Brevet FR3151755A1 — publié le 20250207

Procédé de mesure d’une concentration d’un agent de contraste dans au moins une zone corporelle d’un individu humain ou animal vivant, le procédé comportant : a) acquisition de signaux radiofréquences émis par l’organe, soumis à une modalité d’imagerie par résonance magnétique, de type écho de spin rapide ; b) à partir des signaux radiofréquences résultant de a), obtention d’images de la zone corporelle ; c) à partir des images résultant de a), estimation d’un temps de relaxation T1 en différentes parties de la zone corporelle. Figure 3 Procédé de quantification de la concentration d’un agent de contraste et dispositif associé Le domaine technique de l'invention est la quantification d’un agent de contraste dans un corps humain ou animal. ART ANTERIEUR La radiothérapie est un traitement usuellement appliquée au cancer. La radiothérapie peut être un des seuls traitements applicables dans certains types de cancer, en particulier des cancers difficilement opérables et/ou prenant la forme de tumeurs diffuses. C’est notamment le cas de certaines tumeurs du cerveau. Certaines nanoparticules ont la capacité d’augmenter, par effet radio-biologique, les dommages induits à une tumeur lors d’une exposition à un rayonnement électromagnétique ionisant de type X ou gamma. On parle d’effet radio-sensibilisant et d’augmentation de dépôt de dose. Ces nanoparticules peuvent également être des agents de contraste utilisés en IRM (Imagerie par Résonance Magnétique). Elles sont alors qualifiées d’agents « théranostiques », en raison de leur application combinée dans le domaine de la thérapie et du diagnostic par imagerie IRM. Des nanoparticules, désignées par le terme AGuIX (Activation and Guidance of Irradiation by X-ray) concentrent un grand nombre d’ions Gd 3+ dans des nanoparticules de diamètre inférieur à 10 nm. Ces particules sont constituées d’un cœur en polymère, à la surface duquel sont chélatés des ions métalliques, dont le numéro atomique est élevé. Il a été montré que ce type de nanoparticule permet d’augmenter les dommages radio-induits dans des tumeurs cérébrales, notamment par effet radio-biologique, tout en conférant une protection à l’égard des tissus sains environnants, du fait du numéro atomique élevé. De telles particules sont par exemple décrites dans WO2022/106788, WO2011135101, WO2018224684 ou WO2019008040. Elles sont actuellement administrées par voie intraveineuse à des patient préalablement à une irradiation dans le cadre de leur développement clinique. Afin de guider la radiothérapie, il est nécessaire de connaître la concentration de l’agent de contraste, à effet théranostique, préalablement administré dans les tissus. A cette fin, l’IRM peut être mise en œuvre, préalablement et postérieurement à l’administration de l’agent de contraste, de façon à obtenir une distribution spatiale du temps de relaxation longitudinal T 1 . La concentration de l’agent de contraste est estimée selon l’expression : (1) où et sont les temps respectivement avant et après l’administration de l’agent de contraste (unité : s); est une constante de relaxivité longitudinale de l’agent de contraste (unité : mM -1 s -1 ), et dont la valeur est supposée connue est la concentration de l’agent de contraste (unité : mM) Cependant, la plupart des modalités d’IRM, permettant d’obtenir une cartographie du temps de relaxation T1, mettent en œuvre des séquences inversion récupération ou saturation récupération, dont les temps d’acquisitions sont trop longs pour que ces séquences soient appliquées, in-vivo, en routine. Parmi d’autres modalités la séquence VFA (Variable Flip Angle – angle de bascule variable) permet d’obtenir une cartographie 3D du temps de relaxation T1. Cependant, la séquence VFA nécessite des acquisitions multiples de type spoiled gradient echo successives (groupe de séquences d’écho de gradient rapides comportant un gradient déphaseur appelé spoiler), en faisant varier l’angle d’excitation. De plus, la séquence VFA est réputée sensible aux inhomogénéités de champ magnétique, ce qui génère des erreurs de mesure. Le document US20130200900 décrit par exemple l’établissement d’une cartographie 3D du temps de relaxation T1 dans un sein, en mettant en œuvre une séquence VFA. Dans ce document, un fantôme, comportant différentes concentrations de Gd, est disposé autour du sein. Un autre inconvénient de la séquence VFA est une durée d’acquisition trop longue, ce qui se traduit par un temps d’occupation du dispositif d’imagerie trop important pour une utilisation en routine. Les protocoles d’imagerie IRM cliniques pour les patients porteurs de métastases cérébrales sont avant tout destinés à obtenir une bonne représentation anatomique, et en particulier une bonne discrimination entre des métastases et les tissus sains. La séquence d’acquisition MPRAGE (Magnetization-Prepared Rapid Gradient Echo), est une séquence de type écho de gradient potentiellement utilisable. Cependant, la séquence MPRAGE peut induire une confusion entre une métastase cérébrale et un vaisseau sanguin, ce qui peut générer des faux positifs. Parmi les autres séquences les plus utilisées pour l’IRM des métastases cérébrales, citons la séquence 3D TSE (Turbo Spin Echo – echos de spin turbo) pondérée en T1, pouvant être dénommée SPACE, CUBE, VISTA ou FASE3D mVox chez les principaux constructeurs IRM. La séquence 3D TSE pondérée en T1 est connue pour générer une représentation anatomique précise. De plus, contrairement à la séquence MPRAGE, la séquence TSE permet une bonne discrimination entre des métastases et des vaisseaux sanguins. Elle est donc particulièrement adaptée à la détection de métastases. Cependant, pour une séquence de type 3D TSE pondérée en T1, il n’existe pas de modèle analytique permettant d’obtenir la valeur de T1 à partir de l’intensité d’une image d’une coupe anatomique. Les inventeurs proposent un procédé, permettant d’établir la concentration d’un agent de contraste en mettant en œuvre une séquence d’IRM de routine, de type écho de spin rapide. La concentration est obtenue en mesurant le temps de relaxation T1 à partir de l’intensité d’une image d’une coupe. Un premier objet de l’invention est un procédé de mesure d’une concentration d’un agent de contraste dans au moins une zone corporelle d’un individu humain ou animal vivant, le procédé comportant : a) acquisition de signaux radiofréquences émis par l’organe, soumis à une modalité d’imagerie par résonance magnétique ; b) à partir des signaux radiofréquences résultant de a), obtention d’images de la zone corporelle ; c) à partir des images résultant de a), estimation d’un temps de relaxation T1 en différentes parties de la zone corporelle ; les étapes a) à b) étant mises en œuvre antérieurement et postérieurement à une administration d’un agent de contraste à l’individu, de façon à obtenir une estimation de temps de relaxation T1, dans la zone corporelle, respectivement antérieurs et postérieurs à l’administration de l’agent de contraste; d) à partir des temps de relaxation T1 estimés respectivement antérieurement et postérieurement à l’administration de l’agent de contraste, détermination d’une concentration de l’agent de contraste des différentes parties de la zone corporelle ; le procédé étant caractérisé en ce que lors de chaque étape a), la modalité d’imagerie par résonance magnétique est une modalité de type écho de spin rapide pondérée en T1, par exemple 3D TSE pondérée en T1 ; chaque étape c) est mise en œuvre en utilisant une fonction de calibration, établissant une correspondance entre l’intensité d’une image de la zone corporelle et le temps de relaxation T1, la fonction de calibration étant obtenue, préalablement à l’étape c), au cours d’une phase de calibration comportant : i) disposition d’un fantôme, comportant différents compartiments comprenant respectivement différentes compositions dont les temps de relaxation T1 sont connus et différents les uns des autres ; ii) acquisition de signaux radiofréquences émis par le fantôme, soumis à la modalité d’imagerie par résonance magnétique ; iii) à partir des signaux radiofréquences acquis lors de ii), obtention d’images des différents compartiments du fantôme; iv) établissement de la fonction de calibration à partir de l’intensité du signal dans lesdits compartiments du fantôme en prenant en compte, pour chaque compartiment, un couple de valeurs formé par l’intensité du signal d’une image du compartiment et le temps de relaxation T1 de la composition dudit compartiment. Selon une possibilité : lors de l’étape a), la zone corporelle est disposée dans un tunnel, soumis à un champ magnétique ; lors de l’étape i) de la phase de calibration, le fantôme est disposé dans le tunnel, à la place de la zone corporelle. Selon une possibilité, différents compartiments du fantôme comportent respectivement différentes espèces chimiques ou différentes concentrations d’une même espèce chimique, de façon que les temps de relaxation T1 desdits compartiments soient différents les uns des autres. Selon une possibilité, différents compartiments du fantôme comportent une même concentration d’une même espèce chimique. Selon une possibilité, la fonction de calibration est établie par une régression, à partir des couples (intensité du signal d’une image du compartiment – temps de relaxation T1 du compartiment) pris en compte lors de l’étape iv) de la phase de calibration. Selon une possibilité: les étapes a) à d) sont mises en œuvre successivement pour différents individus ; la fonction de calibration mise en œuvre dans chaque étape c) est identique pour les différents individus, et résulte d’une même phase de calibration. L’agent de contraste peut être un agent radiosensibilisant. Le procédé peut comporter, suite à l’étape d), une détermination d’une dose d’irradiation en différentes parties de la zone corporelle, en fonction des concentrations de l’agent de contraste résultant de l’étape d). Un autre objet de l’invention est une unité de traitement, configurée pour traiter une image acquise par un dispositif d’imagerie par résonance magnétique, selon une modalité d’acquisition d’écho de spin rapide, par exemple de type 3D TSE, pondérée en T1, l’unité de traitement étant programmée pour appliquer, à l’image acquise, une fonction de calibration résultant d’une mise en œuvre d’une phase de calibration comportant : disposition d’un fantôme dans le dispositif d’imagerie par résonance magnétique, le fantôme comportant différents compartiments comprenant respectivement différentes compositions dont les temps de relaxation T1 sont connus et différents les uns des autres; acquisition de signaux radiofréquences émis par le fantôme, soumis à la modalité d’imagerie par résonance magnétique de type écho de spin rapide ; à partir des signaux radiofréquences acquis lors de l’étape précédente, obtention d’images des différents compartiments du fantôme; établissement de la fonction de calibration à partir de l’intensité du signal dans lesdits compartiments du fantôme en prenant en compte, pour chaque compartiment, un couple de valeurs formé par l’intensité du signal d’une image du compartiment et le temps de relaxation T1 de la composition dudit compartiment. FIGURES La schématise un dispositif d’imagerie par IRM, permettant une mise en œuvre de l’invention. La montre un empilement de plaques formant un fantôme de calibration. La montre les plaques agencées dans une enveloppe, l’enveloppe permettant une manipulation du fantôme. La montre un exemple de configuration d’une plaque. La montre une image des compartiments intégrés dans une plaque obtenue par une modalité d’IRM selon une séquence de type 3D TSE pondérée en T1. La montre l’établissement d’une fonction de calibration bijective permettant de relier le temps de relaxation T1 à l’intensité sur une image résultant d’une séquence d’écho de spin rapide, par exemple 3D TSE pondérée en T1. La schématise les principales étapes de mise en œuvre d’un procédé selon l’invention. EXPOSE DE MODES DE REALISATION PARTICULIERS La représente un dispositif 1 permettant une mise en œuvre de l’invention. Le dispositif est un dispositif d’imagerie par IRM, comportant un aimant cylindrique s’étendant autour d’un tunnel 2. Le tunnel s’étend autour d’un axe central Δ. Le dispositif est destiné à produire des images de coupes de tissus biologiques, en particulier des zones corporelles d’un individu humain ou animal vivant. De façon connue, sous l’effet d’un champ magnétique intense, produit par l’aimant, et de signaux radiofréquence émis par des émetteurs, à la fréquence de Larmor du noyau d’hydrogène, les noyaux d’hydrogène de la zone corporelle émettent un signal radiofréquence, ce dernier étant mesuré par des antennes de réception du dispositif 1. En fonction des signaux radiofréquences mesurés, le dispositif 1 forme des coupes anatomiques de la zone corporelle examinée. Les coupes sont des images bidimensionnelles, dans lesquelles l’intensité dépend de la composition de la zone corporelle examinée. Le dispositif 1 comporte une unité centrale 3, programmée pour générer les images à partir de signaux radiofréquences détectés. L’unité centrale peut être formée par un microprocesseur ou différents microprocesseurs. L’unité centrale est à considérer comme l’ensemble des moyens de calcul permettant la formation et le traitement des images. Comme décrit en lien avec l’art antérieur, plusieurs modalités d’imagerie par IRM sont disponibles. Parmi ces dernières, la modalité dite 3D TSE pondérée en T1 permet d’obtenir rapidement des images anatomiques d’une zone corporelle. Les images obtenues peuvent être affichées dans des coupes des zones corporelles dans un plan quelconque par rapport à l’axe central Δ du tunnel. Comme mentionné dans l’art antérieur, lorsque l’on considère la séquence d’acquisition 3D TSE pondérée en T1, il n’existe pas de modèle analytique, permettant d’estimer le temps de relaxation T1 (temps de relaxation longitudinal). Lorsque l’IRM est mise en œuvre postérieurement à une administration de l’agent de contraste, la connaissance des temps de relaxation T1 respectivement antérieurs et postérieurs à l’administration de l’agent de contraste permet une estimation de la concentration de ce dernier, et cela en chaque point de chaque image de coupe. Cf. équation (1) de la section décrivant l’art antérieur. Les inventeurs ont choisi d’établir, de façon expérimentale, une fonction de calibration permettant d’établir une relation entre l’intensité, en chaque point d’une image de coupe, et le temps de relaxation T1. Pour cela, ils ont conçu un fantôme, représenté sur les figures 2A à 2C. Le fantôme 10 est destiné à être disposé dans le tunnel, à la place de l’individu examiné. Le fantôme 10 est formé de trois plaques identiques 11, 12, 13 empilées les unes sur les autres. Chaque plaque est composée de compartiments 20, comportant des compositions présentant des temps de relaxation T1 connus et différents les uns des autres. Dans cet exemple, les compartiments 20 comprennent des solutions d’espèces chimiques paramagnétiques dont la composition et la concentration sont connues. Dans l’exemple représenté sur les figures 2A à 2C, chaque plaque comporte 48 tubes différents, disposées selon un arrangement matriciel régulier. Chaque tube forme un compartiment contenant une solution de composition connue. Les tubes d’une même plaque comportent soit la même espèce chimique, avec des concentrations respectivement différentes, soit différentes espèces chimiques. L’agencement des plaques est décrite plus en détail en lien avec la . Par espèce chimique, on entend une molécule ou un élément chimique ou un composé ionique. Les trois plaques 11, 12, 13 sont empilées l’une sur l’autre, selon un axe d’empilement Z. L’ensemble est maintenu dans une enveloppe cylindrique transparente solide 14, en PMMA coulé (poly méthacrylate de méthyle acrylique), remplie d’eau salée à 9 g/L pour simuler les propriétés électromagnétiques de tissus biologiques. Chaque plaque s’étend selon une longueur L, parallèlement un axe longitudinal X et une largeur , parallèlement à un axe latéral Y. La longueur et la largeur sont dimensionnées de façon que la surface de chaque plaque soit comparable à une section transversale de la zone corporelle de l’individu que l’on souhaite étudier. Dans ce cas, la zone corporelle d’intérêt est le cerveau. La longueur de chaque plaque est comprise entre 10 cm et 15 cm. Il en est de même de la largeur. Le diamètre de l’enveloppe 14 est typiquement compris entre 15 cm et 25 cm; Ainsi, le fantôme 10 est dimensionné de façon à se substituer à l’organe à imager. Lors de l’acquisition d’une image IRM, la zone corporelle ciblée est entourée d’une antenne de réception. L’antenne de réception délimite un volume, destiné à être occupé par la zone corporelle imagée. Le fantôme est de préférence dimensionné de façon à occuper au moins 50% voire 80% du volume délimité par l’antenne de réception. Les différents compartiments 11, 12 et 13 et l’enveloppe 20 sont étanches. Le fantôme est ainsi aisément transportable. Le fantôme 10 est destiné à être disposé dans le tunnel 2, à la place d’un individu examiné. L’axe Z du fantôme s’étend alors parallèlement avec l’axe central Δ du tunnel 2. La schématise un agencement possible des plaques et des compartiments. Chaque compartiment 20 peut contenir : soit une solution de CuSO 4 , symbolisée par la lettre C ; soit une solution de MnCl 2 , symbolisée par la lettre M ; soit une solution de NiCl 2 , symbolisée par la lettre N. Sur la , on observe que l’agencement choisi ici pour chaque plaque est symétrique, les compartiments de la plaque comportant la même espèce chimique étant agencées symétriquement par rapport au centre de la plaque, symbolisé par une croix. Les solutions d’espèces chimiques C, M, N ont été choisies pour leur excellente stabilité au cours du temps, ainsi que leur paramagnétisme à l’origine de leur contraste IRM et de la faible sensibilité de leur paramagnétisme aux variations de température. Ces trois agents de contraste permettent d’obtenir des solutions couvrant une large gamme de temps de relaxation T1. Pour les compartiments contenant du CuSO 4 , la concentration en CuSO 4 est identique. Elle est par exemple de 1 mM. Les compartiments de concentration identiques de CuSO 4 permettent de s’assurer de l’homogénéité spatiale de la mesure IRM. Les compartiments contenant les solutions de NiCl 2 ont des concentrations en NiCl 2 variables, de façon à obtenir des temps de relaxation T1 au moins compris entre 0.5 s et 2.5 s. Il s’agit de temps correspondant à la gamme T1 des tissus biologiques. Dans cet exemple, les concentrations de NiCl 2 variaient entre 0.03 et 4.73 mM. Les compartiments sont agencés par incréments de concentrations de 0.1 mM. Les compartiments contenant les solutions de MnCl 2 ont des concentrations en MnCl 2 variables, de façon à obtenir des temps de relaxation T1 au moins compris entre 0.5 et 3 s. Dans cet exemple, les concentrations de MnCl 2 variaient entre 0.002 et 0.472 mM. Les compartiments sont agencés par incréments de concentrations de 0.01 mM. D’une façon générale, chaque compartiment du fantôme a une composition connue, et, de ce fait, des temps de relaxation T1 connus. La est un exemple d’une coupe d’une plaque d’un fantôme, obtenue par une séquence 3D TSE pondérée en T1. On observe qu’au niveau de chaque compartiment du fantôme, l’intensité du signal, c’est-à-dire le niveau de gris, est homogène. L’intensité du signal peut être corrélée au temps de relaxation T1, ce dernier étant connu, du fait que la composition de chaque compartiment soit connue. Sur la , on observe que l’intensité de l’image, pour chaque compartiment, dépend de la composition de chaque compartiment : molécule utilisée et concentration. Pour une même molécule, plus la concentration est élevée, plus le temps T1 est court, et plus le signal, sur l’image, est intense. Appliquée à l’ensemble du fantôme, la séquence 3D TSE pondérée en T1 permet d’obtenir 144 niveaux de gris différents, chacun pouvant être associé à une espèce chimique et à une concentration connue, donc des temps de relaxation T1 connus. On peut ainsi établir, au niveau de chaque compartiment du fantôme, un couple (temps de relaxation T1, intensité). Sur la , chaque couple (temps de relaxation T1, intensité) a été reporté. Sur la , l’axe des abscisses correspond au temps de relaxation T1 (unité : seconde). L’axe des ordonnées correspond au niveau de gris mesuré (unités arbitraires). Sur la , les disques pleins correspondent aux compartiments comportant NiCl 2 et les cercles correspondent à MnCl 2 . A partir de chaque couple ( , intensité), on a déterminé, par ajustement, une fonction , bijective, telle que . L’inverse de cette fonction constitue une fonction de calibration du dispositif 1, permettant d’estimer, en tout point d’une image, de coordonnées , le temps de relaxation à partir de l’intensité : La fonction de calibration est une fonction déterminée expérimentalement. La fonction est de préférence continue sur la plage des temps de relaxation T1 considérée. Un aspect important de l’invention est qu’il n’est pas nécessaire d’utiliser le fantôme lors de chaque utilisation. Les inventeurs ont constaté qu’un même fantôme peut être utilisé pour établir une fonction de calibration d’un dispositif d’IRM. La même fonction de calibration peut être utilisée pour quantifier le temps de relaxation T1 de différents individus successivement examinés. Ainsi, il n’est pas nécessaire d’effectuer une calibration préalablement à l’examen de chaque individu. La calibration peut être renouvelée à intervalles réguliers, par exemple chaque semaine ou chaque mois. L’invention permet d’estimer, à partir d’une modalité d’imagerie IRM de routine, par exemple la séquence 3D TSE pondérée en T1, une distribution spatiale de temps de relaxation T1, et cela antérieurement et postérieurement à l’administration d’un agent de contraste. Cela permet d’estimer, en chaque point d’une image, une concentration en agent de contraste en mettant en œuvre l’expression (1) décrite dans l’art antérieur. Comme mentionné dans l’art antérieur, les agents de contraste peuvent être des nanoparticules à la surface desquelles sont chélatés des ions métalliques, par exemple Gd 3+ . Les nanoparticules ciblent passivement, par effet EPR (Enhanced Permeability and Retention – perméabilité et rétention améliorée, ou ciblage passif), les métastases. Lorsque les nanoparticules ont un effet théranostique, la connaissance de leur concentration permet d’ajuster la dose d’irradiation lors d’un traitement par radiothérapie. Ainsi, deux parties différentes de la zone corporelle examinée, présentant une concentration différente d’agent de contraste, peuvent être irradiées de façon à délivrer deux doses différentes : plus la concentration d’agent de contraste est élevée, plus la dose d’irradiation peut être diminuée, de façon à tenir compte de l’effet radio-sensibilisant de l’agent de contraste à effet théranostique. Cela peut permettre de diminuer l’impact du traitement sur les tissus sains et les organes à risque situés à proximité des parties irradiées de la zone corporelle. La représente les principales étapes de mise en œuvre de l’invention. Etape 100 : disposition d’un individu dans le tunnel 2 d’un dispositif selon l’invention et mise en œuvre d’une modalité d’IRM selon une séquence 3D TSE pondérée en T1. Etape 110 : à partir de signaux radiofréquences émis par une zone corporelle de l’individu, obtention d’images de coupes de la zone corporelle dans un plan axial, coronal ou sagittal. L’étape 110 est mise en œuvre par l’unité de traitement 3. Les images peuvent être normalisées des valeurs de la densité de protons, obtenues expérimentalement ou prédéfinies. Les étapes 100 et 110 sont mises en œuvre antérieurement et postérieurement à une administration d’un agent de contraste. L’administration de l’agent de contraste ne fait pas partie de l’invention. Etape 120 : estimation d’un temps de relaxation T1 en différents points de chaque image résultant de l’étape 110. L’estimation peut être recalée en prenant en compte une zone saine de tissu, dont le temps de relaxation T1 est connue, par exemple la matière grise ou la matière blanche. Etape 130 : à partir des temps de relaxation T1 résultant de l’étape 120, détermination d’une concentration en agent de contraste aux différents points de chaque image. L’étape 120 met en œuvre la fonction de calibration préalablement décrite. La fonction de calibration est mise en œuvre par l’unité de traitement 3, dans laquelle la fonction de calibration a préalablement été mémorisée. La fonction de calibration est établie au cours d’une phase de calibration qui comporte les étapes suivantes Etape 90 : disposition du fantôme dans le tunnel du dispositif et mise en œuvre d’une modalité d’IRM selon une séquence d’imagerie de spin écho rapide pondérée en T1, par exemple une séquence de type 3D TSE pondérée en T1. Etape 91 : à partir de signaux radiofréquences émis par chaque compartiment du fantôme, obtention d’images de coupes du fantôme dans un plan axial, coronal ou sagittal. Etape 92 : définition de couples (intensité – temps de relaxation T1) à partir des images résultant de l’étape 91 Etape 93 : détermination, par ajustement ou régression, d’une fonction de calibration reliant l’intensité au temps de relaxation T1. La fonction de calibration est de préférence continue selon une plage de temps de relaxation T1 variant de 0.1 s à 2.5s ou 3s. Les étapes 90 à 93 constituent une phase de calibration. De préférence, la phase de calibration n’est pas renouvelée à chaque examen d’un nouvel individu. Ainsi, la même fonction de calibration est utilisée pour interpréter différentes images de différents individus. On a comparé des cartes de concentrations de Gd 3+ chélatés sur des nanoparticules AGuIX telles que décrites dans l’art antérieur, en mettant en œuvre un procédé tel que précédemment décrit, ainsi que sur la base d’une détermination de temps de relaxation T1 d’une modalité VFA. Des images ont également été acquises sur des individus porteurs de métastases cérébrales. Les métastases cérébrales ont systématiquement été identifiées en mettant en œuvre l’invention, c’est-à-dire sur la base d’une estimation de la concentration en agent de contraste effectuée à partir de déterminations du temps de relaxation T1 sur des images acquises selon la modalité 3D TSE pondérée en T1. Dans certaines occurrences, les estimations de concentrations d’agent de contraste réalisées sur la base de temps de relaxation T1 sur des images acquises selon la modalité VFA n’ont pas révélé la présence de métastases. La durée de chaque acquisition 3D TSE pondérée en T1 était de 4 minutes 57 secondes, contre 11 minutes et 24 secondes pour la modalité VFA. L’épaisseur de chaque coupe 3D TSE pondérée en T1 était de 1mm, contre 4 mm pour la modalité VFA. L’espace entre les coupes était de 0mm pour la modalité 3D TSE pondérée en T1, contre 2 mm pour la modalité VFA. Ainsi, la séquence 3D TSE pondérée en T1 permet de disposer d’une mesure de T1 avec une résolution spatiale supérieure, en moins de temps. Le recours à une séquence 3D TSE pondérée en T1 pour l’estimation de temps de relaxation T1 antérieurement et postérieurement à l’administration d’un agent de contraste, suivie d’une estimation de la concentration en agent de contraste, semble donc particulièrement pertinente. On a également estimé l’impact, en matière de temps de relaxation T1, de l’administration d’un agent de contraste, sur des tissus sains. On a mis en oeuvre la séquence 3D TSE pondérée en T1 : aucune augmentation significative n’a été constatée sur de la matière blanche et sur de la matière grise. On a également mis en œuvre la méthode VFA : des augmentations de l’ordre de 300 à 500 ms ont été mesurées sur la matière blanche et la matière grise, alors qu’il s’agit de tissus sains. Il semble que les estimations des temps de relaxation T1 en mettant en œuvre l’invention (séquence TSE + application d’une fonction de calibration empirique, obtenue sur fantôme) sont plus cohérentes qu’avec la modalité VFA. Bien que décrite en lien avec des nanoparticules de type radiosensibilisants, l’invention peut s’appliquer à des agents de contraste à base de Gd de type acide gadotérique de type gadopentétate de diméglumine, gadobutrol, gadopiclénol ou des agents de contraste à base de complexe de manganèse, USPIO (Ultrasmall superparamagnetic iron oxide – nanoparticules d’oxyde de fer superparamagnétique) et SPIO (superparamagnetic iron oxide – oxyde de fer superparamagétique) cette liste n’étant pas exhaustive. Procédé de mesure d’une concentration d’un agent de contraste dans au moins une zone corporelle d’un individu humain ou animal vivant, le procédé comportant : a) acquisition de signaux radiofréquences émis par l’organe, soumis à une modalité d’imagerie par résonance magnétique ; b) à partir des signaux radiofréquences résultant de a), obtention d’images de la zone corporelle ; c) à partir des images résultant de a), estimation d’un temps de relaxation T1 en différentes parties de la zone corporelle ; les étapes a) à b) étant mises en œuvre antérieurement et postérieurement à une administration d’un agent de contraste à l’individu, de façon à obtenir une estimation de temps de relaxation T1, dans la zone corporelle, respectivement antérieurs et postérieurs à l’administration de l’agent de contraste, l’administration de l’agent de contraste ne faisant pas partie du procédé de mesure ; d) à partir des temps de relaxation T1 estimés respectivement antérieurement et postérieurement à l’administration de l’agent de contraste, détermination d’une concentration de l’agent de contraste des différentes parties de la zone corporelle ; le procédé étant caractérisé en ce que lors de chaque étape a), la modalité d’imagerie par résonance magnétique est une modalité de type 3D TSE pondérée en T1 ; chaque étape c) est mise en œuvre en utilisant une fonction de calibration, établissant une correspondance entre l’intensité d’une image de la zone corporelle et le temps de relaxation T1, la fonction de calibration étant obtenue, préalablement à l’étape c), au cours d’une phase de calibration comportant : i) disposition d’un fantôme (10), comportant différents compartiments (20) comprenant respectivement différentes compositions dont les temps de relaxation T1 sont connus et différents les uns des autres ; ii) acquisition de signaux radiofréquences émis par le fantôme, soumis à la modalité d’imagerie par résonance magnétique ; iii) à partir des signaux radiofréquences acquis lors de ii), obtention d’images des différents compartiments du fantôme; iv) établissement de la fonction de calibration à partir de l’intensité du signal dans lesdits compartiments du fantôme en prenant en compte, pour chaque compartiment, un couple de valeurs formé par l’intensité du signal d’une image du compartiment et le temps de relaxation T1 de la composition dudit compartiment. Procédé selon la revendication 1, dans lequel : lors de l’étape a), la zone corporelle est disposée dans un tunnel, soumis à un champ magnétique ; lors de l’étape i) de la phase de calibration, le fantôme est disposé dans le tunnel, à la place de la zone corporelle. Procédé selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel différents compartiments du fantôme comportent respectivement différentes espèces chimiques ou différentes concentrations d’une même espèce chimique, de façon que les temps de relaxation T1 desdits compartiments soient différents les uns des autres. Procédé selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel différents compartiments du fantôme comportent une même concentration d’une même espèce chimique. Procédé selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel la fonction de calibration est établie par une régression, à partir des couples (intensité du signal d’une image d’un compartiment– temps de relaxation T1 du compartiment) pris en compte lors de l’étape iv) de la phase de calibration. Procédé selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel : les étapes a) à d) sont mises en œuvre successivement pour différents individus ; la fonction de calibration mise en œuvre dans chaque étape c) est identique pour les différents individus, et résulte d’une même phase de calibration. Procédé selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel l’agent de contraste est un agent radiosensibilisant, le procédé comportant, suite à l’étape d), une détermination d’une dose d’irradiation en différentes parties de la zone corporelle, en fonction des concentrations de l’agent de contraste résultant de l’étape d). Unité de traitement (3), configurée pour traiter une image acquise par un dispositif (1) d’imagerie par résonance magnétique, selon une modalité d’acquisition d’écho de spin rapide, l’unité de traitement étant programmée pour appliquer, à l’image acquise, une fonction de calibration résultant d’une mise en œuvre d’une phase de calibration comportant : disposition d’un fantôme (10), comportant différents compartiments (20) comprenant respectivement différentes compositions dont les temps de relaxation T1 sont connus et différents les uns des autres, le fantôme étant disposé dans le dispositif d’imagerie par résonance magnétique ; acquisition de signaux radiofréquences émis par le fantôme, soumis à la modalité d’imagerie par résonance magnétique de type écho de spin rapide ; à partir des signaux radiofréquences acquis lors de l’étape précédente, obtention d’images des différents compartiments du fantôme; établissement de la fonction de calibration à partir de l’intensité du signal dans lesdits compartiments du fantôme en prenant en compte, pour chaque compartiment, un couple de valeurs formé par l’intensité du signal d’une image du compartiment et le temps de relaxation T1 de la composition dudit compartiment.