FR 3158219 A1 20250718 FR 2400379 A 20240115 Titre : Système d’aide à la localisation d’une source d’une arythmie Système (S) configuré pour: déterminer (DV) une valeur d’au moins un paramètre d’un modèle paramétrique modélisant une propagation d’un signal électrique d’une activité cardiaque, la valeur du paramètre étant déterminée à partir d’une position (P i ) d’au moins une stimulation (S i ) du cœur de l’individu et d’un signal électrique de réponse (SR i ) à la stimulation (S i ) et à partir d’un modèle anatomique (MA), déterminer (DPE) une position estimée (PE) de la source de l’arythmie à partir du modèle paramétrique, du modèle anatomique (MA) et d’un premier signal électrique de l’arythmie (SA) représentatif de l’activité cardiaque de l’individu et généré de façon spontanée par la source de l’arythmie, calculer (CE) une erreur (EP) affectant la position estimée (PE) de la source de l’arythmie à partir de la position (P i ) et du signal électrique de réponse (SR i ). Figure pour l’abrégé : Fig. 3 Système d’aide à la localisation d’une source d’une arythmie Domaine de l’invention Le domaine de l’invention est celui de l’aide à la localisation des sources d’arythmies. L’invention s’applique aux arythmies présentant une source focale telle que les extrasystoles et les foyers ectopiques dans les oreillettes en général. Un but du praticien est de localiser de façon précise une arythmie, par exemple une extrasystole, au sein du cœur d’un individu afin, par exemple de réaliser une ablation. On connaît des solutions invasives d’aide à la localisation d’arythmies. Le brevet européen EP2848191B1 divulgue un procédé invasif de localisation d’une source d’une arythmie basé sur la cartographie (ou « mapping » en terminologie anglo-saxonne) par stimulation comprenant la stimulation cardiaque et la corrélation, appelée « pace mapped » d’un signal électrique acquis pendant la stimulation avec un signal électrique enregistré pendant l’arythmie. La localisation estimée de la source de l’arythmie est celle qui présente la corrélation la plus forte avec le signal correspondant à l’arythmie. Or, ce type de solution présente l’inconvénient de nécessiter la réalisation d’un grand nombre de stimulations pour déterminer précisément la source de l’arythmie. L’estimation de la position de la source de l’arythmie par ce type de solution est donc relativement longue, coûteuse et risquée pour le patient. On connaît également des solutions non invasives d’estimation de la position d’une source d’arythmie utilisant une méthode de résolution du problème inverse pour localiser une arythmie à partir de la mesure d’un signal électrique mesuré pendant une arythmie, par exemple un électrocardiogramme mesuré à la surface du torse d’un individu. Ces solutions présentent l’inconvénient d’être peu précises. En effet, de petites imperfections dans le valeurs du signal électrique peuvent affecter de façon significative le résultat de la résolution du problème inverse. Un but de l’invention est de limiter au moins un des inconvénients précités A cet effet, l’invention a pour objet un système d’aide à la localisation d’une source d’une arythmie affectant le cœur d’un individu, le système comprenant une unité de traitement configurée pour mettre en œuvre, par ordinateur, un procédé d’aide à la localisation d’une source d’une arythmie comprenant : générer un modèle anatomique cardiaque et thoracique de l’individu à partir d’au moins une image de l’individu, déterminer une valeur d’au moins un paramètre d’un modèle paramétrique modélisant une propagation d’un signal électrique d’une activité cardiaque, la valeur du paramètre étant déterminée à partir d’une position d’au moins une stimulation du cœur de l’individu et d’un signal électrique de réponse représentatif de l’activité cardiaque de l’individu et mesuré en réponse à la stimulation et à partir du modèle anatomique, déterminer une position estimée de la source de l’arythmie à partir du modèle paramétrique, du modèle anatomique et d’un premier signal électrique de l’arythmie représentatif de l’activité cardiaque de l’individu et généré de façon spontanée par la source de l’arythmie, calculer une erreur de positionnement affectant la position estimée de la source de l’arythmie à partir de la et du signal électrique de réponse, générer une information représentative de la position estimée et une information représentative de l’erreur de positionnement affectant la position estimée de sorte que le système restitue ces informations à un praticien. Avantageusement, la détermination de la valeur du paramètre comprend : générer une première estimation d’une valeur d’une première caractéristique de l’activité cardiaque de l’individu en utilisant un modèle paramétrique initial, distinct du modèle paramétrique en ce qu’il présente une valeur initiale du paramètre distincte de la valeur, le modèle anatomique, et une donnée initiale prise parmi une position ou un signal électrique représentatif de l’activité cardiaque de l’individu, Déterminer la valeur du paramètre à partir de la première estimation et d’une valeur de référence d’une deuxième caractéristique de l’activité cardiaque issue d’une mesure prise parmi la position d’au moins une stimulation et le signal électrique de réponse à la stimulation. Dans un premier mode de réalisation, la donnée initiale est une position. Avantageusement, la détermination de la position estimée de la source de l’arythmie comprend : calculer J signaux électriques de réponse simulés en utilisant le modèle paramétrique, le modèle anatomique et J positions dites simulées prédéterminées de la source de l’arythmie, sélectionner une position simulée parmi les J positions simulées, à partir du signal électrique de l’arythmie. Avantageusement, le calcul de l’erreur de positionnement affectant la position estimée de la source de l’arythmie comprend la sélection, pour au moins une stimulation, d’une position simulée prise parmi les J positions simulées à partir du signal électrique de réponse à la stimulation. Avantageusement la détermination de la valeur du paramètre comprend, pour au moins une stimulation : sélectionner une valeur candidate du paramètre, associée à une valeur d’une troisième caractéristique de l’activité cardiaque la plus proche d’une première valeur de référence de la troisième caractéristique issue du signal électrique de réponse à la stimulation dans une table de correspondance, calculer pour chacune de J positions dites simulées, une estimation candidate d’un signal électrique de réponse simulée associé à une source située à la position simulée à partir d’un modèle paramétrique candidat dans lequel le paramètre présente la valeur candidate, sélectionner une estimation candidate parmi les J estimations candidates. Avantageusement, le procédé d’aide à la localisation de la source de l’arythmie comprend : calculer J signaux initiaux étant des signaux électriques simulés associés à des sources occupant les positions simulées respectives en utilisant un modèle paramétrique de départ et le modèle anatomique, modifier une valeur d’au moins un premier paramètre du modèle paramétrique de départ de sorte à générer le modèle paramétrique initial, à partir d’un deuxième signal électrique de l’arythmie affectant l’individu. Avantageusement, le paramètre comprend une vitesse de propagation d’un modèle eikonal ou une constante de temps caractéristique d’un modèle ionique. Dans un deuxième mode de réalisation, la donnée initiale est un signal électrique représentatif de l’activité cardiaque de l’individu. Avantageusement au moins un paramètre est un paramètre de régularisation du problème inverse. Avantageusement, le procédé d’aide à la localisation de la source de l’arythmie comprend, pour au moins une stimulation: générer une pluralité de positions estimées de la stimulation à partir du signal de réponse et du modèle anatomique par des procédés dits inverses distincts différant en ce qu’ils mettent en œuvre des procédés de résolution du problème inverse distincts et/ou des procédés distincts de calcul d’une carte d’activation à partir d’électrogrammes, sélectionner un procédé inverse parmi ces procédés. Avantageusement, le système comprend : un imageur configuré pour générer l’image, un stimulateur pour réaliser les stimulations, un enregistreur configuré pour enregistrer les signaux électriques de réponse aux stimulations, un localisateur configuré pour mesurer les positions des stimulations de sorte à mesurer les positions. Avantageusement, l’au moins une image de l’individu est acquise lors d’une phase prédéterminée du cycle respiratoire de l’individu et la stimulation est effectuée lors de ladite phase d’un autre cycle respiratoire de l’individu. Avantageusement, le système comprend un enregistreur de respiration destiné délivrer des mesures permettant de suivre la respiration du patient et un stimulateur pour effectuer une stimulation, dans lequel l’unité de traitement est configurée pour imposer, à partir d’une mesure délivrée par l’enregistreur de respiration, que le stimulateur effectue la stimulation uniquement lors d’une phase prédéterminée d’un cycle respiratoire du patient étant la phase pendant laquelle l’image a été acquise. Avantageusement, le système comprend une interface homme machine comprenant un afficheur le système étant configuré pour afficher simultanément sur l’afficheur : une représentation graphique d’au moins une partie du cœur ou du myocarde de l’individu, un indicateur visuel occupant une position, sur la représentation graphique de l’au moins une partie du cœur ou du myocarde de l’individu, correspondant à la position estimée, une représentation graphique d’une zone, autour de l’indicateur visuel, contenant les points du cœur ou du myocarde situés à une distance de la position estimée inférieure ou égale à l’erreur de positionnement. L’invention se rapporte également à un produit programme d'ordinateur comprenant des instructions qui, lorsque le programme est exécuté par un ordinateur, conduisent celui-ci à mettre en œuvre le procédé d’aide à la localisation des arythmies. L’invention se rapporte également à un support lisible par ordinateur comprenant des instructions qui, lorsqu'elles sont exécutées par un ordinateur, conduisent celui-ci à mettre en œuvre le procédé d’aide à la localisation des arythmies. Brève description des figures D’autres caractéristiques et avantages de l’invention ressortiront à la lecture de la description détaillée qui suit, en référence aux figures annexées, qui illustrent : FIG. 1 : un exemple de réalisation d’un système selon l’invention, FIG. 2 : une représentation de stimulations, FIG. 3 : un ordinogramme des étapes mises en œuvre par le système selon l’invention, FIG. 4 : un exemple d’affichage d’une information de position et d’une information d’erreur, FIG. 5 : un ordinogramme des étapes mises en œuvre par le système selon un exemple d’un premier mode de réalisation, FIG. 6 : un ordinogramme des étapes mises en œuvre par le système selon un exemple d’un deuxième mode de réalisation. Description de l’invention La présente invention se rapporte à un système S d’aide à la localisation d’une source d’une arythmie prédéterminée affectant le cœur d’un individu dont un exemple est représenté en FIG. 1 . Ce système S est configuré pour aider un praticien à localiser une source d’une arythmie, en particulier lors d’une intervention chirurgicale, par exemple en vue d’une ablation. L’arythmie est prédéterminée. L’arythmie est une arythmie ayant une source focale. La source focale est la position d’où une activité électrique est déclenchée. Cette activité électrique déclenche ou modifie un cycle cardiaque (comprenant une dépolarisation et une repolarisation) ou modifie le cycle cardiaque. Par exemple, lorsque la source est située dans les oreillettes elle modifie le cycle cardiaque appelé et lorsqu’elle est située dans le ventricule elle déclenche un cycle cardiaque. Cette information est reconnaissable sur un électrocardiogramme. Un exemple de ce type d’arythmies est, par exemple, une extrasystole. La source de l’extrasystole est alors un foyer ectopique, c’est-à-dire situé en dehors du nœud sinusal. Un autre exemple non limitatif de ce type d’arythmies est la tachycardie atriale focale. Système Comme visible en FIG. 1 , le système S comprend un système de traitement T comprenant une unité de traitement UT et une interface homme machine INT. Le système S comprend également avantageusement un stimulateur STIM permettant de stimuler le cœur du patient. Ce stimulateur STIM comprend, par exemple, un cathéter muni d’une électrode de stimulation susceptible de stimuler le cœur du patient en une position de stimulation P i définie par le praticien et un excitateur pour générer une impulsion électrique d’excitation au niveau de l’électrode de sorte à réaliser la stimulation S i à la position P i . La stimulation S i est réalisée de sorte à déclencher un cycle cardiaque ou à modifier le cycle cardiaque tout comme la source de l’arythmie . Autrement dit, la stimulation S i est réalisée pour déclencher l’arythmie depuis une source de position prédéterminée P i . Le système comprend avantageusement un enregistreur ENRS pour enregistrer l’activité cardiaque du cœur de l’individu. Cet enregistreur est un électrocardiographe. Il comprend des électrodes susceptibles d’être positionnées à des positions fixes mesurables à la surface du torse de l’individu. L’enregistreur ENRS comprend par exemple un gilet intégrant ces électrodes. En variante, les électrodes peuvent être placées directement sur la peau du patient et fixées au torse du patient par des moyens d’attache. L’enregistreur est susceptible de mesurer une ou plusieurs dérivations. L’enregistreur est classiquement apte à mesurer 12, 56, 128 ou 256 dérivations, mais ces nombres ne sont pas limitatifs. L’enregistreur ENRS délivre un signal électrique délivré représentatif de l’activité cardiaque de l’individu qui peut être une réponse à une stimulation ou un signal électrique généré spontanément par la source de l’arythmie affectant le patient. Ce signal est composé d’une ou plusieurs dérivations. Le signal électrique représentatif de l’activité cardiaque auquel on s’intéresse dans la demande de brevet correspond ici à un cycle cardiaque, c’est-à-dire une portion de chaque dérivation comprenant un complexe QRS. Le signal électrique s’étend de préférence depuis une onde P jusqu’à une onde T ou U. L’unité de traitement UT est avantageusement configurée pour extraire un cycle cardiaque de chaque signal électrique délivré par l’enregistreur de sorte à générer le signal électrique représentatif de l’activité cardiaque de l’individu que l’unité de traitement UT utilise pour mettre en œuvre le procédé d’aide à la localisation que nous décrivons dans la suite du document. Le système S comprend avantageusement un imageur IM destiné à délivrer un ensemble d’au moins une image I, du patient de nature à permettre à une unité de traitement UT du système de générer un modèle anatomique cardiaque et thoracique du cœur. L’ensemble d’images comprend par exemple au moins une image obtenue par tomodensimètre aussi appelée CT-scan en terminologie anglo-saxonne, CT étant l’acronyme de « Computed tomography » et/ou une image obtenue par résonnance magnétique. L’imageur IM comprend donc un scanner et/ou un appareil d’imagerie par résonance magnétique. Le système S comprend également un localisateur LOC configuré pour délivrer une mesure de position que l’on appellera position P i d’une stimulation S i . Cela est classiquement réalisé par imagerie par rayons X du cathéter du stimulateur et par traitement de l’image obtenue par rayon X de sorte à déterminer la position P i de la stimulation S i sur le cœur de l’individu. Avantageusement, le système comprend un scanner à cet effet, par exemple le scanner de l’imageur IM. La position P i de la stimulation est une position tridimensionnelle sur le cœur du patient. Le système de traitement ST comprend une interface homme-machine INT comprenant une interface de sortie INTS. Avantageusement, le système S comprend un enregistreur ENRR de la respiration du patient délivrant des mesures permettant de suivre la respiration du patient dont on peut déduire la phase du cycle respiratoire dans laquelle se trouve le patient comme nous le verrons par la suite. Cet enregistreur peut comprendre des moyens de mesure d’impédance entre des électrodes de l’enregistreur ENRS et des moyens de calcul générant des mesures représentatives de la phase du cycle respiratoire dans laquelle se trouve le patient en fonction du temps. Cela permet à l’unité de traitement d’identifier la phase du cycle respiratoire ans laquelle se trouve le patient à un instant donné. L’invention se rapporte à un procédé global d’aide à la localisation de la source de l’arythmie comprenant les étapes préalables suivantes : acquérir l’ensemble d’au moins une image I par l’imageur, éventuellement acquérir des mesures dont on peut déduire la phase du cycle respiratoire dans laquelle se trouve le patient, réaliser une ou plusieurs stimulations S i en des positions P i du cœur, i = 1 à P avec P entier supérieur ou égal à 1, comme représenté en FIG. 2 pour P = 4, acquérir le signal de réponse SR i à chaque stimulation S i , comme représenté en FIG. 2 , lors d’une phase chirurgicale, acquérir un premier signal électrique dit « de l’arythmie » SA représentatif de l’activité cardiaque de l’individu générée spontanément en réponse à une excitation générée par la source de l’arythmie affectant l’individu, lors de la phase chirurgicale, éventuellement, acquérir un deuxième signal électrique de l’arythmie SA2 représentatif de l’activité cardiaque de l’individu générée en réponse à une excitation générée par la source de l’arythmie affectant l’individu. Ces trois dernières étapes comprennent avantageusement l’acquisition de signaux par l’enregistreur ENRS et l’extraction des signaux électriques de réponse de ces signaux par l’unité de traitement UT. Ainsi le procédé comprend avantageusement, la réception des autres données acquises ou mesurées pendant cette étape préalable, par l’unité de traitement T. Avantageusement, le premier signal électrique de l’arythmie SA est mesuré en phase chirurgicale. En variante ce signal électrique est acquis préalablement à la phase chirurgicale. Avantageusement, le deuxième signal SA2 est acquis préalablement à la phase chirurgicale. Un but de l’invention est d’aider un praticien à identifier la position de la source de l’arythmie chez l’individu. Le système de traitement comprend une unité de traitement UT configurée pour mettre en œuvre un procédé d’aide à la localisation d’une source de l’arythmie. L’invention se rapporte également au procédé d’aide à la localisation de la source de l’arythmie et au procédé global comprenant le procédé d’aide à la localisation de la source de l’arythmie. L’unité de traitement UT, utilise les données d’entrée suivantes pour mettre en œuvre de procédé : la position P i et le signal électrique de réponse SR i de chaque stimulation Si , l’ensemble d’au moins une image I de l’individu, le premier SA et éventuellement le deuxième signal SA2 de l’arythmie, éventuellement les mesures permettant de déduire la phase du cycle respiratoire dans laquelle se trouve le patient. Un ordinogramme du procédé est représenté en FIG. 2 . Le procédé d’aide à la localisation d’une source de l’arythmie comprend : générer GA un modèle anatomique MA cardiaque et thoracique de l’individu à partir d’au moins une image, déterminer DV une valeur d’au moins un paramètre d’un modèle paramétrique modélisant une propagation d’un signal électrique d’une activité cardiaque, la valeur du paramètre étant déterminée à partir d’une position P i d’au moins une stimulation S i du cœur de l’individu et d’un signal électrique de réponse SR i représentatif de l’activité cardiaque de l’individu et mesuré en réponse à la stimulation S i et à partir du modèle anatomique MA, déterminer DPE une position estimée PE de la source de l’arythmie à partir du modèle paramétrique, du modèle anatomique MA et d’un premier signal électrique de l’arythmie SA représentatif de l’activité cardiaque de l’individu et généré de façon spontanée par la source de l’arythmie, calculer CE une erreur de positionnement EP affectant la position estimée PE de la source de l’arythmie à partir de la position P i et du signal électrique de réponse SR i , générer une information représentative de la position estimée PE et une information représentative de l’erreur de positionnement EP affectant la position estimée. La génération des informations par l’unité de traitement UT est réalisée de sorte que le système S restitue, lors d’une étape de restitution, ces informations à un praticien. Avantageusement, le système S est configuré pour restituer au praticien les informations représentatives de la position estimée PE et de l’erreur de positionnement EP sur l’interface de sortie INTS. Cette étape est avantageusement une étape d’affichage d’information représentative de la position estimée PE et de l’erreur de positionnement EP sur un ensemble d’au moins un écran de l’interface de sortie INTS. Cette étape est une étape du procédé global. Avantageusement ces informations sont générées de sorte que la position estimée PE et l’erreur de positionnement PE soient représentées au moins graphiquement sur l’écran. Dans un exemple de réalisation, l’information est affichée comme représenté en FIG. 3 . Avantageusement, l’étape de génération est telle que lors de l’étape d’affichage, l’interface de sortie affiche, de façon superposée : une représentation graphique d’une partie du cœur ou d’une partie du myocarde MC de l’individu, un indicateur visuel INDP occupant une position, sur la représentation graphique de l’au moins une partie du cœur ou du myocarde de l’individu, correspondant à la position estimée PE, une représentation graphique d’une zone Z, autour de l’indicateur visuel, contenant les points du cœur ou du myocarde MC situés à une distance de la position estimée PE inférieure ou égale à l’erreur de positionnement EP. Avantageusement ces informations sont affichées simultanément. La représentation graphique de la zone Z comprend par exemple une représentation graphique de la limite L de cette zone Z de positionnement. En variante ou en sus, les points situés dans la zone Z sont colorés de façon différente des autres points du myocarde. La représentation graphique de la partie du cœur ou du myocarde est, avantageusement, une représentation géométrique bidimensionnelle ou tridimensionnelle L’invention utilise une technique invasive afin d’estimer une position d’une source de l’arythmie et une zone d’erreur autour de cette position ce qui permet d’aider un chirurgien à localiser cette source sur le cœur d’un patient, pendant une chirurgie. L’idée est de stimuler le cœur du patient à plusieurs positions mesurées afin de construire de manière interactive une méthode paramétrique de calcul la plus adaptée au patient (celui qui limite une erreur entre la position estimée de la source et une position effective d’une source dans le cœur du patient traité) qui permet de générer une estimation de la position de la source d’une arythmie de façon précise et de déterminer une zone d’erreur réduite autour de cette position. L’affichage de ces informations permet au praticien d’affiner la détermination de la source de l’arythmie pendant la chirurgie ce qui permet, in fine, de cibler de façon précise un traitement tel qu’une ablation. Par ailleurs, cette méthode permet d’informer le chirurgien d’une erreur ou d’un degré de confiance personnalisé, c’est-à-dire correspondant au patient et à sa condition dans la salle d’opération (fréquence respiratoire, position du patient) et donc de donner une région de confiance ou d’erreur permettant d’alerter le praticien en cas d’erreur importante sur la position estimée de la localisation de l’arythmie ce qui est d’une grande aide pour le chirurgien lors de sa recherche de la source de l’arythmie en chirurgie. En effet, cela lui permet de ne pas se focaliser inutilement sur une position estimée erronée et, in fine, de ne pas perdre du temps. Le modèle anatomique MA thoracique et cardiaque comprend un modèle géométrique du cœur de l’individu. Ce modèle géométrique du cœur de l’individu comprend, par exemple, nuage ou maillage tridimensionnel de points du cœur. Ce modèle comprend avantageusement des points de l’épicarde de l’endocarde et avantageusement des points du myocarde situé entre ces deux surfaces. Le maillage comprend avantageusement des points formant les sommets du maillage reliés par des cellules. Le modèle anatomique thoracique est défini de façon à permettre de positionner, par rapport au cœur, les électrodes de l’enregistreur des signaux électriques représentatifs de l’activité cardiaque de réponse aux stimulations. Le modèle anatomique comprend avantageusement un modèle géométrique de la surface du torse et/ou des poumons et/ou du volume du torse. L’unité de traitement UT est, par exemple, configurée pour segmenter l’ensemble d’au moins une image I pour en extraire le cœur de l’image et des positions des électrodes. Avantageusement, le modèle anatomique MA comprend des labels attribués à des zones du ou des modèles géométriques représentatifs de la nature des tissus dans ces zones. Ces zones comprennent par exemple les cellules du maillage. Les informations sur la nature des tissus sont, par exemple, prises parmi : tissu endommagé, tissu sain, degré de fibrose du tissu endommagé, tissu adipeux, liquide dans le péricarde, orientation des fibres. L’unité de traitement UT est avantageusement configurée pour extraire des informations sur la nature des tissus d’au moins une image du patient obtenue par résonance magnétique et pour attribuer des labels à des zones d’au moins un modèle géométrique représentatifs des informations extraites par l’unité de traitement pour ces zones. Avantageusement, le nombre P de stimulations de l’arythmie est compris entre 1 et 10. Les stimulations servent à construire le modèle de façon interactive, mais elles ne doivent pas être trop nombreuses pour limiter les risques pour le patient ainsi que le temps de l’intervention. Avantageusement, l’étape DV de détermination de la valeur du paramètre comprend avantageusement au moins une étape élémentaire de détermination comprenant : générer GE une première estimation EG1 d’une valeur d’une première caractéristique de l’activité cardiaque de l’individu en utilisant un modèle paramétrique initial MOP, distinct du modèle paramétrique MOPA en ce qu’il présente une valeur initiale du paramètre distincte de la valeur, le modèle anatomique MA, et une donnée initiale DI prise parmi une position ou un signal électrique représentatif de l’activité cardiaque de l’individu, déterminer GMA la valeur du paramètre à partir de la première estimation et d’une valeur de référence d’une deuxième caractéristique (identique ou distincte de la première caractéristique) de l’activité cardiaque prise, cette valeur de référence étant issue d’une mesure prise parmi la position P i d’au moins une stimulation S i et le signal électrique SR i de réponse à la stimulation S i . Cette réalisation permet d’adapter interactivement un modèle paramétrique préalablement paramétré en fonction des mesures réalisées lors des stimulations. La modification des valeurs des paramètres permet d’améliorer la qualité du modèle. Le modèle paramétrique est un modèle donné qui comprend un certain nombre de paramètres auxquels sont attribuées des valeurs. Lorsque l’on détermine une nouvelle valeur d’un paramètre d’un modèle, le modèle obtenu diffère du modèle paramétrique initial uniquement par la valeur du paramètre. Avantageusement, la valeur du paramètre est définie de façon à réduire une fonction d’écart c’est-à-dire de façon à réduire une erreur. Autrement dit, la valeur du paramètre est définie de façon qu’une différence entre un deuxième écart défini pour au moins une stimulation entre une valeur de référence de la deuxième caractéristique issue de la mesure est une deuxième estimation de la valeur de la deuxième caractéristique de l’activité cardiaque obtenue à partir du modèle paramétrique MOPA est plus faible qu’un premier écart obtenu pour cette stimulation entre une première estimation de la deuxième caractéristique déterminée à partir du modèle paramétrique et la valeur de référence. L’étape DV de détermination de la valeur du paramètre peut comprendre une étape élémentaire de détermination de paramètre telle que définie précédemment ou une suite d’étapes élémentaires de détermination de paramètres, telle que le modèle paramétrique initial MOP d’une deuxième étape élémentaire consécutive à une première étape élémentaire est le modèle paramétrique MOPA généré lors de la première étape élémentaire. Le modèle paramétrique initial MOP de la première étape élémentaire mise en œuvre est une entrée du procédé ou est généré lors du procédé à partir d’un autre modèle comme nous le verrons dans la suite. Les première et deuxième caractéristiques peuvent être identiques ou différentes dans les différentes étapes élémentaires. Le paramètre peut être un unique paramètre ou être composé de plusieurs paramètres élémentaires. Nous allons détailler les différentes étapes mises en œuvre par l’unité de calcul en décrivant deux modes de réalisation de l’invention. Les caractéristiques précédemment décrites sont applicables à ces deux modes de réalisation. Premier mode de réalisation : modèle direct Selon un premier mode de réalisation, on utilise un modèle paramétrique global direct modélisant la propagation d’un signal électrique depuis une source d’une arythmie jusqu’au torse de l’individu. Autrement dit, l’unité de traitement UT est configurée pour mettre en œuvre une étape lors de laquelle elle va résoudre le problème direct de l’électrocardiographie lors du procédé d’aide à la localisation de l’arythmie. Le résultat de cette étape est utilisé pour déterminer l’erreur de positionnement et/ou la position estimée. Ce mode de réalisation présente notamment l’avantage de tenir compte de la cohérence spatiotemporelle. En référence à la FIG. 5 , nous allons décrire plus précisément un exemple des étapes mises en œuvre par l’unité de traitement dans le premier mode de réalisation. Dans ce mode de réalisation, la donnée initiale utilisée lors de l’étape de génération GE est une position. Dans ce premier mode de réalisation, l’unité de traitement UT est configurée pour mettre en œuvre, par ordinateur, les étapes suivantes : générer GA le modèle anatomique thoracique MA à partir de l’image I, déterminer DV1 une valeur d’au moins un paramètre d’un modèle paramétrique MOP1 modélisant une propagation d’un signal électrique d’une activité cardiaque, déterminer DPE1 une position estimée PE1 de la source de l’arythmie à partir du modèle paramétrique, du modèle anatomique MA et d’un premier signal électrique de l’arythmie SA représentatif de l’activité cardiaque de l’individu générée spontanément en réponse à une excitation générée par la source de l’arythmie affectant l’individu, calculer CE1 une erreur de positionnement EP affectant la position estimée PE1 de la source de l’arythmie à partir de la position P i et du signal électrique de réponse SR i , générer RES une information représentative de la position estimée PE1 et une information représentative de l’erreur de positionnement EP1 affectant la position estimée. Avantageusement, l’étape de détermination DV1 comprend au moins une étape élémentaire comprenant : pour au moins une stimulation S i , générer GE1 une première estimation ESR i d’une valeur d’au moins une première caractéristique de l’activité cardiaque de l’individu en utilisant un modèle paramétrique initial MPO1 dont un paramètre présente une valeur initiale, le modèle anatomique MA et la position P i de la stimulation S i , définir GMA1 la valeur du paramètre à partir de la première estimation ESR i et d’une valeur de référence de la première caractéristique, cette valeur de référence étant issue du signal électrique de réponse SR i , de sorte à obtenir le modèle paramétrique MOPA1 différant du modèle paramétrique initial MOP1 uniquement par la valeur du paramètre. Cette dernière étape est avantageusement réalisée de façon à limiter une erreur. Dans l’exemple de réalisation de la FIG. 5 , on fait une estimation, lors de l’étape GE1, du signal électrique de réponse ESR i à la stimulation S i . Le modèle MOP1 utilisé pour calculer cette estimation est un modèle paramétrique global. Le modèle paramétrique global comprend par exemple plusieurs modèles élémentaires paramétriques. Le modèle paramétrique global comprend par exemple un modèle eikonal et un modèle ionique et un modèle de résolution du problème direct. Ces modèles comprennent chacun au moins un paramètre. L’unité de traitement UT est, par exemple, configurée pour mettre en œuvre, lors de l’étape de génération GE1, pour chaque stimulation Si, avec i = 1 à P la suite étapes suivante, appelée suite d’étapes du problème direct dans la suite du texte : générer une carte d’activation à partir du modèle eikonal, de la position P i et du modèle anatomique MA, générer une distribution en temps et en espace de potentiels transmembranaires à partir de la carte d’activation, du modèle ionique et du modèle anatomique MA, générer des potentiels électriques à la surface du torse à partir des potentiels transmembranaires en utilisant un modèle de résolution du problème direct et du modèle anatomique MA, calculer l’estimation signal électrique ESR i à partir des potentiels électriques à la surface du torse et du modèle anatomique MA. L’étape de génération des potentiels électriques à la surface du torse à partir des potentiels transmembranaires et du modèle anatomique consiste à résoudre le problème dit direct de l’électrocardiographie. Lors de chacune des étapes, on résout un modèle pour une géométrie définie par modèle anatomique MA en partant de la position P i (pour générer la carte d’activation), de la carte d’activation (pour générer les potentiels transmembranaires), des potentiels transmembranaire (pour générer les potentiels électriques à la surface du torse) de façon à générer le résultat de cette étape. Dans le modèle paramétrique initial MOP1, le(s) paramètre(s) de la méthode ont des valeurs prédéterminées appelées valeurs initiales. De façon connue en soi, le modèle eikonal ou équation eikonale décrit la propagation d'un stimulus électrique à partir d'une position située sur le tissu cardiaque en termes de surfaces isochrones. L’équation eikonale suivante décrit la propagation d’un front d’activation électrique généré à une position P à travers un continuum non homogène et anisotrope : . est l’instant auquel le front d’activation atteint le point et est la vitesse caractéristique de la propagation du front d’onde dans le milieu. D est un tenseur de diffusion d’ordre 2 qui tient compte de l’anisotropie de la propagation. Cette équation est définie dans l’article « A conduction velocity adapted eikonal model for electrophysiology problems with re-excitability evaluation » Cesare Corradoa, Nejib Zemzemi, Medical Image Analysis, Volume 43, January 2018, Pages 186-197. Ainsi, le modèle eikonal décrit la propagation du front d’activation dans le cœur pour une vitesse de propagation du front prédéterminée. Un premier paramètre du modèle eikonal est la vitesse de propagation du front d’activation. Un deuxième paramètre du modèle eikonal est un tenseur D de diffusion qui prend en compte l’anisotropie de la propagation des potentiels électriques dans le cœur. Le calcul de la carte d’activation est réalisé à partir d’une méthode numérique de résolution du modèle eikonal. Par exemple, on connaît une méthode de résolution de marche rapide aussi appelée FMM, acronyme de l’expression anglo-saxonne « fast marching methods » ou l’algorithme de Dijkstra. La carte d’activation comprend des instants d’activation d’une pluralité de points du modèle anatomique MA définis par rapport à l’instant de la stimulation S i , c’est-à-dire de l’instant auquel est réalisée la stimulation à la position P i . Le calcul des potentiels transmembranaires à différents instants et effectué par une méthode de résolution numérique du modèle ionique permettant d’obtenir, à partir de la carte d’activation, un ensemble de potentiels transmembranaires ou potentiels d’actions à différents instants, pour des points du maillage du modèle anatomique. Le modèle ionique est, par exemple un modèle de Mitchell and Schaeffer décrit dans l’article “A Two-Current Model for the Dynamics of Cardiac Membrane, Colleen c. Mitchell and Cavid g. Cchaeffer”, Department of Mathematics, Duke University and Center for Nonlinear and Complex System , Bulletin of Mathematical Biology (2003) 65, 767–793. Le modèle de Mitchell and Schaeffer comprend notamment les paramètres suivants : , , and qui sont quatre constantes de temps caractérisant chacun une des quatre phases respectives du potentiel d’action. est la constant de temps caractéristique de la phase de dépolarisation dans le potentiel transmembranaire, est la constante de temps caractéristique de la phase du plateau dans le potentiel transmembranaire, est la constante de temps caractéristique de la phase de repolarisation dans le potentiel transmembranaire et est la constante de temps caractéristique de retour à la condition initiale de l'état électrique du cœur . Les valeurs de ces constantes de temps affectent la durée du complexe QRS et la forme du signal de réponse. D’autres modèles ioniques peuvent être utilisés. On connaît notamment le Modèle de Beeler-Reute ou le modèle de Noble. Ces modèles comprennent au moins un paramètre tel qu’une conductance de canal ionique. L’unité de traitement UT est configurée pour utiliser, par exemple, une méthode utilisant un schéma numérique implicite, explicite ou semi-implicite, par exemple de type Euler ou Runge Kutta pour calculer les potentiels transmembranaires à partir de la carte d’activation. Le calcul de potentiels électriques à la surface du torse à partir des potentiels transmembranaires consiste à résoudre le problème direct de l’électrocardiographie. De façon connue en soi, le problème direct s’exprime de la façon matricielle suivante : AφH = φT où φH et φT sont respectivement le potentiel électrique sur la surface épicardique et sur la surface thoracique et A est la matrice de transfert. Le calcul des potentiels électriques à la surface du torse à partir des potentiels transmembranaires consiste à résoudre le problème direct de l’électrocardiographie par une méthode de résolution des éléments frontière aussi appelée BEM (acronyme de l’expression anglo-saxonne « boundary element methods »), la méthode des solutions fondamentales aussi appelée MFS (acronyme de l’expression anglo-saxonne « method of fundamental solutions », la méthode des éléments finis aussi appelée FEM (acronyme de l’expression anglo-saxonne « method of fundamental solution »). Ces méthodes de résolution utilisent un modèle paramétrique de la conductivité du torse comprenant un paramètre tel qu’une conductivité unique du torse ou plusieurs conductivités associées à différentes zones du torse et donc du modèle anatomique. Le calcul des signaux électriques de réponse à partir des potentiels électriques à la surface du torse est réalisé en calculant, par des méthodes connues de l’homme du métier, la ou les dérivations à partir des positions des électrodes de l’électrocardiographe sur le torse, du modèle anatomique MA et des potentiels électriques à la surface du torse. Ainsi, l’unité de traitement UT, est par exemple configurée pour mettre en œuvre la suite d’étapes du problème direct en utilisant un modèle paramétrique global dans lequel les paramètres présentent des valeurs respectives initiales de sorte à former le modèle paramétrique initial MOP1. Cela permet d’obtenir des premières estimations ESR i des signaux de réponses SR i aux stimulations. L’unité de traitement UT est avantageusement configurée pour calculer des écarts entre les estimations des signaux de réponse ESR i aux stimulations et les signaux de réponse SR i eux-mêmes. Ces écarts sont, par exemple des combinaisons des inverses de coefficients de corrélation entre les différentes dérivations ou des inverses d’erreurs au sens des moindres carrés calculés pour les différentes dérivations. L’unité de calcul est avantageusement configurée pour déterminer une valeur d’un paramètre du modèle, par exemple une nouvelle valeur d’une vitesse de propagation du modèle eikonal, telle qu’une valeur d’une fonction des écarts entre les signaux estimés en utilisant le modèle paramétrique initial MOP1 et les signaux de réponse SR i présente une valeur plus élevée que la valeur de cette fonction calculée pour les écarts obtenus entre les signaux estimés, en utilisant le nouveau modèle paramétrique MOPA différant du modèle paramétrique initial MOP1 uniquement par la valeur de la vitesse de propagation, et les signaux de réponse SR i . La fonction est par exemple une combinaison, par exemple, une moyenne. En variante, la fonction est un maximum des écarts. Cette étape peut, par exemple, être réalisée en calculant des signaux estimés à partir de plusieurs modèles paramétriques différant uniquement par les valeurs de la vitesse de propagation, en calculant, pour chacune de ces valeurs de la vitesse de propagation, les écarts entre les signaux estimés et les signaux électriques de réponse et en calculant la valeur de la fonction de ces écarts et en comparant les valeurs des fonctions obtenues pour les différentes valeurs de la vitesse de propagation. En variante ou en sus, lors de l’étape de génération GE1 d’une première estimation d’une valeur d’au moins une première caractéristique de l’activité cardiaque, on peut estimer une valeur d’une caractéristique de l’activité cardiaque distincte d’un signal électrique de réponse à une stimulation. Dans un exemple, l’unité de traitement UT, peut être configurée pour calculer, pour chaque stimulation S i , une estimation du signal électrique de réponse SR i puis pour en extraire des valeurs d’au moins une caractéristique de ce signal. Par exemple, on peut déduire la durée du complexe QRS de l’estimation du signal électrique de réponse. Dans un autre exemple, l’unité de traitement UT est configurée pour mettre en œuvre, lors de cette étape, seulement une partie de la suite d’étapes du problème direct de sorte à générer un résultat intermédiaire et de déduire de ce résultat une valeur de la caractéristique du signal électrique de réponse de ce résultat intermédiaire. Par exemple, l’unité de traitement UT est configurée pour générer, pour au moins une stimulation S i , une carte d’activation à partir du modèle eikonal, de la position P i de la stimulation et du modèle anatomique MA et pour extraire de la carte d’activation une durée du complexe QRS du signal électrique de réponse SR i . Cette extraction est, par exemple, réalisée en déterminant des durées d’activation en différents points de la carte d’activation et en identifiant la durée d’activation maximale. La durée d’activation maximale correspond à la durée du complexe QRS d’un signal électrique de réponse estimé par la méthode paramétrique. En variante ou en sus, l’unité de traitement UT est configurée pour générer une carte d’activation à partir du modèle eikonal et pour générer une distribution en temps et en espace de potentiels transmembranaires à partir de la carte d’activation, du modèle ionique et du modèle anatomique MA. L’unité de traitement UT peut être configurée pour extraire, des potentiels transmembranaires, des valeurs de plusieurs caractéristiques, par exemple d’au moins une constante de temps. Un exemple de caractéristique est une durée du potentiel d’action à x % de repolarisation. x est compris entre 1 et 100, il est par exemple égal à 90. Classiquement ces informations sont proportionnelles à des informations temporelles que l’on peut extraire des potentiels transmembranaires. L’unité de traitement UT est avantageusement configurée pour extraire, du signal SR i , la valeur de référence de la deuxième caractéristique qui peut être la première caractéristique. Par exemple, elle extrait la durée du complexe QRS du signal de réponse SR i . Dans le cas où la caractéristique est la durée du complexe QRS, on détermine, pour chaque i avec i = 1 à P, une différence entre la première estimation de la durée du complexe QRS et la durée extraite du signal de réponse SR i . Lors de l’étape GMA1 de définition de la valeur du paramètre, l’unité de traitement UT utilise les écarts calculés pour définir la valeur du paramètre. Elle détermine par exemple une fonction est, par exemple, une combinaison ou une moyenne des écarts effectuée sur les différents i avec i = 1 à N ou un maximum des écarts. Par exemple, on met à jour la valeur de la vitesse de propagation du modèle eikonal de sorte que la moyenne réalisée sur les différentes stimulations S i , des différences entre les durées du complexe QRS calculées à partir des cartes d’activation générées avec la nouvelle vitesse de propagation et les durées du complexe QRS extraites des mesures des signaux électriques de réponse SR i est plus faible que la moyenne réalisée sur les différentes stimulations S i , des différences entre les durées du complexe QRS calculées à partir des cartes d’activation générées avec la vitesse de propagation initiale (avant mise à jour) et les durées du complexe QRS extraites des mesures des signaux électriques de réponse SR i . Bien entendu, d’autres fonctions sont envisageables. Cette étape peut être réalisée en calculant la valeur de la fonction pour plusieurs valeurs d’un ou d’un ensemble de paramètres et en sélectionnant la valeur du paramètre ou de l’ensemble des paramètres qui permet d’obtenir la valeur la plus faible de la fonction. Cette étape peut en variante ou en sus utiliser une table de correspondance entre des valeurs d’un paramètre et des valeurs d’une caractéristique du signal électrique de réponse comme nous le verrons par la suite. Estimation de la position L’unité de traitement UT est configurée pour, une fois que la valeur d’un ou plusieurs paramètres de la méthode a été adaptée en fonction des positions P i des stimulations S i et des signaux de réponses SR i aux simulations, estimer une position de la source de l’arythmie et une erreur de positionnement de la source de l’arythmie. La détermination DPE1 de la position estimée PE1 de la source de l’arythmie affectant le patient utilise le modèle paramétrique global MOPA1. Les valeurs des paramètres de ce modèle global sont les valeurs initiales pour les paramètres dont les valeurs n’ont pas été modifiées et les nouvelles valeurs pour les paramètres sont les valeurs ont été modifiées. Cette étape utilise donc chaque modèle élémentaire dont un paramètre a été modifié. Cette étape est avantageusement réalisée à partir d’un nombre J de signaux de réponse simulés SSR j , j = 1 à J. J est un nombre entier supérieur à 1. Le signal électrique de réponse simulé SSR j est une simulation d’un signal électrique représentatif de l’activité cardiaque de l’individu obtenu en réponse à une stimulation à une position simulée prédéterminée PS j , c’est-à-dire en réponse à une excitation par une source occupant la position prédéterminée PS j . Ce signal est obtenu par simulation. Autrement dit, le signal électrique de réponse simulé SSR j est obtenu par un calcul mis en œuvre par ordinateur. Autrement dit, les signaux électriques de réponse simulés SSR j sont obtenus par une méthode non invasive. Ainsi, la détermination DPE1 de la position estimée PE1 de la source de l’arythmie affectant le patient comprend le calcul CASSR de signaux électriques de réponse simulés SSR j , avec j = 1 à J, à partir du modèle paramétrique MOPA1, du modèle anatomique MA et des J positions dites simulées prédéterminées PS j de la source de l’arythmie et la sélection SEL d’une position simulée parmi les J positions simulées à partir du premier signal de l’arythmie S. Autrement dit, chaque signal électrique de réponse simulé SSR j est calculé par l’unité de traitement UT en utilisant le modèle paramétrique MOPA1, le modèle anatomique MA et une position simulée prédéterminée PS j correspondante de la source de l’arythmie. Ce calcul CASSR est, par exemple, réalisé en mettant en œuvre, pour chaque j = 1 à J, la suite d’étapes du problème direct en utilisant le modèle paramétrique MOPA1 et une position simulée PS j en lieu et place d’une position P i , de sorte à générer un signal électrique de réponse simulé SSR j . Avantageusement J est supérieur à P. Avantageusement, J est compris entre 50 et 10 000. Par exemple, J est supérieur ou égal à 100 ou 1000. Avantageusement, les positions simulées PS j sont régulièrement réparties sur l’épicarde et sur l’endocarde ou dans une zone prédéterminée de l’épicarde et/ou une zone prédéterminée de l’endocarde et/ou dans une zone prédéterminée du myocarde. Avantageusement, la position estimée PE1 de la source de l’arythmie est la position simulée PS j correspondant au signal de réponse simulé SSR j pour lequel une valeur d’une similitude VS j avec le premier signal électrique de l’arythmie SA est la plus élevée parmi les J valeurs des similitudes calculées pour les différents j (j= 1 à J). La similitude est une grandeur représentative d’une similarité entre les deux signaux. On peut par exemple calculer une combinaison de coefficients de corrélation entre les dérivations des deux signaux ou une combinaison des inverses des erreurs entre les dérivations des signaux au sens des moindres carrés. La mise en œuvre de cette étape est rapide et moins dangereuse qu’une étape invasive de stimulation. Elle permet également d’obtenir une position estimée PE plus proche de la position réelle de la source de l’arythmie affectant le patient que celle que l’on aurait obtenue uniquement à partir des positions P i des stimulations S i , dont le nombre est limité. Par ailleurs, cette solution met en œuvre une méthode paramétrique améliorée utilisant les stimulations. Elle est donc personnalisée, c’est-à-dire adaptée à l’individu et aux conditions cardiaques de l’individu pendant l’intervention. Le calcul CE1 de l’erreur de positionnement EP1 affectant la position estimée PE1 est réalisé à partir des signaux de réponse SR i et des positions P i des stimulations S i avec i = 1 à P. Ce calcul est également réalisé à partir des signaux électriques de réponse simulés SSR j calculés pour les différentes positions simulées PS j . Par conséquent, ce calcul CE1 utilise le modèle paramétrique MOPA1 pour calculer les signaux de réponse simulés SSR j . Par exemple, le calcul de l’erreur de positionnement comprend, pour chaque i avec i = 1 à P, la sélection de la position simulée PS j , prise parmi les J positions simulées PS j correspondant au signal de réponse simulé SSR j pour lequel une valeur de similitude avec le signal électrique de réponse SR i est la plus élevée parmi les J valeurs des similitudes calculées pour la même stimulation S i . La position simulée PS j associée à cette valeur la plus élevée est la position simulée P j la plus proche de la position P i de la stimulation S i . Le calcul de l’erreur de positionnement comprend, pour chaque i, le calcul d’une distance entre la position simulée PS j identifiée comme étant la plus proche de la position P i de la stimulation. L’erreur de positionnement EP1 est une fonction, par exemple une combinaison, par exemple une moyenne de ces distances. L’erreur de positionnement EP1 est, par exemple, un rayon de confiance (moitié d’un intervalle de confiance) pour un niveau de confiance prédéterminé. Table de correspondance Comme précisé précédemment, l’étape de définition DV de la valeur d’un paramètre peut comprendre une étape d’utilisation une table de correspondance entre des valeurs du paramètre et des premières valeurs de référence respectives d’une troisième caractéristique de l’activité cardiaque. Par exemple, on utilise une table comprenant des durées du potentiel d’action cardiaque en fonction de valeurs de couples de paramètres , . On détermine des valeurs d’une troisième caractéristique de l’activité cardiaque de l’individu. Par exemple les P durées des potentiels d’actions à partir des P signaux de réponses SR i aux stimulations S i . Ces durées sont calculées à partir de durées caractéristiques des signaux de réponse SR i , notamment la durée du complexe QRS du signal de réponse et la durée du segment ST de ce signal de réponse. On sélectionne, à partir de la table de correspondance, pour chaque stimulation S i , une valeur candidate du couple de paramètres , la plus proche associée à la durée du potentiel d’action issue du signal de réponse SR i . Pour chaque stimulation S i , on calcule, à partir d’un modèle paramétrique candidat, dans lequel la valeur de ce couple de paramètres est la valeur candidate, du modèle anatomique MA, pour chacune de J positions simulées PS j , un signal électrique de réponse simulé SSR j et on sélectionne, comme décrit précédemment, le signal électrique de réponse simulé SSR j , dit similaire, qui présente la similitude la plus forte avec une valeur de référence qui est le signal de réponse SR i à la stimulation S i . On sélectionne ensuite la valeur du paramètre à partir du résultat de la comparaison. Pour chaque stimulation S i , on calcule par exemple une erreur associée à la valeur du couple de paramètres, en calculant une distance entre la position simulée PS j associée au signal électrique de réponse simulé dit similaire et la position P i de la stimulation. Ainsi on obtient une erreur associée à la valeur candidate du couple de paramètres pour chaque stimulation S i . On sélectionne, par exemple, parmi les valeurs candidates associées aux différentes stimulations S i , celle qui est associée à la plus petite erreur. En variante, la table de correspondance associe les valeurs d’un paramètre (ou de plus de deux paramètres) à une valeur d’une caractéristique d’un signal électrique de réponse Cette étape peut être l’étape de détermination DV1 ou une étape élémentaire de détermination. Détermination des signaux de réponse simulés Avantageusement, le procédé d’aide à la localisation mis en œuvre par l’unité de traitement UT comprend une étape préalable EPR de calcul des signaux initiaux de réponses simulés SISR j pour les J positions simulées PS j . Dans un mode particulier de réalisation, l’étape préalable EPR comprend une étape initiale de calcul EIC de signaux initiaux de réponses simulés SISR j pour les J positions simulées PS j en utilisant un modèle paramétrique de départ MODP. Le modèle paramétrique de départ MODP diffère du modèle paramétrique initial MOP1 uniquement par la valeur d’au moins un paramètre qui est une valeur de départ. L’étape initiale est, par exemple, exécutée en mettant en œuvre, pour chaque j = 1 à J, la suite d’étapes du problème direct en utilisant les valeurs de départ des paramètres la position simulée PS j et le modèle paramétrique de départ MODP, de sorte à générer un signal électrique de réponse simulé SISR j . L’étape préalable EPR comprend ensuite, une étape d’amélioration préalable EAMOP1 du modèle paramétrique de départ à partir d’un deuxième signal électrique de l’arythmie SA2 de sorte à générer le modèle paramétrique initial MOP1. Autrement dit, cette étape consiste à modifier une valeur d’un paramètre du modèle paramétrique de départ MODP de sorte à générer modèle paramétrique initial MOP1, à partir d’un deuxième signal électrique SA2 de l’arythmie affectant l’individu. Cette étape permet de partir, en phase chirurgicale, d’un modèle paramétrique initial MOP1 qui est déjà performant ce qui permet de limiter les coûts en termes de calculs de l’étape d’amélioration du modèle en phase chirurgicale et /ou d’améliorer la précision de l’estimation de la position de la source de l’arythmie. Cette étape peut être mise en œuvre de la même façon que l’étape DV1. Plus précisément, l’étape d’amélioration préalable EAMOP1 peut différer de l’étape D1 uniquement en ce qu’elle utilise des données d’entrée distinctes et en particulier les J positions estimées P j en lieu et place des P positions P i , le modèle paramétrique de départ MODP en lieu et place du modèle paramétrique MOP1 et le deuxième signal électrique de l’arythmie SA2 en lieu et place des signaux de réponse SR i . Le modèle paramétrique initial MOP1 généré lors de cette étape est avantageusement celui qui est utilisé par la première étape de détermination élémentaire dans le cas de plusieurs étapes de détermination élémentaires Le deuxième signal électrique de l’arythmie SA2 peut être le signal électrique de l’arythmie SA. En variante, ce deuxième signal SA2 peut être distinct du signal SA. Par exemple, l’étape d’amélioration EAMOP1 du modèle de départ de sorte à générer le modèle paramétrique initial MOP1 utilise un deuxième signal électrique de l’arythmie mesuré en phase pré-chirugicale et l’étape de détermination de la position estimée DPE1 utilise un signal électrique de l’arythmie mesuré en phase chirurgicale. Avantageusement, l’étape préalable comprend une étape de calcul d’une position estimée initiale PIE de la source de l’arythmie à partir du modèle paramétrique initial MOP1. Cette étape diffère avantageusement de l’étape DPE1 uniquement par le modèle paramétrique utilisé qui est le modèle paramétrique initial MOP1 en lieu et place du modèle paramétrique MOPA. L’étape préalable comprend également avantageusement une étape de génération d’une information représentative de la position estimée initiale PIE de sorte que le système S restitue cette information au praticien. De la sorte, cette information est mise à disposition du praticien par l’interface de sortie INTS. Par exemple, l’interface de sortie INTS affiche cette information sur un ensemble d’au moins un écran. Cet affichage peut être du même type que l’affichage de la position estimée sans information relative à une zone de confiance. Avantageusement, cette étape est mise en œuvre préalablement à l’étape de stimulation. Cette étape permet de donner une première estimation de la position à un praticien qui va effectuer la stimulation à des positions autour de cette position initiale estimée PIE comme représentée en FIG. 2 . Ces étapes de calcul de l’estimation initiale de la position, de génération de l’information représentative de cette estimation et de sa restitution peuvent également être mises en œuvre dans le deuxième mode de réalisation à partir du modèle initial MOP2 et du deuxième signal SA2. Nous allons maintenant décrire, en référence à la FIG. 6 , les étapes mises en œuvre par le système selon un deuxième mode de réalisation. Selon ce deuxième mode de réalisation, on utilise un modèle paramétrique inverse pour modéliser la propagation d’un signal électrique du torse de l’individu jusqu’au cœur du patient. Autrement dit, l’unité de traitement UT est configurée pour mettre en œuvre, lors du procédé d’aide à la localisation de la source de l’arythmie, une étape lors de laquelle elle va résoudre le problème inverse de l’électrocardiographie en utilisant le modèle inverse de sorte à calculer des électrogrammes à partir d’un signal électrique SR i de réponse à une stimulation S i . L’unité de traitement UT est configurée pour mettre en œuvre le procédé d’aide à la localisation d’une source d’une arythmie suivant : générer GA le modèle anatomique MA, générer GE2 des premières positions estimées ESP i (avec i= 1 à P) des stimulations S i de l’arythmie sur le cœur de l’individu à partir d’un modèle paramétrique initial MOP2, du modèle anatomique MA et des signaux de réponse SR i aux stimulations S i , définir GMA2 la valeur d’un paramètre du modèle à partir des positions estimées ESP i et des positions des stimulations S i d’un paramètre à partir des premières positions estimées ESP i de sorte à obtenir un modèle paramétrique MOPA2 différant du modèle paramétrique initial MOP2 par la valeur du paramètre, déterminer DPE2 une position estimée PE2 de la source de l’arythmie à partir du modèle paramétrique MOPA2, du modèle anatomique MA et d’un premier signal électrique de l’arythmie SA représentatif de l’activité cardiaque de l’individu générée spontanément en réponse à une excitation générée par la source de l’arythmie affectant l’individu, calculer CE2 une erreur de positionnement EP affectant la position estimée PE2 de la source de l’arythmie à partir de la position P i de la stimulation S i et du signal électrique de réponse SR i à la stimulation S i , générer RES une information représentative de la position estimée PE2 et une information représentative de l’erreur de positionnement EP2 affectant la position estimée. Par exemple, la définition GMA2 du paramètre comprend : calculer des premières distances entre les premières positions estimées ESP i et les positions P i des stimulations S i respectives, calculer, pour chaque modèle paramétrique candidat d’un ensemble de modèles paramétriques candidats, des deuxièmes positions estimées à partir du modèle paramétrique candidat, du modèle anatomique MA et des SR i des signaux de réponse des stimulations S i , calculer, pour chaque modèle paramétrique candidat, des deuxièmes distances entre les deuxièmes positions estimées et les positions des stimulations S i, sélectionner une valeur du paramètre à partir d’une fonction de ces distances. Par exemple, les modèles paramétriques candidats différant uniquement par les valeurs du paramètre de régularisation utilisé. Autrement dit, on teste plusieurs valeurs du paramètre de régularisation. On sélectionne par exemple, la valeur du paramètre de régularisation pour laquelle la moyenne des distances obtenues pour les différentes stimulations est la plus faible et est plus faible que la moyenne des premières distances. La fonction est, par exemple, une combinaison par exemple une moyenne ou une médiane ou bien un maximum. Dans ce mode de réalisation, l’unité de traitement est configurée pour mettre en œuvre, lors de l’étape de génération GE2, pour chaque i = 1 à P un procédé dit inverse comprenant la suite étapes suivante, appelée suite d’étapes du problème inverse dans la suite du texte : calculer des potentiels électriques à la surface du torse à partir du modèle anatomique MA et du signal électrique SR i de réponse, générer des électrogrammes dans le cœur à partir des potentiels électriques en utilisant un modèle de résolution du problème inverse et le modèle anatomique MA, générer une carte d’activation à partir du modèle anatomique MA et des électrogrammes, déterminer une première position estimée ESP i à partir de la carte d’activation et du modèle anatomique MA. Les électrogrammes sont des courbes de potentiels électriques extracellulaires en fonction du temps. Ces électrogrammes sont déterminés en chaque point d’un ensemble de points du modèle anatomique MA. Ces étapes sont des étapes classiques connues de l’homme du métier. L’étape de calcul des potentiels électriques à la surface du torse est effectuée de façon classique à partir du signal électrique de réponse SR i . La génération des électrogrammes à partir des potentiels électriques à la surface du corps et du modèle anatomique est mise en œuvre par un procédé de résolution du problème inverse de l’électrocardiographie. Etant donné que la matrice de transfert A ce procédé résout un modèle du problème inverse régularisé qui comprend un paramètre de régularisation λ de la matrice inverse. Ce procédé met en œuvre un procédé connu de résolution du problème inverse de l’homme du métier, par exemple décrite dans la Thèse d’Amel Karoui « Méthodes numériques pour la résolution des problèmes inverses en électrocardiographie », Université de Bordeaux. On met par exemple en œuvre un procédé de résolution des éléments frontière aussi appelée BEM (acronyme de l’expression anglo-saxonne « boundary element methods »), la méthode des solutions fondamentales aussi appelée MFS (acronyme de l’expression anglo-saxonne « method of fundamental solutions », la méthode des éléments finis aussi appelée FEM (acronyme de l’expression anglo-saxonne « method of fundamental solution ») ou la méthode de couche unique équivalente ou ESL (acronyme de l’expression anglo-saxonne « Equivalent Single Layer – ESL ») pour le calcul de la matrice de transfert. Ces méthodes sont décrites dans le document « Numerical Investigation of Methods used in Commercial Clinical devices for solving the ECGI Inverse Problem » Narimane Gassa, Vitaly Kalinin , et Nejib Zemzemi. La régularisation limite l’espace des solutions du problème inverse. Elle met donc des contraintes sur les signaux électriques, par exemple, les potentiels électriques. On peut par exemple utiliser une régularisation de Tikhonov ou la décomposition en valeurs singulières. Ces exemples ne sont bien entendu pas limitatifs. La génération de la carte d’activation à partir des électrogrammes et du modèle anatomique MA est, par exemple, mise en œuvre par une méthode du temps de déviation interne aussi appelée TID en référence à l’expression anglo-saxonne « Time of inner deflection » ou par une méthode de cartographie de la direction d’activation aussi appelée ADM en référence à l’expression anglo-saxonne « Activation Direction Mapping ». Ces méthodes sont aussi décrites dans le document précédemment cité. Ainsi, dans ce mode de réalisation on définit avantageusement la valeur du paramètre de régularisation. Avantageusement, le procédé d’aide à la localisation de l’arythmie comprend pour chaque stimulation S i : générer une pluralité de positions estimées de la stimulation à partir du signal de réponse SR i et du modèle anatomique MA par des procédés dits inverses distincts différant uniquement en ce qu’ils mettent en œuvre des procédés de résolution du problème inverse distincts et/ou des procédés distincts de calcul d’une carte d’activation à partir des électrogrammes, sélectionner un procédé inverse parmi ces procédés inverses à partir des positions estimées et des positions des stimulations S i . La sélection du procédé inverse consiste à sélectionner un procédé de résolution du problème inverse ou un procédé de calcul de la carte d’activation ou un couple (procédé de résolution du problème inverse, procédé de calcul de la carte d’activation). Par exemple, on calcule des positions estimées pour chaque stimulation S i en mettant en œuvre des procédés distincts différant uniquement par le procédé utilisé pour résoudre le problème inverse. On utilise par exemple un procédé utilisant la méthode de résolution des éléments frontière aussi appelée BEM, un procédé utilisant la méthode des solutions fondamentales, et un procédé utilisant la méthode des éléments finis aussi appelée FEM, pour le calcul de la matrice de transfert. Avantageusement, lors de l’étape d’une génération d’une pluralité de positions estimées on génère une pluralité de positions estimées à partir de procédés inverses mettant en œuvre des procédés de résolution du problème inverse distincts, chacun de ces procédés utilisant une méthode de résolution respective distincte prise parmi la méthode de résolution des éléments frontière, la méthode des éléments finis aussi appelée FEM la méthode de couche unique équivalente ou ESL. La sélection du procédé inverse comprend la sélection d’un procédé de résolution du problème inverse parmi ces procédés de résolution du problème inverse. En variante ou en sus, lors de l’étape d’une génération d’une pluralité de positions estimées on génère une pluralité de positions estimées à partir de procédés mettant en œuvre des procédés de calcul de carte d’activation distincts, chacun de ces procédés utilisant une méthode de résolution respective distincte prises la méthode du temps de déviation interne et la méthode de cartographie de la direction d’activation. La sélection du procédé inverse comprend la sélection d’un procédé de calcul de la carte d’activation parmi ces procédés de calcul de la carte d’activation. On sélectionne le procédé qui a donné les estimations les plus similaires selon un critère de similitude prédéterminé. En variante, le procédé d’aide à la localisation de l’arythmie comprend : pour chaque stimulation S i : générer une pluralité de positions estimées de la stimulation à partir du signal de réponse SR i et du modèle anatomique MA par des procédés dits inverses distincts différant en ce qu’ils mettent en œuvre des procédés de résolution du problème inverse distincts et/ou des procédés distincts de calcul d’une carte d’activation à partir des potentiels transmembranaires et par des valeurs du paramètre de régularisation, sélectionner un couple comprenant le procédé inverse et valeur du paramètre de régularisation parmi ces procédés. Le calcul CE2 de l’erreur de positionnement EP2 comprend alors : pour chaque stimulation S i , calcul d’une position estimée à partir du procédé sélectionné en utilisant le modèle de résolution du problème inverse dont la valeur est déterminée lors du procédé selon l’invention, calcul des distances entre ces positions estimées et les positions P i respectives des stimulations S i , détermination de l’erreur à partir de ces distances. L’erreur de positionnement EP2 est une fonction, par exemple une combinaison, par exemple une moyenne de ces distances. L’erreur de positionnement EP2 est, par exemple, un rayon de confiance (moitié d’un intervalle de confiance) pour un niveau de confiance prédéterminé. La position estimée PE2 est calculée, lors de l’étape CE1, à partir du signal électrique de réponse SR i et du modèle anatomique en mettant en œuvre, l’éventuel procédé sélectionné, et en utilisant la valeur du paramètre définie lors du procédé. Synchronisation L’interface d’entrée INTE de l’interface homme-machine INT permet avantageusement au praticien de générer un ordre de stimulation au stimulateur STIM de sorte que le stimulation STIM réalise la stimulation à la position de l’électrode. L’unité de traitement UT est configurée pour, lorsqu’elle reçoit un ordre de stimulation depuis l’interface d’entrée INTE, commander le stimulateur STIM à partir des mesures délivrées par l’enregistreur ENRR de sorte que le stimulateur STIM réalise la stimulation à la position P i dans une phase prédéterminée d’un cycle respiratoire. Cela permet d’améliorer la précision de l’estimation de la position de la source de l’arythmie. En effet, les solutions des méthodes directe et inverse sont affectées par la position relative entre le cœur et les électrodes de mesure des signaux de réponse et donc par le cycle respiratoire. Avantageusement, la ou les images sur la base de laquelle ou desquelles est généré le modèle anatomique MA sont prises lors d’une phase donnée du cycle respiratoire. Avantageusement, les stimulations S i sont réalisées lors de cette phase. Avantageusement, le système S comprend des moyens configurés pour imposer que les stimulations S i soient effectuées lors d’une phase prédéterminée d’un cycle respiratoire. La phase est par exemple définie de sorte à être un instant séparé d’un évènement prédéterminé du cycle respiratoire par une durée prédéterminée donnée. Cela suppose que l’on considère que la durée du cycle respiratoire est constante. L’évènement est, par exemple le début de l’inspiration ou de l’expiration. Matériel D’un point de vue matériel, l’unité de traitement UT peut être vue comme un calculateur interagissant avec des programmes d’ordinateur. L’unité de traitement UT comprend au moins un ordinateur, par exemple, un micro-ordinateur, un réseau d’ordinateurs, un composant électronique, une tablette, un Smartphone ou un assistant numérique personnel (PDA). L’unité de traitement UT comprend par exemple, un calculateur, comprenant un ensemble d’au moins un processeur, et éventuellement une mémoire couplée opérationnellement au calculateur. La mémoire comprend par exemple un support lisible par ordinateur. Le support lisible par ordinateur est un dispositif tangible lisible par un lecteur de l’unité de traitement, apte à mémoriser des instructions électroniques et à être couplé à une unité de communication. Autrement dit, le support lisible par ordinateur est un support tangible. Autrement dit, ce n'est pas un signal transitoire en soi, tels que des ondes radio ou d'autres ondes électromagnétiques à propagation libre, telles que des impulsions lumineuses ou des signaux électroniques. Un tel support de stockage lisible par ordinateur est, par exemple, un dispositif de stockage électronique, un dispositif de stockage magnétique, un dispositif de stockage optique, un dispositif de stockage électromagnétique, un dispositif de stockage à semi- conducteur ou toute combinaison de ceux-ci. A titre d'exemple, le support lisible est un disque optique, un disque magnéto-optique, une mémoire morte (ROM, de l'anglais Read-Only Memory), une mémoire morte effaçable et programmable (EPROM, de l'anglais Erasable Programmable Read-Only Memory), une mémoire morte programmable et effaçable électriquement (ÉEPROM, de l'anglais Electrically Erasable Programmable Read-Only Memory), une mémoire vive (RAM, de l'anglais Random Access Memory), une carte magnétique ou une carte optique. Le support lisible peut comporter un système d’exploitation et charger les programmes selon l’invention. Il comporte des registres adaptés à enregistrer des variables de paramètres créés et modifiés eu cours de l’exécution des programmes précités. Sur le support lisible est alors mémorisé un programme d'ordinateur comportant des instructions logicielles. En variante, les instructions des programmes sont issues d’une source externe et téléchargées via un réseau. C’est notamment le cas pour les applications. L’unité de traitement UT comprend un calculateur, c’est-à-dire au moins circuit électronique de traitement de données conçu pour manipuler et/ou pour transformer des données représentées par des quantités électroniques ou physiques dans des registres du système d'évaluation et/ou des mémoires en d'autres données similaires correspondant à des données physiques dans les mémoires de registres ou d'autres types de dispositifs d'affichage, de dispositifs de transmission ou de dispositifs de mémorisation. L’unité de traitement UT comprend, par exemple, des mémoires, pour stocker des données, par exemple mesures, les programmes des méthodes paramétriques comprenant les valeurs des paramètres susceptibles d’être mises à jour, les données calculées lors de la mise en œuvre du procédé selon l’invention, couplées opérationnellement au circuit électronique de traitement de données et un lecteur adapté à lire un support lisible par ordinateur. Les étapes du procédé selon l’invention sont, par exemple, exécutées en amenant les circuits électroniques de traitement de l’unité de traitement UT à lire des programmes prédéterminés enregistrés sur des matériels tels que des mémoires de telle sorte que les circuits électroniques de traitement de données exécutent des calculs, commandent des communications et à lisent et/ou écrivent des données dans des mémoires. Le procédé selon l’invention est, par exemple, exécuté sur un dispositif de traitement, par exemple ordinateur unique, ou sur un système distribué entre plusieurs ordinateurs (notamment via l’utilisation de l’informatique en nuage). L’unité de traitement UT comprend au moins un calculateur comprenant au moins des éléments listés ci-après : un ensemble d’un ou plusieurs processeurs (par exemple au moins une unité de traitement centrale (CPU) et/ou au moins une unité de traitement graphique (GPU) et/ou au un microcontrôleur et/ou au un processeur de signal numérique (DSP)) ASIC aptes à interpréter des instructions sous forme de programme informatique et/ou un ensemble matériel comme un circuit intégré spécifique à une application (ASIC), un réseau de portes programmables in situ (FPGA), un dispositif logique programmable (PLD) des réseaux logiques programmables (PLA), un système sur puce (SOC), et/ou une carte électronique dans laquelle des étapes du procédé selon l’invention sont implémentées dans des éléments matériels. L’invention se rapporte à un produit programme d’ordinateur comprenant le support lisible par ordinateur contenant des instructions qui, lorsqu'elles sont exécutées par le circuit de traitement, amènent l’unité de traitement à mettre en œuvre le procédé d’aide à la localisation et des arythmies. Le produit-programme peut comprendre le support d’enregistrement lisible par ordinateur. L’invention se rapporte également à un support lisible par ordinateur, sur lequel est enregistré le programme d'ordinateur. En variante, les instructions du programme sont issues d’une source externe et téléchargées via un réseau. C’est notamment le cas pour les applications. Dans ce cas, le produit programme d'ordinateur comprend un support de données lisible par ordinateur sur lequel sont stockées les instructions de programme ou un signal de support de données sur lequel sont codées les instructions de programme. La forme des instructions de programme est, par exemple, une forme de code source, une forme exécutable par ordinateur ou toute forme intermédiaire entre un code source et une forme exécutable par ordinateur, telle que la forme résultant de la conversion du code source via un interpréteur, un assembleur, un compilateur, un éditeur de liens ou un localisateur. En variante, les instructions de programme sont un microcode, des instructions firmware, des données de définition d’état, des données de configuration pour circuit intégré (par exemple du VHDL) ou un code objet. Les instructions de programme sont écrites dans n’importe quelle combinaison d’un ou de plusieurs langages de programmation, par exemple un langage de programmation orienté objet (C++, JAVA, Python), un langage de programmation procédural (langage C par exemple). L’unité de communication comprend au moins un dispositif de communication permettant une communication entre les éléments du système et éventuellement entre au moins un élément du système et un dispositif extérieur au système. Les systèmes de communication peuvent établir un lien physique entre des éléments du système et/ou entre un élément du système et un dispositif extérieur au système et/ou un lien en communication à distance (sans fil) entre des éléments du système et/ou entre un élément du système et un dispositif extérieur au système. L’unité de communication peut comprendre n'importe quel matériel, microprogramme et/ou logiciel approprié pour communiquer des informations entre des éléments du dispositif auquel appartient l’unité de communication, par exemple via un bus de données, ou à un élément extérieur au dispositif. Afin de permettre la communication de données entre différents dispositifs auxquels appartiennent, le cas échéant, des dispositifs de communication, ces dispositifs comprennent du matériel micrologiciel et/ou logiciel permettant d’établir, entre eux, une liaison de communication câblée, ou sans-fil, par exemple Wi-Fi, Bluetooth, cellulaire ou Ethernet. L’interface utilisateur INT comprend, par exemple, l’interface et sortie INTS et l’interface d’entrée INTE. L’interface d’entrée INTE permet à un utilisateur de saisir des données ou des commandes de façon à pouvoir interagir avec les programmes selon l’invention. L’interface d’entrée INTE comprend, par exemple, un clavier ou un une interface de pointage, tel qu’une souris, un crayon optique, un pavé tactile, une télécommande, un dispositif de reconnaissance vocale, un dispositif haptique. L’unité de traitement UT est avantageusement configurée pour générer des informations de sorte que l’interface de sortie INTS mette ces informations à disposition du praticien. L’interface de sortie INTS est conçue pour restituer ces informations à un utilisateur, de façon sensorielle ou électrique, comme, par exemple de façon visuelle, sonore ou haptique. L’interface de sortie comprend, par exemple, un afficheur. Précédemment, on a décrit une mise à disposition visuelle des informations de position et d’erreur de position, mais au moins une des informations peut être une étape de mise à disposition d’informations par un autre moyen qu’un afficheur, par exemple de façon haptique ou sonore. L’interface de sortie INTS peut être le dispositif d’entrée INTE, par exemple, dans le cas d’une tablette tactile. Système (S) d’aide à la localisation d’une source d’une arythmie affectant le cœur d’un individu, le système comprenant une unité de traitement (UT) configurée pour mettre en œuvre, par ordinateur, un procédé d’aide à la localisation d’une source d’une arythmie comprenant : Générer (GA) un modèle anatomique (MA) cardiaque et thoracique de l’individu à partir d’au moins une image de l’individu (I), Déterminer (DV) une valeur d’au moins un paramètre d’un modèle paramétrique modélisant une propagation d’un signal électrique d’une activité cardiaque, la valeur du paramètre étant déterminée à partir d’une position (P i ) d’au moins une stimulation (S i ) du cœur de l’individu et d’un signal électrique de réponse (SR i ) représentatif de l’activité cardiaque de l’individu et mesuré en réponse à la stimulation (S i ) et à partir du modèle anatomique (MA), Déterminer (DPE) une position estimée (PE) de la source de l’arythmie à partir du modèle paramétrique, du modèle anatomique (MA) et d’un premier signal électrique de l’arythmie (SA) représentatif de l’activité cardiaque de l’individu et généré de façon spontanée par la source de l’arythmie, Calculer (CE) une erreur de positionnement (EP) affectant la position estimée (PE) de la source de l’arythmie à partir de la position (P i ) et du signal électrique de réponse (SR i ), générer une information représentative de la position estimée et une information représentative de l’erreur de positionnement affectant la position estimée de sorte que le système restitue ces informations à un praticien. Système selon la revendication précédente, dans lequel, déterminer (DV) la valeur du paramètre comprend : générer (GE) une première estimation d’une valeur d’une première caractéristique de l’activité cardiaque de l’individu en utilisant un modèle paramétrique initial (MOP), distinct du modèle paramétrique en ce qu’il présente une valeur initiale du paramètre distincte de la valeur, le modèle anatomique (MA), et une donnée initiale prise parmi une position ou un signal électrique représentatif de l’activité cardiaque de l’individu, Déterminer (GMA) la valeur du paramètre à partir de la première estimation et d’une valeur de référence d’une deuxième caractéristique de l’activité cardiaque issue d’une mesure prise parmi la position (P i ) d’au moins une stimulation (S i ) et le signal électrique (SR i ) de réponse à la stimulation. Système selon la revendication précédente, dans lequel la donnée initiale est une position. Système (S) selon la revendication précédente, dans lequel, déterminer la position estimée (PE1) de la source de l’arythmie comprend : calculer (CASSR) J signaux électriques de réponse simulés (SSR j ) en utilisant le modèle paramétrique, le modèle anatomique (MA) et J positions dites simulées prédéterminées (PS j ) de la source de l’arythmie, sélectionner une position simulée parmi les J positions simulées, à partir du signal électrique de l’arythmie (SA). Système selon la revendication précédente dans lequel, calculer (CE1) une erreur de positionnement (EP1) affectant la position estimée (PE1) de la source de l’arythmie comprend : Sélectionner, pour au moins une stimulation, une position simulée (PS j ) prise parmi les J positions simulées (PS j ) à partir du signal électrique de réponse (SR i ) à la stimulation (S i ). Système selon l’une quelconque des revendications 4 à 5, dans lequel, déterminer la valeur du paramètre comprend, pour au moins une stimulation (S i ) : sélectionner une valeur candidate du paramètre, associée à une valeur d’une troisième caractéristique de l’activité cardiaque la plus proche d’une première valeur de référence de la troisième caractéristique issue du signal électrique de réponse à la stimulation dans une table de correspondance, calculer pour chacune de J positions dites simulées (PS j ), une estimation candidate d’un signal électrique de réponse simulée associé à une source située à la position simulée (PS j ) à partir d’un modèle paramétrique candidat dans lequel le paramètre présente la valeur candidate, sélectionner une estimation candidate parmi les J estimations candidates. Système selon l’une quelconque des revendications 4 à 6, dans lequel le procédé d’aide à la localisation de la source de l’arythmie comprend : calculer (EIC) J signaux initiaux (SSR j ) étant des signaux électriques simulés associés à des sources occupant les positions simulées (PS j ) respectives en utilisant un modèle paramétrique de départ (MODP) et le modèle anatomique (MA), modifier une valeur d’au moins un premier paramètre du modèle paramétrique de départ (MODP) de sorte à générer le modèle paramétrique initial (MOP), à partir d’un deuxième signal (SA2) électrique de l’arythmie affectant l’individu. Système selon l’une quelconque des revendications 3 à 7, dans lequel le paramètre comprend une vitesse de propagation d’un modèle eikonal ou une constante de temps caractéristique d’un modèle ionique. Système selon l’une quelconque des revendications 2 à 3, dans lequel la donnée initiale est un signal électrique représentatif de l’activité cardiaque de l’individu. Système selon la revendication précédente, dans lequel le paramètre est un paramètre de régularisation du problème inverse. Système selon l’une quelconque des revendications 9 à 10, dans lequel le procédé d’aide à la localisation de la source de l’arythmie comprend : pour au moins une stimulation (S i ) : générer une pluralité de positions estimées de la stimulation à partir du signal de réponse (SR i ) et du modèle anatomique (MA) par des procédés dits inverses distincts différant en ce qu’ils mettent en œuvre des procédés de résolution du problème inverse distincts et/ou des procédés distincts de calcul d’une carte d’activation à partir d’électrogrammes, sélectionner un procédé inverse parmi ces procédés. Système selon l’une quelconque des revendications précédentes, comprenant : un imageur (IM) configuré pour générer l’image (I), un stimulateur (STIM) pour réaliser les stimulations (S i ), un enregistreur (ENRS) configuré pour enregistrer les signaux électriques de réponse (SR i ) aux stimulations (S i ), un localisateur (LOC) configuré pour mesurer les positions des stimulations de sorte à mesurer les positions (P i ). Système selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel l’au moins une image de l’individu est acquise lors d’une phase prédéterminée du cycle respiratoire de l’individu et la stimulation est effectuée lors de ladite phase d’un autre cycle respiratoire de l’individu. Système selon la revendication précédente, comprenant un enregistreur (ENRR) destiné à enregistrer la respiration du patient et un stimulateur pour effectuer une stimulation, dans lequel l’unité de traitement (UT) est configurée pour imposer, à partir d’une mesure d’une information de respiration du patient, que le stimulateur effectue la stimulation (S i ) uniquement lors d’une phase prédéterminée d’un cycle respiratoire du patient étant la phase pendant laquelle l’image est acquise. Système selon l’une quelconque des revendications précédentes, comprenant une interface de sortie comprenant un afficheur, le système étant configuré pour afficher sur l’afficheur : une représentation graphique d’au moins une partie du cœur ou du myocarde de l’individu, un indicateur visuel occupant une position, sur la représentation graphique de l’au moins une partie du cœur ou du myocarde de l’individu, correspondant à la position estimée, une représentation graphique d’une zone, autour de l’indicateur visuel, contenant les points du cœur ou du myocarde situés à une distance de la position estimée inférieure ou égale à l’erreur de positionnement.