noeud n d'un maillage surfacique influe sur les voxels y environnant dudit noeud n, c'est-à-dire normalement à la surface, selon un poids C° normale v,n) maximal dans la matière grise et inversement proportionnel à la 25 distance entre lesdits voxels et la matière grise dès lors que lesdits voxels sont positionnés dans la matière blanche et le liquide céphalo-rachidien. Aussi, un modèle direct, sous forme d'un modèle de pondération normal et 3055999 34 géodésique, peut s'écrire sous la forme du système d'équations suivant : I%--1 V (V ,t)2. = , . ,, n (0=1 normal(vn)A(nt) ^--1 N ' A(n,t) =IN' V (V, t) = 2., M (v ,m)A(m ,t) m-ic° geodesique(n,m)A(m,t) m=1 Ainsi, un procédé conforme à l'invention comporte une 5 étape de configuration 240 pour assigner une distribution de probabilité M, sous la forme d'une matrice de taille NvxNn, où Nv est le nombre de voxels y contenus dans une donnée expérimentale V , également connue sous le terme de volume fonctionnel, et N, le nombre de noeuds du 10 maillage surfacique, de la donnée expérimentale V dans ledit espace surfacique, sachant les poids w geodestque et COnormal(V,n) pour le voxel considéré y. Par ailleurs, un procédé 200 conforme à l'invention 15 comporte une étape de configuration 250 pour assigner une distribution de probabilité spatiale a priori dudit signal physiologique Pspatial(A) par l'introduction d'une information a priori relative à une caractéristique de la donnée expérimentale et/ou d'une information a priori 20 relative à une propriété du système dynamique artère/tissu/veine, tel que : P spatial (A) = Zspatial 1 Tr ((DA)` (DA)) où 4 est un coefficient de régularisation spatiale, 1 est un terme de normalisation, A est la matrice du Zspanal 25 signal physiologique à reconstruire, et D est la matrice de régularisation spatiale s'écrivant sous la forme : 3055999 = 0, dans le cas contraire 1, si i= j -Ô D hq2 avec dg(ncd,nc,2)Dnorm(ned,nc,2) #v(nc,i)#v(nc,2) D norm(n ,n )= #v(nc, )+#v(nC, ) 1 2 où $5,J est le symbole de Kronecker, dg(nc'i,nc',) est la distance géodésique entre deux noeuds aux extrémités d'une arête du maillage surfacique, Dnorm(nc,nc) est un terme de 5 régularisation spatiale A avec nc et nc, correspondant aux deux noeuds aux extrémités d'une arête c., du maillage surfacique et #v(nc') et #v(nc2) correspondant respectivement au nombre de voisins directs des noeuds nc,, et nc,, - 10 En outre, un procédé 200 conforme à l'invention comporte une étape de configuration 260 pour assigner d'une distribution de probabilité temporelle a priori dudit signal physiologique D ItemporelVO par l'introduction d'une information a priori relative à la réponse 15 impulsionnelle dudit système dynamique artère/tissu/veine, tel que : Ptemporel (A) = Ltemporel où 2 est un coefficient de régularisation temporelle, 1 1 est un terme de normalisation, A est la matrice du Ztemporel 20 signal physiologique à reconstruire, et T est la matrice de régularisation temporelle s'écrivant sous la forme : , -\ 1 -2 1 0 u 1 0 1 -2 1 Tordre2 = A2 0 T 0 0 1 -2 1 ^. i 3055999 36 OÙ AT est un intervalle de temps entre deux acquisitions de deux volumes fonctionnels. De plus, un procédé 200 conforme à l'invention 5 comporte une étape de configuration 270 pour assigner une distribution marginale a posteriori p(AIV) pour ledit signal physiologique A en un noeud dudit maillage, tel que : p(e). e Tr ((V -MA)`R 'V A )") +4,Tr((DAY (DA))+4Tr(ATITAI ) - ( Tr((V- MA)= R-1(V- MA)) 2 10 où e 2 correspond à la fonction de -(4Tr ((DM' (DA)) vraisemblance, e correspond à la distribution de 15 -(47-rwiTAI)) probabilité spatiale a priori, et e correspond à la distribution de probabilité temporelle a priori, lesdites fonction de vraisemblance, distribution de probabilité spatiale a priori et distribution de probabilité temporelle a priori préalablement assignées à une constante multiplicative près. Enfin, à des fins d'optimisation, un procédé 200 20 conforme à l'invention comporte une étape 280 pour évaluer la distribution marginale a posteriori p(AIV) pour ledit signal physiologique A en un noeud dudit maillage. Une telle étape 280 pour évaluer ladite distribution marginale a posteriori p(AIV) consiste à 25 maximiser la distribution marginale a posteriori p(AIV) selon le signal physiologique A , en appliquant l'Estimateur du Maximum A Posteriori, tel que : 3055999 37 V "A") +4Tr((DAY (DA))+4Tr(ATITAI) Tr((V-MA)t ( ) arg maxA (p(Al V)) = arg maxA (e 2 soit : arg maxA (p(AIV)) = arg minA Tr((V -MA) R-1 (V - MA))+ 4Tr((DA)` (DA)) + 4Tr(ATt TA') 2 5 Finalement, l'étape 280 pour évaluer la distribution marginale a posteriori p(AIV) consiste à résoudre le système suivant, par la mise en oeuvre par des moyens de traitement d'une unité de traitement 4 d'un système d'analyse d'imagerie fonctionnelle, tel que celui décrit 10 en lien avec les figures 1 et/ou 2, de l'algorithme des gradients conjugués linéaires : H = M`R-1 M 2LDD`D HA+ AG = K avec G =24T7 K = M`R-1V En outre, un procédé 200 pour reconstruire un signal 15 physiologique peut comporter une étape 230 pour produire ladite donnée expérimentale à partir d'une acquisition d'un signal par imagerie fonctionnelle. L'acquisition d'une ou plusieurs données expérimentales, avantageusement des signaux, par imagerie fonctionnelle, 20 plus particulièrement Imagerie de Résonance Magnétique, peut être effectuée en échantillonnant régulièrement un volume parallélépipédique selon un plan de coupe donné. Les données expérimentales, également connues sous la dénomination d' « images » , en deux dimensions obtenues 25 sont constituées de pixels dotés d'une épaisseur, correspondant à l'épaisseur de la coupe et appelés voxels. En IRM, plus particulièrement en IRM.f, une telle acquisition peut s'effectuer au moyen d'une ou plusieurs 3055999 38 séquences définies par des paramètres d'acquisition tels que, par exemple, le temps d'écho TE , le temps de répétition TR, l'angle de bascule a ou encore le temps d'inversion 11 . A titre d'exemple préféré mais non 5 limitatif, une séquence d'acquisition écho planaire (également connue sous la terminologie anglo-saxonne « echo planar imaging » ou l'abréviation « EPI ») pourra être employée. En variante, une séquence d'écho de gradient, généralement prévue dans tous les systèmes 10 d'imagerie, pourra être également employée. Par ailleurs, comme précisé précédemment, notamment dans l'exemple décrit en lien avec les figures 1 et 2, un système d'analyse d'imagerie fonctionnelle conforme à 15 l'invention peut comporter des moyens de restitution 5 du signal physiologique reconstruit à un utilisateur 6 dudit système, lesdits moyens de restitution 5 coopérant avec l'unité de traitement 4. De tels moyens de restitution 5 permettent de disposer d'un rendu avantageusement 20 graphique, sonore ou autre et peuvent comporter par exemple un écran ou des haut-parleurs. Ainsi, en variante ou en complément, un procédé 200 conforme à l'invention peut avantageusement comporter une étape subséquente 290 pour déclencher une restitution du signal physiologique 25 reconstruit selon un format approprié. Selon l'exemple d'application préférée mais non limitative en lien avec le cerveau, le signal physiologique reconstruit est avantageusement le signal BOLD. Par exemple, le ou les signaux physiologiques reconstruits peuvent 30 avantageusement prendre la forme d'une ou plusieurs données surfaciques dynamiques. En effet, pour chaque noeud du maillage surfacique en lequel un signal 3055999 39 physiologique est reconstruit, en chaque instant, c'est-à-dire pour chacun des instants correspondant à une donnée expérimentale, les moyens de restitution d'un système d'analyse par imagerie fonctionnelle, tel que, 5 par exemple, celui décrit précédemment en lien avec les figures 1 et 2, peuvent restituer une valeur correspondant à la valeur dudit signal physiologique en ce noeud et en cet instant. Ainsi, la ou lesdites valeurs dudit signal physiologique peuvent être restituées par 10 les moyens de restitution dudit système d'analyse d'imagerie fonctionnelle sous différentes formes, notamment une ou plusieurs représentations graphiques de différentes natures, telles qu'à titre d'exemples non limitatifs, un ou plusieurs décours temporels, une ou 15 plusieurs textures dynamiques ou statiques. Au sens de l'invention et dans tout le document, on entend par « décours temporel » l'évolution d'un signal physiologique dans le temps en un point prédéterminé, tel qu'un noeud ou un voxel d'intérêt, représentée par une 20 courbe d'amplitude en fonction du temps. La figure 7 présente notamment un ensemble 100 de plusieurs exemples de tels décours temporels 101, 102, 103, 104 en un même noeud. La courbe 101 illustre notamment le décours temporel d'un signal physiologique original ou témoin en 25 un noeud. La courbe 102 quant à elle montre une représentation graphique du décours temporel du même signal physiologique bruité d'un voxel contenant ledit noeud. A son tour, la courbe 103 illustre notamment le décours temporel du signal physiologique reconstruit par 30 un procédé conforme à l'invention en le même noeud. Enfin, la courbe 104 montre une représentation graphique du décours temporel du signal physiologique reconstruit par 3055999 un procédé selon l'Etat de la Technique en le même noeud. Comme le montre l'exemple décrit en lien avec la courbe 102 de la figure 7, à partir des données expérimentales acquises en IRMif, l'utilisateur ne peut extraire aucune 5 information pertinente relative au signal physiologique « à l'oeil nu », et ce principalement du fait de la présence d'un bruit important. Les variations d'intérêt du signal étant très faibles, un niveau de bruit, quand bien même faible, suffit à interférer avec le signal et 10 empêche d'obtenir une information pertinente relative au signal physiologique. Comme le montre l'exemple décrit en lien avec la courbe 103 de la figure 7, un procédé conforme à l'invention permet non seulement d'améliorer la qualité d'un signal physiologique reconstruit en 15 comparaison avec la restitution du même signal physiologique reconstruit par un procédé selon l'Etat de la Technique, tel que l'atteste la courbe 104 de la figure 7, et offre également à l'utilisateur la possibilité de relever, sans traitement supplémentaire, 20 des informations pertinentes contenues au sein dudit signal physiologique reconstruit. Par exemple, en réduisant le bruit contenu dans les données expérimentales, un tel procédé pourrait permettre à l'utilisateur, en affichant d'une part le paradigme 25 expérimental convolué à la fonction de réponse hémodynamique 101, et d'autre part le décours temporel du signal physiologique reconstruit par ledit procédé en différents noeuds d'intérêt du maillage surfacique, de déceler des relations de corrélation entre ledit signal 30 physiologique reconstruit et le paradigme expérimental convolué à la fonction de réponse hémodynamique. Ainsi que l'atteste la figure 7, le décours temporel du signal 3055999 41 physiologique reconstruit par un procédé conforme à l'invention, représenté par la courbe 103 de ladite figure 7, est bien plus « propre » que le décours temporel du signal physiologique expérimental, représenté 5 par la courbe 102 de ladite figure 7, puisqu'un procédé conforme à l'invention permet d'assurer une corrélation spatiale entre les signaux physiologiques, tandis qu'il permet de diminuer l'impact du bruit et d'améliorer la visibilité des variations d'intérêt dudit signal 10 physiologique reconstruit. Egalement, au sens de l'invention et dans tout le document, on définit une « texture statique » comme l'ensemble des valeurs prises par un signal physiologique en chacun des noeuds du maillage surfacique à un instant 15 t. De manière analogue, on définit une « texture dynamique » comme une série temporelle de textures statiques pour une pluralité d'instants t. Les figures 6A à 6C présentent notamment un ensemble 100 de plusieurs exemples de telles textures statiques. Tout d'abord, la 20 figure 6A illustre notamment une texture statique d'un signal physiologique reconstruit S par un procédé conforme à l'invention, en lien avec le cerveau et le signal BOLD. De la même manière, la figure 6B montre une représentation graphique d'une texture statique du même 25 signal physiologique original ou témoin S, en lien également avec le cerveau et le signal BOLD. Enfin, la figure 6C illustre notamment une texture statique d'un signal physiologique reconstruit S par un procédé selon l'Etat de la Technique, en lien avec le cerveau et le 30 signal BOLD. Selon la figure 6A, en comparaison avec le signal BOLD expérimental décrit en lien avec la figure 6B et le signal BOLD reconstruit par un procédé selon l'Etat 3055999 42 de la Technique, le signal BOLD reconstruit et restitué par un procédé conforme à l'invention apparaît bien mieux localisé spatialement et l'amplitude dudit signal BOLD est clairement bien mieux restaurée qu'au regard de 5 l'Etat de la Technique. En variante ou en complément, pour améliorer la qualité d'une ou plusieurs données ou signaux expérimentaux obtenus et acquis par imagerie 10 fonctionnelle, plus précisément par Résonance Magnétique Fonctionnelle, mais également la qualité et la robustesse du signal physiologique reconstruit, un procédé 200 conforme à l'invention peut également comporter une ou plusieurs étapes préalables (non représentées sur les 15 figures) de prétraitement de la donnée expérimentale, ladite étape étant agencée pour corriger ladite donnée expérimentale. En effet, l'imagerie par Résonance Magnétique, comme toutes les autres techniques d'imagerie médicale, 20 n'échappe pas à la constitution d'artéfacts. Les artéfacts sont des images observables ne représentant aucune réalité anatomique ou physique. Bien souvent, on cherche à les éviter ou à les minimiser en modifiant certains paramètres d'acquisition ou de reconstruction. 25 De tels artefacts peuvent être de différentes natures. En outre, le système d'acquisition d'imagerie par Résonance Magnétique Fonctionnelle, plus généralement d'imagerie fonctionnelle, peut également influencer les données expérimentales obtenues. En effet, les données 30 expérimentales IRMf, généralement sous la forme d'images, résultent de compromis entre de nombreux critères interdépendants, tels que, non limitativement, la durée 3055999 43 de l'acquisition, le rapport signal sur bruit, la taille du volume acquis, la résolution spatiale ou encore la résolution temporelle. A titre d'exemples non limitatifs, de telles étapes 5 pour corriger une ou plusieurs données expérimentales peuvent consister en : - une étape de correction de mouvements (réalignement), notamment de la tête, si le patient ne demeure pas suffisamment immobile au cours de 10 l'acquisition d'une séquence, au moyen de deux étapes successives comprenant une étape d'estimation de six paramètres correspondant aux transformations rigides (trois translations et trois rotations selon les trois axes de l'espace 15 euclidien) et une étape de transformation des données estimées au moyen de méthodes d'interpolation trilinéaire, sinusoïdale ou Bspline ; - une étape de correction du décalage temporel ou de 20 recalage temporel intra-coupe (également connue sous la dénomination anglo-saxonne de « slicetiming »), au moyen d'une étape d'interpolation temporelle, permettant de considérer toutes les coupes d'une même donnée expérimentale comme 25 acquises au même instant. En effet, l'acquisition des coupes d'une donnée expérimentale n'étant pas faite au même instant et la durée de ladite acquisition étant fonction du temps de répétition TR, les signaux compris au sein d'une même coupe 30 peuvent démontrer un décalage dans le temps ; - une étape de recalage anatomo-fonctionnel, permettant la mise en correspondance des données 3055999 44 expérimentales (également connues sous la terminologie de « données fonctionnelles ») et des données anatomiques d'un sujet ; - une étape de correction de biais et de distortions 5 géométriques dus aux inhomogénéités de champs magnétiques B1 appliqués au sein de l'appareil d'imagerie par Résonance Magnétique qui affectent couramment les signaux expérimentaux par Résonance Magnétique. 10 Par ailleurs, comme précisé précédemment, l'invention prévoit qu'un procédé conforme à l'invention puisse comporter une étape préalable (non représentée sur les figures) de prétraitement du maillage surfacique, ladite étape étant agencée pour recaler ledit maillage 15 surfacique. En effet, il peut être nécessaire que la ou les données expérimentales et le maillage surfacique soient mis en correspondance, afin de reconstruire finalement le signal physiologique. Aussi, le maillage surfacique peut être avantageusement replacé dans le 20 référentiel de la ou des données expérimentales. A titre d'exemple non limitatif, l'étape pour recaler ledit maillage surfacique peut comporter une ou plusieurs étapes de recalage similaires à celles décrites précédemment, telles que, par exemple, une étape de 25 recalage rigide. L'invention concerne en outre un procédé 200 pour produire une reconstruction d'un signal physiologique d'une région d'intérêt. On entend par « région 30 d'intérêt » toute région s'étendant sur au moins un voxel d'intérêt. Néanmoins, une région d'intérêt ne saurait être limitée à un seul voxel, mais peut comprendre une 3055999 pluralité de voxels, avantageusement sélectionnés manuellement ou automatiquement. Selon l'invention, ledit signal physiologique peut être reconstruit en au moins deux noeuds concernés par ladite région d'intérêt pour 5 chacun desdits noeuds à partir d'une ou plusieurs données expérimentales au moyen d'un tel procédé 200 conforme à l'invention, tel que celui décrit précédemment, notamment en lien avec la figure 5, ledit procédé 200 étant mis en oeuvre par les moyens de traitement de l'unité de 10 traitement 4 d'un système d'analyse d'imagerie fonctionnelle, plus particulièrement d'imagerie par Résonance Magnétique, selon les figures 1 et/ou 2. En outre, comme précisé précédemment, notamment dans ledit exemple décrit en lien avec les figures 1 et 2, un 15 système d'analyse d'imagerie fonctionnelle conforme à l'invention peut comporter des moyens de restitution 5 du signal physiologique reconstruit à un utilisateur 6 dudit système, lesdits moyens de restitution 5 coopérant avec l'unité de traitement 4. De tels moyens de restitution 5 20 permettent de disposer d'un rendu avantageusement graphique, sonore ou autre et peuvent comporter par exemple un écran ou des haut-parleurs. Ainsi, en variante ou en complément, un procédé 200 conforme à l'invention peut avantageusement comprendre une étape subséquente 25 pour déclencher la restitution du signal physiologique reconstruit en un ou plusieurs noeuds du maillage pour chaque voxel de la région d'intérêt et générer une image à partir de la reconstruction dudit signal physiologique sous la forme d'une carte d'activité fonctionnelle selon 30 un format approprié. Une telle génération de carte d'activité fonctionnelle est mise en oeuvre grâce à un deuxième procédé consécutif à un procédé pour construire 3055999 46 un signal physiologique conforme au premier objet de l'invention et s'appuie sur des méthodes utilisant par exemple un modèle linéaire général (également connu sous la terminologie et l'abréviation anglo-saxonnes « General 5 Linear Model - GLM »). Dans le cadre de l'exemple d'application préféré en lien avec le cerveau, une telle carte d'activité fonctionnelle permet la détection d'activations neuronales à partir de la reconstruction du signal BOLD. Les figures 8A, 8B et 8C présentent trois 10 exemples de cartes d'activité fonctionnelle générées dans le cadre de l'exemple d'application préférée mais non limitative, en l'espèce le cerveau. La figure 8A illustre une carte d'activité neuronale générée et restituée à partir d'un signal BOLD reconstruit selon un procédé 15 conforme à l'invention. La figure 8B quant à elle illustre une carte d'activité neuronale à partir d'un signal BOLD original ou témoin. Enfin, la figure 8C illustre une carte d'activité neuronale générée et restituée à partir d'un signal BOLD reconstruit selon un 20 procédé conforme à l'Etat de la technique. Selon la figure 8A, la zone active A de la carte d'activité neuronale apparaît manifestement bien plus nette et mieux obtenue que celle obtenue par un procédé selon l'Etat de la Technique, comme le montre la comparaison des figures 25 8A et 8C au regard du référentiel témoin décrit par la figure 8B. Grâce aux nouvelles reconstructions d'un signal physiologique et/ou aux restitutions dudit signal 30 physiologique reconstruit présentées précédemment, l'invention permet de mettre à la disposition d'un utilisateur, éventuellement praticien, tout un ensemble 3055999 47 d'informations pertinentes et cohérentes, informations disponibles grâce à l'utilisation d'un procédé conforme à l'invention. Cette mise à disposition est rendue possible par une adaptation de l'unité de traitement 4 selon les 5 figures 1 ou 2, en ce que les moyens de traitement d'une telle unité de traitement 4 mettent en oeuvre un procédé pour reconstruire un signal physiologique d'un voxel ou d'une région d'intérêt comportant notamment la reconstruction dudit signal physiologique à partir d'une 10 ou plusieurs données expérimentales d'un voxel dudit organe et d'un maillage surfacique décrivant ledit espace surfacique. Une telle mise en oeuvre est avantageusement rendue possible par le chargement ou l'enregistrement, au sein de moyens de mémorisation, éventuellement comportés 15 au sein de l'unité de traitement 4, coopérant avec lesdits moyens de traitement, d'un produit programme d'ordinateur. Ce dernier comporte en effet des instructions interprétables et/ou exécutables par lesdits moyens de traitement. L'interprétation ou l'exécution 20 desdites instructions provoque ou déclenche automatiquement la mise en oeuvre d'un procédé 200 conforme à l'invention. Les moyens pour communiquer avec le monde extérieur de ladite unité de traitement peuvent délivrer un signal physiologique, tel qu'à titre 25 d'exemple préféré mais non limitatif le signal BOLD, selon un format approprié à des moyens de restitution aptes à la restituer à un utilisateur 6, ledit signal physiologique reconstruit pouvant être avantageusement restitué sous la forme, par exemple, de décours 30 temporels, de textures statiques ou dynamiques, ou encore de cartes d'activité fonctionnelle, tels que les exemples précédemment décrits et illustrés par les 3055999 48 figures 6A, 7 et 8A. Grâce à l'invention, les informations délivrées sont plus nombreuses, cohérentes, reproductibles et justes. REVENDICATIONS1. Procédé (200) pour reconstruire un signal physiologique d'un système dynamique artère/tissu/veine d'un organe dans un espace surfacique, ledit procédé (200) étant mis en oeuvre par des moyens de traitement d'une unité de traitement (4) d'un système d'analyse d'imagerie fonctionnelle, et comportant une étape pour reconstruire le signal physiologique à partir d'une donnée expérimentale d'une région d'intérêt comportant un volume élémentaire - dit voxel - et d'un maillage surfacique décrivant ledit espace surfacique, ledit procédé étant caractérisé en ce que ladite étape consiste à évaluer (270) suivant une méthode de résolution d'un problème inverse une fonction de coût pour ledit signal physiologique en un noeud dudit maillage par : - l'assignation (240) d'un opérateur du modèle direct établissant le lien entre la donnée expérimentale dans le volume élémentaire et ledit signal physiologique dans ledit espace surfacique sachant les paramètres intervenant dans le problème de la reconstruction du signal physiologique du système dynamique artère/tissu/veine pour le voxel considéré ; - l'assignation conjointe (250) d'un opérateur de régularisation spatiale par l'introduction d'une information a priori relative à une 3055999 50 caractéristique de la donnée expérimentale et/ou d'une information a priori relative à une propriété du système dynamique artère/tissu/veine ; l'assignation conjointe (260) d'un opérateur de 5 10 régularisation temporelle par l'introduction d'une information a priori relative à la réponse impulsionnelle dudit système dynamique artère/tissu/veine. 2. Procédé (200) selon la revendication précédente, comportant en outre une étape (230) pour produire ladite donnée expérimentale à partir d'une acquisition d'un signal par imagerie fonctionnelle. 15 3. Procédé (200) selon l'une quelconque des revendications précédentes, le système d'analyse d'imagerie fonctionnelle comportant des moyens de restitution (5) du signal physiologique reconstruit 20 à un utilisateur (6) dudit système, lesdits moyens de restitution (5) coopérant avec l'unité de traitement (4), ledit procédé comportant une étape subséquente (290) pour déclencher une restitution du signal physiologique reconstruit selon un format 25 approprié. 4. Procédé (200) selon l'une quelconque des revendications précédentes, comportant en outre une étape préalable de prétraitement de la donnée expérimentale et/ou du maillage surfacique, ladite 3055999 51 étape étant agencée pour corriger et/ou recaler respectivement ladite donnée expérimentale et/ou ledit maillage surfacique. 5 5. Procédé (200) selon l'une quelconque des revendications précédentes, lorsque le système d'analyse d'imagerie fonctionnelle comporte des moyens de restitution (5) à un utilisateur (6) dudit système, lesdits moyens de restitution (5) coopérant 10 avec l'unité de traitement (4), comportant en outre une étape subséquente pour déclencher la restitution du signal physiologique reconstruit en un ou plusieurs noeuds du maillage pour chaque voxel de la région d'intérêt et générer une image sous la forme 15 d'une carte d'activité fonctionnelle. 6. Unité de traitement (4) d'un système d'analyse d'imagerie fonctionnelle, ladite unité (4) comportant des moyens pour communiquer avec le monde 20 extérieur et des moyens de traitement, coopérant avec des moyens de mémorisation et caractérisée en ce que : - les moyens pour communiquer sont agencés pour recevoir du monde extérieur une donnée 25 expérimentale d'un volume élémentaire d'un organe ; - les moyens de mémorisation comportent des instructions exécutables ou interprétables par les moyens de traitement dont l'interprétation ou 30 l'exécution desdites instructions par lesdits 3055999 52 moyens de traitement provoque la mise en oeuvre d'un procédé (200) selon l'une quelconque des revendications 1 à 5. 5 7. Unité de traitement (4) selon la revendication précédente, pour laquelle les moyens pour communiquer délivrent un signal physiologique reconstruit selon un format approprié à des moyens de restitution (5) aptes à la restituer à un 10 utilisateur (6). 8. Système d'analyse d'imagerie fonctionnelle comportant une unité de traitement (4) selon l'une quelconque des revendications 6 ou 7 et des moyens 15 de restitution (5) aptes à restituer à un utilisateur (6) un signal physiologique selon un procédé (200) conforme à l'une quelconque des revendications 1 à 5 et mis en oeuvre par ladite unité de traitement (4). 20 9. Produit programme d'ordinateur comportant une ou plusieurs instructions interprétables ou exécutables par les moyens de traitement d'une unité de traitement (4) conforme à l'une quelconque des 25 revendications 6 ou 7, ladite unité de traitement (4) comportant en outre des moyens de mémorisation ou coopérant avec de tels moyens de mémorisation, ledit programme étant chargeable dans lesdits moyens de mémorisation, caractérisé en ce que 30 l'interprétation ou l'exécution desdites 3055999 53 instructions par lesdits moyens de traitement provoque la mise en oeuvre d'un procédé (200) selon l'une quelconque des revendications 1 à 5. 5