FR 3152320 A1 20250228 FR 2308943 A 20230825 L’invention concerne un procédé (100) de post-traitement d’un biomarqueur (MBMK) produit à partir d’un ensemble de M volumes Z(Δωj), chacun desdits M volumes Z(Δωj) comportant N voxels décrivant respectivement la magnitude d’un signal expérimental échantillonné à un décalage fréquentiel Δωj par rapport à la fréquence de résonance de l’eau lors d’une séquence d’acquisition par un appareil d’imagerie par résonance magnétique (1). Ledit procédé est agencé pour être mis en œuvre par une unité de traitement d’un système d’analyse d’imagerie. Un tel procédé (100) consiste en une étape de correction (130, 140) par décorrélation dudit biomarqueur (MBMK) au regard d’un champ magnétique (B0, B1) de l’appareil d’imagerie (1). Ledit procédé (100) concerne toute application d’imagerie par résonance magnétique pour laquelle une correction d’inhomogénéités desdits champs magnétiques est requise. Figure à publier avec l’abrégé : Fig. 16 Procédé de post-traitement d’une séquence d’acquisitions pour corriger les inhomogénéités de champs magnétiques d’un appareil d’imagerie par résonance magnétique L’invention concerne un procédé de post-traitement d’une séquence d’acquisitions, éventuellement multiples, pour laquelle une correction d’inhomogénéités du champ magnétique statique B0 et du champ magnétique d’excitation B1 d’un appareil d’imagerie par résonance magnétique, plus connu sous le sigle IRM ou MRI, pour Magnetic Resonance Imaging selon une terminologie anglo-saxonne, est requise. Un tel procédé de post-traitement trouve naturellement son application notamment dans le cadre de l’imagerie CEST (Transfert de Saturation d’Échanges Chimiques ou Chemical Exchange Saturation Transfer , selon une terminologie anglo-saxonne). L’application dudit procédé de post-traitement selon l’invention, lorsqu’il est appliqué à l’imagerie CEST, permet d’exploiter cette technique dans le domaine clinique et ainsi de quantifier un biomarqueur en lien avec une espèce chimique d’intérêt d’un organe humain ou animal pour in fine caractériser différentes lésions aux propriétés métaboliques altérées telles que des tumeurs, des tissus ischémiques ou une sclérose en plaques. La technique CEST la plus largement utilisée en recherche clinique est appelée IRM pondéré par transfert de protons d’amides (IRM APTw), car son schéma de saturation génère un rapport signal sur bruit suffisant pour cartographier le signal lié à l'amide dans un scanner IRM clinique de trois Tesla. L'imagerie par résonance magnétique est basée sur une analyse de la réponse du proton d'une molécule d'eau lorsqu'il est excité dans un champ magnétique. Cette réponse dépend de l'environnement d’un tel proton et permet ainsi de différencier différents types de tissus. Un appareil d'imagerie 1 par Résonance Magnétique Nucléaire, tel qu’illustré à titre d’exemple non limitatif par les figures 1 et 2, est généralement utilisé. Celui-ci délivre une pluralité de séquences d’images numériques 12 d'une ou plusieurs parties du corps d’un patient, à titre d’exemples non limitatifs, le cerveau, le cœur, les poumons. Ledit appareil applique pour cela une combinaison d'ondes électromagnétiques à haute fréquence sur la partie du corps considérée et mesure le signal réémis par certains atomes, tels qu’à titre d’exemple non limitatif, l’hydrogène pour l’imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire. L’appareil permet ainsi de déterminer les propriétés magnétiques et, par voie de conséquence, la composition chimique des tissus biologiques et donc leur nature, en chaque volume élémentaire, que l’on nomme communément un voxel, du volume imagé. L’appareil 1 d'imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire est commandé à l’aide d’une console 2. Un utilisateur 6, par exemple un opérateur, praticien ou chercheur, peut ainsi choisir des commandes 11 pour piloter l’appareil 1, à partir de paramètres ou de consignes 16 saisis via une interface homme-machine d’entrée 8 du système d’analyse AS. Une telle interface homme-machine 8 peut consister par exemple en un clavier informatique, un dispositif de pointage, d’un écran tactile, un microphone ou, plus généralement, toute interface agencée pour traduire une gestuelle ou une consigne émise par un humain 6 en données de commande ou de paramétrage. A partir d’informations 10 produites par ledit appareil 1, on obtient une pluralité de séquences d’images numériques 12 d'une partie d’un corps d’un humain ou d’un animal. Nous nommerons également « données expérimentales » de telles informations 10 ou images 12. Les séquences d’images 12 peuvent optionnellement être stockées au sein d’un serveur 3, c’est-à-dire un ordinateur doté de moyens de mémorisation propres, et constituer un dossier médical 13 d’un patient. Un tel dossier 13 peut comprendre des images de différents types, telles que des images fonctionnelles mettant en évidence l’activité des tissus, ou des images anatomiques reflétant les propriétés des tissus. Les séquences d’images 12 ou, plus généralement, les données expérimentales sont analysées par une unité de traitement 4 agencée à cette fin. Une telle unité de traitement 4 peut par exemple consister en un ou plusieurs microprocesseurs ou microcontrôleurs mettant en œuvre des instructions de programmes d’application idoines chargées dans des moyens de mémorisation, tels qu’une mémoire non volatile, dudit système d’analyse d’imagerie. Ladite unité de traitement 4 comporte des moyens pour communiquer avec le monde extérieur pour recueillir les images. Lesdits moyens pour communiquer permettent en outre à l’unité de traitement 4 de délivrer in fine un rendu, par exemple graphique et/ou sonore, d’une estimation ou d’une quantification d’un biomarqueur élaborée par ladite unité de traitement 4 à partir des données expérimentales 10 et/ou 12 obtenues par Imagerie par Résonance Magnétique, à un utilisateur 6 du système d’analyse d’imagerie AS par l’intermédiaire d’une interface homme-machine de sortie 5. Dans tout le document, on entend par « interface homme-machine de sortie », tout dispositif, employé seul ou en combinaison, permettant de sortir ou de délivrer une représentation graphique, haptique, sonore ou, plus généralement, perceptible par l’humain, d’un signal physiologique reconstruit, en l’espèce un biomarqueur, à un utilisateur 6 d’un système d’analyse d’Imagerie par Résonance Magnétique AS. Une telle interface homme-machine de sortie 5 peut consister de manière non exhaustive en un ou plusieurs écrans, haut-parleurs ou autres moyens alternatifs adaptés. Ledit utilisateur 6 du système d’analyse AS peut ainsi confirmer ou infirmer un diagnostic, décider d’une action thérapeutique qu’il jugera adéquate, approfondir des travaux de recherche, peaufiner des paramètres de réglage d’un équipement de mesure, etc. Optionnellement, cet utilisateur 6 peut également paramétrer le fonctionnement de l’unité de traitement 4 ou de l’interface homme-machine de sortie 5, au moyen de paramètres 16 de fonctionnement et/ou d’acquisition. Par exemple, il peut ainsi définir des seuils d’affichage ou choisir les biomarqueurs, indicateurs ou paramètres estimés ou quantifiés pour lesquels il souhaite disposer d’une représentation. L’utilisateur exploite pour cela l’interface homme-machine d’entrée 8 précédemment évoquée ou une deuxième interface d’entrée prévue pour cela. Avantageusement, les interfaces homme-machine d’entrée 8 et de sortie 5 peuvent ne constituer qu’une seule et même entité physique. Lesdites interfaces homme-machine d’entrée 8 et de sortie 5 du système d’analyse d’imagerie AS peuvent également être intégrées à la console d’acquisition 2. Il existe une variante, décrite en liaison avec la FIG. 2 , pour laquelle un système d’imagerie AS, tel que décrit précédemment, comporte en outre une unité de prétraitement 7 pour analyser les séquences d’images 12, en déduire des signaux expérimentaux 15 et délivrer ces derniers à l’unité de traitement 4 qui est ainsi déchargée de cette tâche. Parmi les techniques ou modalités basées sur l’imagerie par résonance magnétique, on distingue l’imagerie par Transfert de Saturation d’Échanges Chimiques ou CEST. Une telle technique consiste à appliquer une impulsion radiofréquence selon différentes fréquences de résonance déterminées ω de sorte que des espèces chimiques d’intérêt atteignent un état de saturation. Lesdites fréquences de résonance déterminées ω sont en effet respectivement associées à différentes espèces chimiques d'intérêt, telles que, de manière non limitative, l'amide (NH), l'amine (NH2) ou le groupe hydroxyle (OH). Leurs atomes d’hydrogènes labiles ainsi excités sont échangés avec des atomes d’hydrogène non excités de l'eau. Une telle application d’une impulsion radiofréquence, à une fréquence de résonance déterminées ω autre que celle ω0 associée à l’eau, continuellement répétée pendant une durée déterminée, par exemple quelques secondes, conduit à une accumulation de saturation en eau d’une espèce chimique d’intérêt. Une concentration de cette dernière peut être indirectement mesurée par la diminution du signal de l'eau, phénomène appelé l’« effet CEST » qui est analysé sous la forme d’un spectre Z (« Z-spectrum » selon une terminologie anglo-saxonne). Une telle diminution peut être facilement détectée par des séquences d’acquisition d'imagerie par résonance magnétique rapides telles que l'imagerie écho-planaire à coup unique également connue sous la terminologie anglo-saxonne « Single Shot Echo-Planar Imaging », ou d’autres techniques d’acquisition également connues sous les terminologies anglo-saxonnes « Gradient Echo Imaging », « Fast Spin Echo Imaging », « Turbo Spin Echo Imaging ». La FIG. 3 présente un exemple d’un spectre Z sous la forme d’un ensemble d’échantillons Z(Δω) (ou « data set » selon une terminologie anglo-saxonne) selon des décalages fréquentiels relatifs Δω par rapport de la fréquence de l'eau, de tels décalages Δω étant exprimés en ppm. Lorsque les échantillons Z(Δω) sont ordonnés selon des Δω décroissants, comme l’indique la FIG. 3 , ledit spectre Z peut être décrit sous la forme d’un signal discret décrivant des mesures, avantageusement normalisées par un signal mesuré sans saturation par radiofréquence et exprimées en pourcentages, d’un signal continu délivré par un appareil de mesure 1 pour un volume élémentaire d’un organe. Selon la FIG. 3 cet ensemble d’échantillons, lorsque ces derniers sont ordonnés selon des décalages fréquentiels Δω décroissants, constitue un signal discret Z décrivant sensiblement un ‘V’ dont le minimum Z(Δω)m est associé au décalage fréquentiel Δω=1 ppm. En toute logique, ledit minimum Z(Δω)m devrait être associé à un décalage fréquentiel Δω nul, si ledit appareil était parfaitement réglé et/ou le champ magnétique statique était homogène. La technique CEST améliore la détection de certains métabolites du corps humain, dont la concentration est insuffisante pour être détectée par des séquences d'imagerie par résonance magnétique traditionnelles. Cette technique CEST permet ainsi d’obtenir des informations précieuses pour un praticien cherchant à établir un diagnostic et à prendre une décision thérapeutique dans le traitement de pathologies. Dans le domaine clinique, de tels biomarqueurs doivent cependant être produits de manière rapide et précise. La mise en œuvre de la technique CEST nécessite toutefois selon l’état de la technique un nombre d'échantillonnages de plusieurs volumes pour corriger les inhomogénéités B0 et B1. Ce nombre d'échantillonnages élevé conduit à un temps d'acquisition total incompatible avec les exigences imposées par le domaine clinique notamment. En théorie, pour extraire le signal d’une molécule d'intérêt, il suffirait d'appliquer la saturation par radiofréquence à trois endroits du spectre Z : à la fréquence de résonance de la molécule (pour l'imagerie APTw, 3,5 ppm de la fréquence de l'eau) ; nous pouvons appeler ce volume S(3,5ppm) ; à la fréquence opposée à celle de la molécule par rapport à la fréquence de l'eau (pour l'imagerie APTw, -3,5 ppm de la fréquence de l'eau) ; nous pouvons appeler ce volume S(-3,5 ppm) ; à une fréquence très éloignée de celle de l'eau, pour obtenir un volume sans effets CEST, il faut normaliser les deux premiers volumes précédents (pour l'imagerie APTw on pourrait par exemple se situer à 300 ppm de la fréquence de l'eau) ; Nous pouvons appeler ce volume S0. De nombreux effets interagissent avec le transfert de saturation durant une application continue d'impulsions radiofréquences, tels que la saturation directe de l’eau (DS pour « Direct water Saturation » selon une terminologie anglo-saxonne) ou encore le contraste de transfert d'aimantation (MT pour « Magnetization Transfer » selon une terminologie anglo-saxonne). D’autres phénomènes se combinent auxdits effets et sont inhérents à la mise en œuvre d’une technique d’imagerie par résonance magnétique, tels que des inhomogénéités de champ magnétique. En effet, le contraste CEST est basé sur l'échange chimique entre les protons labiles et l'eau. Le contraste MT provient quant à lui de l'échange de magnétisation entre les protons de l'eau et les protons dans un environnement solide ou semi-solide. Des corrections sont donc nécessaires pour un obtenir un signal CEST fiable. Par ailleurs, bien qu'en théorie pour extraire un signal caractérisant la concentration d’une molécule d'intérêt, une saturation en eau ne nécessite que trois localisations spectrales (S(3,5ppm), S(-3,5ppm), S0 pour l'imagerie APTw) en pratique une telle extraction est complexe en raison de la présence d'inhomogénéités du champ magnétique statique B0 des appareils d’imagerie par résonance magnétique. Ces inhomogénéités sont partiellement causées par les propriétés tissulaires du patient et entraînent un décalage des échantillons spectraux acquis, comme l’indique la FIG. 3 . Pour surmonter ce problème, un échantillonnage dense est effectué autour de la fréquence de résonance de l'eau, comprenant également la fréquence de la molécule d'intérêt et la fréquence opposée à celle de la molécule. Les mesures S(Δωj) acquises aux différentes fréquences Δωj sont ensuite normalisées par une mesure acquise à une fréquence très éloignée de celle de l'eau (le volume S0). Avec une interpolation mathématique appropriée comme l’indique la FIG. 4 , le spectre Z peut être obtenu, voxel par voxel, pour une plage de décalages fréquentiels d’intérêt, où Z(Δω) = S(Δω)/S0. Les échantillons de ce dernier, après ordonnancement selon des décalages fréquentiels Δω décroissants, décrivant un signal discret de forme ou courbe sensiblement en « V ». Ledit spectre Z, est alors « recentré » pour que son minimum Z(Δω)m corresponde à la fréquence de l'eau comme l’indique la FIG. 5 . Le spectre Z peut ainsi être décrit, sous une forme relative, la fréquence de l’eau étant égale à un décalage fréquentiel Δω nul, les fréquences ω étant exprimées en ppm sous la forme d’un décalage fréquentiel relatif Δω, positif ou négatif au regard de la fréquence de l’eau. Un tel décalage fréquentiel relatif est généralement exprimé en ppm. Une correction du paramètre B0, telle que l’illustre la FIG. 5 , peut ainsi être appliquée pour une pluralité de voxels ou volumes élémentaires. Des cartes appelées cartes MB0 intrinsèques, c’est-à-dire des images matricielles peuvent être calculées, puis affichées, en utilisant la position de décalage du minimum Z(Δω)m du spectre Z pour un ensemble de volumes élémentaires. La FIG. 6 illustre la détermination d’un premier exemple non limitatif d’un biomarqueur produit à partir d’un spectre Z tel que décrit précédemment en lien avec les figures 3 à 5. Un tel biomarqueur peut en variante correspondre au spectre Z en tant tel. Un tel biomarqueur peut encore correspondre à la différence entre une première aire ZA1, que l’on nomme généralement « Label » selon une terminologie anglo-saxonne, sous la courbe interpolée du spectre Z à partir des échantillons Z(Δω) et une deuxième aire ZA2, que l’on nomme généralement « Reference » selon une terminologie anglo-saxonne, sous ladite courbe, pour des plages de décalages fréquentiels Δω respectives et symétriques au regard du décalage fréquentiel nul. En l’espèce, sur l’exemple de la FIG. 6 , l’aire ZA1 est associée aux décalages fréquentiels compris entre +3 ppm et +4 ppm et l’aire ZA2 est associée aux décalages fréquentiels compris entre -3 ppm et -4 ppm. Un tel choix de plages est usuellement associé aux amides, que sont les biomarqueurs d'intérêt de l'imagerie APTw. En effet, la fréquence de résonnance des amides correspond généralement en moyenne au décalage fréquentiel Δω=3,5 ppm. En variante, si l’on s’intéresse aux amines dont la fréquence de résonnance correspond généralement en moyenne au décalage fréquentiel Δω=2 ppm, lesdites plages pourront être choisies comme étant comprises respectivement de 1,5 ppm à 2,5 ppm pour l’aire ZA1 et de -1,5 ppm à -2,5 ppm pour l’aire ZA2. Des cartes paramétriques associées à ce biomarqueur peuvent être constituées et affichées éventuellement pour décrire ledit biomarqueur pour une pluralité de volumes élémentaires d’intérêt. La FIG. 7 illustre la détermination d’un deuxième exemple non limitatif d’un biomarqueur produit à partir d’un spectre Z tel que décrit précédemment en lien avec les figures 3 à 5. Contrairement à l’exemple précédent selon lequel le biomarqueur est obtenu par soustraction de deux aires ZA1 et ZA2, ledit biomarqueur peut être produit par soustraction de deux valeurs interpolées d’échantillons Z1 et Z2 du spectre Z, lesdits échantillons étant également choisis de sorte que les décalages fréquentiels Δω1 et Δω2 qui leur sont respectivement associés soient symétriques au regard du décalage fréquentiel Δω=0. La valeur Z1 peut être nommée « Label » selon une terminologie anglo-saxonne et la valeur Z2 peut être nommée « Reference » selon une terminologie anglo-saxonne. A l’instar de l’exemple précédent, si l’on s’intéresse aux amides, comme l’indique la FIG. 7 , les décalages fréquentiels Δω1=3,5ppm et Δω2=-3,5ppm seront privilégiés. En variante ou en complément, si l’on s’intéresse aux amides, on pourra choisir des décalages fréquentiels Δω1=2ppm et Δω2=-2ppm. Pour extraire le signal du biomarqueur d'intérêt, la valeur de Z1 (Label) est soustraite de celle de Z2 (Reference). Cette soustraction (Reference-Label) permet théoriquement de supprimer les effets parasites tels que l'effet DS et MT. Un tel biomarqueur est nommé « Magnetic Transfer Ratio asymmetry (MTRasym) » selon une terminologie anglo-saxonne, comme divulgué dans la référence « Zhou, J., Payen, J. F., Wilson, D. A., Traystman, R. J. & Van Zijl, P. C. M. Using the amide proton signals of intracellular proteins and peptides to detect pH effects in MRI. Nature Medicine. 2003. 9(8):1085-1090 ». Une autre méthodologie pour extraire le signal du biomarqueur d’intérêt peut être utilisée : l'inverse de la valeur Z2 (1/Reference) est soustrait de l'inverse de la valeur Z1 (1/Label). Cette soustraction (1/Label – 1 /Reference) permet théoriquement de supprimer plus efficacement les effets parasites tels que l'effet DS et MT. Un tel biomarqueur est nommé « Magnetic Transfer Ratio REX (MTRREX) » selon une terminologie anglo-saxonne (cf. ZAISS, Moritz, et al. Inverse Z‐spectrum analysis for spillover‐, MT‐, and T1‐corrected steady‐state pulsed CEST‐MRI–application to pH‐weighted MRI of acute stroke. NMR in biomedicine , 2014, 27.3: 240-252). De tels choix peuvent faire l’objet de paramétrages prédéterminés ou d’options renseignées par un utilisateur au moyen d’une interface homme-machine d’entrée appropriée. L'augmentation de la densité des échantillons du spectre Z conduit à une résolution plus élevée des cartes MB0 calculées mais l'acquisition de plusieurs échantillonnages du spectre Z induit un temps total d’acquisition dans la machine IRM important et n’est pas toujours synonyme de résultats de cartographie du paramètre B0 optimaux sur un ensemble de volumes d’intérêt. Outre les difficultés induites par les inhomogénéités du champ magnétique statique B0 des appareils d’imagerie par résonance magnétique, un spectre Z est également affecté par les inhomogénéités du champ magnétique d'excitation B1. Pour surmonter ce problème, une correction du paramètre B1 est également généralement mise en œuvre pour parvenir à extraire un signal CEST fiable. Pour effectuer la correction B1, les volumes qui avaient déjà été échantillonnés à différentes fréquences pour la correction B0 doivent être échantillonnés aussi à différentes valeurs de radiofréquence B1, augmentant encore les temps d'acquisition dans la machine IRM, comme précisé dans la référence « WINDSCHUH, Johannes, et al. Correction of B1‐inhomogeneities for relaxation‐compensated CEST imaging at 7 T. NMR in biomedicine, 2015, 28.5: 529-537 ». Pour pallier ces inconvénients, la séquence WASAB1 a été proposée pour permettre une détermination plus précise de la fréquence de résonance des protons d'eau en vrac. Comme évoqué précédemment, les inhomogénéités du champ magnétique statique B0 et/ou du champ magnétique d’excitation B1 sont inévitables en imagerie par résonance magnétique. Elles provoquent des distorsions dans l'intensité des images acquises. Il est donc nécessaire de mettre en œuvre un procédé de post-traitement d’une séquence WASAB1 pour augmenter la pertinence desdites intensités en déterminant précisément des informations spatiales en lien avec de la distribution des champs magnétiques B0 et B1 des appareils d’imagerie par résonnance magnétique. Le document WO2022090644A1 illustre un tel procédé de post-traitement. L'acquisition WASAB1 est une séquence d’acquisition en imagerie par résonance magnétique qui permet de cartographier simultanément le champ magnétique statique B0 et le champ magnétique d'excitation B1, sur la base d’oscillations de Rabi induites par une irradiation hors résonance, qui peut être utilisée pour corriger les inhomogénéités précédemment évoquées. Il existe en outre d'autres méthodes d’acquisition pour cartographier le champ magnétique statique B0, comme la séquence WASSR (cf. KIM, Mina, et al. Water saturation shift referencing (WASSR) for chemical exchange saturation transfer (CEST) experiments. Magnetic Resonance in Medicine: An Official Journal of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine , 2009, 61.6: 1441-1450), la séquence Dixon (cf. ZHANG, Shu, et al. CEST‐Dixon for human breast lesion characterization at 3 T: A preliminary study. Magnetic resonance in medicine , 2018, 80.3: 895-903) ou encore la séquence BSS pour cartographier le champ magnétique d'excitation (cf. SACOLICK, Laura I., et al. B1 mapping by Bloch‐Siegert shift. Magnetic resonance in medicine , 2010, 63.5: 1315-1322). Ces techniques connues permettent non seulement d’obtenir une meilleure cartographie du champ statique B0 mais aussi de diminuer les volumes acquis pour un spectre Z. Ainsi, un échantillonnage autour du « Label » Z1 et autour de « Reference » Z2 peut être suffisant pour effectuer la correction du champ B0 aux décalages fréquentiels d’intérêts (3,5 et -3,5 ppm par exemple). Cependant les volumes acquis restent très nombreux. Généralement, pour éviter de réaliser une interpolation inefficace ou non pertinente pour corriger l’impact de l’inhomogénéité du champ B0, cinq volumes Z(Δω) autour de la « Reference » et cinq volumes Z(Δω) autour de « Label » sont nécessaires : par exemple, Z(-4,5ppm), Z(-4ppm), Z(-3,5ppm), Z(-3ppm), Z(-2,5ppm), Z(2,5ppm), Z(3ppm), Z(3,5ppm), Z(4ppm), Z(4,5ppm). En moyenne, le temps nécessaire à l’acquisition d’un volume CEST est de l’ordre de quinze secondes. Il est entendu que ces dix volumes Z(Δω) ont déjà été normalisés par le volume S0 (onzième volume à acquérir), selon la formule Z(Δω)=S(Δω)/S0. Les nombreuses acquisitions effectuées pour corriger les inhomogénéités des champs magnétiques B0 et B1 qui doivent être mises en œuvre, volume élémentaire par volume élémentaire, conduisent à un temps d’acquisition élevé prohibitif pour une application dans le domaine clinique. A titre d’exemple, la première étape consistant à corriger les inhomogénéités du champ magnétique statiques B0, tel qu’évoqué précédemment, peut engendrer un temps d’acquisitions par l’appareil d’imagerie par résonance magnétique compris entre deux et trois minutes. Si l’on ajoute la durée requise pour corriger les inhomogénéités du champ magnétique d’excitation B1 qui nécessite généralement, par volume d’intérêt, d’itérer les dix acquisitions (soit cinq pour « Label » et cinq pour « Reference », que l’on suppose être acquises à une valeur nominale B1 égale à 2µT dans l'exemple précédent) pour au moins cinq valeurs du champ magnétique d’excitation B1 (comme par exemple 1,2µT, 1,6µT, 2µT, 2,4µT, 2,8µT), le temps d’acquisition s’élève jusqu'à quinze minutes pour les systèmes les plus performants (comme celui de l'exemple décrit) à près d’une heure pour les moins performants. Pour cette raison, la plupart des praticiens renoncent à la correction de l'inhomogénéité du champ magnétique d’excitation B1. La FIG. 8 permet d’illustrer visuellement l’impact d’une absence de correction ou d’une correction partielle desdites inhomogénéités des champs magnétiques B0 et B1. Ladite FIG. 8 présente sur la vue de gauche, une carte paramétrique MBMK illustrant un biomarqueur BMK « Reference-Label » produit à partir d’un spectre Z tel que décrit précédemment en lien avec les figures 3 à 5 et 7 pour un ensemble de volumes élémentaires. Ledit biomarqueur est obtenu par soustraction de deux valeurs interpolées d’échantillons Z1 et Z2 du spectre Z, lesdits échantillons étant également choisis pour des décalages fréquentiels Δω1=3,5ppm et Δω2=-3,5ppm symétriques au regard du décalage fréquentiel Δω=0. Au centre et à droite de ladite FIG. 8 , sont représentées les cartes d'inhomogénéité MB0 et MrB1, respectivement des champs magnétiques B0 et B1, pour le même ensemble de volumes élémentaires. Un champ statique B0 homogène induirait une carte MB0 homogène pour lesquels les N voxels décriraient une valeur de 0 ppm. Or, nous pouvons constater plus particulièrement sur la carte MB0 de la FIG. 8 , quatre zones MB0-1, MB0-2, MB0-3 et MB0-4 pour lesquelles les valeurs sont négatives (entre 0 et -0,3 ppm) et une zone MB0-5 ou les valeurs des voxels atteignent 0,3 ppm. Cette inhomogénéité du champ magnétique statique B0 induit sur la carte MBMK (partie gauche de la FIG. 8 ) également quatre zones MBMK-1 à MBMK-4 pour lesquelles le signal est très faible ou inexistant. Si le patient souffre d’un désordre au niveau desdites zones, un diagnostic pourrait être clairement altéré. En outre, la carte MrB1 (à droite sur la FIG. 8 ) illustre clairement l’inhomogénéité du champ magnétique d’excitation B1 (alors que les voxels de ladite carte MrB1 devraient sensiblement décrire une valeur égale à 1 si ledit champ magnétique d’excitation B1 était homogène). Or lesdits voxels décrivent, en dehors d’une zone plus ou moins centrale référencée MrB1-C, des valeurs de voxels inférieures en périphérie de ladite zone MrB1-C et plus particulièrement en zone frontale gauche, altérant profondément la précision de la carte MBMK. L’invention permet de répondre à tout ou partie des inconvénients soulevés par les solutions connues ou précédemment mentionnées. Parmi les nombreux avantages apportés par l’invention, nous pouvons mentionner que : un procédé de post-traitement selon l’invention pour corriger les inhomogénéités des champs magnétiques B0 et/ou B1, qui ne nécessite que les cartes MB0 et MrB1 et la carte d'intérêt à corriger MBMK, évitant les multiples acquisitions d'autres volumes nécessaires pour les interpolations dans le domaine fréquentiel exprimé en unités de ppm (pour traiter les inhomogénéités du champ magnétique statique B0) ou dans le domaine de la radiofrequence exprimé en unités de µT (pour traiter les inhomogénéités du champ magnétique d’excitation B1) requises par les procédés connus, le temps d’acquisition étant divisé par au moins vingt-cinq grâce à la mise en œuvre de l’invention ; la mise en œuvre d’un tel procédé de post-traitement ouvre au domaine clinique notamment la technologie CEST particulièrement prometteuse pour délivrer une aide à la décision et au diagnostic en lien avec de nombreuses pathologies ; la mise en œuvre d’un procédé de post-traitement selon l’invention trouve une application directe et performante dans toute application d’imagerie par résonance magnétique pour laquelle une correction d’inhomogénéités desdits champs B0 et B1 est requise, comme, par exemple, les acquisitions anatomiques connues sous les termes anglo-saxons T1-weighted image (T1WI) ou T2-weighted image (T2WI), l’invention permettant de prévenir l’utilisation d’algorithmes de correction d’inhomogénéités selon l’état de l’art dont les mises en œuvre nécessitent un temps d’exécution de plusieurs dizaines de secondes ou des ressources matérielles coûteuses, tel que l’algorithme divulgué dans la publication N.J. Tustison, B.B. Avants, P.A. Cook, Y. Zheng, A. Egan, P.A. Yushkevich, and J.C. Gee. "N4ITK: Improved N3 Bias Correction" IEEE Transactions on Medical Imaging, 29(6):1310-1320, June 2010. Pour cela, l’invention concerne tout d’abord un procédé de post-traitement d’un biomarqueur BMK produit à partir d’un ensemble de M volumes Z(Δωj), M étant un entier supérieur ou égal à 1, chacun desdits M volumes Z(Δωj) comportant N voxels décrivant respectivement la magnitude d’un signal expérimental échantillonné à un décalage fréquentiel Δωj par rapport à la fréquence de résonance de l’eau lors d’une séquence d’acquisition par un appareil d’imagerie par résonance magnétique, ledit procédé étant mis en œuvre par une unité de traitement d’un système d’analyse d’imagerie. Pour ouvrir la possibilité de corriger l’effet d’inhomogénéités de champs magnétiques de l’appareil d’imagerie sur la production de biomarqueurs dans le domaine clinique notamment, un tel procédé comporte : une étape de production du biomarqueur BMK sous la forme d’une carte MBMK composée des N voxels, où chaque voxel i, i étant compris entre 1 et N, décrit une valeur de signal MBMK[i] ; une étape de production de cartes MB0 et MrB1 décrivant respectivement les ihomogeneitées des champs magnétiques statique et d’excitation dudit appareil d’imagerie par résonance magnétique pour les M volumes, lesdites cartes comportant chacune N voxels ; une étape d’estimation des paramètres d’une fonction Fc telle que MBMK[i]=Fc(MB0[i],MrB1[i]) ; une étape de production du biomarqueur BMK corrigé sous la forme d’une carte MBMK’ de N voxels telle que MBMK’[i] =MBMK[i]-Fc(MB0[i],MrB1[i])+c, c étant une constante. Selon un mode de réalisation avantageux, l’étape d’estimation des paramètres d’une fonction Fc telle que MBMK[i]=Fc(MB0[i],MrB1[i]) peut consister à mettre en œuvre une minimisation des moindres carrés sur tout ou partie de l’ensemble des N voxels des cartes MBMK, MB0 et MrB1. Un procédé selon l’invention peut successivement être mis en œuvre pour corriger l’effet de l’inhomogénéité d’un premier champ magnétique sur la production du biomarqueur puis l’effet de l’inhomogénéité d’un deuxième champ magnétique sur la production dudit biomarqueur préalablement corrigé par une mise en œuvre précédente dudit procédé. Pour offrir une représentation perceptible par l’humain d’un biomarqueur corrigé, un tel procédé conforme à l’invention peut comporter une étape de production d’un contenu graphique décrivant la carte paramétrique MBMK’ dont les N voxels encodent respectivement les valeurs du biomarqueur corrigé puis une étape de déclenchement d’un affichage dudit contenu graphique par une interface homme-machine de sortie du système d’analyse d’imagerie. Selon un deuxième objet, l’invention concerne un système d'analyse d'imagerie comportant une unité de traitement, des moyens pour communiquer avec le monde extérieur et des moyens de mémorisation. Un tel système est conçu de sorte que : les moyens pour communiquer sont agencés pour recevoir dudit monde extérieur des données expérimentales résultant d’une séquence d’acquisition par un appareil d’imagerie par résonance magnétique ; les moyens de mémorisation comportent des instructions de programme dont l'interprétation par ladite unité de traitement provoque la mise en œuvre d'un procédé d’un procédé de post-traitement d’un biomarqueur selon l’invention. Selon un troisième objet, l’invention concerne un produit programme d’ordinateur comportant une ou plusieurs instructions interprétables par l’unité de traitement d’un tel système d'analyse d'imagerie, ledit programme d’ordinateur étant chargeable dans des moyens de mémorisation dudit système et agencé de sorte que l’interprétation desdites instructions de programme par ladite unité de traitement provoque la mise en œuvre d’un procédé de post-traitement d’un biomarqueur selon l’invention. Selon un quatrième objet, l’invention concerne un support de mémorisation lisible par un ordinateur comportant les instructions de programme d’un tel produit programme d’ordinateur. 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 : FIG. 1 , d’ores et déjà décrite, illustre une description simplifiée d’un système d’analyse d'images obtenues par Résonance Magnétique Nucléaire ; FIG. 2 , d’ores et déjà décrite, illustre une description simplifiée d’une variante d’un système d’analyse d'images obtenues par Résonance Magnétique Nucléaire ; FIG. 3 , d’ores et déjà décrite, présente un premier exemple d’un spectre Z, décrivant la magnitude d’un signal expérimental échantillonné différents décalages fréquentiels Δω par rapport à la fréquence de résonance de l’eau lors d’une séquence d’acquisition par un appareil d’imagerie par résonance magnétique, lesdits décalages fréquentiels Δω étant ordonnés selon un ordre décroissant ; FIG. 4 , d’ores et déjà décrite, présente le même exemple d’un spectre Z sous la forme d’un ensemble d’échantillons Z(Δω) ordonnés à l’instar de ceux décrits par la FIG. 3 , superposés à un signal expérimental continu estimé après ajustement d’un modèle déterminé aux échantillons dudit spectre Z conformément à l’état de l’art ; FIG. 5 , d’ores et déjà décrite, présente le même exemple d’un spectre Z sous la forme d’un ensemble d’échantillons Z(Δω) ordonnés tels que sur la FIG. 3 , superposés à un signal expérimental continu estimé après ajustement d’un modèle déterminé aux échantillons dudit spectre Z conformément à l’état de l’art, après correction de l’inhomogénéité du champ B0 ; FIG. 6 , d’ores et déjà décrite, présente une estimation d’un premier biomarqueur à partir d’échantillons d’un spectre Z conformément à l’état de l’art après correction et réglage de l’appareil d’imagerie ; FIG. 7 , d’ores-et-déjà décrite, présente une estimation d’un deuxième biomarqueur à partir d’échantillons d’un spectre Z conformément à l’état de l’art après correction et réglage de l’appareil d’imagerie ; FIG. 8 , d’ores et déjà décrite, présente l’impact des inhomogénéités des champs magnétiques statique et d’excitation sur la production d’un biomarqueur ; FIG. 9 illustre la corrélation entre un tel biomarqueur et l’inhomogénéité du champ magnétique statique B0 de l’appareil d’imagerie ; FIG. 10 illustre la mise en œuvre d’une décorrélation dudit le champ magnétique statique B0 sur la production d’un tel biomarqueur corrigé selon l’invention ; FIG. 11 présente une comparaison de cartes paramétriques décrivant un biomarqueur obtenu respectivement sans correction, avec correction dudit biomarqueur pour tenir compte de l’inhomogénéité du champ magnétique statique B0 de l’appareil d’imagerie sur la production d’un biomarqueur conformément aux techniques coûteuses en temps d'acquisition selon l’art antérieur et avec correction selon l’invention ; FIG. 12 illustre la corrélation entre la production d’un tel biomarqueur et le champ magnétique d’excitation B1 de l’appareil d’imagerie ; FIG. 13 illustre la mise en œuvre d’une décorrélation dudit le champ magnétique d’excitation B1 sur la production d’un tel biomarqueur corrigé selon l’invention ; FIG. 14 présente une comparaison de cartes paramétriques décrivant respectivement un premier biomarqueur corrigé pour ne tenir compte que de l’inhomogénéité du champ magnétique statique B0 de l’appareil d’imagerie sur la production dudit premier biomarqueur et pour tenir compte en outre d’une inhomogénéité du champ magnétique d’excitation B1 dudit appareil d’imagerie ; FIG. 15 présente une comparaison de cartes paramétriques décrivant un deuxième biomarqueur corrigé pour ne tenir compte que de l’inhomogénéité du champ magnétique statique B0 de l’appareil d’imagerie sur la production dudit deuxième biomarqueur et pour tenir compte en outre d’une inhomogénéité du champ magnétique d’excitation B1 dudit appareil d’imagerie; FIG. 16 illustre un exemple d’algorithme fonctionnel d’un procédé de post-traitement selon l’invention. Décrivons à présent en lien avec la FIG. 16 , un exemple d’un procédé de post-traitement 100, selon l’invention, d’une carte paramétrique MBMK décrivant un biomarqueur BMK produit à partir de M volumes Z(Δωj), chacun desdits M volumes Z(Δωj) comportant N voxels décrivant respectivement la magnitude d’un signal expérimental 10, 12 échantillonné à un décalage fréquentiel Δωj par rapport à la fréquence de résonance de l’eau lors d’une séquence d’acquisition par un appareil d’imagerie par résonance magnétique (tel que l’appareil 1 décrit précédemment en liaison avec la FIG. 1 ou 2) en lien avec un ensemble de volumes élémentaires d’intérêt d’un organe. Une acquisition de type CEST, choisie pour illustrer de manière préférée un procédé selon l’invention, induit plusieurs modules Z(Δωj). Toutefois, M peut également se réduire à la valeur 1 dans le cadre d’acquisition anatomiques (T1WI, T2WI, etc.). Un tel procédé 100 comporte une première étape 110 de production, pour chaque voxel i, des valeurs de la carte MBMK[i] dudit biomarqueur BMK pour un ensemble de i voxels, calculé à travers M volumes élémentaires d’intérêt. Un tel biomarqueur BMK peut être le biomarqueur « Reference-Label » produit à partir, pour chaque voxel i, d’un spectre Zi - tel que le spectre Z illustré précédemment par les figures 3 à 5 et 7 - pour un ensemble de N voxels et M volumes élémentaires. Pour rappel, un tel biomarqueur BMK est obtenu par soustraction de deux valeurs interpolées d’échantillons Z1 et Z2 du spectre Zi du voxel i dans M volumes, lesdits échantillons étant également choisis pour des décalages fréquentiels Δω1=3,5ppm et Δω2=-3,5ppm symétriques au regard du décalage fréquentiel Δω=0. Un tel biomarqueur BMK pourrait en outre être défini comme « 1/Label - 1/Reference » pour corriger les données de l'effet Spillover, connu en imagerie CEST (cf. https://analyticalsciencejournals.onlinelibrary.wiley.com/doi/abs/10.1002/nbm.3054 - ou Inverse Z-spectrum analysis for spillover-, MT-, and T1-corrected steady-state pulsed CEST-MRI – application to pH-weighted MRI of acute stroke. 2014. NMR Biomed., 27: 240-252. Zaiss, M., Xu, J., Goerke, S., Khan, I.S., Singer, R.J., Gore, J.C., Gochberg, D.F. and Bachert, P. ». Le biomarqueur pourrait en outre consister simplement en le volume Label ou Reference. Quel que soit le biomarqueur, on notera BMK[i] la valeur dudit biomarqueur BMK pour le i ème volume d’intérêt. Un tel procédé 100 conforme à l’invention comporte en outre une étape 120 de production de valeurs d’un champ magnétique statique B0 et/ou d’excitation B1 de l’appareil d’imagerie 1. Une telle étape 120 consiste ainsi à produire la ou les cartes intrinsèques MB0 et/ou MrB1, soit, pour chacun des N voxels i (1 Les inventeurs ont pu constater, comme l’indiquent les figures 9 et 12, que la production de la carte MBMK du biomarqueur BMK quel que soit celui-ci (par exemple « Reference-Label ») est corrélée avec les valeurs des voxels N des cartes intrinsèques MB0 et MrB1 des champs magnétiques B0 et B1 de l’appareil d’imagerie. Ainsi, la FIG. 9 présente un nuage de points avec, en abscisses, les valeurs de la carte MB0 des inhomogénéités du champ magnétique statique B0 et, en ordonnées, les valeurs de la carte paramétrique MBMK décrivant le biomarqueur BMK (« Reference-Label »). La corrélation est manifeste. Visuellement, nous pouvons aisément déduire une droite CL qui symbolise cette corrélation. Les inventeurs ont donc conclu que l’on peut exprimer les valeurs des voxels MBMK[i] de la carte MBMK du biomarqueur BMK, sous la forme d’une fonction Fc des voxels de ladite carte MB0 d’inhomogénéité du champ magnétique statique B0. Si l’on parvient à estimer les paramètres d’une telle fonction Fc, alors, pour décorréler en quelque sorte, ledit biomarqueur BMK du champ magnétique statique B0, il suffit de corriger chaque valeur dudit biomarqueur en lui retirant la valeur obtenue par l’application de ladite fonction Fc audit champ magnétique statique B0 pour le même volume élémentaire d’intérêt. Ainsi, nous pouvons exprimer la valeur corrigée dudit biomarqueur sous la forme de l’expression mathématique MBMK’[i]=MBMK[i]-Fc(MB0[i])+c, c étant une constante. Un procédé 100 conforme à l’invention comporte ainsi une étape 130 d’estimation des paramètres d’une telle fonction Fc telle que MBMK[i]=Fc(MB0[i]). La nature d’une telle fonction Fc peut être variable. Elle peut être linéaire (comme l’indique la FIG. 9 ), exponentielle, polynomiale, inverse, etc. et de nature à capturer les changements dans le champ d'inhomogénéités sans être trop complexe afin d'éviter un ajustement excessif des structures de l’organe sous-jacentes. En lien avec l’exemple illustré par la FIG. 9 , nous pouvons modéliser la relation entre le biomarqueur BMK et le champ magnétique statique B0, à travers leurs cartes paramétriques MBMK et MB0, via une fonction linéaire (c’est-à-dire une fonction polynômiale de rang 1) par un couple de paramètres a et b, a décrivant la pente (ou le coefficient directeur) de la droite CL et b décrivant l’ordonnée à l’origine de ladite droite CL. De tels paramètres a et b peuvent être déterminés en effectuant une simple minimisation des moindres carrés (« Least Squares » selon une terminologie anglo-saxonne) à partir des N voxels des volumes élémentaires de l’organe concerné ou par toute autre technique permettant une telle estimation des paramètres de la fonction Fc, telle qu’une méthode d’estimation bayésienne utilisant des méthodes de Monte Carlo, etc. Une fois les paramètres de la fonction Fc estimés en l’étape 130, il est possible de soustraire Fc(MB0[i]), pour chaque voxel i, au biomarqueur BMK sur l’ensemble des volumes élémentaires d’intérêt pour supprimer l'effet d'inhomogénéités du champ B0. Ainsi, un procédé 100 conforme à l’invention comporte une étape 140 de production de la valeur BMK'[i] dudit biomarqueur corrigé BMK’, pour chaque voxel i, telle que MBMK'[i]=MBMK[i]-Fc(MB0[i])+c, c étant une constante, soit en l’espèce sur l’exemple en lien avec les figures 9 et 10 : Fc(MB0[i])=a*MB0[i]+b. La FIG. 10 illustre un nouveau nuage de points correspondant aux valeurs du précédent nuage ainsi corrigées, ledit nouveau nuage de points se superposant sur ledit précédent nuage avant correction. Une nouvelle droite DCL horizontale à présent symbolise ainsi la décorrélation du biomarqueur BMK du champ magnétique statique B0, pour chaque voxel i de la carte MBMK, par l’application de l’étape 140. A titre optionnel et avantageux, l'étape 140 peut être agencée pour que la correction du biomarqueur n'induise pas de biais systématique dans le biomarqueur corrigé. Pour cela, l'invention prévoit de choisir la valeur de c, par exemple, comme c=Fc(0), à savoir la valeur de la fonction Fc lorsque MB0=0, c'est-à-dire en absence d'inhomogénéité. En variante, c peut être choisie comme la moyenne ou la médiane des valeurs de MBK dans une zone de l'organe non affectée par l'inhomogénéité du champ B0. Toute autre technique pourrait être mise en œuvre pour ne pas engendrer un biais dans les valeurs du biomarqueur MBMK' corrigé par l'invention. Un procédé 100 conforme à l’invention peut ainsi comporter une étape 150 de production d’un contenu graphique décrivant la carte paramétrique MBMK’ dont les voxels encodent respectivement les valeurs du biomarqueur corrigé BMK’ pour tout ou partie de l’ensemble M de volumes élémentaires d’intérêts puis une étape 160 pour provoquer un affichage, sous la forme d’une image ou, plus généralement, une sortie dudit contenu graphique associée à la carte MBMK’ par une interface homme-machine de sortie du système d’analyse d’imagerie AS. La FIG. 11 illustre l’apport de l’invention sur la simple correction de l’effet de l’inhomogénéité du champ magnétique statique B0 de l’appareil d’imagerie sur la production d’un biomarqueur BMK tel qu’évoqué précédemment. Ladite FIG. 11 présente une telle production sous la forme de trois cartes paramétriques d’un biomarqueur BMK (en l’espèce « Reference-Label ») d’un cerveau humain. Sur la gauche, est illustrée la carte MBMK sans correction sur laquelle on distingue clairement des zones référencées MBMK-1 à MBMK-4 dans lesquelles le signal est faible ou inexistant étant donné l’impact de l’inhomogénéité du champ magnétique statique B0. Au centre de la FIG. 11 , est représentée une carte paramétrique MBMK-B du même biomarqueur BMK après correction selon l’état de la technique. A droite, une carte MBMK’ obtenue après correction de la carte MBMK par la mise en œuvre de l’invention. Nous pouvons constater que l’effet de la correction selon l’invention semble identique à celui obtenu avec l’état de l’art, à la différence près, que la carte MBMK’ est obtenue en un temps d’acquisition divisé au minimum par cinq au regard de l’art antérieur. En effet, les valeurs respectives des échantillons Z(Δω) dudit ensemble Z peuvent n’être considérées qu’à deux uniques décalages fréquentiels Δω symétriques au regard de la fréquence de résonance de l’eau, par exemple Δω=+/-3,5 ppm si l’on s’intéresse aux amides ou Δω= +/-2 ppm si l’on s’intéresse aux amines. La FIG. 12 présente également un nuage de points avec, en abscisses, les valeurs de la carte MrB1 des inhomogénéités du champ magnétique d’excitation B1 et, en ordonnées, les valeurs de la carte paramétrique MBMK décrivant le biomarqueur BMK (« Reference-Label »). La corrélation est manifeste. Visuellement, nous pouvons aisément déduire une droite CL qui symbolise cette corrélation. Les inventeurs ont donc conclu que l’on peut exprimer les valeurs des voxels MBMK[i] de la carte MBMK du biomarqueur BMK, sous la forme d’une fonction Fc des voxels de ladite carte MrB1 d’inhomogénéité du champ magnétique d’excitation B1, à l’instar du champ magnétique statique B0. Si l’on parvient à estimer les paramètres d’une telle fonction Fc, alors, pour décorréler en quelque sorte, ledit biomarqueur BMK du champ magnétique statique B0, il suffit de corriger chaque valeur dudit biomarqueur en lui retirant la valeur obtenue par l’application de ladite fonction Fc audit champ magnétique d’excitation B1 pour le même volume élémentaire d’intérêt. Ainsi, nous pouvons exprimer la valeur corrigée dudit biomarqueur sous la forme de l’expression mathématique MBMK’[i]=MBMK[i]-Fc(MrB1[i])+c, c étant une constante. Un procédé 100 conforme à l’invention comporte ainsi une étape 130 d’estimation des paramètres d’une telle fonction Fc telle que MBMK[i]=Fc(MrB1[i]). Comme l’indique la FIG. 16 , un même procédé peut être appliqué pour supprimer l’impact de l’inhomogénéité du champ magnétique d’excitation B1. Un tel procédé 100 peut être appliqué sur les données brutes du biomarqueur BMK (non corrigées), à l’instar de ce que nous venons de décrire précédemment en lien avec les figures 9 et 10 ou bien sur ledit biomarqueur corrigé BMK’ après une première mise en œuvre des étapes 110 à 140 dudit procédé100 pour supprimer l’effet de l’inhomogénéité du champ magnétique statique B0 de l’appareil d’imagerie comme l’indique le lien IT2 en ligne discontinue sur la FIG. 16 . De manière avantageuse, c sera choisie comme égale Fc(1) c’est-à-dire Fc(MrB1=1) ou égale à toute autre valeur comme la moyenne ou la médiane des valeurs de MBK dans une zone de l'organe non affectée par l'inhomogénéité du champ B1. Toute autre technique pourrait être mise en œuvre pour ne pas engendrer un biais dans les valeurs du biomarqueur MBMK' corrigé par l'invention. Ainsi, un procédé 100 conforme à l’invention comporte une étape 140 de production de la valeur MBMK'[i], pour chaque voxel i, dudit biomarqueur corrigé BMK’ pour chacun de l'ensemble des N voxels telle que MBMK'[i]=MBMK[i]- Fc(MrB1[i])+c, soit en l’espèce sur l’exemple en lien avec les figures 12 et 13 : MBMK’[i]=a*MrB1[i]+b. La FIG. 13 illustre un nouveau nuage de points correspondant aux valeurs du précédent nuage ainsi corrigées, ledit nouveau nuage de points se superposant sur ledit précédent nuage avant correction. Une nouvelle droite DCL horizontale à présent symbolise ainsi la décorrélation du biomarqueur BMK du champ magnétique d’excitation B1 par l’application de l’étape 140. En variante, une correction conjointe des effets respectifs liés aux inhomogénéités des champs magnétiques B0 et B1 peut être réalisée par la mise en œuvre des étapes 130 et 140 telle que MBMK’[i]=MBMK[i]-Fc(MB0[i],MrB1[i])+c, c étant une constante et Fc portant sur les deux champs magnétiques B0 et B1, sur chaque valeur de chaque voxel i de la carte MBMK. De manière avantageuse, c sera choisie comme égale Fc(0,1) c’est-à-dire Fc(MB0=0,MrB1=1) ou égale à toute autre valeur comme la moyenne ou la médiane des valeurs de MBK dans une zone de l'organe non affectée par les inhomogénéités des champs B0 et B1. Toute autre technique pourrait être mise en œuvre pour ne pas engendrer un biais dans les valeurs du biomarqueur MBMK' corrigé par l'invention. Comme énoncé précédemment en lien avec la correction de l’inhomogénéité du champ B0, la nature de la fonction Fc peut être variable, linéaire, exponentielle, polynomiale, inverse, etc. Les FIG. 14 et 15 illustrent l’apport de l’invention non plus sur la simple correction de l’effet de l’inhomogénéité du champ magnétique statique B0 de l’appareil d’imagerie sur la production d’un biomarqueur tel qu’évoqué précédemment en lien avec la FIG. 11 mais après application conjointe ou successive de la correction selon l’invention pour supprimer les effets de l’inhomogénéité du champ magnétique statique B0 et du champ magnétique d’excitation B1. Ladite FIG. 14 présente trois cartes paramétriques d’un biomarqueur (en l’espèce « Reference-Label ») d’un cerveau humain. Sur la gauche, est illustrée la carte MBMK’ après correction pour supprimer l’unique effet de l’inhomogénéité du champ B0. Sur cette première carte, on distingue clairement des zones référencées MBMK-1 et MBMK-2 dans lesquelles le signal est faible ou inexistant étant donné l’impact de l’inhomogénéité du champ magnétique B1 décrit par la carte MrB1 positionnée sur la droite de ladite FIG. 14 . Au centre de la FIG. 14 , est représentée une carte paramétrique MBMK’ du même biomarqueur BMK après correction selon l’invention pour supprimer en outre l’inhomogénéité du champ d’excitation B1. Nous pouvons constater l’effet de la double correction (B0, B1) selon l’invention. Les zones MBMK-1 et MBMK-2 présentes sur la carte MBMK’ de gauche ont disparu sur la carte MBMK’ au centre. En effet, aucune zone au sein de cette dernière ne comporte des pixels associés à des signaux inexistants. Bien au contraire, ladite carte corrigée met en outre en exergue une zone d’intérêt MBMK-3 pour le praticien 6 susceptible d’influencer son diagnostic. Une telle zone MBMK-3 serait passée inaperçue sans la correction pour supprimer l’effet de l’inhomogénéité du champ B1. Autre illustration de l’effet de l’invention dans un contexte clinique, la FIG. 15 présente trois cartes paramétriques d’un biomarqueur BMK (en l’espèce « Reference-Label ») d’un cerveau humain. Sur la gauche, est illustrée la carte MBMK sans correction sur laquelle on distingue clairement de nombreux artéfacts étant donné l’impact des inhomogénéités des champs magnétiques B0 et B1. Au centre de la FIG. 15 , est représentée une carte paramétrique MBMK’ du même biomarqueur BMK après correction selon l’invention. A droite, une carte MrB1 illustre une forte inhomogénéité dudit champ magnétique d’excitation sur les volumes d’intérêt. Nous pouvons constater l’effet de la double correction selon l’invention. La représentation MBMK’ ne présente plus d’artéfacts et ses pixels sont plus homogènes et plus riches dans leur gradation de valeurs. Outre une très grande précision et une pertinence accrue des représentations graphiques MBMK’ mises à la disposition des praticien, la mise en œuvre d’un procédé de post-traitement d’un premier ensemble Z d’échantillons Z(Δω) d’un signal expérimental fruit d’une séquence d’acquisition par un appareil d’imagerie médicale par résonance magnétique 1 devient parfaitement exploitable dans le domaine clinique, ouvrant ainsi la porte audit domaine clinique notamment à la technique CEST, pour quantifier un ou plusieurs biomarqueurs en lien avec une espèce chimique d’intérêt d’un organe humain ou animal pour in fine caractériser différentes lésions aux propriétés métaboliques altérées. L’invention ne saurait être réduite à cette seule exploitation. Elle trouve ainsi une place de choix dans toute application d’imagerie par résonance magnétique pour laquelle une correction d’inhomogénéités de champs statique B0 et d’excitation B1 est requise. Procédé (100) de post-traitement d’un biomarqueur (BMK) produit à partir d’un ensemble de M volumes Z(Δωj), M étant un entier supérieur ou égal à 1, chacun desdits M volumes Z(Δωj) comportant N voxels décrivant respectivement la magnitude d’un signal expérimental échantillonné à un décalage fréquentiel Δωj par rapport à la fréquence de résonance de l’eau lors d’une séquence d’acquisition par un appareil d’imagerie par résonance magnétique (1), ledit procédé étant mis en œuvre par une unité de traitement (4) d’un système d’analyse d’imagerie (AS), caractérisé en ce qu’il comporte : - une étape (110) de production du biomarqueur (BMK) sous la forme d’une carte MBMK composée des N voxels, où chaque voxel i, i étant compris entre 1 et N, décrit une valeur de signal MBMK[i] ; - une étape (120) de production d’une ou plusieurs cartes MB0 et/ou MrB1 décrivant respectivement les inhomogénéités du champ magnétique statique (B0) et/ou du champ magnétique d’excitation (B1) dudit appareil d’imagerie par résonance magnétique (1) pour les M volumes, ladite carte ou lesdites cartes MB0 et/ou MrB1 comportant N voxels ; - une étape (130) d’estimation des paramètres d’une fonction Fc telle que MBMK[i]=Fc(MB0[i],MrB1[i]) ; - une étape (140) de production du biomarqueur (BMK) corrigé sous la forme d’une carte MBMK’ de N voxels telle que MBMK’[i] =MBMK[i]-Fc(MB0[i],MrB1[i])+c, c étant une constante. Procédé (100) selon l’une quelconque des revendications précédentes pour lequel l’étape (130) d’estimation des paramètres d’une fonction Fc telle que MBMK[i]=Fc(MB0[i],MrB1[i]) consiste en la mise en œuvre d’une minimisation des moindres carrés sur tout ou partie de l’ensemble des N voxels des cartes MBMK, MB0 et MrB1. Procédé selon l’une quelconque des revendications précédentes, comportant une étape (150) de production d’un contenu graphique décrivant la carte paramétrique MBMK’ dont les N voxels encodent respectivement les valeurs du biomarqueur corrigé. Procédé selon la revendication précédente comportant une étape (160) pour provoquer un affichage dudit contenu graphique par une interface homme-machine de sortie (5) du système d’analyse d’imagerie (AS). Système d'analyse d'imagerie (AS) comportant une unité de traitement (4), des moyens pour communiquer avec le monde extérieur et des moyens de mémorisation, caractérisée en ce que : - les moyens pour communiquer sont agencés pour recevoir dudit monde extérieur des données expérimentales résultant d’une séquence d’acquisition par un appareil d’imagerie par résonance magnétique (1) ; - les moyens de mémorisation comportent des instructions de programme dont l'interprétation par ladite unité de traitement provoque la mise en œuvre d'un procédé (100) selon l'une quelconque des revendications précédentes. Produit programme d’ordinateur comportant une ou plusieurs instructions interprétables par l’unité de traitement (4) d’un système d'analyse d'imagerie (AS) conforme à la revendication précédente, ledit programme d’ordinateur étant chargeable dans des moyens de mémorisation dudit système, caractérisé en ce que l’interprétation desdites instructions de programme par ladite unité de traitement provoque la mise en œuvre d’un procédé (100) selon l’une quelconque des revendications 1 à 4. Support de mémorisation lisible par un ordinateur comportant les instructions de programme d’un produit programme d’ordinateur selon la revendication précédente.