FR 3027115 A1 20160415 FR 1459822 A 20141013 1 Système et Procédé pour estimer une quantité d'intérêt d'un système dynamique artère/tissu/veine L'invention concerne un système et un procédé pour estimer une quantité d'intérêt à partir de données de perfusion résultant de l'acquisition d'une pluralité de volumes ou stations d'un patient. L'invention se distingue notamment des procédés connus par sa précision et par une grande cohérence des paramètres estimés en lien avec une pluralité de stations, notamment pour étudier des organes. L'invention s'appuie notamment sur des techniques d'imagerie de Perfusion par Résonance Magnétique (Perfusion Weighted Magnetic Resonance Imaging - PW-MRI selon une terminologie anglo-saxonne) ou par Tomodensitométrie (Computed Tomography - CT - selon une terminologie anglo-saxonne). Ces techniques permettent d'obtenir rapidement des informations précieuses sur l'hémodynamique d'organes présents chez les êtres humains ou les 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. Pour mettre en oeuvre de telles techniques, un appareil d'imagerie 1 par Résonance Magnétique Nucléaire ou par Tomodensitométrie, tel qu'illustré à titre d'exemple non limitatif par les figures 1 et 2, est en principe utilisé. Celui-ci peut délivrer une pluralité de séquences d'images numériques 12 d'une ou plusieurs parties du corps, à titre d'exemples non limitatifs, le cerveau, le coeur, les poumons, etc. Ledit appareil 3027115 2 applique pour cela une combinaison d'ondes électromagnétiques à haute fréquence sur la partie du corps considérée et mesure le signal réémis par certains atomes, tels qu'à titre d'exemple non limitatif, 5 l'hydrogène pour l'imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire. L'appareil permet ainsi de déterminer la composition chimique et donc la nature des tissus biologiques en chaque volume élémentaire, tel qu'un voxel, du volume imagé. L'appareil 1 d'imagerie par 10 Résonance Magnétique Nucléaire ou par Tomodensitométrie est commandé à l'aide d'une console 2. Un utilisateur peut ainsi choisir des paramètres 11 pour piloter l'appareil 1. A partir d'informations 10 produites par l'appareil 1, on obtient une pluralité de séquences 15 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 dossier médical 13 d'un patient. Un tel dossier 13 peut 20 comprendre des images de différents types, telles que des images de perfusion ou de diffusion. Les séquences d'images 12 sont analysées au moyen d'une unité de traitement 4 dédiée. Ladite unité de traitement comporte des moyens pour communiquer avec le monde extérieur pour 25 recueillir les images. Lesdits moyens pour communiquer permettent en outre à l'unité de traitement 4 de délivrer in fine, par l'intermédiaire de moyens de restitution 5 proposant un rendu graphique, sonore ou autre, à un praticien 6 ou à un chercheur, une estimation d'une ou 30 plusieurs quantités d'intérêt, éventuellement formatées sous la forme d'un contenu, telles que des paramètres hémodynamiques 14, à partir des images de perfusion 12, 3027115 3 au moyen d'une interface homme-machine adaptée. L'utilisateur 6, avantageusement praticien, du système d'analyse peut ainsi confirmer ou infirmer un diagnostic, décider d'une action thérapeutique qu'il jugera adéquate, 5 approfondir des travaux de recherche... Optionnellement, cet utilisateur 6 peut paramétrer le fonctionnement de l'unité de 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 paramètres 10 estimés qu'il souhaite visualiser. Il existe une variante, décrite en 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, 15 pour en déduire des signaux expérimentaux 15 (de perfusion ou de perméabilité) et les délivrer à l'unité de traitement 4 qui est ainsi déchargée de cette tâche. Par ailleurs, pour réaliser une estimation de paramètres hémodynamiques ou plus généralement une quantité 20 d'intérêt, l'unité de traitement 4 comporte généralement des moyens de traitement, tels qu'un calculateur, pour mettre en oeuvre un procédé d'estimation sous la forme d'un programme préalablement chargé dans des moyens de mémorisation coopérant avec lesdits moyens de traitement. 25 Des images de perfusion par Résonance Magnétique Nucléaire ou par Tomodensitométrie sont obtenues en injectant un agent de contraste (par exemple un sel de gadolinium pour l'Imagerie par Résonance Magnétique) par 30 voie intraveineuse et en enregistrant son bol au cours du temps au niveau de chaque voxel de l'image, par des acquisitions à intervalles réguliers. De telles images 3027115 4 permettent notamment de caractériser la circulation sanguine dans le tissu d'un organe donné, en suivant l'évolution de la concentration de l'agent de contraste dans chaque voxel du volume acquis en fonction du temps. 5 Par souci de concision, nous omettrons les indices x,y,z pour identifier des voxels. Par exemple, au lieu de noter SY 0 le signal pour un voxel de coordonnées x,y,z x, z en fonction du temps, nous le noterons simplement S(t). Il est entendu que les opérations et les calculs décrits 10 dans la suite sont généralement effectués pour chaque voxel d'intérêt, de sorte à obtenir au final des images ou des cartes représentatives d'une quantité d'intérêt, plus particulièrement des paramètres hémodynamiques, que l'on cherche à estimer. 15 Un modèle standard permet de relier l'intensité des signaux S(t) mesurée au cours du temps t à la concentration C(t) dudit agent de contraste. A titre d'exemple non limitatif, en Tomodensitométrie 20 de Perfusion, proportionnel le signal pour chaque à la concentration voxel est directement : S(t)=k-C(t)+So . En Magnétique Nucléaire, -k.TEr(t) S(t)=So-e Imagerie de Perfusion par Résonance il existe une relation exponentielle Dans les deux cas, So représente l'intensité moyenne du 25 signal avant l'arrivée de l'agent de contraste. En ce qui concerne l'imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire, k est une constante dépendant de la relation entre la susceptibilité paramagnétique et la concentration de l'agent de contraste dans le tissu et TE est le temps 3027115 5 d'écho (echo Lime selon une terminologie anglo-saxonne). La valeur de la constante k pour chaque voxel étant inconnue, celle-ci est fixée à une valeur arbitraire pour tous les voxels d'intérêt. On obtient ainsi des 5 estimations relatives et non pas absolues. Ces informations relatives restent toutefois pertinentes puisque l'on est intéressé principalement par la variation relative de ces valeurs dans l'espace, en particulier entre les tissus sains et les tissus 10 pathologiques. La conservation de la masse de l'agent de contraste dans le volume de tissu contenu dans chaque voxel à chaque instant s'écrit dC(t) -13*,(t)-C,K. Ca(t) est la dt 15 concentration de l'agent de contraste dans l'artère alimentant le volume de tissu (fonction d'entrée artérielle ou Arterial Input Fonction - AIF - selon une terminologie anglo-saxonne). BF est le flux sanguin dans le volume de tissu (Blood Flow selon une terminologie 20 anglo-saxonne) et Cv(t) est la concentration de l'agent de contraste dans la veine drainant le volume de tissu (fonction de sortie veineuse ou Venous Output Function - VOF - selon une terminologie anglo-saxonne). En supposant le système dynamique artère/tissu/veine 25 linéaire et invariant dans le temps, on peut écrire Cv(t)=Ca(t)Oh(t) où h(t) est la réponse impulsionnelle du système et 0 désigne le produit de convolution. Une solution formelle de l'équation différentielle précédente avec condition initiale C(t=0)=0 s'écrit alors 3027115 6 C(t)=BF-Ca(t)OR(t) où R(t) est la fonction des résidus (ou Residue Function selon une terminologie anglo- saxonne) définie par R(t)=H(t)- f h(i)di où H est la 0 fonction généralisée créneau de Heaviside. 5 Les paramètres hémodynamiques tels que BF , MTT ou BV ainsi que la fonction des résidus R(t) sont actuellement estimés comme suit, dans le cas de l'imagerie de perfusion par résonance magnétique nucléaire. 10 Pour chaque voxel, le signal de perfusion expérimental Sexp(t) échantillonné aux instants de mesure ti,i=1,N, est converti en une courbe de concentration C(t). A partir de la courbe de concentration C(t) , et en 15 supposant connue la fonction d'entrée artérielle théorique associée Ca (t) , le produit BF-R(t) est estimé par déconvolution numérique. Diverses approches ont été envisagées pour obtenir 20 les fonctions d'entrée artérielles théoriques Ca(t) afin de déconvoluer ensuite les courbes de concentration C(t). Dans une première approche, une fonction d'entrée artérielle globale expérimentale est choisie manuellement par le praticien. Elle peut être mesurée, par exemple, au 25 niveau d'une artère proche de l'organe à étudier. Selon une autre approche, des fonctions d'entrée artérielle locales sont obtenues automatiquement à partir 3027115 7 d'images de perfusion, à l'aide de techniques de traitement du signal et de critères de sélection. On recherche par exemple la « meilleure » fonction dans le voisinage immédiat du voxel tissulaire courant où l'on 5 souhaite estimer les paramètres hémodynamiques ou les fonctions de répartition complémentaires. L'objet de cette approche est d'obtenir au final des estimations moins biaisées et plus précises en s'affranchissant, du moins en partie, des problèmes de délai et de dispersion. 10 Une fois les fonctions d'entrée artérielle Ca(t) obtenues, il est nécessaire de déconvoluer les courbes de concentration afin d'estimer la fonction des résidus R(t) et d'en déduire les paramètres hémodynamiques, tels que 15 le flux sanguin BF, le temps moyen de transit MTT ou le volume sanguin BV. Pour effectuer l'opération de déconvolution de la courbe de concentration expérimentale C(t) par la fonction d'entrée artérielle Ca(t) théorique donnée par 20 les méthodes décrites précédemment, deux approches sont généralement utilisées. Une première approche est une déconvolution paramétrique. On cherche à modéliser le voxel par plusieurs 25 compartiments distincts échangeant entre eux l'agent de contraste. De cette manière, des modèles paramétriques R(t,OR) pour des fonctions des résidus sont introduits, ®R étant le vecteur des paramètres dudit modèle, lesdits modèles dépendant des paramètres hémodynamiques du voxel. 3027115 8 Ces modèles sont ajustés aux signaux expérimentaux, par exemple par la méthode de Bayes. Plusieurs modèles paramétriques connus permettent alors de décrire les courbes de concentration de l'agent 5 de contraste dans chaque voxel. A titre d'exemple non limitatif, le modèle le plus simple est le modèle de Kety, utilisant le postulat suivant : chaque voxel est séparé en deux compartiments, l'espace intravasculaire et l'espace extravasculaire, lesdits compartiments occupant 10 chacun respectivement une fraction de voxel va et ve, également et respectivement caractérisés par une concentration en agent de contraste Ca(t) et Ce(t) . Ainsi, le modèle de Kety s'écrit généralement sous la forme intégrale : C(t) 'K''sCa(t)pek't, où Ktrans correspond au flux 15 sanguin, kep est la constante de temps caractérisant le transfert entre les deux compartiments, 0 désigne le produit de convolution et Ca(t) est la fonction d'entrée artérielle. L'ensemble des paramètres hémodynamiques d'un tel modèle =Kans,kj 20 est Ohem . Par ailleurs, on définit le volume sanguin ve autre paramètre hémodynamique, par le théorème du volume central comme suivant ve- Ktrans finement des processus physiologiques à l'oeuvre dans le 25 voxel, en introduisant des fonctions des résidus plus complexes, ainsi que des paramètres hémodynamiques supplémentaires, tels que le modèle de Kety-Tofts ou de Tofts-Kermode étendu, le modèle de St Lawrence et Lee, etc. kep D'autres modèles permettent de rendre compte plus 3027115 9 Une fois le modèle choisi et par voie de conséquence le type de fonction des résidus fixé, la fonction d'entrée artérielle doit également être choisie. Le choix de ladite fonction se révèle déterminant pour 5 l'estimation des paramètres hémodynamiques : généralement, le praticien ou le système d'imagerie choisit la courbe de concentration de l'agent de contraste d'un voxel situé au niveau d'une artère comme fonction d'entrée artérielle de tous les voxels du volume 10 étudié. Par la suite, le produit de convolution entre la fonction d'entrée artérielle et la fonction des résidus est calculé numériquement en le discrétisant sur la grille temporelle d'acquisition des données de perfusions. La concentration théorique de l'agent de 15 contraste C(t) à chaque instant de l'acquisition s'écrit en fonction des paramètres hémodynamiques °hem C(t.) = f(t,°hein) . Différentes méthodes sont applicables pour estimer les paramètres hémodynamiques °hem à partir des courbes de concentration en agent de contraste au sein de 20 chaque voxel. Un procédé d'estimation d'un tel paramètre mis en oeuvre par une unité de traitement d'un système, tel que celui décrit en liaison avec les figures 1 ou 2, comporte une étape pour minimiser la somme quadratique des différences entre le modèle et les 25 mesures expérimentales selon la formule suivante : 2 6hem = argminI [C"P (ti)- f(t'Ohem . La minimisation est réalisée numériquement, avantageusement à l'aide de l'exécution d'un algorithme d'optimisation non linéaire. Après avoir estimé des paramètres hémodynamiques de 30 chaque voxel d'intérêt, des résultats peuvent être 3027115 10 présentés sous la forme de cartes de paramètres, mettant alors en évidence différents types de tissus, à savoir sains ou pathologiques, selon les valeurs desdits paramètres. 5 Une deuxième approche est une approche plus générale basée sur la déconvolution non paramétrique : aucune hypothèse de modèle n'est faite pour la fonction des résidus. 10 Le modèle standard de convolution C(t)=BFC,(00R(t) est tout d'abord discrétisé temporellement selon le modèle suivant : c=BFAr où, - c est le vecteur contenant la concentration de l'agent de contraste aux instants d'acquisition, 15 - BF est le flux sanguin (« Blood Flow » selon une terminologie anglo-saxonne), - r est le vecteur de la fonction des résidus discrétisée, - A est la matrice de convolution dépendant de la 20 fonction d'entrée artérielle. Comme explicité précédemment dans le cas de la première approche décrite, la fonction d'entrée artérielle doit être choisie correctement par rapport aux voxels étudiés, pour permettre la construction de la matrice de 25 convolution A. Une telle discrétisation peut se faire, par exemple, suivant l'approximation de la méthode des rectangles : t, V i =1,N, C (t,)= BF - C (r)- R(t - r)d-t- BF - At - Ça (t,)- R(t, - tk) 0 k=0 où At est la période d'échantillonnage. On se ramène 30 alors à un système linéaire Ad =c en posant 3027115 11 A= At. ca (ti) Ca(ti) - - . Ça (ti), b= R(ti) R(t2) c= C(t1) Ca (t2) Ca (tN_i) - - . R(tN) C(t2) Ca(tN) C(tN) d = BF .b En pratique, la matrice A est très mal conditionnée 5 et presque singulière, de sorte qu'on ne peut pas inverser numériquement ce système linéaire sous peine d'obtenir des solutions dénuées de sens et des estimations aberrantes. Il faut donc recourir à diverses méthodes pour obtenir par exemple une pseudo-inverse A-1 10 de la matrice A et par la suite une estimation d de d par d=:4 1.c. Parmi ces méthodes d'obtention d'une pseudoinverse mises en oeuvre par l'unité de traitement d'un système d'imagerie tel que celui décrit en liaison avec les figures 1 ou 2, on peut citer la décomposition en 15 valeurs singulières tronquée (Truncated Singular Value Decomposition, - (T)SVD - ou Simple Singular Value Decomposition, -sSVD - selon des terminologies anglo-saxonnes) et la déconvolution de Hunt dans le domaine fréquentiel. Le document ne saurait être limité aux 20 seules techniques citées. De manière plus générale, un tel procédé pour estimer une quantité d'intérêt consiste à minimiser un critère du type OAd -cM2 + 01-12 où 1-12 est un terme de régularisation 25 privilégiant certaines solutions et obtenir une \ estimation de d par d= argmin Ad- cf +11Fd112 . Parmi ces d 3027115 12 méthodes, nous pouvons citer la régularisation de Tikhonov, l'utilisation de la transformée en ondelettes, etc. 5 Une fois d obtenue, l'unité de traitement peut mettre en oeuvre un procédé pour estimer BF de BF par BF=d(ti)=d(0) puisque, par définition, R(0)=1. On trouve de nombreuses variantes de ces méthodes à base de fonction(s) d'entrée artérielle : par exemple, les 10 fonctions d'entrée artérielle expérimentales peuvent être préalablement ajustées à un modèle théorique paramétrique ou semi-paramétrique Ca(tMa) où Cla est un vecteur de paramètres, afin d'accroître artificiellement le rapport signal sur bruit. 15 D'autres paramètres hémodynamiques peuvent être estimés une fois la fonction des résidus R(t) elle-même, tels que le temps de transit moyen (MTT ou encore connu sous la dénomination anglo-saxonne « Mean Transit Time ») à travers le voxel, pouvant s'exprimer grâce à la formule 20 suivante : MTT = f R(t)dt AtI r,. . Le volume sanguin contenu dans le voxel (BV ou encore connu sous la dénomination anglo-saxonne « Blood Volume ») peut également être calculé au moyen du théorème du volume central : BV = BF iVITT 25 Aujourd'hui, les contraintes techniques des appareils d'imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire ou par Tomodensitométrie, tels qu'illustrés à titre d'exemple non limitatif par les figures 1 et 2, ne permettent 30 d'obtenir et/ou acquérir des images à champ d'acquisition 3027115 13 limité à quelques dizaines de centimètres carrés. Le volume délivré par les différentes acquisitions et analyses de séquences d'images est ainsi restreint et les techniques connues d'analyse d'imagerie de perfusion, 5 notamment par Résonance Magnétique Nucléaire ou par Tomodensitométrie, sont adaptées pour l'étude d'un « petit » organe, tel qu'à titre d'exemples non limitatifs, le cerveau ou le coeur, ou l'étude d'une partie restreinte du corps. En revanche, de telles 10 techniques deviennent inadéquates ou inopérantes pour l'étude d'organes de tailles plus importantes ne pouvant être couverts par les champs d'acquisition d'un appareil d'imagerie, tels qu'à titre d'exemple non limitatif la moelle épinière, ou encore l'étude du corps entier, 15 notamment à titre d'exemple non limitatif, pour suivre l'apparition et/ou l'évolution de métastases pouvant être localisées dans tout le corps. Une manière « naïve » de résoudre ce problème serait de réaliser autant d'examens de perfusion, notamment 20 d'acquisitions, qu'il est nécessaire pour couvrir en totalité le volume qu'on désire analyser. Dans ce cas, la durée totale d'acquisition, notamment celle passée par le patient dans des appareils d'imagerie, serait multipliée par le nombre de sous-volumes nécessaires pour analyser 25 le volume d'intérêt en entier, augmentant considérablement la durée totale de l'examen : de tels examens deviendraient très lourds et seraient plus difficiles à supporter par le patient. Ainsi, les analyses par tomodensitométrie peuvent consister à 30 mesurer l'absorption des rayons X par les tissus des différents voxels. En appliquant le protocole décrit précédemment, la dose de rayonnements reçue par un 3027115 14 patient, lors de l'exploitation d'un tel protocole, serait considérablement augmentée, rendant l'examen très dangereux pour ledit patient du fait d'une surexposition auxdits rayonnements. 5 En outre, pour chaque acquisition de sous-volume, une injection d'agent de contraste serait nécessaire. Bien qu'un tel agent de contraste permette d'améliorer la qualité des diagnostics par imagerie médicale par Résonance Magnétique, la toxicité à forte concentration 10 d'un tel agent de contraste peut se révéler problématique pour un patient. La quantité d'agent de contraste qu'un patient peut supporter étant limitée, une telle approche est inadaptée, voire potentiellement dangereuse. 15 D'autres protocoles expérimentaux, tels que, à titre d'exemple non limitatif le protocole expérimental d'acquisition des professeurs Rahmouni et Luciani, ont été mis en place pour permettre l'étude de l'imagerie de perfusion du corps entier, plus particulièrement en 20 imagerie par Résonance Magnétique. De tels protocoles ont été développés notamment pour l'étude des myélomes, une forme de cancer touchant les cellules de la moelle épinière. La taille de la colonne vertébrale, et par voie de conséquence de la moelle épinière, dépassant largement 25 le champ de vision et/ou d'acquisition des appareils d'imagerie par Résonance Magnétique, les méthodes classiques utilisées en principe pour l'imagerie de perfusion de cet organe ne sont pas adaptées. Pour obtenir un suivi dynamique de l'agent de 30 contraste dans l'intégralité de la colonne vertébrale consécutivement à une injection unique dudit agent, l'acquisition peut se faire, par exemple, selon le 3027115 15 protocole suivant : un patient est en principe allongé sur une table mobile, généralement motorisée, se déplaçant dans le champ de vision de l'appareil d'imagerie par Résonance Magnétique. Après qu'un premier 5 volume, également connu sous la terminologie « Station », ait été scanné par l'appareil d'imagerie par Résonance Magnétique, le patient est déplacé au sein dudit appareil d'imagerie au moyen de ladite table mobile, de manière à ce qu'un deuxième volume ou station contenu dans le champ 10 d'acquisition, éventuellement adjacent au premier volume ou station précédemment analysé, fasse l'objet d'une acquisition. A titre d'exemple non limitatif, un tel protocole est illustré en liaison avec la figure 3. Selon cet exemple, cinq stations I à V, trois stations 15 sagittales I, II, IV et deux stations coronales III, V successives font l'objet d'acquisitions, lesdites stations étant numérotées dans l'ordre d'acquisitions: une période de soixante secondes est nécessaire pour échantillonner les cinq volumes et revenir au premier 20 volume. Une telle période se décompose en une sous-période d'acquisition des images d'environ trente neuf secondes et une sous-période d'environ vingt et une secondes de mouvement de la table mobile. Chaque voxel d'intérêt du volume global est échantillonné toutes les 25 soixante secondes. Les courbes de concentration résultantes ont ainsi une résolution temporelle de soixante secondes. Selon un tel protocole, les données de perfusion acquises pour chaque volume ou station sont par la suite 30 traitées afin d'estimer une quantité d'intérêt, telle qu'à titre d'exemples non limitatifs, des paramètres hémodynamiques. Une approche « naturelle » consiste à 3027115 16 considérer chacune des stations indépendamment les unes des autres, en leur appliquant des méthodes classiques telles que décrites précédemment, à savoir des approches paramétriques ou non paramétriques. Pour l'approche 5 paramétrique par exemple, un modèle, tel qu'à titre d'exemple non limitatif le modèle de Ketty, et une fonction d'entrée artérielle peuvent être choisis pour chaque station. Les paramètres hémodynamiques, tels que par exemple les paramètres KI.,,,,,,,, kel, et v' sont ainsi 10 estimés et les cartes des paramètres associées peuvent être également produites. Toutefois, cette méthode « naturelle » donne lieu à des résultats peu ou non comparables d'une station à une autre. Par exemple, la valeur moyenne du 4,,,,,, mesurée 15 dans la vertèbre lombaire Ll peut varier du simple au double selon la station à partir de laquelle l'acquisition est faite. Cette variabilité peut être observée également pour les autres paramètres kel, et ve. Les résultats ainsi obtenus par l'utilisation d'un tel 20 protocole en appliquant des procédés d'estimation connus, ne sont par conséquent pas reproductibles, rendant les données obtenues selon ce protocole d'acquisition peu exploitables, voire encore totalement inexploitables. En effet, en appliquant une analyse indépendante pour chaque 25 station, on occulte le fait que les voxels de chaque volume ont été acquis successivement, à des instants différents. Par exemple, pour le protocole décrit précédemment, la station IV est acquise quinze secondes après la station III. La fonction d'entrée artérielle 30 propre à chaque station n'est donc pas échantillonnée aux mêmes instants, et chaque station semble avoir une 3027115 17 fonction d'entrée artérielle différente. En conséquence, la fonction d'entrée artérielle de chaque station est modélisée selon un modèle différent, valable uniquement aux instants d'acquisition de la station à laquelle il 5 est attaché, comme décrit en liaison avec la figure 4. La figure 4 illustre des exemples de fonctions d'entrée artérielle produites et/ou choisies pour chaque station I à IV, lesdites fonctions étant représentées sous la forme d'une courbe de concentration d'un agent de contraste en 10 fonction du temps au niveau d'une artère choisie. Pour chaque station I à IV, une fonction d'entrée artérielle indépendante est déterminée automatiquement et/ou manuellement. En effet, la courbe de concentration d'une fonction d'entrée artérielle est caractérisée par une 15 montée rapide suivie d'une décroissance tout aussi rapide, avec un temps caractéristique de quelques dizaines de secondes seulement. Ensuite une phase de décroissance plus lente est observée avec un temps caractéristique plus long. La résolution temporelle des 20 courbes de concentration étant de l'ordre de la minute, il n'est pas possible d'échantillonner correctement les variations rapides. Les différentes fonctions d'entrée artérielle déterminées dans chaque station ne reproduisent donc pas toute la dynamique présente en 25 réalité et les dernières stations acquises sont davantage affectées par cet effet que les premières. Ainsi, la non simultanéité des acquisitions entre chaque station et la faible résolution temporelle sont autant de raisons conduisant à des estimations de paramètres hémodynamiques 30 non reproductibles d'une station à l'autre, rendant l'analyse d'organes de taille importante, tels que la 3027115 18 moelle épinière, par les techniques d'imagerie de perfusion connues, inadaptées et inopérantes. L'invention permet de répondre à tout ou partie des 5 inconvénients soulevés par les solutions connues. Parmi les nombreux avantages apportés par l'invention, nous pouvons mentionner que celle-ci permet de : s'affranchir de l'échantillonnage temporel de 10 la fonction d'entrée artérielle, en choisissant une fonction d'entrée artérielle commune pour toutes les stations analysées ; préserver la santé d'un patient en injectant une dose unique d'agent de contraste pouvant 15 permettre l'analyse d'organes de taille importante présents sur une pluralité de stations ou du corps entier ; effectuer des analyses par imagerie de perfusion, d'organes de taille importante, tels 20 qu'à titre d'exemples non limitatifs la moelle épinière, la taille desdits organes étant supérieure au champ d'acquisition standard des appareils d'analyse d'imagerie par Résonance Magnétique ; 25 offrir la possibilité de vérifier des fonctions d'entrée artérielle construites ; proposer une solution indépendante de toutes les techniques d'estimation de paramètres hémodynamiques ; 30 permettre l'affichage et une vision globale de cartes d'organes présents sur plusieurs stations ; 3027115 19 - donner des résultats reproductibles, comparables d'une station à une autre. A cette fin, il est notamment prévu un procédé pour 5 produire une estimation d'une quantité d'intérêt d'un système dynamique artère/tissu/veine d'un volume élémentaire - dit voxel - d'un organe. Un tel procédé est destiné à être mis en oeuvre par des moyens de traitement d'une unité de traitement d'un système d'analyse 10 d'imagerie de perfusion, et comporte une étape pour estimer ladite quantité d'intérêt à partir de données de perfusion en lien avec une pluralité de stations. Selon l'invention, un tel procédé comporte une étape pour construire une fonction d'entrée artérielle commune à 15 partir de données de perfusion en lien avec au moins une station parmi ladite pluralité de stations. En outre, ladite étape pour estimer la quantité d'intérêt exploite ladite fonction d'entrée artérielle commune construite. Selon un mode de réalisation préféré, l'invention 20 prévoit que l'étape pour construire une fonction d'entrée artérielle commune puisse comporter une étape pour déterminer une fonction d'entrée artérielle propre à chaque station parmi ladite au moins une station, la fonction d'entrée artérielle commune étant construite à 25 partir de ladite fonction d'entrée artérielle propre. Avantageusement, lorsque le système d'analyse d'imagerie de perfusion comporte des moyens de restitution à un utilisateur dudit système, lesdits moyens de restitution coopérant avec l'unité de 30 traitement, ledit procédé peut comporter une étape subséquente pour déclencher une restitution de la 3027115 20 fonction d'entrée artérielle commune par lesdits moyens de restitution. Pour améliorer la qualité des données de perfusion, l'invention prévoit que le procédé puisse comporter une 5 étape préalable de prétraitement des données de perfusion, ladite étape étant agencée pour corriger lesdites données de perfusion. Selon un deuxième objet, l'invention concerne un 10 procédé pour produire une estimation d'une quantité d'intérêt d'un système dynamique artère/tissu/veine d'une région d'intérêt, ladite région comportant au moins un voxel. Selon l'invention, ladite quantité d'intérêt est estimée par voxel au moyen d'un procédé conforme au 15 premier objet de l'invention. Pour permettre l'analyse d'un organe dont la taille ou la configuration excède le champ d'acquisition de l'appareil d'analyse par imagerie de perfusion, ladite région d'intérêt peut s'étendre sur plusieurs stations. 20 Avantageusement, lorsque le système d'analyse d'imagerie de perfusion comporte des moyens de restitution à un utilisateur dudit système, lesdits moyens de restitution coopérant avec l'unité de traitement, ledit procédé peut comporter une étape 25 subséquente pour déclencher une restitution de ladite quantité d'intérêt estimée pour les voxels de la région d'intérêt par lesdits moyens de restitution. Selon un troisième objet, l'invention concerne une 30 unité de traitement comportant des moyens pour communiquer avec le monde extérieur et des moyens de traitement, coopérant avec des moyens de mémorisation. 3027115 21 Les moyens pour communiquer sont aptes à recevoir du monde extérieur des données de perfusion en lien avec une pluralité de stations et les moyens de mémorisation comportent des instructions exécutables ou interprétables 5 par les moyens de traitement dont l'interprétation ou l'exécution desdites instructions par lesdits moyens de traitement provoque la mise en oeuvre d'un procédé conforme à l'invention. Pour permettre à un praticien d'effectuer un 10 diagnostic et prendre une décision rapide, les moyens pour communiquer de l'unité de traitement conforme à l'invention peuvent délivrer une quantité d'intérêt estimée selon un format approprié à des moyens de restitution aptes à la restituer à un utilisateur. 15 Selon un quatrième objet, l'invention concerne un système d'analyse d'imagerie de perfusion comportant une unité de traitement conforme à l'invention et des moyens de restitution aptes à restituer à un utilisateur une 20 quantité d'intérêt estimée selon un procédé conforme à l'invention et mis en oeuvre par ladite unité de traitement. Selon un cinquième objet, l'invention concerne un 25 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 comporte en outre des moyens de mémorisation ou coopérant 30 avec de tels moyens de mémorisation, ledit programme étant chargeable dans lesdits moyens de mémorisation. L'interprétation ou l'exécution desdites instructions par 3027115 22 lesdits moyens de traitement provoque la mise en oeuvre d'un procédé pour estimer une quantité d'intérêt conforme à l'invention. 5 D'autres caractéristiques et avantages apparaîtront plus clairement à la lecture de la description qui suit et à l'examen des figures qui l'accompagnent parmi lesquelles : les figures 1 et 2, précédemment décrites, 10 présentent deux variantes de réalisation d'un système d'analyse d'imagerie médicale ; La figure 3, précédemment décrite, présente des images de perfusion, obtenues par un appareil d'imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire, 15 en lien avec plusieurs stations imagées d'un être humain après injection d'un agent de contraste; la figure 4, précédemment décrite, présente des exemples de fonctions d'entrée artérielle 20 déterminées pour quatre stations, sous la forme de courbes de concentration C(t) d'un agent de contraste circulant au sein d'un voxel d'une artère en fonction du temps ; - les figures 5a et 5b présentent des 25 organigrammes simplifiés de procédés conformes à l'invention ; la figure 6 présente un exemple d'une fonction d'entrée artérielle construite à partir des données de perfusion de quatre stations, 30 conformément à l'invention ; 3027115 23 la figure 7 présente cinq cartes relatives au flux sanguin estimé à partir d'une pluralité de stations conformément à l'invention ; la figure 8 présente une carte consolidée 5 relative audit flux sanguin estimé. La figure 5a décrit un exemple d'algorithme simplifié d'un procédé 100 - conforme à l'invention - pour produire une estimation d'une quantité d'intérêt d'un système 10 dynamique artère/tissu/veine d'un volume élémentaire que l'on nomme voxel - d'un organe. Un tel procédé 100 peut être mis en oeuvre par une unité de traitement d'un système d'analyse d'imagerie de perfusion, tel que le système décrit en liaison avec les figures 1 ou 2 et 15 adapté en conséquence. Le procédé 100 conforme à l'invention comporte principalement une étape 130 pour estimer une quantité d'intérêt, à titre d'exemples non limitatifs un paramètre hémodynamique ou la fonction des résidus, à partir de 20 données de perfusion en lien avec une pluralité de stations. On entend au sens de l'invention par « station », un volume correspondant au champ d'acquisition d'un appareil d'imagerie médicale, tel que l'appareil 1 du système d'analyse d'imagerie de perfusion 25 décrit en liaison avec les figures 1 ou 2. On entend au sens de l'invention par « données de perfusion », l'ensemble des images ou signaux acquis à plusieurs instants par un appareil d'imagerie médical dans le but d'étudier l'évolution d'un agent de contraste 30 préalablement injecté dans l'organisme d'un patient. De telles données peuvent avantageusement consister en des séquences d'images, telles que les séquences d'images 12 3027115 24 décrites en liaison avec les figures 1 ou 2. Selon l'invention, préalablement à l'estimation de paramètres hémodynamiques en 130, pour s'affranchir de l'échantillonnage temporel de la fonction d'entrée 5 artérielle, un tel procédé 100 comporte une étape 120 pour construire une fonction d'entrée artérielle commune à partir de données de perfusion en lien avec au moins une station parmi ladite pluralité de stations. Toutefois, la construction d'une telle fonction d'entrée 10 artérielle selon l'étape 120 ne saurait être limitée aux données de perfusion en lien avec une seule station : en effet, afin, par exemple, d'ajuster un modèle de fonction d'entrée artérielle au plus proche de la réalité et affiner la construction de ladite fonction d'entrée 15 artérielle commune, les données de perfusion peuvent être liées à deux stations ou plus, à savoir autant que de stations disponibles. A titre d'exemple non limitatif, comme décrit en liaison avec la figure 3, les données de perfusion peuvent provenir des cinq stations I à V pour 20 construire une fonction d'entrée artérielle commune. La figure 6 décrit un exemple d'une fonction d'entrée artérielle construite à partir de quatre stations I à IV parmi les cinq acquises, lesdites stations étant définies 25 par la figure 3 et acquises selon le protocole expérimental d'acquisition des professeurs Rahmouni et Luciani. De façon générale, la fonction d'entrée artérielle commune construite est avantageusement unique pour toutes 30 les stations : une telle fonction d'entrée artérielle peut être décrite par une fonction analytique donnée sous la forme Ca(t,0,) où 0, est l'ensemble des paramètres de la 3027115 25 fonction d'entrée artérielle. De tels paramètres 0, sont estimés en 120 à partir des données de perfusion des différentes stations et sont les mêmes pour tous les voxels de toutes les stations. Une telle estimation des 5 paramètres 0, peut être réalisée, à titre d'exemple non limitatif, en ajustant le modèle défini Ca(t,0,) sur des courbes de concentrations de l'agent de contraste issues d'artères choisies dans toutes les stations. Lesdites artères peuvent être choisies manuellement ou 10 automatiquement selon le protocole choisi. En variante ou en complément, les paramètres 0a peuventégalement être ajustés conjointement à des paramètres hémodynamiques Ohem des voxels. Selon un mode de réalisation préféré, l'invention prévoit que l'étape 120 pour construire une 15 fonction d'entrée artérielle commune puisse comporter une étape pour déterminer, manuellement ou automatiquement, une fonction d'entrée artérielle propre ou dédiée à une station parmi ladite au moins une station, la fonction d'entrée artérielle commune étant construite à partir de 20 ladite fonction d'entrée artérielle propre. Comme précisé précédemment, afin d'ajuster un modèle de fonction d'entrée artérielle au plus proche de la réalité et affiner la construction de ladite fonction en estimant les paramètres 0,, les données de perfusion peuvent être 25 liées à deux stations ou plus, à savoir jusqu'à autant de stations que disponibles. Un tel mode de réalisation préféré est décrit en liaison avec la figure 6. Dans cet exemple, l'étape 120 pour construire une fonction d'entrée artérielle commune Ca(t) consiste à ajuster 30 ladite fonction aux valeurs mesurées de concentrations d'agent de contraste aux instants d'échantillonnage au 3027115 26 sein de chaque station, parmi les stations I à IV. Comme précisé précédemment, ladite fonction d'entrée artérielle commune peut être décrite par une fonction analytique donnée sous la forme Ca(t,0,) où ea est l'ensemble des 5 paramètres de la fonction d'entrée artérielle. A titre d'exemple non limitatif mais préféré, une telle fonction analytique peut correspondre à une fonction bi- Osit REVENDICATIONS1. Procédé (100) pour produire une estimation d'une quantité d'intérêt d'un système dynamique artère/tissu/veine d'un volume élémentaire - dit voxel - d'un organe, ledit procédé (100) étant mis en oeuvre par des moyens de traitement d'une unité de traitement (4) d'un système d'analyse d'imagerie de perfusion, et comportant une étape (130) pour estimer ladite quantité d'intérêt (14) à partir de données de perfusion (12) en lien avec pluralité de stations (I,II,III,IV,V), ledit procédé étant caractérisé en ce que : - il comporte une étape (120) pour construire une fonction d'entrée artérielle commune à partir de données de perfusion en lien avec au moins une station parmi ladite pluralité de stations, - ladite étape (130) pour estimer la quantité d'intérêt exploite la fonction d'entrée artérielle commune construite. 2. Procédé (100) selon la revendication précédente, pour lequel l'étape (120) pour construire une fonction d'entrée artérielle commune comporte une étape pour déterminer une fonction d'entrée artérielle propre à une station parmi ladite au moins une station, la fonction d'entrée artérielle commune étant construite à partir de ladite fonction d'entrée artérielle propre. 3027115 36 3. Procédé (100) selon l'une quelconque des revendications précédentes, le système d'analyse d'imagerie de perfusion comportant des moyens de restitution (5) à un utilisateur (6) dudit système, 5 lesdits moyens de restitution (5) coopérant avec l'unité de traitement (4), ledit procédé comportant une étape subséquente (121) pour déclencher une restitution de la fonction d'entrée artérielle commune par lesdits moyens de restitution. 10 4. Procédé (100) selon l'une quelconque des revendications précédentes, comportant une étape préalable (110) de prétraitement des données de perfusion (12), ladite étape étant agencée pour 15 corriger lesdites données de perfusion (12). 5. Procédé (200) pour produire une estimation d'une quantité d'intérêt d'un système dynamique artère/tissu/veine d'une région d'intérêt, ladite 20 région comportant au moins un voxel, ladite quantité d'intérêt étant estimée par voxel au moyen d'un procédé (100) conforme à l'une quelconque des revendications 1 à 4. 25 6. Procédé (200) selon la revendication précédente, pour lequel ladite région d'intérêt s'étend sur plusieurs stations (I,II,III,IV,V). 7. Procédé (200) selon l'une quelconque des revendications 5 ou 6, le système d'analyse 3027115 37 d'imagerie de perfusion comportant des moyens de restitution (5) à un utilisateur (6) dudit système, lesdits moyens de restitution (5) coopérant avec l'unité de traitement (4), ledit procédé comportant 5 une étape (211) subséquente pour déclencher une restitution de ladite quantité d'intérêt estimée pour les voxels de la région d'intérêt par lesdits moyens de restitution (5). 10 8. Unité de traitement (4) comportant des moyens pour communiquer avec le monde extérieur et des moyens de traitement, coopérant avec des moyens de mémorisation et caractérisée en ce que : - les moyens pour communiquer sont aptes à recevoir 15 du monde extérieur des données de perfusion (12) en lien avec une pluralité de stations (I,II,III, IV, V) ; - les moyens de mémorisation comportent des instructions exécutables ou interprétables par 20 les moyens de traitement dont l'interprétation ou l'exécution desdites instructions par lesdits moyens de traitement provoque la mise en oeuvre d'un procédé (200) selon l'une quelconque des revendications 5 à 7. 25 9. Unité de traitement (4) selon la revendication précédente, pour laquelle les moyens pour communiquer délivrent une quantité d'intérêt estimée (14) selon un format approprié à des moyens de 3027115 38 restitution (5) aptes à la restituer à un utilisateur (6). 10. Système d'analyse d'imagerie de perfusion 5 comportant une unité de traitement (4) selon l'une quelconque des revendications 8 à 9 et des moyens de restitution (5) aptes à restituer à un utilisateur (6) une quantité estimée (14) selon un procédé conforme à l'une quelconque des revendications 5 à, 10 7 et mis en oeuvre par ladite unité de traitement (4). 11. Produit programme d'ordinateur comportant une ou plusieurs instructions interprétables ou exécutables 15 par les moyens de traitement d'une unité de traitement (4) conforme à l'une quelconque des revendications 8 ou 9, ladite unité de traitement (4) comportant en outre des moyens de mémorisation ou coopérant avec de tels moyens de mémorisation, 20 ledit programme étant chargeable dans lesdits moyens de mémorisation, caractérisé en ce que l'interprétation ou l'exécution desdites instructions par lesdits moyens de traitement provoque la mise en oeuvre d'un procédé (200) selon 25 l'une quelconque des revendications 5 à 7.