Brevet FR3161119A1 — publié le 20251017

Procédé de régulation de la température dans une pluralité de régions d’intérêt (R1,R2,R3) d’un tissu biologique (T) soumises à une pluralité de faisceaux laser de longueurs d’onde prédéterminées et de puissances et/ou durée d’émission laser réglables issus d’un dispositif laser multi-émetteurs (4) au sein d’un équipement (S) de thermothérapie guidé par IRM, comprenant des étapes de génération et de visualisation d’images de température T n (x,y,z) dans ladite pluralité de régions d’intérêt (R1,R2,R3) , par traitement d’images complexes en module et en phase issues d’un équipement (20) d’imagerie par résonance magnétique (IRM). Ce procédé comprend en outre un traitement temps-réel des images de température, prenant en compte un ensemble de paramètres de planification, pour délivrer des consignes de réglage de la puissance et/ou de la durée d’émission d’énergie de tout ou partie desdits faisceaux laser appliqués sur une ou plusieurs des régions d’intérêt (R1,R2,R3). Voir Figure 1 Système et procédé de régulation automatique de la température pour un équipement de thermothérapie laser multi-émetteurs à guidage par IRM DOMAINE DE L’INVENTION La présente invention concerne un système de régulation automatique ou rétrocontrôle de la température pour un dispositif de thermothérapie laser multi-émetteurs guidé par IRM. Elle vise également un procédé de régulation de la température mis en œuvre dans ce système, ainsi qu’un équipement de thermothérapie implémentant ce système de régulation automatique. Le domaine de l’invention est celui des équipements de thermothérapie induite par laser guidée par imagerie de résonance magnétique (MRI), désignés aussi sous l’expression MRI-Guided Laser-Induced ThermoTherapy avec l’acronyme MR-LITT. ETAT DE LA TECHNIQUE Les dispositifs laser actuels utilisés pendant les procédures LITT guidée par IRM peuvent utiliser une ou plusieurs têtes émettrices pour créer une nécrose de coagulation des tissus biologiques, mais n’offrent pas de possibilités de contrôle précis de la température dans les tissus biologiques. La LITT guidée par IRM est utilisée pour la thermothérapie de diverses maladies (c'est-à-dire le glioblastome, le cancer de la prostate par exemple), comme le divulgue la publication de I. Karampelas et A. E. Sloan, « Laser-Induced Interstitial Thermotherapy of Gliomas », in Progress in Neurological Surgery, vol. 32, M. F. Chernov, Y. Muragaki, S. Kesari, et I. E. McCutcheon, Éd. S. Karger AG, 2018, p. 14‑26. Les dispositifs laser actuels utilisent une ou plusieurs têtes émettrices pour créer une nécrose de coagulation des tissus biologiques pathologiques, comme le divulgue la publication de Laganà A, Di Lascio G, Di Blasi A, Licari LC, Tufano A, Flammia RS, De Carolis A. « Ultrasound-guided SoracteLite™ transperineal laser ablation (TPLA) of the prostate for the treatment of symptomatic benign prostatic hyperplasia (BPH): a prospective single-center experience » World J Urol. 2023 April. Le document WO2022248778A1 divulgue un dispositif laser multi-émetteurs d'énergie laser (1) pour traiter une région cible d'un tissu biologique, comprenant : - au moins une gaine présentant un axe longitudinal et comprenant une extrémité proximale et une extrémité distale pourvue d’une tête émettrice destinée à être mise en regard de la région cible; - au moins deux fibres optiques s'étendant dans la gaine entre l'extrémité proximale et la tête émettrice, chacune des fibres optiques étant adaptée pour guider un faisceau laser de traitement thermique vers la région cible et de déposer une énergie laser dans la région cible via leur tête émettrice; - les têtes émettrices d'au moins deux fibres optiques étant configurées pour émettre chacune un faisceau laser selon une direction d'émission différente par rapport à l'axe longitudinal de la gaine;- un dispositif laser multi-émetteurs configuré pour générer au moins deux faisceaux laser, lesdits au moins deux faisceaux laser ayant des longueurs d'onde différentes ou identiques avec une puissance ou une durée d’émission lumineuse ajustables; - une unité de contrôle du dispositif laser multi-émetteurs de manière à sélectionner la longueur d'onde, la puissance lumineuse, la durée du dépôt d'énergie laser et le moment d'émission de chacun des faisceaux laser guidés par les fibres optiques et émis en direction de la région cible par les têtes émettrices, de manière à générer et ajuster dynamiquement une distribution thermique 3D ayant une forme géométrique adaptée à la forme géométrique de la région cible à traiter. Cependant, les procédures cliniques actuelles appliquent une puissance et une durée d’émission laser prédéfinies au début du traitement et peuvent entraîner un échauffement insuffisant ou excessif dans la région ciblée. Le but de la présente invention est de proposer un algorithme de contrôle automatique de la température du tissu biologique combiné à un dispositif laser multi-émetteurs mis en œuvre dans un ensemble de thermothérapie laser, dont la puissance ou la durée d’émission de chaque émetteur connecté à par fibre optique à une tête émettrice insérée dans le tissu biologique est automatiquement contrôlée ou ajustée lors de l’ablation, qui permette de forcer la température du tissu biologique dans les régions ciblés à suivre des profils de température prédéfinis. Cet objectif est atteint avec un procédé de régulation de la température dans une pluralité de régions d’intérêt d’un tissu biologique soumis à une pluralité de faisceaux laser de longueurs d’onde prédéterminées et de puissances ou durée d’émission réglables émis depuis un dispositif laser multi-émetteurs au sein d’un équipement de thermothérapie guidé par IRM, comprenant des étapes de génération et de visualisation d’images de température dans ladite pluralité de régions d’intérêt, par traitement d’images complexes en module et en phase issues d’un équipement d’imagerie par résonance magnétique (IRM). On dispose ainsi d’un dispositif laser multi-émetteurs dont la puissance ou la durée d’émission de chaque émetteur est automatiquement ajustée lors du traitement pour forcer la température du tissu biologique mesurée par thermométrie IRM en temps réel à suivre un profil prédéfini. Ce procédé de régulation comprend en outre un traitement temps-réel desdites images de température, prenant en compte un ensemble de paramètres de planification, pour délivrer des consignes de réglage de la puissance ou de la durée d’émission de tout ou partie desdits émetteurs laser appliqués dans une ou plusieurs desdites une ou plusieurs régions d’intérêt à l’aide de têtes émettrices. L’ensemble de paramètres de planification peut avantageusement comprendre une courbe de consigne temporelle de température (T ci (n)) pour une région d’intérêt donnée, ainsi qu’un ou plusieurs paramètres du tissu biologique à traiter et les caractéristiques d’échauffement S j de la tête émettrice de chaque fibre optique F j . Le traitement temps-réel des images de température implémente de préférence un algorithme de régulation de type Proportionnel-Intégral-Dérivé (PID) intégrant la résolution de l’équation de la chaleur après transformation de Fourier rapide (FFT) des images de température sur les coordonnées spatiales. L’algorithme de régulation peut être agencé pour, dans un premier temps, calculer après chaque image de température « n » pour chaque région d’intérêt R i la différence de température x i dans chaque région entre l’instant « n » et l’instant pour que la température de chaque région suive la température de consigne associée à chaque région, du type : avec : n représentant le temps, représentant la durée en secondes entre deux mesures de température par thermométrie IRM, T n représentant la température mesurée par thermométrie IRM à l’itération n, R i représentant une région d’intérêt à contrôler en température, Tc i représentant une courbe temporelle de consigne de température définie pour la région d’intérêt R i , α, D et w b représentant des paramètres thermiques du tissu biologique ciblé (absorption, diffusivité thermique, perfusion), L’algorithme de régulation peut être agencé pour, dans un deuxième temps, délivrer pour chaque faisceau laser « j » après le calcul des « x i » à l’itération « n », une consigne d’énergie E j (n) du type : avec : n représentant le temps, j représentant chaque émetteur laser, P j représentant la puissance laser délivrée par l’émetteur laser « j » pendant l’intervalle représentant une région d’intérêt à contrôler en température, x i représentant l’évolution de la température nécessaire dans chaque région R i entre l’instant « n » et l’instant pour suivre température de consigne S j représentant la distribution spatiale d’énergie thermique délivrée dans le tissu biologique par la tête émettrice F j . Q représentant un système d’équations permettant de relier les contributions des distributions spatiales d’énergie thermiques S j aux élévations de température x i dans chaque région d’intérêt R i . Ce système d’équations est construit à chaque itération « n » en connaissant les contributions relatives de chaque source S j dans chacune des régions à contrôler R i , ainsi que les différences entre les températures cibles à atteindre dans chaque région R i à l’itération suivante et la mesure de température obtenue à l’itération n. Sa résolution permet de déterminer les puissances P j à appliquer à chaque source S j entre les instants « n » et L’expression de Q est la suivante : Sa résolution peut être obtenue par une technique d’inversion matricielle ou de tout autre algorithme de résolution de système d’équations linéaires. Le procédé de régulation de température selon l’invention peut avantageusement comprendre une étape initiale de tir test réalisée pour déterminer une distribution spatiale d’énergie thermique d’une fonction source S j attachée à une ou plusieurs des têtes émettrices F j . L’énergie E j (n) peut donc être déposée en ajustant la puissance P j ou la durée d’émission de l’émetteur « j ». Suivant un autre aspect de l’invention, il est proposé un système de régulation de la température dans une pluralité de régions d’intérêt d’un tissu biologique, dans chacune desquelles est insérée une fibre optique terminée d'une tête émettrice choisie parmi une pluralité de têtes émettrices et délivrant un faisceau laser de longueur d’onde prédéterminée et de puissance ou de durée d’émission réglable alimentée par un dispositif laser multi-émetteurs au sein d’un équipement de thermothérapie guidé par IRM, ce système mettant en œuvre le procédé de régulation de température selon l’invention et comprenant des moyens pour traiter des images de chacune desdites régions d’intérêt, lesdites images étant délivrées par un équipement d’imagerie par résonance magnétique (IRM), de façon à délivrer des images de température d’une ou plusieurs desdites régions d’intérêt de manière répétitive pendant toute la durée du traitement. Le système de régulation selon l’invention comprend en outre (i) des moyens pour traiter en temps réel lesdites images de température, prenant en compte un ensemble de paramètres de planification, de façon à déterminer des commandes de réglage de l’énergie de tout ou partie desdits faisceaux laser appliqués sur une ou plusieurs desdites une ou plusieurs régions d’intérêt, et (ii) des moyens (6) pour appliquer lesdites commandes de réglage d’énergie au dispositif laser multi-émetteurs (33). Les moyens de traitement temps-réel des images de température peuvent avantageusement comprendre un contrôleur Proportionnel-Intégral-Dérivé, ou un contrôleur Proportionnel-Intégral ou bien encore un contrôleur Proportionnel. Dans un mode particulier de réalisation, les moyens de traitement des images de température sont intégrés dans l’équipement d’imagerie par résonance magnétique (IRM). Dans un autre mode de réalisation, les moyens de traitement des images de température sont intégrés dans une unité de reconstruction d’image en aval de l’équipement d’imagerie par résonance magnétique (IRM). Suivant encore un autre aspect de l’invention, il est proposé un équipement de thermothérapie laser guidé par IRM, comprenant des moyens pour émettre une pluralité de faisceaux laser de longueurs d’onde déterminées et de puissances et/ou de durées d’émission réglables et des moyens pour appliquer lesdits faisceaux laser respectivement dans une pluralité de régions d’intérêt d’un tissu biologique, et un équipement d’imagerie médicale par résonance magnétique disposé pour délivrer et afficher des images de température d’une ou plusieurs desdites une ou plusieurs régions d’intérêt. Cet équipement de thermothérapie laser guidé par IRM comprend en outre un système de régulation de la température dans les une ou plusieurs régions d’intérêt selon l’invention. Les moyens d’application des faisceaux laser peuvent avantageusement être une pluralité de fibres optiques dont les têtes émettrices respectives sont agencées pour être insérées dans une région d’intérêt d’un tissu biologique et y émettre un faisceau laser de longueur d’onde déterminée et de puissance ou durée réglables. Ces têtes émettrices peuvent avantageusement présenter une fonction source adaptée pour être utilisée comme donnée d’entrée du système de régulation de température selon l’invention. Dans une première configuration, au moins une des fibres optiques comporte une tête émettrice agencée pour diffuser la lumière laser au sein du tissu biologique dans lequel cette au moins une tête émettrice est insérée. Dans une seconde configuration, au moins une des fibres optiques comporte une tête émettrice agencée pour émettre axialement la lumière laser au sein du tissu biologique dans lequel ladite au moins une tête émettrice est insérée. Dans une troisième configuration, au moins une des fibres optiques comporte une tête émettrice agencée pour émettre radialement la lumière laser au sein du tissu biologique dans lequel ladite au moins une tête émettrice est insérée. Dans une quatrième configuration, au moins une des fibres optiques comporte une tête émettrice agencée pour émettre la lumière laser suivant un angle prédéterminé par rapport à l’axe de ladite fibre optique au sein du tissu biologique dans lequel ladite au moins une tête émettrice est insérée. Il est à noter que ces différentes fibres optiques terminées de têtes émettrices peuvent être combinées entre elles pour créer une distribution d’énergie lumineuse volumique ajustable. L’invention est également compatible avec n’importe quelle autre tête émettrice. La présente invention propose ainsi une solution de contrôle de la température volumique précise et rapide combinée à un dispositif laser multi-émetteurs pour créer des volumes d’ablation conformes à la région à traiter et différents de ceux obtenus avec une seule fibre optique terminée d’une tête émettrice. Des données thermométriques rapides et multi-coupes sont traitées à la volée pour obtenir une régulation volumique efficace de la température du tissu biologique autour de plusieurs têtes émettrices d’énergie laser simultanément. On dispose ainsi d’une régulation de température automatique en temps-réel simultanément dans toutes les régions d’intérêt précédemment définies, pendant une thermothérapie induite par laser guidée par IRM/MRI. La régulation volumique automatique de la température du tissu biologique induite par un dispositif laser multi-émetteurs, combiné à la thermométrie IRM multi-coupes en temps réel, permet un meilleur contrôle des thermothérapies locales dans le tissu biologique à traiter. Le procédé de régulation thermique selon l’invention présente par rapport aux procédés de l’art antérieur les avantages techniques suivants : Contrôle 3D : il est possible de réguler la température en 3D dans le tissu biologique ; Multi-émetteurs : il est possible de créer des traitements conformables (c’est-à-dire de formes adaptable, modulables et complexes) en modulant le dépôt d’énergie de plusieurs émetteurs d’énergie laser simultanément ; Consignes indépendantes : il est possible de contrôler indépendamment la température au cours du temps dans plusieurs régions d’intérêt. Algorithmes à base de FFT : temps de calcul déterministe et indépendant du nombre de sources à contrôler, prenant en compte une modèle physique réaliste de l’évolution de la température dans les tissus biologiques. S’il est correctement réglé, l’algorithme doit permettre une régulation précise de la température du tissu biologique dans chaque région d’intérêt prédéfinie, même avec un délai de plusieurs secondes entre l’obtention successive deux images de température de la même région. Cela relâche la contrainte sur la thermométrie IRM et permet d’utiliser davantage de temps pour privilégier une grande couverture spatiale de la thermométrie en 3D entre deux mesures successives, plutôt qu’une mesure très fréquente sur un nombre très limité de coupes. C’est ici tout l’intérêt d’un contrôleur PID intégrant l’équation de la chaleur. Si on n’intègre pas cette dernière, alors on néglige les refroidissements par diffusion et perfusion. Pour garantir que le rétrocontrôle est efficace, alors il faut avoir une mesure avec un temps de mise à jour de la mesure de température très court devant les temps caractéristiques de transport de chaleur dans les tissus, ce qui limite la couverture spatiale de la thermométrie IRM. On pourrait également mettre en œuvre un contrôleur PI ou du P intégrant l’équation de la chaleur, mais l’implémentation d’un contrôleur PID proposée conduit à la situation où la différence entre la température de consigne et la température mesurée converge toujours vers 0 (équation d’un oscillateur amorti avec discriminant nul), ce qui est l’objectif d’un contrôleur efficace. L’intérêt d’un contrôleur PID est surtout d’être robuste aux erreurs de détermination de α, D et w b et de leurs éventuels changements pendant le traitement. A titre d’exemple, la perfusion va jusqu’à s’annuler lorsqu’une nécrose de coagulation est induite par un dépôt de chaleur suffisant. L’algorithme proposé fournit une solution précise et rapide pour contrôler l’élévation de la température des tissus biologiques lors des procédures LITT utilisant un dispositif laser multi-émetteurs, dans le but de créer des zones d’ablation différentes de celles obtenues avec une seule fibre optique. Un tel contrôle automatique de dispositif laser multi-émetteurs peut permettre de produire une ablation thermique conformable dans les tissus biologiques et/ou de choisir différents profils cibles pour éviter la surchauffe des tissus biologiques critiques à préserver. DESCRIPTION DES FIGURES FIG. 1 La FIG. 1 illustre schématiquement un système de thermothérapie laser guidé par IRM implémentant un système de régulation de température selon l’invention ; FIG. 2 La FIG. 2 illustre schématiquement des coupes de thermométrie IRM positionnées sur des régions d’intérêt associés à trois fibres optiques terminées d’une tête émettrice insérées dans un tissu biologique à traiter par thermothérapie laser guidée par IRM ; FIG. 3 La FIG. 3 illustre schématiquement plusieurs exemples de têtes émettrices de fibres optiques utilisées dans un système de thermothérapie laser guidé par IRM selon l’invention ; FIG. 4 La FIG. 4 est un schéma synoptique d’un exemple de réalisation du procédé de régulation automatique de température selon l’invention ; FIG. 5 La FIG. 5 montre deux exemples de régulation automatique de la température in vivo d’un muscle de cochon ; FIG. 6 La FIG. 6 montre des images de température et de dose thermique pour un ensemble de coupes IRM en fonction du temps ; FIG. 7 La FIG. 7 est une vue en coupe schématique d’un organe dans lequel un tissu biologique pathologique est soumis à un traitement par un système de thermothérapie laser guidé par IRM selon l’invention ; et FIG. 8 La FIG. 8 illustre des courbes de contrôle temporel de la température autour de deux fibres optiques terminées de têtes émettrices insérées dans une région à traiter telle que présenté sur la FIG. 7 , avec une région à préserver à proximité de la seconde tête émettrice (F2) dont la température limite à ne pas dépasser est spécifiée avant le traitement, avec différentes options de mise en œuvre du procédé de régulation automatique de température selon l’invention. DESCRIPTION DETAILLEE Un ensemble S de thermothérapie laser guidé par IRM comprend, en référence à la FIG. 1 , (i) un dispositif multi-émetteurs laser prévu pour émettre trois faisceaux laser via des fibres optiques 7,8,9 terminées de têtes émettrices sur des régions d’intérêt (ROI : pour « Region of Interest ») R1,R2,R3 d’une région cible R d’un tissu biologique, (ii) un équipement d’imagerie par résonance magnétique 20 entourant le tissu biologique à traiter, et (iii) un système de régulation automatique de la température 1. Les trois faisceaux laser sont générés par un dispositif multi-émetteurs laser 4 et guidés via des fibres optiques 7,8,9 qui sont chacune pourvues à leurs extrémités F1,F2,F3 d’une tête émettrice de lumière. Le dispositif multi-émetteurs laser 4 comprend trois émetteurs laser alimentés électriquement depuis une source d’énergie électrique 5 et commandés en puissance ou en durée d’émission réglables par une unité de commande 6. Un praticien peut insérer chacune des trois têtes émettrices F1,F2,F3 associées chacune à une longueur d’onde prédéterminée dans des régions d’intérêt R1,R2,R3 d’un tissu biologique pathologique, comme par exemple une tumeur. L’insertion peut être monitorée, par exemple à l’aide d’un équipement d’imagerie médicale 20 ou être assistée par un système robotisé ou réalisée à l’aide d’un dispositif de stéréotaxie. Comme l’illustre la FIG. 2 , une fois les têtes émettrices positionnées, l’équipement d’imagerie réalise une pluralité de coupes d’IRM de température C1-C10 par exemple toutes les secondes, simultanément à l’activation séquentielle de chaque émetteur à faible puissance (les durées d’émission et les puissances de ces tirs test sont choisies suffisamment faibles de manière à distinguer clairement l’augmentation de température autour de chaque tête émettrice par rapport à l’incertitude de la thermométrie tout en évitant d’induire un échauffement destructif du tissu biologique). Les données de thermométrie réalisées pendant ces tirs de tests sont analysées grâce à un logiciel de traitement dédié connecté à l’équipement d’imagerie 20 prévu pour : trouver dans les images de température les pixels les plus chauds au voisinage de chaque tête émettrice pour localiser la zone d’échauffement maximal autour de chaque tête émettrice F1,F2,F3 dans la région R du tissu biologique O à traiter, dessiner automatiquement ou manuellement une région d’intérêt en 2D (par exemple de dimensions 3x3 pixels) sur chaque coupe d’imagerie correspondant à l’échauffement maximum précédemment identifié, cette région d’intérêt étant centrée sur le pixel d’échauffement maximal, propager chaque région d’intérêt 2D sur l’ensemble des coupes d’imagerie de température, pour obtenir des régions d’intérêt en 3D R1, R2, R3 utilisées par l’algorithme de rétrocontrôle de la température autour de chacune des têtes émettrices F1,F2,F3 estimer les paramètres thermiques des tissus biologiques autour de chaque tête émettrice : absorption (α), diffusivité thermique (D) et perfusion (w d ), en utilisant la méthode d’analyse décrite dans l’article « Non-invasive determination of tissue thermal parameters from high intensity focused ultrasound treatment monitored by volumetric MRI thermometry » de I. Dragonu et al, NMR Biomed. 2009 ; 22 : 843–851. On peut par exemple effectuer ces tirs de test sous thermométrie rapide et volumique, avec 10 coupes C1-C10 par seconde. Une puissance lumineuse déterminée est appliquée sur la région d’intérêt R1 via la première tête émettrice F1 pendant 30 secondes, le même niveau de puissance est ensuite appliqué sur la région d’intérêt R2 pendant 30 secondes via la seconde tête émettrice F2, puis le même niveau de puissance est appliqué sur la région d’intérêt R3 pendant 30 secondes via la troisième tête émettrice F3 avec un temps assez long pour permettre au tissu biologique de retourner à sa température initiale entre chaque tir laser. On peut prévoir, en référence à la FIG. 3 , différents types de têtes émettrices des fibres optiques. Ainsi, une fibre optique peut être pourvue à son extrémité d’une tête émettrice constituée d’un diffuseur optique omnidirectionnel Fa. On peut aussi prévoir une fibre optique dont la tête émettrice Fb émet le faisceau laser dans l’axe de la fibre optique. Dans une autre configuration, la tête émettrice Fc est constituée de deux émetteurs radiaux, ou bien pourvue d’un émetteur directionnel Fd émettant la lumière dans un secteur angulaire déterminé. Ces exemples de têtes émettrices ne sont pas limitatifs et toute autre configuration de la tête émettrice demeure compatible avec le procédé de régulation selon l’invention. En référence aux Figures 1 et 4, l’unité de commande 6 reçoit les commandes de puissance ou de durée d’émission en sortie du système de régulation automatique 1 qui comprend un module de thermométrie 2 recevant les signaux d’imagerie de l’équipement IRM 20 pour les traiter et délivrer des images de température Tn (x,y,z) qui sont affichées sur un écran de visualisation 23 consultable en temps réel par un praticien pendant le dépôt d’énergie thermique et qui sont entrées dans un module de régulation automatique 3. Le module de régulation automatique 3 implémente un module de planification 30 qui rassemble les données de planification du traitement qui sont saisies par le praticien et/ou sont préalablement stockées dans le module de planification, et un algorithme de régulation automatique 31 qui traite les données de planification et les données de mesure issues du système d’imagerie IRM et délivre 32 des signaux de commande 33 des émetteurs laser en temps réel. L’algorithme de régulation automatique 31 comprend : un module 34 pour déterminer la différence de température dans chaque région d’intérêt R i à partir des données de planification, Un module 35 pour résoudre le système d’équations Q permettant de relier les contributions des distributions spatiales d’énergie thermique S j aux élévations de température x i dans chaque région d’intérêt Ri, Un module 36 pour déterminer les consignes d’énergie E j (n) à appliquer à chacune des sources des fibres optiques, à partir de la résolution du système d’équations Q(R i , x i ,S j ). La FIG. 5 montre deux exemples de régulation automatique de la température guidée par IRM avec plusieurs têtes émettrices laser réalisée sur une cuisse de porc in vivo, dans une expérience A correspondant à un profil de chauffage cible identique à +30°C au-dessus de la température initiale T c1,2,3 appliqué à trois régions d’intérêt R1, R2 et R3; et dans une expérience B correspondant à deux profils de chauffage différents T c1,2 et T c3, soit un plateau unique à +15°C pendant 250 s pour une tête émettrice et deux plateaux successifs à +10°C et +15°C pendant 100 s chacun pour la seconde tête émettrice. Les augmentations de température maximales T max1 , T max2 , T max3 mesurées dans chaque région d’intérêt R1, R2, R3 sont indiquées dans le graphique (i) et la puissance utilisée pour chaque émetteur est affichée dans le graphique (ii) pour chaque région d’intérêt R1, R2 et R3. La différence moyenne (±σ) entre les températures cible et expérimentale est de [0,24±1,87 °C, 0,5±1,8 °C, 0,25±1,36 °C] pour les régions d’intérêt R1, R2, R3 dans l’expérience A et [0,24±1,18 °C, -0,02±1.22 °C] pour les régions d’intérêt R1, R2 dans l’expérience B, respectivement. Ces performances illustrent l’avantage technique de l’invention associant contrôleur PID et équation de la chaleur. La FIG. 6 montre les images de température (ΔT en °C) et de dose thermique (dose équivalente à un chauffage constant à 43°C pendant 240 minutes, noté CEM 43 ) pour un ensemble de 10 coupes d’IRM de température, pour les expériences A et B présentées à la FIG. 3 , à la fin de régulation soit aux instants t=430 s (A) et t=305 s (B) des graphiques (i) de la FIG. 5 . Les régions d’intérêt R1, R2 et R3 utilisés pour la régulation automatique y sont représentées sur la coupe numéro 5 et s’étendent sur les 10 coupes. En référence aux Figures 7 et 8, le procédé de régulation automatique de température permet au praticien d’intervenir en sécurité sur une tumeur 41 de prostate 40 par exemple, en utilisant deux têtes émettrices F1 et F2. Une fois les têtes émettrices insérées, le praticien peut par exemple définir des profils temporels de température TF1 et TF2 pour chaque tête émettrice, comme illustré sur la Figure 8I avec une température cible fixée à 90°C pour F1 et 80° pour F2 avec des durées et des instants de départs différents. Il peut également définir les régions d’intérêts (43 et 44) autour de chacune des fibres F1 et F2 les deux régions d’intérêt dans lesquelles le contrôle de la température tissulaire sera effectué. Il peut également définir une température limite T lim (fixée à 50°C dans cet exemple) à ne pas dépasser dans la zone de contact 45 entre le rectum 42 et la paroi extérieure de la prostate 40 et localisé à proximité de la tête émettrice F2. La régulation automatique de l’énergie laser associée à une thermométrie sur un volume englobant la tumeur et le rectum peut donc permettre de forcer la température Ia et Ib à suivre les profils prédéfinis TF1 et TF2 dans le tissu biologique pathologique autour des têtes émettrices F1 et F2 dans les régions présélectionnées 43 et 44, tout en surveillant activement la température à proximité du rectum (45 sur FIG. 7 , courbe de température notée T45 sur la FIG. 8 ) à l’aide d’un affichage de l’évolution de la température au cours du temps. Si cette dernière n’excède pas la température limite prédéfinie, comme illustré sur la Figure 8II, la régulation est poursuivie normalement. En revanche, si la température T45 atteint la valeur limite Tlim, comme illustré sur les Figures 8III et 8IV par la flèche noire, l’information est accessible immédiatement au praticien pour interrompre ( FIG. 5 III) ou poursuivre (Figure 8IV) le traitement. Ce choix de poursuite ou d’interruption peut également être prédéfini par le praticien avant le traitement et être intégré à l’algorithme de régulation de l’énergie déposée. Dans le cas d’une interruption (Figure 8III), la puissance résultant du PID envoyée sur la tête émettrice F2 sera mise à 0 quelle que soit la valeur résultant du calcul lorsque Tlim sera atteinte, alors que celle sur la tête émettrice F1 sera maintenue. Il en résulte une diminution de la température Ib du tissu biologique à proximité de la tête émettrice F2 et de T45, alors que la température est correctement régulée Ia autour de la tête émettrice F1. Dans le cas d’une poursuite du traitement, (Figure 8IV), la régulation de la température est maintenue sur les têtes émettrices F1 et F2 simultanément, et la température T45 demeure supérieure à la limite Tlim. La méthodologie présentée ici dans un cadre d’exemple de traitement d’une tumeur de la prostate peut s’appliquer à toute situation dans laquelle un tissu biologique à préserver est situé à proximité d’une zone à traiter dans laquelle une ou plusieurs têtes émettrices sont insérées. On va maintenant décrire, en référence aux Figures 1 et 2, un exemple pratique de mise en œuvre du procédé de régulation automatique de température selon l’invention. L’équipement S de thermométrie IRM temps réel, configuré en pipeline, est prévu pour acquérir de manière répétitive une pluralité de coupes d’images dont la phase varie avec la température, à l’aide d’une séquence d’acquisition multi-coupes 2D (ou volumique) rapide (recueil de l’intégralité des coupes/du volume dans un délai de l’ordre de la seconde). Ceci peut être réalisé par exemple à l’aide d’une séquence d’acquisition écho planaire à un seul coup [3], permettant l’obtention de 10 coupes toutes les secondes pendant 300 s sur une IRM clinique opérant à 1,5 T avec les paramètres suivants : TE=21 ms, FOV=200x200 mm², épaisseur de 3 mm (voxel de 1,56x1,56x3 mm3), angle de bascule = 50°, accélération par imagerie parallèle = 2, bande passante/pixel=1446 Hz. Dans cet exemple, le volume couvert par la thermométrie est de 20 x 20 x 3 cm. Le volume couvert peut être augmenté si besoin en augmentant le nombre de coupes (ex : 20 coupes pour couvrir 6 cm dans la 3 ème dimension) mais avec une période de rafraichissement portée à 2 secondes. Les images de thermométrie et de dose thermique ont été reconstituées en temps réel à l’aide d’un outil logiciel de reconstruction d’image tel que le Gadgetron, en référence à la publication de M. S. Hansen et T. S. Sørensen, « Gadgetron : An open source framework for medical image reconstruction : Gadgetron », Magn. Reson. Med., vol. 69, no 6, p. 1768‑1776, June 2013. L’ensemble S de thermothérapie comporte, à titre d’exemple non limitatif, trois fibres optiques de 400 μm terminées par une tête émettrice équipée d’un diffuseur radial en verre qui ont été insérées dans un muscle de cuisse de porc in vivo dans une configuration triangulaire, avec un espacement d’environ 2 cm entre chaque tête émettrice des fibres optiques. Chaque fibre optique est connectée à une unité laser programmable et alimentée par un émetteur laser indépendant (diode laser de longueur d’onde de 976 nm, puissance de sortie maximale sur chaque voie de 18 W). Cette unité laser est interfacée avec l’unité de reconstruction d’image, par exemple le Gadgetron précité, pour mettre à jour dynamiquement la puissance de chaque émetteur laser à chaque nouvelle mesure de température IRM. L’algorithme de régulation de la température a été implémenté dans le Gadgetron pour contrôler simultanément l’évolution de la température au sein de l’échantillon dans les régions d’intérêt (ROI) R i (avec i=[1, M] ; ici 3, notées R1,R2,R3) en ajustant automatiquement la puissance P j de chaque émetteur laser avec j=[1, N], N étant le nombre d’émetteurs laser (3 ici). Dans cet exemple la durée d’émission de tous les émetteurs laser est identique et est égale à la durée de mise à jour des 10 coupes d’IRM de température (ici 1 seconde). Les paramètres d'entrée de l'algorithme de régulation automatique de la température sont (1) les profils température-temps associés à (2) chaque région d’intérêt (ici une région rectangulaire de 3x3 voxels propagée sur l’ensemble des 10 coupes, soit 3x3x10 voxels) centrée sur le voxel le plus chaud autour de chaque tête émettrice ainsi que (3) l'absorption, la diffusivité thermique, la perfusion de l'échantillon et (4) la caractérisation des fonctions de chauffage de chaque tête émettrice. Avant de démarrer la régulation automatique de la température, un tir de test non destructif est effectué. Pour cela, une puissance laser constante de 6 W dans la configuration expérimentale décrite sur la FIG. 5 est appliquée pendant 30 secondes sur chaque émetteur de manière séquentielle, avec une période de refroidissement de 50 secondes. Le voxel le plus chaud dans l’image de température associée à chaque tête émettrice est automatiquement détecté et une région d’intérêt de 3x3 pixels est centrée sur ce voxel puis propagée à l’ensemble des coupes. Cette région d’intérêt sert de donnée d’entrée pour l’algorithme de régulation de la température. L'ajustement de la courbe des données de température résultantes avec l'équation de transfert de chaleur biologique est effectué pour estimer le coefficient d'absorption (a), la diffusivité thermique (D), la perfusion (ω b ) et la caractéristique de la fonction de chauffage de chaque tête émettrice S i . L’algorithme de régulation utilise les données d’entrée suivantes : des régions d’intérêt R i ( ) sur les images de température une fonction de chauffage décrivant le dépôt de chaleur en 3D de chaque tête émettrice « j », notée S j ( ) des consignes de température au cours du temps pour chaque région d’intérêt R i , notées Tc i (t) un coefficient d’absorption (a), de diffusivité thermique (D) et de perfusion (w b ) pour le tissu biologique de chaque région d’intérêt R i L’algorithme de régulation par PID fonctionne de la manière suivante : la température mesurée par IRM à l’instant « n » dans chaque région d’intérêt R i est comparée à la consigne de température à suivre afin de déterminer l’énergie à déposer entre la dernière mesure « n » et la mesure suivante sur chaque tête émettrice « j »; Pour assurer la convergence de la température expérimentale vers la valeur cible et donc aboutir à une différence entre tendant vers 0, le contrôleur intègre un algorithme de type Proportionnel-Intégral-Dérivé (PID) qui somme de manière pondérée cette différence de température (terme proportionnel), la variation instantanée de la différence de température (terme dérivé) et l’historique de leurs différences (terme intégral), de la façon suivante : Le paramètre q assure une convergence stable vers 0 de la différence entre la température cible et la température mesurée dans chaque région d’intérêt « R i ». Sa valeur doit être ajustée pour que le temps de réponse du régulateur soit en adéquation avec la cadence d’acquisition des images IRM. En utilisant l'équation de transfert de chaleur, il est possible d’introduire dans le régulateur PID les paramètres thermiques (a, D, w b ) du tissu biologique et les caractéristiques 3D de chaque tête émettrice S j utilisée. En effet, l’équation de la chaleur est donnée par l’équation suivante : avec D : diffusivité thermique [mm.s-1] w b : perfusion [mg.cm-3 .sec-1] a : absorption [°C.J-1] où P j (n) est la puissance appliquée sur la tête émettrice « j » dont l’échauffement spatial est caractérisé par la fonction S j . Pour garder un temps de calcul identique quel que soit le nombre de Régions R i d’intérêt dans lesquelles on souhaite réaliser un contrôle de température, cette équation est résolue dans le domaine de Fourier spatial, comme proposé précédemment dans la publication de B. Quesson, F. Vimeux, R. Salomir, J. A. de Zwart, et C. T. W. Moonen, « Automatic control of hyperthermic therapy based on real-time Fourier analysis of MR temperature maps », Magn. Reson. Med., vol. 47, no 6, p. 1065‑1072, June 2002. Ceci permet en effet de linéariser le terme contenant le Laplacien de température dans l’équation précédente, puisque En remplaçant par son expression dans l’équation du contrôleur Proportionnel-Intégral-Dérivé (PID), on aboutit à : Ceci permet de calculer, dans un premier temps , la différence de température à compenser dans la région d’intérêt R i pour que la température de la région R i suive la consigne de température : A partir de on calcule ensuite la puissance à appliquer sur chaque émetteur « j » pendant l’intervalle en résolvant le système d’équation Q suivant, connaissant et les : Le produit de cette puissance par le temps d’émission laser Δt (ici identique au délai entre deux acquisitions successives d’images de température) donne l’énergie à déposer Cette énergie peut être déposée en ajustant la puissance P j ou la durée d’émission appliquée (qui peut être plus courte que le délai entre deux acquisitions de cartes de température par IRM) sur chaque tête émettrice. Idéalement, le nombre de régions d’intérêt est identique au nombre de sources (N=M). Dans le cas où N est différent de M, le système est soit surdéterminé ou sous déterminé. Si le système est sous-déterminé, il convient de rajouter des conditions supplémentaires par exemple. Bien sûr la présente invention n’est pas limitée aux exemples qui viennent d’être décrits et de nombreuses autres variantes peuvent être envisagées sans sortir du cadre de l’invitation. Ainsi, le nombre de fibres optiques et de têtes émettrices mises en œuvre dans un équipement de thermothérapie laser guidé par IRM selon l’invention n’est pas limité à trois. Procédé de régulation de la température dans une pluralité de régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ) d’un tissu biologique (T) soumis à une pluralité de faisceaux laser de longueurs d’onde prédéterminées et de puissances ou de durées d’émission réglables émis depuis un dispositif laser multi-émetteur (4) et guidés par des fibres optiques (7,8,9) terminées par des têtes émettrices (F1,F2,F3 ;F j ) au sein d’un équipement (S) de thermothérapie guidé par IRM, comprenant des étapes (22,23) de génération et de visualisation d’images de température T n (x,y,z) dans ladite une ou plusieurs régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ), par traitement d’images complexes en module et en phase (21) issues d’un équipement (20) d’imagerie par résonance magnétique (IRM), caractérisé en ce qu ’il comprend en outre un traitement (3) temps-réel desdites images de température, prenant en compte un ensemble de paramètres de planification (30), pour délivrer des consignes (En) de réglage de l’énergie à émettre par tout ou partie desdits faisceaux laser appliqués dans une ou plusieurs desdites une ou plusieurs régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ), entre deux mesures successives de la température dans tout ou partie desdites régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ). Procédé de régulation selon la revendication précédente, caractérisé en ce que l’ensemble de paramètres de planification (30) comprend une courbe de consigne temporelle de température (T ci (n)) pour une ou plusieurs des régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ). Procédé de régulation selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce que l’ensemble de paramètres de planification (30) comprend un ou plusieurs paramètres (α, D, w b ) du tissu biologique en traitement. Procédé de régulation selon la revendication précédente, caractérisé en ce que l’ensemble de paramètres de planification (30) comprend en outre une distribution spatiale (S j ) d’énergie thermique délivrée dans le tissu biologique par la tête émettrice F j .. Procédé de régulation selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le traitement temps-réel des images de température (3) implémente un algorithme de régulation (31) de type Proportionnel-Intégral-Dérivé (PID) intégrant la résolution de l’équation de la chaleur à l’aide d’une transformation de Fourier rapide (FFT). Procédé de régulation selon la revendication précédente, caractérisé en ce que l’algorithme de régulation est agencé pour calculer après chaque image de température « n » pour chaque région d’intérêt R i l’évolution de la température x i nécessaire dans chaque région entre l’instant « n » et l’instant pour que la température de chaque région suive la température de consigne associée à chaque région, du type : avec : n représentant le temps, représentant la durée en secondes entre deux mesures de température par thermométrie IRM, T n représentant la température mesurée par thermométrie IRM à l’itération n, R i représentant une région d’intérêt à contrôler en température, Tc i représentant une courbe temporelle de consigne de température définie pour la région d’intérêt R i , α, D et w b représentant des paramètres thermiques du tissu biologique ciblé (absorption, diffusivité thermique, perfusion). Procédé de régulation selon la revendication précédente, caractérisé en ce que l’algorithme de régulation est agencé pour délivrer pour chaque faisceau laser « j » après le calcul des « x i » à l’itération « n », une consigne d’énergie E j (n) du type : avec : n représentant le temps, j représentant chaque émetteur laser, P j représentant la puissance laser délivrée par l’émetteur laser « j » pendant l’intervalle , Q représentant un système d’équations permettant de relier les contributions des distributions spatiales d’énergie thermiques S j aux élévations de température x i dans chaque région d’intérêt R i R i représentant une région d’intérêt à contrôler en température, x i représentant l’évolution de la température nécessaire dans chaque région R i entre l’instant « n » et l’instant pour suivre température de consigne S j représentant la distribution spatiale d’énergie thermique délivrée dans le tissu biologique par la tête émettrice F j . Procédé de régulation selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il comprend en outre une étape de tir test réalisée pour déterminer une distribution spatiale d’énergie thermique d’une fonction source attachée à une ou plusieurs des têtes émettrices. Système (1) de régulation de la température dans une pluralité de régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ) d’un tissu biologique, dans chacune desquelles est insérée la tête émettrice d’une fibre optique parmi une pluralité de têtes émettrices de faisceaux laser de longueurs d’onde prédéterminées et de puissance ou de durées d’émission réglables, produits par une source laser multi-émetteurs (4) au sein d’un équipement de thermothérapie guidé par IRM (S), ce système (1) mettant en œuvre le procédé de régulation de température selon l’une quelconque des revendications précédentes et comprenant des moyens (3) pour traiter des images de chacune desdites régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ), lesdites images étant délivrées par un équipement (20) d’imagerie par résonance magnétique (IRM), de façon à délivrer des images de température T n (x,y,z) d’une ou plusieurs desdites régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ),caractérisé en ce qu’il comprend en outre (i) des moyens (31) pour traiter en temps réel lesdites images de température, prenant en compte un ensemble de paramètres de planification (30), de façon à délivrer des commandes (33) de réglage de la puissance et/ou de la durée d’application de tout ou partie desdits faisceaux laser appliqués sur une ou plusieurs desdites une ou plusieurs régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ), et (ii) des moyens (6) pour appliquer lesdites commandes de réglage de puissance ou de réglage de la durée d’application, au dispositif laser multi-émetteurs (33). Système de régulation (1) selon la revendication précédente, caractérisé en ce que les moyens de traitement temps-réel (31) des images de température comprennent un contrôleur Proportionnel-Intégral-Dérivé. Système de régulation (1) selon l’une des deux revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens de traitement des images de température sont intégrés dans l’équipement d’imagerie par résonance magnétique (IRM). Système de régulation selon l’une des revendications 9 ou 10, caractérisé en ce que les moyens de traitement des images de température sont intégrés dans une unité de reconstruction d’image en aval de l’équipement d’imagerie par résonance magnétique (IRM). Equipement (S) de thermothérapie laser guidé par IRM, comprenant des moyens (7,8,9) pour émettre une pluralité de faisceaux laser de longueurs d’onde déterminées et de puissances ou de durée d’émission réglables et des moyens (F1,F2,F3 ;F j ) pour appliquer lesdits faisceaux laser respectivement dans une pluralité de régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ) d’un tissu biologique, et un équipement (20) d’imagerie médicale par résonance magnétique disposé pour délivrer et afficher des images de température T n (x,y,z) d’une ou plusieurs desdits une ou plusieurs régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ), caractérisé en ce qu’il comprend en outre un système (1) de régulation de la température dans lesdites un ou plusieurs régions d’intérêt (R1,R2,R3 ;R i ) selon l’une des quatre revendications précédentes. Equipement de thermothérapie laser guidé par IRM selon la revendication précédente, caractérisé en ce que les moyens d’application des faisceaux laser comprennent une pluralité de fibres optiques alimentées par des émetteurs laser et ayant des têtes émettrices respectives agencées pour être insérées dans une région d’intérêt d’un tissu biologique et y émettre une lumière laser de longueur d’onde déterminée et de puissance ou de durée d’émission réglable. Equipement de thermothérapie laser guidé par IRM selon la revendication précédente, caractérisé en ce qu’au moins une des fibres optiques comporte une tête émettrice (Fa) agencée pour diffuser la lumière laser au sein du tissu biologique dans lequel ladite au moins une tête émettrice (Fa) est insérée. Equipement de thermothérapie laser guidé par IRM selon l’une des deux revendications précédentes, caractérisé en ce qu’au moins une des fibres optiques comporte une tête émettrice (Fb) agencée pour émettre axialement la lumière laser au sein du tissu biologique dans lequel ladite au moins une tête émettrice (Fb) est insérée. Equipement de thermothérapie laser guidé par IRM selon l’une des trois revendications précédentes, caractérisé en ce qu’au moins une des fibres optiques comporte une tête émettrice (Fc) agencée pour émettre radialement la lumière laser au sein du tissu biologique dans lequel ladite au moins une tête émettrice (Fc) est insérée. Equipement de thermothérapie laser guidé par IRM selon l’une des quatre revendications précédentes, caractérisé en ce qu’au moins une des fibres optiques comporte une tête émettrice (Fd) agencée pour émettre suivant un angle prédéterminé par rapport à l’axe de ladite fibre optique la lumière laser au sein du tissu biologique dans lequel ladite au moins une tête émettrice est insérée. Equipement de thermothérapie laser guidé par IRM selon l’une des cinq revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens d’application des faisceaux laser comprennent en outre une ou plusieurs têtes émettrices présentant une fonction source adaptée pour être utilisée comme donnée d’entrée du système de régulation de température selon la revendication 8.