توضیحات

پروژه متلب تشخیص کمپلکس QRS در سیگنال ECG با الگوریتم Pan Tompkins

 

معرفی و تفسیر سیگنال الکتروکاردیوگرافی (ECG):

سیگنال الکتروکاردیوگرام یا ECG نماد عینی فعالیت الکتریکی قلب است که به شکل تغییرات پتانسیل الکتریکی در سطح پوست منعکس می شود. سیگنال الکتروکاردیوگرام روی نوار ثبت گردیده و روی صفحه اسیلوسکوپ ظاهر می­شود. در هنگام ثبت سیگنال الکتروکاردیوگرام باید به سن، جنس، فشار خون، قد، وزن، علایم و داروهای مصرفی(به ویژه دیژیتال و داروهای ضد آریتمی) اشاره شود تا تفسیر سیگنال الکتروکاردیوگرام با دقت بیشتری انجام گیرد.

انجام الكتروکاردیوگرافی به خصوص در وضعیت هایی مانند اختلالات سرعت یا ریتم ضربانات قلب، اختلالات هدایتی قلب، بزرگی حفرات قلب، وجود انفارکتوس میوکارد، و اختلالات تعادل الکترولیتی سودمند است. فعالیت الکتریکی قلب را می توان به کمک سیگنال الکتروکاردیوگرام مشاهده کرد. هر مرحله ای از فعالیت قلب به شکل موجی خاص منعکس می شود. دستگاه الکتروکاردیوگرافی این امواج را می گیرد و به شکل نوار قلب آنها را نشان می دهد. فعالیت الکتریکی قلب توسط اشتقاق ها یا الکترودهای مخصوص (ليدها) (lead) که روی نقاط مختلف و مشخص بدن قرار می گیرند دریافت می شود.

انواع ECG:

دو نوع ثبت کننده ECG شامل ECG دوازده لیدی و ECG تک لیدی وجود دارد. هر دو نوع، اطلاعات حائز اهمیتی را در ارتباط با فعالیت قلب ارائه می دهند. یک ECG دوازده لیدی، اطلاعاتی از دوازده نمای مختلف قلب را ثبت می کند و تصویر کاملی از فعالیت های الکتریکی را به نمایش می گذارد. با قرار دادن شش الکترود بر روی سینه و شش الکترود بر روی اندام های بیمار، می توان سیگنال خروجی از دوازده لید ECG را ثبت نمود.

شش لید اندام، یعنی لیدهایI، II، III وکتور تقویت شده دست راست (aVR)، وکتور تقویت شده دست چپ (aVL) و وکتور تقویت شده پای چپ (aVF)، اطلاعاتی در ارتباط با سطح فرونتال( قدامی) قلب بدست می دهند. برای ثبت لیدهایI، II، III یک الكترود منفی و یک الکترود مثبت لازم است، لیدهای فوق را لیدهای دو قطبی می نامند.

لیدهای تشدید شده (aVR،  aVL، aVF) اطلاعات را از یک لید ثبت می کنند، بنابراین به عنوان لیدهای تک قطبی نامگذاری شده اند.

لیدهای شش گانه جلو سینه ای، شامل V1,V2, V3, V4, V5,V6 اطلاعاتی در ارتباط با سطح افقی قلب بدست می دهند. این لیدها، همانند لیدهای تشدید شده، تک قطبی هستند و فقط به یک الکترود نیاز دارند. قطب مخالف این لیدها در مرکز قلب قرار دارد و تغییرات پتانسیل توسط دستگاه الکتروکاردیوگرافی محاسبه می گردد.فیت سیگنال ECG با استفاده از تبدیل موجک و فیلترهای وفقی

ECG تک لیدی، اطلاعات پیوسته ای در ارتباط با فعالیت قلب را نمایش می دهد و برای مانیتورینگ مداوم وضعیت قلب مورد استفاده قرار می گیرد. الکترودهای سینه ای، فعالیت الکتریکی قلب را برای نمایش بر روی صفحه مانیتور انتقال می دهند. دستگاه مانیتور همچنین تعداد ضربان قلب و سایر موارد را نمایش می دهد و نوارهایی از ریتم قلب را بر روی کاغذ مخصوص رسم می کند.

لیدهای ثبت شده معمول(از نوع دوازده گانه)، شامل لیدهای اندامی و دو قطبی I، II، III و دو لید سینه ای و تک قطبی می باشند.

کاغذ الکتروکاردیوگرام:

امواج حاصل از جریان الکتریکی قلب بر روی کاغذ مخصوص شطرنجی ECG توسط یک سوزن حرارتی ترسیم می شود. کاغذ شطرنجی دارای یک محور افقی و یک محور عمودی است. یک قطعه از نوار ECG را یک استریپ ECG می نامند. محور افقی استریپ ECG زمان را نشان می دهد. هر مربع کوچک نماینده 0.04 ثانیه و ۵ مربع کوچک تشکیل یک مربع بزرگ را داده که نماینده 0.20 ثانیه از زمان است. محور عمودی استریپ ECG مربوط به سنجش دامنه یا ولتاژ الکتریکی بر حسب میلی ولت(mV) است. هر مربع کوچک نشان دهنده 0.5 میلی ولت است.

به منظور تعیین دامنه یک موج، قطعه یا فاصله، تعداد مربع های کوچک از خط پایه تا بالاترین یا پایین ترین نقطه موج، قطعه یا فاصله شمارش می گردد.

کمپلکس ECG:

کمپلکس ECG وقایع رخ داده در یک سیکل قطبی را نشان می دهد که از لید II گرفته شده است.

شکل  ECG طبیعی.

یک کمپلکس شامل شش موج رده بندی شده P, Q, R, S, T, U است. سه حرف میانی(Q، R، S) مجموعاً یک کمپلکس QRS را تشکیل می دهند. ECG تنها هدایت الکتریکی از دهلیزها به طرف بطن ها را نشان می دهد.

موجP :

اولین موج در ECG طبیعی، موج P است که نشانه دپلاریزاسیون دهلیزی(هدایت یک ایمپالس الکتریکی در سراسر دهلیزها) می باشد. یک موج P طبیعی قبل از کمپلکس QRS قرار داشته، دارای ارتفاع ۲ تا ۳ میلی متر، مدت زمان 0.06 تا 0.12 ثانیه است. شکل موج P معمولاً مدور و رو به بالا می باشد.

اگر شکل و دفلکسیون (انحراف) یک موج P طبیعی باشد و به دنبال هر موج P یک کمپلکس QRS ظاهر شده باشد، می­توان مطمئن بود که منشأ ايمپالس های الکتریکی از گره سینوسی- دهلیزی(SA node) است. امواج P نوک تیز، دندانه دار یا پهن ممکن است نشان دهنده بزرگی یا هیپرتروفی دهلیزها بوده و امواج P معکوس، ممکن است دلالت بر صدور ایمپالس از کانون های مختلف داشته باشد. فقدان موج P مشخص، نشانه ای بر صدور ایمپالس از کانون های مختلف غیر از گره SA دارد.

فاصله PP

فاصله PR ( از ابتدای موج P تا ابتدای موج R) نشان دهنده ی زمان لازم برای عبور موج تحریک الکتریکی از دهلیزها تا الياف پورکنژ است. مدت زمان PR در بالغین به طور طبیعی بین 0.12 تا 0.20 ثانیه می­باشد.

فاصله PR کوتاه نشان می دهد که ایمپالس الکتریکی از محلی غیر از گره SA سرچشمه می گیرد و فاصله های PR طولانی ممکن است نشان دهنده ی یک هدایت تأخیری در طول دهلیز یا اتصال دهلیزی – بطنی (AV ) به علت مسمومیت با دیژیتال یا بلوک قلبی باشند.

کمپلکس QRS :

کمپلکس QRS (از ابتدای موج Q تا انتهای موج S ) متعاقب موج P ظاهر می شود و بیانگر دپلاریزاسیون بطنی یا هدایت ایمپالس الکتریکی است. بلافاصله بعد از دپلاریزاسیون بطن ها، کمپلکس QRS تشکیل شده و بطن ها منقبض می شوند. حاصل انقباض، خروج خون از بطنها و پمپ آن به داخل شريان ها است و نتیجة آن ایجاد نبض است. کمپلکس QRS طبیعی پس از موج P قرار داشته و دارای ارتفاع ۵ تا ۳۰ میلی متر و مدت زمان 0.06 تا0.10 ثانیه است. شکل آن شامل موج Q (اولین دفلکسیون منفی یا بالاتر از خط پایه بعد از موج P ) موج R ( اولین دفلکسیون مثبت بعد از موج Q) و موج S (اولین دفلکسیون منفی بعد از موج R ) است.

عدم ظهور موج P به همراه کمپلکس QRS نشانه ای از سرچشمه گرفتن ایمپالس ها از بطن ها است و دلالت بر وجود یک آریتمی بطنی دارد. موجه ای Q عمیق و پهن می توانند نشانه انفارکتوس میوکارد باشند. موج R دندانه دار ممکن است بر بلوک شاخه ای دلالت کند. یک QRS پهن ( بیشتر از 0.12 ثانیه) می تواند نشانه ای از تأخیر در هدایت بطنی باشد. فقدان کمپلکس ORS ممکن است دلالت بر بلوک دهلیزی- بطنی داشته باشد.

قطعه ST:

قطعه ST بیانگر مرحله پایانی دپلاریزاسیون با هدایت بطنی و شروع رپلاریزاسیون یا استراحت بطنی است و از انتهای موج S تا ابتدای موج T امتداد دارد. تغییرات قطعه ST ممکن است بر صدمه میوکارد دلالت کند.

موج T:

موج T نشان دهنده مرحله استراحت یا رپلاریزاسیون بطنی است. موج T طبیعی، به دنبال موج S می باشد. دامنه آن در لید I, II, III، 0.5 میلی ولت و در لیدهای جلو سینه ای بالاتر از ۱۰ میلی ولت است. شکل آن نیز معمولاً صاف و مدور می باشد. مدت زمان در موج T اندازه گیری نمی­شود. وجود برآمدگی هایی در موج T می تواند نشان­دهنده ادغام شدن یک موج P در آن باشد. یک موج بلند و نوک تیز، می تواند نشان دهنده آسیب میوکارد یا افزایش پتاسیم باشد. معکوس شدن موج T در لیدهایI, II یا V3 تا V6 ممکن است نشان دهنده ایسکمی میوکارد باشد و امواج T به شدت نوک تیز یا دندانه دار در یک فرد بالغ می تواند دلالت بر وجود پریکاردیت (التهاب پریکارد) داشته باشد.

فاصله QT :

فاصله QT، مدت زمان دپلاریزاسیون و رپلاریزاسیون بطنی را اندازه گیری می کند. طول فاصله QT باتوجه به ضربان قلب می تواند متغیر باشد. فاصله QT طبیعی از زمان شروع کمپلکس QRS آغاز می­شود و تا پایان موج T ادامه می یابد. مدت زمان آن اگر چه با توجه به سن، جنس و سرعت ضربان قلب متغیر است، ولی به طور معمول 0.36 تا 0.44 ثانیه طول می کشد. در عمل ارتفاع و شکل آن بررسی نمی شود. فواصل QT غیر طبیعی مشکلات میوکارد را تداعی می کند. افزایش فاصلة QT بر طولانی شدن رپلاریزاسیون بطنی دلالت می­کند و کوتاه شدن آن ممکن است به علت مسمومیت با دیژیتال یا افزایش کلسیم باشد.

موج U :

موج U بیانگر دوره استراحت فیبرهای پورکنژ یا فیبرهای هدایتی بطنی است و در هر ریتم قلب خود را نشان نمی­دهد. شکل موج U مهمترین خصوصیت قابل بررسی آن است. موج U به دنبال موج T قرار داشته و مدور و رو به بالا است. موج U غالب یا برجسته ممکن است به علت افزایش کلسیم، کاهش پتاسیم یا مسمومیت با دیژیتال ایجاد گردد.

آریتمی های قلبی:

بعضی از ناراحت کننده ترین انواع اختلال عمل قلب درنتیجه ریتم غیر طبیعی قلب به وجود می­آیند. گاهی ریتم قلبی سریع تر یا آهسته تر از آن است که مقدار کافی خون را تلمبه بزند، گاهی فاصله بین ضربان های قلب کوتاه تر از آن است که بطن ها بتوانند از خون پر شوند، و گاهی ضربان دهلیزها کاملاً با ضربان بطن ها ناهمگام است به طوری که دهلیزها دیگر نمی توانند به عنوان پمپ های چاشنی برای بطن ها عمل کنند.

ریتم سینوسی نرمال:

قبل از تشخیص آریتمی لازم است ریتم سینوسی نرمال شناخته شود. ریتم سینوسی نرمال ترسیمی از یک ایمپالس ایجاد شده در گره سینوسی و پیشروی آن از طریق راه های هدایتی طبیعی به بطن ها است. ریتم سینوسی نرمال، یک ریتم استاندارد جهت مقایسه با سایر ریتم ها است. ریتم سینوسی نرمال دارای تعداد ضربان طبیعی بوده امواج P در آن مدور و صاف فاصله PR طبیعی و مدت زمان کمپلکس QRS طبیعی می­باشد و هیچگونه ضربان نابجا یا غیرطبیعی در آن مشاهده نمی­شود.

بلوک شاخه ای:

بلوک شاخه ای یکی از عوارض بالقوه انفارکتوس میوکارد است. بلوک شاخه ای ممکن است به صورت اختلال در هدایت ایمپالس ها در شاخه راست یا چپ بروز نماید. در بلوک شاخه ای، ایمپالس پایین تر از ناحیة صدمه دیده(قسمتی از شاخه که تحت تأثير بلوک قرار نگرفته است) از یک سلول میوکارد به سلول دیگر به منظور دپلاریزه کردن بطن هدایت می یابد. طولانی شدن زمان دپلاریزاسیون بطنی، بدین معنی که مدت زمان کمپلکس QRS، که 0.06 تا 0.1 ثانیه است به بیش از 0.12 ثانیه تجاوز نماید، نمایانگر بلوک شاخه ای خواهد بود. بلوک شاخه ای به دو دسته  بلوک شاخه ای راست و چپ تقسیم می شود.

بلوک شاخه ای راست (RBBB):

بلوک شاخه­ای راست درنتیجه بیماری­هایی همانند انفارکتوس دیوارة قدامی میوکارد، بیماری شریان کرونری و آمبولی ریه(وجود لخته خون یا چربی(به ندرت) در یکی از شریان هایی که به بافت ریه ها خون­رسانی می کنند) رخ می دهد. این بلوک همچنین ممکن است بدون وجود بیماری قلبی حاصل گردد. در این اختلال مدت زمان کمپلکس QRS بیشتر از 0.12 ثانیه می­باشد دپلاریزاسیون سپتوم(دیوارة بین دو بطن) ليد V1 را تحت تاثير قرار نمی دهد، بنابراین اولین موج R کوچک در این لید ظاهر می­گردد. پس از موج R، یک موج S که نشان­دهنده دپلاریزاسیون بطن چپ است ظاهر می­گردد و سپس یک موج R بلند (‘R) که نشان دهنده دپلاریزاسیون دیررس بطن راست است دیده میشود. موج T در این لید منفی است. این دفلکسیون را تغيير ثانویه موج T می نامند و فاقد اهمیت بالینی است.

بلوک شاخه ای چپ (LBBB):

یک بلوک شاخه ای چپ به طور معمول به علت تنگی آئورت، بیماری هیپرتانسیون قلبی، تغییرات دژنراتیو سیستم هدایتی و یا بیماری شریان کرونری عارض می­گردد. هنگامی که این بلوک همراه با یک انفارکتوس دیواره قدامی میوکارد به وجود آید، معمولاً به عنوان نشانه ای از بلوک کامل قلبی تلقی می گردد، که نیازمند استفاده از ضربان ساز می باشد. در LBBB، کمپلکس ORS بیشتر از 0.12 ثانیه خواهد بود، زیرا که بطن ها به طور همزمان فعال نمی گردند.

با توجه به این که موج دپلاریزاسیون از بطن راست به بطن چپ انتشار می یابد، بنابراین در لید V1 یک موج S پهن و عمیق و یک موج T مثبت تشکیل می گردد. ممکن است قبل از موج S یک موج Qیا R اولیه کوچک ظاهر شود.

پیس ریتم:

آریتمی ها بیشتر توسط داروها درمان می­شوند. در مواردی که داروها مؤثر نیستند می توان از درمان های مکانیکی خاص استفاده کرد که یکی از شایع ترین آنها ضربان سازها هستند. ضربان ساز نوعی دستگاه تحریک­ساز الکترونیکی است که برای کنترل سرعت ضربان قلب، امواج تحریک را به صورت تکراری به قلب وارد می کند. ضربان ساز مصنوعی زمانی شروع به کار می کند و فعالیت آن ادامه می یابد که ضربان سازهای طبیعی قلب از کار افتاده باشد. ضربان قلب تولید شده بوسیله این ضربان سازهای مصنوعی، پیس ریتم (pace rhythm) نامیده می شود. ضربان سازها عموماً زمانی به کار می روند که شخص دچار آریتمی باشد همچنین کاربرد ضربان­ساز برای درمان بلوک انفارکتوس میوکارد بسیار معمول است. عوارض ناشی از اختلال عمل ضربان ساز به شکل تغییر ناگهانی سرعت و ریتم ضربان قلب ظاهر می شوند و شدت این علائم بر اساس وابستگی شخص به ضربان ساز مشخص می گردد. این عوارض با آنالیز ECG تعیین می شود و شناخت آنها برای کنترل وضعیت قلب بیمارانی که از این دستگاه استفاده می کنند بسیار ضروری می باشد.

پایگاه داده های بیماری های قلبی:

MIT-BIH Arrhythmia Database

این پایگاه داده برای اولین بار در ۱۹۸۰ منتشر شد، که اولین سری از تست های استاندارد برای آشکارسازهای آریتمی است و اکنون در بیش از ۵۰۰ سایت تحقیقاتی جهت این امر و مطالعه دینامیک فعالیت قلبی بکار می­رود. این پایگاه داده شامل ۴۸ ثبت ECG دو کاناله می­باشد که از ۴۷ مورد مطالعاتی در لابراتور آریتمی BIH در سال های1975 تا 1979 بدست آمده است. 23 ثبت نیز بطور تصادفی از بین ۴۰۰۰ ثبت ECG   24 ساعته، از بین جمعیت متفاوتی از بیماران بستری در بیمارستان(60%) و خارج از بیمارستان(40%) در بیمارستان Boston Beth  جمع آوری شده است و ۲۵ ثبت دیگر نیز از همان دسته با شباهت کمتری به ثبت های دیگر اما با آریتمی کلینیکی کافی که بخوبی در یک نمونه تصادفی مشهود است

ثبت ها با فرکانس sample/sec 360 دیجیتال گشته و با دقت Bbit-11 در محدوده mv 10 ذخیره شده است. دو یا چند کاردیولوژیست مستقیماً هر ثبت را علامت گذاری کرده اند و تفاوت در اظهار نظرها به بهترین روش رفع شده است. ۲۵ فایل داده از ۴۸ فایل داده این پایگاه در اختیار می باشد.

MIT-BIH ST Changes  پایگاه داده

این پایگاه داده شامل ۲۸ ثبت است که از ۱۳ تا ۶۷ دقیقه طول دارند. بیشتر این داده ها در طی تست ورزش به دست آمده اند و این ثبت ها دارای فرورفتگی هایی در قطعه ST به صورت گذرا و در پاسخ به فعالیت ورزشی هستند و شامل ایسکمی هم می شوند. چهار ثبت از Holter ECG است و بلندشدن قطعه ST را نشان می دهد. ۱۰ فایل شامل یک سیگنال و بقیه شامل دو سیگنال ثبت شده هستند. سیگنال ها فرکانس نمونه برداری 360 هرتز دارند و تغییرات قطعه ST در این فایل ها علامت گذاری نشده، اما کیفیت بیت ها و سیگنال ها علامت­گذاری شده است.

MIT Malignant Vetricular Arrhythmia پایگاه داده

این پایگاه داده شامل ۲۲ ثبت ECG ، ۳۵ دقیقه ای است که از ۱۶Holter ECG بررسی شده بدست آمده است. این فایل ها نسبت به تغییر ریتم علامت گذاری شده است و شامل ۸۹ اپیزود از تاکیکاردی بطنی و ۶۰ اپیزود از فلوتر بطنی و ۴۲ اپیزود فیبریلاسیون بطنی است. هر فایل شامل دو سیگنال است که هر یک با فرکانس نمونه­برداری ۲۵۰ هرتز بدست آمده است.

MIT-BIH Atrial Fibrillation/Flutter پایگاه داده

این پایگاه داده جهت آشکارسازی فیبریلاسیون دهلیزی یا فلوتر که فقط به اطلاعات زمانی وابسته اند مفید است. این پایگاه داده شامل ۲۵ ثبت ۱۰ ساعته ECG (Holter ECG از 25 مورد) است که شامل ۳۰۰ اپیزود از فیبریلاسیون دهلیزی و ۴۰ اپیزود از فلوتر است زیرا هر ۲۵۰ ساعت از ثبت حجم بزرگی داشته لذا یک ثبت به همراه علامت گذاری هر ۲۵ ثبت ارائه شده است. علامت گذاری های فقط تغییرات ریتم را نشان می دهند. بیت­ها بوسیله آشکارساز اتوماتیک QRS آشکارسازی شده است و بیت ها به عنوان نرمال علامت خورده اند و فاصله را می توان از این علامت گذاری ها و به عنوان ورودی به آشکارساز فیبریلاسیون دهلیزی و فلوتر استفاده کرد. امکان بروز خطا در علامت گذاری ها وجود داشته و لذا هم اکنون نیز مورد بازبینی قرار دارد.

MIT-BIH Supraventricular Arrhyhmia پایگاه داده

این پایگاه داده شامل ۷۸ ثبت ۳۰ دقیقه ای ECG است که از Holter ECG بدست آمده و شامل Supraventricular است. این آریتمی ها به وسیله روشی نمیه اتوماتیک و بدون بازبینی علامت گذاری شده است و لذا ممکنArhythmia  است شامل خطا باشد. فرکانس نمونه برداری HZ ۱۲۰ است.

MIT-BIH Long-Term پایگاه داده

این پایگاه داده شامل ۷ ثبت طولانی و علامت گذاری شده ECG است که از ۱۴ تا ۲۴ ساعت طول دارند. این فایل ها ثبت کامل و از Holter ECG هستند که از هفت مورد اخذ شده اند. این ثبت ها به وسیله روشی نیمه اتوماتیک علامت گذاری شده و در دست بازبینی است لذا ممکن است علامت گذاری ها شامل خطا باشد. ۶ عدد از این ثبت ها شامل دو سیگنال در فایل و بقیه شامل سه سیگنال است. همه سیگنال ها با فرکانس نمونه برداری Hz 128 نمونه برداری شده اند. برای ثبت های بیش از یک ساعت به پایگاه داده MIT.BIH Atrial Fibrillation/Flutter Database  برای ثبت های حدود دو ساعت به پایگاه داده ST-T Databaseمی توان مراجعه نمود.

MIT-BIH Normal Sinus Rhythm پایگاه داده

این پایگاه داده شامل ۱۸ ثبت ECG است که هریک در مدتی بین ۲۰ تا ۲۴ ساعت از بیمارانی که کاملاً نرمال بوده اند اخذ شده است. فایل های header برای این ثبت ها شامل سن و جنس هر یک از بیماران و زمان انجام ثبت است. این فایل ها شامل علامت گذاری های توسط ماشین است که بطور دستی تصحیح شده اما ممکن است در علامت گذاری ها هنوز هم خطایی وجود داشته باشد.

Euraopean ST-T پایگاه داده

این پایگاه داده برای الگوریتم های آنالیزکننده تغییرات قطعه ST و موج T مناسب است. این پایگاه شامل ۹۰ ثبت ECG از 79 مورد می باشد و موارد آن: 70  مرد 30 تا 84 ساله و 8 زن 55 تا 71 ساله می باشد. ایسکمی برای هر مورد قابل تشخیص است و هچنین حالاتی غیرطبیعی مانند جابجایی خط پایه در قطعهST که از شرایطی مانند  hypertention یا  ventricular dyskinesia و اثرات مصرف دارو سرچشمه می گیرد. این پایگاه شامل ۳۶۷ اپیزود از تغییرات قطعهST است و 401 اپیزود از تغییرات موج T که مدت آنها از 30 ثانیه تا چندین قطعه است و جابجایی نقطه پیک از میکروولت تا یک میلی ولت در آنها دارد. به علاوه ۱۱ اپیزود از شیفت محوری که باعث تغییر در قطع ST می شوند و ۱۰ اپیزود از شیفت محوری که باعث تغییر در موج T می شوند به صورت علامت گذاری شده موجود است.

گزارش های کلینیکی شامل پاتولوژی، داروهای مصرفی و میزان عدم تعادل الکترولیت به همراه اطلاعات تکنیکی در header file موجود می باشد. هر ثبت دو ساعت زمان و شامل دو سیگنال نمونه برداری شده با فرکانس ۲۵۰HZ و با دقت bit 12 بر روی یک محدوده ۲۰ میلی ولتی از ورودی است. header فايل ها همچنین شامل اطلاعاتی از سن و جنسیت بیمار است. دو کاردیولوژیست مستقلا ثبت ها را علامت گذاری نموده اند. ۴۸ عدد از ۹۰ ثبت اصلی به همراه علامت گذاری های مربوط به همه ثبتها در اختیار است.

پایگاه داده مورد استفاده در تحقیق

همانطور که توضیح داده شد چندین پایگاه داده های متفاوتی وجود دارد که هر کدام از این پایگاه داده ها، جهت تحقيق خاصی جمع آوری شده اند. در این تحقیق از داده های موجود در پایگاه داده استاندارد آریتمی MIT-BIH استفاده شده است. این پایگاه داده شامل ۴۸ ثبت ECG دو کاناله است که از ۴۷ مورد مطالعاتی در لابراتوار آریتمی BIH بین سال های ۱۹۷۵ تا ۱۹۷۹ بدست آمده است. ثبت ها با فرکانس ۳۶۰ نمونه بر ثانیه دیجیتال شده اند و با دقت ۱۱ بیت در رنج ۱۰میلی ولت ذخیره شده است. دو تا چهار متخصص قلب مستقلا هر ثبت را علامت گذاری کرده اند و تفاوت در اظهار نظرها به بهترین روش رفع شده است. هم اکنون ۲۵ فایل داده از ۴۸ فایل داده این پایگاه دردسترس است.

این پایگاه داده معروفترین پایگاه است که در بسیاری از تحقیقات مورد استفاده قرار گرفته است و به جرات می توان این پایگاه داده را معروفترین و عمومی ترین داده در مورد پردازش سیگنال های قلبی دانست. در شکل زیر نمونه ای از سیگنال های گرفته شده توسط الکتروکاردیوگرام ، نشان داده شده است.

شکل نمونه ای از سیگنال های گرفته شده در چهار گروه افراد.

اﻣﺮوزه، ﺑﻪ دﻟﻴﻞ ﭘﻴﺮ ﺷﺪن ﺟﻤﻌﻴﺖ و ﻓﺸﺎر ﺑﺎﻻ در زﻧﺪﮔﻲ ، ﺗﻌﺪاد ﻣﺮگ و ﻣﻴﺮ ﺑﻪ دﻟﻴﻞ ﺑﻴﻤﺎريﻫﺎي ﻗﻠﺒﻲ ﺑﻪ ﻃﻮر ﭘﻴﻮﺳﺘﻪ در ﺣﺎل اﻓﺰاﻳﺶ اﺳﺖ. ﻧﻈﺎرت ﻣﺪاوم ﺑﺮﺳﻼﻣﺖ اﻓﺮاد ﺗﺎ ﺣﺪ زﻳﺎدي ﻣﻲ ﺗﻮاﻧﺪ در ﻣﺮاﻗﺒﺖ از ﺑﻴﻤﺎران ﻗﻠﺒﻲ ﻣﻔﻴﺪ ﺑﺎﺷﺪ. ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻧﻮار ﻗﻠﺐ ﺗﺸﺨﻴﺺ اوﻟﻴﻪ در ﻗﻠﺐ و ﻋﺮوق ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ، ﻧﻈﺎرت ﺑﺮ ECG ﻗﻠﺐ ﺑﻪ ﻃﻮر ﮔﺴﺘﺮدهاﻳﻲ ﺑﺮاي درﻣﺎن ﺑﻴﻤﺎريﻫﺎي ﻗﻠﺒﻲ ﻣﻮرد اﺳﺘﻔﺎده ﻗﺮار ﻣﻲﮔﻴﺮد. ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS در ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG  داراي وﻳﮋﮔﻲ ﺑﺮﺟﺴﺘﻪاﻳﻲ ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ. ﺑﻪ ﻋﻠﺖ ﻗﺎﻟﺐ ﻣﻨﺤﺼﺮ ﺑﻪ ﻓﺮد و داﻣﻨﻪ آن ﻧﺴﺒﺖ ﺑﻪ ﻣﻮﺟﻬﺎي دﻳﮕﺮ در ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG، ﺑﻪ ﻣﻮرد اﺻﻠﻲ و اﺳﺎﺳﻲ ﺑﺮاي اﻧﺠﺎم آﻧﺎﻟﻴﺰ و ﺗﺠﺰﻳﻪ اﺗﻮﻣﺎﺗﻴﻚ ﺑﺮروي ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG ﺗﺒﺪﻳﻞ ﺷﺪه اﺳﺖ. ﺷﻜﻞ و داﻣﻨﻪ ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS در ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG ﻗﻠﺐ اﻃﻼﻋﺎت ﻗﺎﺑﻞ ﺗﻮﺟﻬﻲ در ﻣﻮرد وﺿﻌﻴﺖ ﻗﻠﺐ ﺑﻪ ﻣﺎ ﺧﻮاﻫﺪ داد، ﺑﻨﺎﺑﺮاﻳﻦ ECG در ﺑﺴﻴﺎري ﻣﻮارد روش اﺳﺘﺎﻧﺪاردي ﺑﺮاي ﺗﺸﺨﻴﺺ اﻧﻮاع ﻣﺨﺘﻠﻒ از آرﻳﺘﻤﻲ و ﺑﻴﻤﺎريﻫﺎي ﻗﻠﺒﻲ ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ. ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG ﺑﺴﻴﺎر ﺣﺴﺎس اﺳﺖ، ﺑﻪ ﻫﻤﻴﻦ دﻟﻴﻞ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺑﻪ راﺣﺘﻲ ﺑﻪ وﺳﻴﻠﻪ ﻧﻮﻳﺰ ﻋﻮاﻣﻞ ﺧﺎرﺟﻲ، آﻟﻮده ﻣﻲ ﺷﻮد، ﻣﺨﺼﻮﺻﺎً ﺗﻮﺳﻂ ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎي اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﻛﻪ ﺑﺎ ﺣﺮﻛﺖ ﻣﺎﻫﻴﭽﻪﻫﺎ در داﺧﻞ ﺑﺪن و ﻳﺎ ﺧﻄﻮط ﻓﺸﺎر ﻗﻮي در ﺟﺎﻳﻲ ﻛﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG  اﻧﺪازهﮔﻴﺮي ﻣﻲﺷﻮد ﺑﻪ وﺟﻮد ﻣﻲآﻳﺪ. ﺣﺮﻛﺖ ﻣﺎﻫﻴﭽﻪ ﻫﺎ ﻣﻲ ﺗﻮاﻧﺪ ﺑﻪ ﺻﻮرت ﻛﺎﻣﻼ ﺗﺼﺎدﻓﻲ ﺣﺎﺻﻞ از اﻋﻀﺎي ﺑﺪن ﺑﺎﺷﺪ ﻳﺎ ﺑﻪ ﺻﻮرت ﻳﻚ ﻣﺸﻜﻞ ذاﺗﻲ در ﺑﺪن ﺑﻴﻤﺎر ﺑﺎﺷﺪ؛ ﺑﻪ ﻃﻮر ﻣﺜﺎل ﺑﻴﻤﺎران ﻣﺒﺘﻼ ﺑﻪ ﭘﺎرﻛﻴﻨﺴﻮن. اﻳﻦ اﺧﺘﻼﻻت در ﻫﻨﮕﺎم اﻧﺪازه ﮔﻴﺮي ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG ﺧﻴﻠﻲ ﻣﺸﻜﻞﺳﺎز ﺧﻮاﻫﻨﺪ ﺷﺪ، ﻳﻜﻲ از ﻣﺸﻜﻼﺗﻲ ﻛﻪ اﻳﻦ ﻧﻮﻳﺰﻫﺎ ﺑﻪ وﺟﻮد ﻣﻲآورد، ﻋﺪم ﺗﺸﺨﻴﺺ و آﻧﺎﻟﻴﺰ ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG ﺑﻪ وﺳﻴﻠﻪ ﭼﺸﻢ ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ. از اﻳﻦ رو، اﻳﻦ ﻛﻪ راﻫﻲ ﭘﻴﺪا ﺷﻮد ﺗﺎ ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎي ﻧﺎﺧﻮاﺳﺘﻪ روي ECG  را ﺣﺬف ﻛﻨﺪ ﻛﻪ ﭘﺰﺷﻜﺎن وﻗﺖ زﻳﺎدي را ﺻﺮف آﻧﺎﻟﻴﺰ و ﺗﺸﺨﻴﺺ ﺑﻴﻤﺎري و ﻫﻤﭽﻨﻴﻦ آﻣﻮزش ﺑﻴﻤﺎران ﺑﺮاي ﺑﻴﻤﺎري ﻣﺰﻣﻦ آﻧﻬﺎ و ﺗﺄﺛﻴﺮ آنﻫﺎ، روي ﻣﺸﻜﻼت ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG ﻧﻜﻨﻨﺪ، از اﻫﻤﻴﺖ زﻳﺎدي ﺑﺮﺧﻮردار اﺳﺖ.

ﻗﺮﻳﺐ ﺑﻪ٤٠ ﺳﺎل ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ ﻛﻪ ﺗﻌﺪادي از ﭘﺮدازﺷﮕﺮﻫﺎي ﺳﻴﮕﻨﺎل و اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢﻫﺎي اﺳﺘﺨﺮاج وﻳﮋﮔﻲ، ﺗﻮﺳﻌﻪ داده ﺷﺪه­اﻧﺪ و از ﻟﺤﺎظ ﻧﺮم اﻓﺰاري اﺟﺮا ﺷﺪه اﻧﺪ، ﻫﻤﭽﻨﻴﻦ ﻣﻲداﻧﻴﻢ ﭘﻴﺸﺮﻓﺖ ﺗﻜﻨﻮﻟﻮژي ﺑﻪ ﺳﻮي ﻛﻮﭼﻚ ﻛﺮدن اﺑﺰارﻫﺎ و وﺳﻴﻠﻪﻫﺎ در ﺣﺎل رﺷﺪ اﺳﺖ. ﺑﺎﻇﻬﻮر ﺑﻴﺶ از ﭘﻴﺶ وﺳﻴﻠﻪ و اﺑﺰارﻫﺎي ﻗﺎﺑﻞ ﺣﻤﻞ ﺑﺎ ﺗﻮاﻧﺎﻳﻲ ﻛﺎﺷﺖ در ﺑﺪن، ﻳﻚ ﻧﻴﺎز ﻓﻮري ﺑﺮاي ﺗﻮﻟﻴﺪ و ﺗﻬﻴﻪ ﻳﻚ ﺳﺨﺖ اﻓﺰار اﺧﺘﺼﺎﺻﻲ ﺑﺮاي ﭘﺮدازش وﻳﮋﮔﻲﻫﺎي اﺳﺘﺨﺮاج ﺷﺪه ﺑﻪ ﺻﻮرت Real-Time (در زﻣﺎن) دﻳﺪه ﻣﻲ ﺷﻮد.

رﺳﺎﻧﺶ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ در ﻗﻠﺐ

ﻳﻚ اﻟﻜﺘﺮوﻛﺎردﻳﻮﮔﺮاف، ﻛﻪ ﺑﻨﺎم ECG  ﺷﻨﺎﺧﺘﻪ ﻣﻲ ﺷﻮد، اﺑﺰاري اﺳﺖ ﻛﻪ ﻓﻌﺎﻟﻴﺖ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﻗﻠﺐ را ﺛﺒﺖ ﻣﻲ ﻛﻨﺪ. ECG ﺑﻪ ﻋﻨﻮان اﺳﺘﺎﻧﺪارد ﺟﻬﺎﻧﻲ ﺑﺮاي ﺗﺸﺨﻴﺺ آرﻳﺘﻤﻲ و دﻳﮕﺮ ﺑﻴﻤﺎريﻫﺎي ﻣﺮﺑﻮط ﺑﻪ ﻗﻠﺐ در ﻧﻈﺮ ﮔﺮﻓﺘﻪ ﺷﺪه اﺳﺖ. ﻣﺎﻫﻴﭽﻪﻫﺎي ﻗﻠﺒﻲ ﺷﺎﻣﻞ ٣٠٠ ﺗﺮﻳﻠﻴﻮن ﺳﻠﻮل ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ، ﻛﻪ در ﺣﺎﻟﺖ اﺳﺘﺮاﺣﺖ ﺑﻪ ﺻﻮرت اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﺷﺎرژ ﻣﻲﺷﻮﻧﺪ، ﻛﻪ در ﺷﻜﻞ زیر ﻧﺸﺎن داده ﺷﺪه اﺳﺖ.

ﺷﻜﻞ-ﻣﺎﻫﻴﭽﻪ ﻫﺎي ﻗﻠﺒﻲ و ﺳﻠﻮل ﻫﺎي ﻋﺼﺒﻲ.

 

ﺳﻠﻮلﻫﺎي ﻣﺎﻫﻴﭽﻪﻫﺎي ﻗﻠﺒﻲ ﻧﺴﺒﺖ ﺑﻪ ﺑﻴﺮون داراي ﺑﺎرﻣﻨﻔﻲ ﻣﻲ ﺷﻮﻧﺪ اﻳﻦ ﺣﺎﻟﺖ، ﭘﺘﺎﻧﺴﻴﻞ اﻳﺴﺘﺎي ﺳﻠﻮلﻫﺎ ﻧﺎﻣﻴﺪه ﻣﻲﺷﻮد. وﻗﺘﻲ اﻳﻦ ﺳﻠﻮلﻫﺎ ﺑﻪ ﺻﻮرت اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﺑﺮاﻧﮕﻴﺨﺘﻪ ﻣﻲ ﺷﻮﻧﺪ، ﻏﻴﺮ ﻗﻄﺒﻴﺪه ﺧﻮاﻫﻨﺪ ﺷﺪ (ﭘﺘﺎﻧﺴﻴﻞ اﻳﺴﺘﺎي آﻧﻬﺎ از ﺣﺎﻟﺖ ﻣﻨﻔﻲ ﺑﻪ ﻣﺜﺒﺖ ﺗﻐﻴﺮ ﭘﻴﺪا ﻣﻲﻛﻨﺪ) و ﻣﻘﻴﺪ ﻣﻲ ﺷﻮﻧﺪ. ﭘﺎﻟﺲﻫﺎي ﻣﻨﺘﺸﺮ ﺷﺪه از ﻧﻘﺎط ﻣﺨﺘﻠﻒ در ﻗﻠﺐ، ﻣﻴﺪانﻫﺎي اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ را ﺑﻪ ﺻﻮرت ﻣﺪاوم از ﻟﺤﺎظ اﻧﺪازه و ﺟﻬﺖ ﺗﻐﻴﻴﺮ ﺧﻮاﻫﻨﺪ داد ﻛﻪ در ﺷﻜﻞ زیر ﺑﻪ ﺻﻮرت ﻛﺎﻣﻞ ﻧﺸﺎن داده ﺷﺪه اﺳﺖ.

 

ﺷﻜﻞ ﺳﻠﻮل ﻗﻠﺒﻲ دﭘﻼرﻳﺰاﺳﻴﻮن.

ECG ﮔﺮاﻓﻴﻜﻲ از ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ ﻣﻴﻠﻴﺎردﻫﺎ ﺳﻴﮕﻨﺎل اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﻣﻴﻜﺮوﺳﻜﭙﻲ داﺧﻞ ﻗﻠﺐ ﺛﺒﺖ ﻣﻲﺷﻮد.

 

ﭘﺘﺎﻧﺴﻴﻞ ﻋﻤﻞ ﻗﻠﺐ:

ﺑﺮاي ﺳﻠﻮلﻫﺎي ﻋﺼﺒﻲ و ﻣﺎﻫﻴﭽﻪاي درﺑﺪن، وﻟﺘﺎژ ﻏﺸﺎي آﻧﻬﺎ ﺑﻪ ﻃﻮرﻋﻤﺪه در ﺑﻴﻦ ٩٠- ﺗﺎ ٦٠- ﻣﻴﻠﻲ وﻟﺖ ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ، ﻛﻪ داﺧﻞ ﺳﻠﻮلﻫﺎ ﻧﺴﺒﺖ ﺑﻪ ﺑﻴﺮون آﻧﻬﺎ ﻣﻨﻔﻲﺗﺮ ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ. ﻻﻳﻪ ﻣﻴﺎﻧﻲ ﺑﻴﻦ ﺑﻴﺮون و داﺧﻞ ﺳﻠﻮلﻫﺎ ﺗﺎ ﺣﺪ زﻳﺎدي از آﺑﻲ ﻛﻪ ﺷﺎﻣﻞ ﻳﻮنﻫﺎي ﻣﺨﺘﻠﻔﻲ ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ ﺗﺸﻜﻴﻞ ﺷﺪه اﺳﺖ. ﻳﻮنﻫﺎﻳﻲ ﻛﻪ در ﭘﺎﺳﺦ ﺑﻪ واﻛﻨﺶ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ، ﺣﺎﺻﻞ ﻣﻲﺷﻮد ﺳﺪﻳﻢ و ﭘﺘﺎﺳﻴﻢ ﻫﺴﺘﻨﺪ، na⁺ و . k⁺ ﺗﻤﺮﻛﺰ اﻳﻦ ﻳﻮنﻫﺎ در داﺧﻞ و ﺧﺎرج ﺳﻠﻮل ﺑﺎﻋﺚ اﻳﺠﺎد ﻧﻴﺮوي اﻟﻜﺘﺮوﻣﻜﺎﻧﻴﻜﻲ در ﻃﻮل ﻓﺸﺎري ﻛﻪ ﻳﻚ وﻟﺘﺎژ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﺑﻪ ﺳﻠﻮل ﺗﺤﻤﻴﻞ ﺧﻮاﻫﺪ ﻛﺮد، ﻣﻲﺷﻮد.

درﺣﺎﻟﺖ اﺳﺘﺮاﺣﺖ، ﻏﻠﻈﺖ ﻳﻮﻧ ﻬﺎي na⁺ در ﺑﻴﺮون ﻏﺸﺎي ﺳﻠﻮﻟﻲ ﺑﻴﺸﺘﺮ از داﺧﻞ آن ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ. ﺑﺮﻋﻜﺲ، ﻏﻠﻈﺖ k⁺ در داﺧﻞ ﺳﻠﻮل ﺑﻴﺸﺘﺮ از ﺧﺎرج آن ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ. وﻟﺘﺎژ ﻣﺘﻌﺎدل وﻟﺘﺎژي اﺳﺖ ﻛﻪ در آن ﻏﻠﻈﺖ در ﻃﻮل ﻏﺸﺎ ﺑﺮاي ﻳﻮنﻫﺎي ﻛﻪ ﮔﻔﺘﻪ ﺷﺪ، در ﻳﻚ ﺣﺎﻟﺖ ﻣﺘﻌﺎدل ﻗﺮار دارد. ﺑﻪ ﻋﺒﺎرت دﻳﮕﺮ، وﻟﺘﺎژ در ﻃﻮل ﻏﺸﺎ ﺑﻪ ﻃﻮر ﻛﺎﻣﻞ ﺑﺎ ﺳﺎﻃﻊ ﺷﺪن ﻳﻮنﻫﺎ در ﻃﻮل ﺳﻠﻮل ﻣﻄﺎﺑﻘﺖ دارد درﺳﺖ ﺷﺒﻴﻪ ﺣﺎﻟﺘﻲ ﻛﻪ ﺟﺮﻳﺎن در ﻃﻮل ﻏﺸﺎ ﺻﻔﺮ ﺑﺎﺷﺪ. اﻳﻦ ﻋﻤﻞ اﻧﺘﻘﺎل از ﻳﻮنﻫﺎيna⁺ وk⁺ در داﺧﻞ و ﺑﻴﺮون ﺳﻠﻮل از ﻃﺮﻳﻖ ﺗﻌﺪادي از ﭘﺘﺎﺳﻴﻢﻫﺎ و ﺳﺪﻳﻢﻫﺎﻳﻲ ﻛﻪ در ﻃﻮل ﻏﺸﺎ ﺑﻪ ﺻﻮرت ﭘﺮاﻛﻨﺪه ارﺳﺎل ﺷﺪه اﻧﺪ، اﺗﻔﺎق ﻣﻲاﻓﺘﺪ.

در اﻳﻦ ارﺳﺎل دو ﻳﻮن از k⁺ از داﺧﻞ ﺳﻠﻮل ﺑﻪ ازاي ﺳﻪ ﻳﻮن na⁺ از ﺑﻴﺮون ﺳﻠﻮل اﻧﺘﻘﺎل ﻣﻲ ﻳﺎﺑﺪ. ﺑﻨﺎﺑﺮاﻳﻦ، ﻏﻠﻈﺖna⁺ در ﺑﻴﺮون ﺳﻠﻮل اﻓﺰاﻳﺶ ﻣﻲﻳﺎﺑﺪ و ﻏﻠﻈﺖ k⁺ در داﺧﻞ زﻳﺎد ﻣﻲ ﺷﻮد. در داﺧﻞ ﻏﺸﺎي ﺳﻠﻮلﻫﺎ، در ﺣﺎﻟﺖ اﺳﺘﺮاﺣﺖ ﻗﺪرت ﻧﻔﻮذﭘﺬﻳﺮي k⁺، ٧٥ ﺑﺮاﺑﺮ ﺑﻴﺸﺘﺮ اﺳﺖ ﻧﺴﺒﺖ ﺑﻪmv)  na⁺٦٠E_na⁺ = +  وE_k⁺ =-80 mv).

اﻧﺮژي ﻛﻪ اﻳﻦ ﺗﻌﺎدل وﻟﺘﺎژي ﻧﮕﻪ ﻣﻲ دارد، از ﭘﺮوﺳﻪي ﺗﻐﻴﻴﺮ و ﺗﺤﻮل ﺳﻠﻮلﻫﺎي زﻧﺪه ﻧﺎﺷﻲ ﻣﻲ ﺷﻮد، ﺟﺎﻳﻲ ﻛﻪ ﺳﻠﻮل، اﻛﺴﻴﮋن ﻣﺼﺮف ﻣﻲ ﻛﻨﺪ و دي اﻛﺴﻴﺪ ﻛﺮﺑﻦ و ﮔﺮﻣﺎ ﺗﻮﻟﻴﺪ ﻣﻲ ﻛﻨﺪ. ﭘﺎﻟﺲ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ اﻋﻤﺎل ﺷﺪه ﺑﺮ ﺳﻠﻮلﻫﺎﻳﻲ ﻛﻪ در ﻗﺴﻤﺖ ﻗﺒﻞ ﻣﻮرد ﺑﺤﺚ ﻗﺮار داده ﺷﺪه، ﻳﻚ ﺳﺮي ﻓﻌﻞ و اﻧﻔﻌﺎل را آﻏﺎز ﻣﻲﻛﻨﺪ ﻛﻪ ﺑﺎﻋﺚ اﻧﺘﺸﺎر ﻳﻚ وﻟﺘﺎژ ﻋﻤﻠﻲ ﻣﻲ ﺷﻮد. وﻟﺘﺎژ ﻋﻤﻠﻲ ﻳﻚ ﺗﻐﻴﻴﺮ اﻧﺘﺸﺎر در رﺳﺎﻧﺶ و وﻟﺘﺎژ، در ﻃﻮل ﻏﺸﺎي ﺳﻠﻮﻟﻲ ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ و ﺑﻪ ﺻﻮرت ﺿﺮوري ﺷﺎﻣﻞ ﻳﻚ دﭘﻼرﻳﺰاﺳﻴﻮن و ﺑﻪ دﻧﺒﺎل آن رﭘﻼز اﻳﺴﻴﻮن اﺳﺖ (ﺟﺎﻳﻲ ﻛﻪ ﻏﺸﺎ ﺑﻪ ﺣﺎﻟﺖ وﻟﺘﺎژ ﺳﻜﻮن ﺧﻮد ﺑﺎز ﻣﻲﮔﺮدد).

ﭘﺮوﺳﻪ ﻛﺎﻣﻞ اﻳﻦ ﻋﻤﻞ را ﻣﻲ ﺗﻮان در ٥ ﻣﺮﺣﻠﻪ ﺗﻮﺿﻴﺢ داد، ﻛﻪ ﺑﺎ ﺷﻤﺎرهﻫﺎي ٠-٤ در شکل زیر  ﺑﻪ ﻃﻮر ﻛﺎﻣﻞ ﻧﺸﺎن داده ﺷﺪ و در زﻳﺮ ﺑﻪ ﻃﻮر ﻛﺎﻣﻞ ﺗﻮﺿﻴﺢ ﻣﻲدﻫﻴﻢ:

ﺷﻜﻞ منحنی دﭘﻼرﻳﺰاﺳﻴﻮن-رﻳﭙﻼرﻳﺰاﺳﻴﻮن ﻗﻠﺒﻲ.

ﻣﺮﺣﻠﻪ ٤: اﻳﻦ ﻣﺮﺣﻠﻪ ﻣﻄﺎﺑﻖ ﺑﺎ ﺣﺎﻟﺖ وﻟﺘﺎژ ﺳﻜﻮن ﻏﺸﺎ ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ. ﺣﺎﻟﺘﻲ ﻛﻪ ﺳﻠﻮلﻫﺎ در آن ﻗﺮار دارﻧﺪ، ﺛﺎﺑﺖ ﻣﻲﻣﺎﻧﺪ ﻣﮕﺮ آﻧﻜﻪ ﺑﻪ وﺳﻴﻠﻪي ﻳﻚ ﺗﺤﺮﻳﻚ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﺧﺎرﺟﻲ ﺑﺮاﻧﮕﻴﺨﺘﻪ ﺷﻮﻧﺪ(از ﻃﺮﻳﻖ ﻳﻚ ﺳﻠﻮل ﻣﺠﺎور). ﺳﻠﻮلﻫﺎي ﻣﺮﻛﺰي ﺗﻮاﻧﺎﻳﻲ ﺗﺤﻤﻴﻞ ﻳﻚ ﻗﻄﺒﺶزداﻳﻲ ﺧﻮد ﺑﻪ ﺧﻮد ﺑﺪون ﺗﻮﻟﻴﺪ وﻟﺘﺎژ ﺳﻜﻮن از ﺳﻠﻮل ﻣﺠﺎور را دارﻧﺪ، اﻳﻦ ﭘﺪﻳﺪه ﻣﺎﻫﻴﭽﻪي ﻗﻠﺒﻲ ﺧﻮدﻛﺎر ﻧﺎﻣﻴﺪه ﻣﻴﺸﻮد و در sinoatrial node در ﻗﻠﺐ اﺗﻔﺎق ﻣﻲاﻓﺘﺪ.

ﻣﺮﺣﻠﻪ ٠ : ﻏﺸﺎ، ﻳﻚ دﭘﻼرﻳﺰﺳﻴﻮن ﺳﺮﻳﻊ را در ﺟﺎﻳﻲ ﻛﻪ دروازهﻫﺎي ﺳﺪﻳﻢ در ﻏﺸﺎي ﺳﻠﻮل ﺑﺎز ﺷﺪه اﺳﺖ ﺗﺤﻤﻴﻞ ﻣﻲﻛﻨﻨﺪ و ﻣﻨﺠﺮ ﺑﻪ ﻫﺠﻮم ﺳﺮﻳﻊ ﻳﻮنﻫﺎي ﺳﺪﻳﻢ در ﺳﻠﻮل ﻣﻲ ﺷﻮﻧﺪ، ﺷﻴﺐ ﻣﺮﺑﻮط ﺑﻪ اﻳﻦ ﻣﺮﺣﻠﻪ ﻣﻨﺠﺮ ﺑﻪ ﺣﺪاﻛﺜﺮ وﻟﺘﺎژي ﻛﻪ در ﻣﻨﺤﻨﻲ ﻧﺸﺎن داده ﺷﺪه اﺳﺖ، ﻣﻲﺷﻮد. ﺗﻮاﻧﺎﻳﻲ ﺳﻠﻮل ﺑﺮاي ﺑﺎزﻛﺮدن ﺳﺮﻳﻊ ﻛﺎﻧﺎلna⁺ ﺑﻪ وﻟﺘﺎژ ﻏﺸﺎ ﻟﺤﻈﻪاﻳﻲ ﻛﻪ در ﺗﺤﺮﻳﻚ اﻋﻤﺎل ﻣﻲ ﺷﻮد، ﺑﺴﺘﮕﻲ دارد. اﮔﺮ وﻟﺘﺎژ ﻏﺸﺎ در ﺣﺪ ﭘﺎﻳﻴﻦ ﻧﮕﻪ داﺷﺘﻪ ﻣﻲﺷﺪ (ﺣﺪود ٨٥- ﻣﻴﻠﻲ وﻟﺖ) ﻫﻤﻪ ﻛﺎﻧﺎلﻫﺎ ﺑﻪ ﻃﻮر ﺟﺪاﮔﺎﻧﻪ ﺑﺴﺘﻪ ﻣﻲﺷﻮﻧﺪ و ﻫﻨﮕﺎﻣﻲ ﻛﻪ ﺗﺤﺮﻳﻚ اﻋﻤﺎل ﻣﻲ ﺷﺪ، ﺗﻤﺎم ﻛﺎﻧﺎلﻫﺎ ﺑﺎز ﺧﻮاﻫﻨﺪ ﺷﺪ ﺗﺎ ﻣﻨﺠﺮ ﺑﻪ وﻟﺘﺎژ ﺑﺎﻻﺗﺮ از وﻟﺘﺎژ ﻣﺎﻛﺰﻳﻤﻢ ﺷﻮد. ﺑﺎ اﻳﻦ ﺣﺎل، اﮔﺮ ﻏﺸﺎ در اﻧﺪازه ﺑﺎﻻﺗﺮ ﻧﮕﻪ داﺷﺘﻪ ﺷﻮد(ﺑﺎﻻﺗﺮ از ﻳﻚ ﻋﺪد ﺑﺰرگ)، ﻫﻤﻪ ﻛﺎﻧﺎلﻫﺎ na⁺ ﺑﺎز ﻧﺨﻮاﻫﻨﺪ ﺷﺪ و ﻳﻚ ﻣﻘﺪار ﭘﺎﻳﻴﻦﺗﺮ از ﻣﻘﺪار وﻟﺘﺎژ ﺣﺪاﻛﺜﺮ ﺑﻪ ﻣﺎ ﺧﻮاﻫﻨﺪ داد.

دﻟﻴﻞ اﻳﻦ ﻛﺎر اﻳﻦ اﺳﺖ ﻛﻪ، اﮔﺮ ﻏﺸﺎي ﺳﻠﻮﻟﻲ ﺑﻴﺶ از ﺣﺪ ﻣﺜﺒﺖ ﺑﺎﺷﺪ، اﻣﻜﺎن ﺗﺤﺮﻳﻚ ﺳﻠﻮل ﻣﻤﻜﻦ ﻧﻴﺴﺖ و ﻫﺪاﻳﺖ از ﻃﺮﻳﻖ ﻗﻠﺐ ﻣﻤﻜﻦ اﺳﺖ ﺗﺄﺧﻴﺮ داﺷﺘﻪ ﺑﺎﺷﺪ و ﺧﻄﺮ اﺑﺘﻼ ﺑﻪ ﺑﻴﻤﺎري آرﻳﺘﻤﻲ را اﻓﺰاﻳﺶ ﻣﻲدﻫﺪ. ﺑﺎﻳﺪ داﻧﺴﺖ ﻛﻪ ﻏﻠﻈﺖ ﻳﻮﻧﻬﺎيna⁺ وk⁺ درﻃﻮل ﻣﺮﺣﻠﻪ دﭘﻼرﻳﺰاﺳﻴﻮن زﻳﺎد ﺗﻐﻴﻴﺮ ﻧﻤﻲﻛﻨﺪ. در ﻋﻮض، ﻧﻔﻮذﭘﺬﻳﺮي ﺳﺪﻳﻢ اﻓﺰاﻳﺶ ﻣﻲﻳﺎﺑﺪ، ﻛﻪ وﻟﺘﺎژ ﻏﺸﺎي ﺳﻠﻮل را ﺑﻪ ﭘﺘﺎﻧﺴﻴﻞ ﺗﻌﺎدل ﺳﺪﻳﻢ ﻧﺰدﻳﻜﺘﺮ ﻣﻲ ﻛﻨﺪ (٥٥+ ﻣﻴﻠﻲ ولت).

ﻣﺮﺣﻠﻪ ١: ﺑﺎ ﻏﻴﺮ ﻓﻌﺎل ﻛﺮدن ﻛﺎﻧﺎلﻫﺎي ﺳﺪﻳﻢ، ﺑﻪ دﻧﺒﺎل آن، ﻓﻌﺎل ﺷﺪن ﭼﻨﺪ ﻛﺎﻧﺎل ﭘﺘﺎﺳﻴﻢ در ﻏﺸﺎي ﺳﻠﻮل ﺷﺮوع ﻣﻲﺷﻮد.ﻳﻚ ﻓﺮورﻓﺘﮕﻲ ﻣﺎﻧﻨﺪ آﻧﭽﻪ در ﺷﻜﻞ ﻣﻲﺑﻴﻨﻴﻢ ﺑﺎ ﺗﻮﺟﻪ ﺑﻪ ﺣﺮﻛﺖ ﺑﺮﺧﻲ از ﻳﻮنﻫﺎي ﭘﺘﺎﺳﻴﻢ در ﺧﺎرج از ﺳﻠﻮل ﺑﻪ وﺟﻮد ﻣﻲ آﻳﺪ. اﻳﻦ ﺗﻐﻴﻴﺮ وﻟﺘﺎژ ﻏﺸﺎ در ﺣﺠﻢ ﺑﺴﻴﺎر ﻛﻤﻲ اﺗﻔﺎق ﻣﻲاﻓﺘﺪ. ﺑﻪ اﻳﻦ ﻧﻜﺘﻪ ﺑﺎﻳﺴﺘﻲ ﺗﻮﺟﻪ ﻛﻨﻴﻢ ﻛﻪ اﻳﻦ روﻧﺪ ﺑﻪ دوﺑﺎره ﭘﻼرﻳﺰاﺳﻴﻮن ﻛﻤﻜﻲ ﻧﻤﻲ ﻛﻨﺪ.

ﻣﺮﺣﻠﻪ ٢: ﺑﻪ ﺻﻮرت ﻳﻚ ﺧﻂ اﻓﻘﻲ اﺳﺖ ﺑﻪ دﻟﻴﻞ اﻳﻦ واﻗﻌﻴﺖ ﻛﻪ ﺟﺮﻳﺎن ورودي و ﺧﺮوﺟﻲ ﻛﻪ در ﻛﺎﻧﺎل وﺟﻮد دارد ﺑﻪ ﺗﻌﺎدل رﺳﻴﺪه اﻧﺪ. اﻳﻦ ﺗﻌﺎدل ﺑﻪ ﻋﻠﺖ ﺟﺮﻳﺎن ﻳﻮن ﻛﻠﺴﻴﻢ در ﺳﻠﻮل اﻳﺠﺎد ﻣﻲ ﺷﻮد، ﻛﻪ ﺑﺮاي ﻣﺪت زﻣﺎن ﻛﻮﺗﺎه ﺑﻴﻦ ﻳﻮن k⁺ و na²⁺ ﭘﺎﻳﺪار اﺳﺖ ﺗﺎ زﻣﺎﻧﻲ ﻛﻪ دوﺑﺎره ﻗﻄﺒﻲ ﺷﺪﮔﻲ ﺷﺮوع ﺷﻮد.

ﻣﺮﺣﻠﻪ 3: ﻳﻚ ﻓﺎز رﭘﻼﻳﺰاﺳﻴﻮن را ﻧﺸﺎن ﻣﻲدﻫﺪ، ﻛﻪ در آن ﻛﺎﻧﺎلﻫﺎي ﻣﺮﺑﻮط ﺑﻪ ﻳﻮن ﻛﻠﺴﻴﻢ ﺑﺴﺘﻪ ﻫﺴﺘﻨﺪ ﺑﺎ اﻳﻦ ﺣﺎل ﻛﺎﻧﺎلﻫﺎي ﭘﺘﺎﺳﻴﻢ ﺑﺎز، ﺑﺎﻗﻲ ﻣﻲ ﻣﺎﻧﻨﺪ و ﺣﺮﻛﺖ ﻳﻮنﻫﺎ ﺑﻪ ﺧﺎرج ﺳﻠﻮل ﻫﻤﭽﻨﺎن وﺟﻮد دارد. اﻳﻦ ﻧﺘﺎﻳﺞ در ﺗﻐﻴﻴﺮ وﻟﺘﺎژ ﻏﺸﺎ ﺑﻪ ﺳﻤﺖ وﻟﺘﺎژ ﺗﻌﺎدل و اداﻣﻪي آن ﺗﺎ زﻣﺎﻧﻲ ﻛﻪ وﻟﺘﺎژ از ٨٠- ﺑﻪ ٨٥- ﻣﻴﻠﻲ وﻟﺖ ﺑﺮﺳﺪ ﻧﺸﺎﻧﻪاي از وﻟﺘﺎژ اﺳﺘﺮاﺣﺖ ﺳﻠﻮل ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ. اﻳﻦ ﻛﺎﻧﺎلﻫﺎي ﭘﺘﺎﺳﻴﻢ ﻫﺴﺘﻨﺪ ﻛﻪ وﻟﺘﺎژ را ﻧﺰدﻳﻚ ﺑﻪ وﻟﺘﺎژي ﻛﻪ در ﺑﺎﻻ ﺑﻪ آن اﺷﺎره ﻛﺮدﻳﻢ ﻧﮕﻪ ﻣﻲ دارﻧﺪ و ﺳﻠﻮل ﻣﻨﺘﻈﺮ ﭼﺮﺧﻪ ﺑﻌﺪي ﺧﻮاﻫﺪ ﺷﺪ.

ﻫﺪاﻳﺖ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ در ﻗﻠﺐ:

ﻧﻮد ﺳﻴﻨﻮﺳﻲ(SA) ﻛﻪ ﺗﻮﻟﻴﺪ ﺿﺮﺑﻪ (ﺿﺮﺑﺎن ﺳﺎز) ﻣﻲﻛﻨﺪ ﺑﺎﻓﺖ واﻗﻊ در دﻫﻠﻴﺰ ﺳﻤﺖ راﺳﺖ ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ ﻛﻪ در ﺷﻜﻞ زﻳﺮ ﻣﺸﺎﻫﺪه ﻣﻲﻛﻨﻴﻢ. اﮔﺮﭼﻪ ﺗﻤﺎم ﺳﻠﻮلﻫﺎي ﻗﻠﺒﻲ ﺗﻮاﻧﺎﻳﻲ ﻻزم ﺑﺮاي ﺗﻮﻟﻴﺪ ﭘﺎﻟﺲ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﻻزم ﺑﺮاي ﺿﺮﺑﺎن ﻗﻠﺒﻲ را دارا ﻣﻲ ﺑﺎﺷﻨﺪ، ﮔﺮه SA آﻏﺎز ﻛﻨﻨﺪه آن ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ، زﻳﺮا ﭘﺎﻟﺲ ﻻزم ﺑﺮاي ﺗﭙﺶ ﻳﺎ ﺗﻮﻟﻴﺪ ﺿﺮﺑﺎن را ﺳﺮﻳﻌﺘﺮ از ﺳﺎﻳﺮ ﻧﻘﺎط ﺗﻮﻟﻴﺪ ﻣﻲﻛﻨﺪ. ﮔﺮه SA ﺑﻪ ﻃﻮر ﻃﺒﻴﻌﻲ ﺗﺨﻠﻴﻪ (دﺷﺎرژ) ﻣﻲﺷﻮد و ﭘﺘﺎﻧﺴﻴﻞ ﻋﻤﻞ را در ﺣﺪود ٦٠-١٠٠ ﺑﺎر در درﻗﻴﻘﻪ ﺑﻪ وﺟﻮد ﻣﻲآورد.

ﺷﻜﻞ ﻋﻨﺎﺻﺮ ﻣﺮﺑﻮط ﺑﻪ اﻧﺘﻘﺎل اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﻗﻠﺐ.

 

ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎي ﭘﺎﻟﺴﻲ ﻧﺎﺷﻲ از ﮔﺮه SA ﺑﺮاي اوﻟﻴﻦ واﻗﻄﺒﻴﺪﮔﻲ و اﻧﻘﺒﺎض دﻫﻠﻴﺰ ﺑﻪ وﺟﻮد ﻣﻲآﻳﺪ. اﻳﻦ ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎي الکتریکی ﺑﻪ ﺳﻤﺖ ﮔﺮه AV ﺣﺮﻛﺖ ﻣﻲ ﻛﻨﻨﺪ و ﺑﻌﺪ از ﻳﻚ ﺗﺄﺧﻴﺮ، ﺳﻴﮕﻨﺎل اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ از Av-node به bondle-His ﻣﻲ رﺳﻨﺪ و ﭘﺲ از آن ﺑﻪ ﺷﺎﺧﻪ ﭼﭗ و راﺳﺖ ﻛﻪ در ﻧﻬﺎﻳﺖ ﺑﻪ ﻳﻚ ﺷﺒﻜﻪ ﻣﺘﺮاﻛﻢ از ﻓﻴﺒﺮﻫﺎي ﭘﻮ رﻛﻨﺘﮋ ﺧﺘﻢ ﻣﻲﺷﻮﻧﺪ، ﻣﻲرﺳﻨﺪ. ﭘﻮرﻛﻨﺘﮋ، ﻓﻴﺒﺮﻫﺎي وﻳﮋهاﻳﻲ ﻫﺴﺘﻨﺪ ﻛﻪ در ﺑﻄﻦ دروﻧﻲ ﻗﻠﺐ وﺟﻮد دارﻧﺪ. اﻳﻦ ﭘﺎﻟﺲ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ در ﻣﻨﻄﻘﻪ ﺑﻄﻦ ﺑﺎﻋﺚ اﻳﺠﺎد ﻳﻚ اﻧﻘﺒﺎض ﻫﻤﺎﻫﻨﮓ ﺧﻮاﻫﺪ ﺷﺪ. اﻳﻦ ﻓﺮآﻳﻨﺪ در ﻧﻬﺎﻳﺖ ﺗﻮﺳﻂ ECG ﺑﻪ ﻋﻨﻮان ﻳﻚ ﺷﻜﻞ ﻣﻮج ﺛﺒﺖ ﻣﻲ ﺷﻮد ﻛﻪ در ﺷﻜﻞ زیر دﻳﺪه ﻣﻲ ﺷﻮد.

ﺷﻜﻞ ﻣﺮاﺣﻞ اﻧﺘﻘﺎل اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ و ﺗﻮﻟﻴﺪ ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS.

 

ﻣﻮج ECG در ﻃﻮل ﻫﺪاﻳﺖ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ

ﺷﻜﻞ زﻳﺮ ﻧﻘﺎط ﻣﺨﺘﻠﻒ ﻣﻮج ECG را در ﻃﻮل ﻓﺮاﻳﻨﺪ ﻫﺪاﻳﺖ در ﻗﻠﺐ ﺑﻪ ﻃﻮر ﻛﺎﻣﻞ ﻧﺸﺎن ﻣﻲدﻫﺪ.

ﺷﻜﻞ ﻣﻮج ﻫﺎي P-Q-R-S-T و ﻓﻮاﺻﻞ آﻧﻬﺎ.

 

: SA  node ﻣﻮج 😛 ﻳﻚ ﺗﺤﺮﻳﻚ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ اﺳﺖ ﻛﻪ ﺧﻮد ﺑﻪ ﺧﻮد در ﻧﻮد SA ﺗﻮﻟﻴﺪ ﻣﻲﺷﻮد، اﻳﻦ ﭘﺎﻟﺲ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ از ﻃﺮﻳﻖ دﻫﻠﻴﺰ راﺳﺖ ﻣﻨﺘﺸﺮ ﻣﻲﺷﻮد، ﺳﭙﺲ در دﻫﻠﻴﺰ ﭼﭗ ﺑﻪ واﺳﻄﻪ دﺳﺘﻪ Bachman و Fmally، ﺗﺤﺮﻳﻚ ﺳﻠﻮلﻫﺎي ﻋﺼﺒﻲ را در ﻣﻨﻄﻘﻪي دﻫﻠﻴﺰ اﻧﺠﺎم ﻣﻲدﻫﺪ.

اﻳﻦ اﻧﺘﻘﺎل ﭘﺎﻟﺲ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ در ﺗﻤﺎم ﻣﻨﻄﻘﻪ دﻫﻠﻴﺰ در ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG ﺑﻪ ﻋﻨﻮان ﻣﻮج P دﻳﺪه ﻣﻲﺷﻮد. راﺑﻄﻪ ﺑﻴﻦ ﻣﻮج P و ﻣﺠﻤﻮﻋﻪي QRS ﻛﻤﻚ ﻣﻲﻛﻨﺪ ﺗﺎ ﺗﻤﺎ ﻳﺰ ﺑﻴﻦ آرﻳﺘﻤﻲﻫﺎي ﻣﺨﺘﻠﻒ را ﺑﺪﺳﺖ آورﻳﻢ.

:AV node/B undles ﻓﺎﺻﻠﻪ : PR ﮔﺮه AV ﻳﻚ ﺗﺄﺧﻴﺮ ﻣﻬﻢ در ﺳﻴﺴﺘﻢ ﻫﺪاﻳﺖ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﺑﻪ وﺟﻮد ﻣﻲآورد. ﺑﺪون اﻳﻦ ﺗﺄﺧﻴﺮ، دﻫﻠﻴﺰ و ﺑﻄﻦ در ﻳﻚ زﻣﺎن ﻣﻨﻘﺒﺾ ﻣﻲ ﺷﻮﻧﺪ و ﺧﻮن ﺑﻪ ﻃﻮر ﻣﺆﺛﺮ از دﻫﻠﻴﺰ ﺑﻪ ﺑﻄﻦ ﺟﺮﻳﺎن ﭘﻴﺪا ﻧﺨﻮاﻫﺪ ﻛﺮد. ﻓﺎﺻﻠﻪ PR از اﺑﺘﺪاي ﻣﻮج P ﺗﺎ ﺷﺮوع ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS ﻗﺎﺑﻞ اﻧﺪازهﮔﻴﺮي اﺳﺖ. و ﻣﻌﻤﻮﻻ در ﺣﺪود ١٠٠ ﺗﺎ ٢٠٠ ﻣﻴﻠﻲ ﺛﺎﻧﻴﻪ ﻃﻮل ﻣﻲﻛﺸﺪ. ﻃﻮل ﺑﺨﺶ PR در ﺗﺸﺨﻴﺺ ﻣﺴﺪود ﺷﺪن ﻗﻠﺐ ﺑﻴﻤﺎران ﻛﻤﻚ ﺧﻮاﻫﺪ ﻛﺮد.

اﻟﻴﺎف ﭘﻮرﻛﻨﺘﮋ/ﻋﻀﻠﻪ ﺑﻄﻨﻲ ﻗﻠﺐ: ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ :QRS ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS  ﻳﻚ ﺳﺎﺧﺘﺎر در ﻣﻮج ECG ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ ﻛﻪ ﻣﺮﺑﻮط ﺑﻪ دﭘﻼرﻳﺰاﺳﻴﻮن ﺑﻄﻦ اﺳﺖ. ﺑﻄﻦ ﺷﺎﻣﻞ ﻋﻀﻼت ﺑﻴﺸﺘﺮي ﻧﺴﺒﺖ ﺑﻪ دﻫﻠﻴﺰ اﺳﺖ، ﺑﻪ ﻫﻤﻴﻦ ﺧﺎﻃﺮ ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS داراي داﻣﻨﻪ ﺑﺰرﮔﺘﺮي ﻧﺴﺒﺖ ﺑﻪ ﻣﻮج P ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ. در ﻗﺴﻤﺖ آﺧﺮ ﮔﺮه AV دﺳﺘﻪ HIS وﺟﻮد دارد ﻛﻪ ﺑﻪ ﻧﻮﺑﻪي ﺧﻮد ﺑﻪ دو ﺷﺎﺧﻪي راﺳﺖ و ﭼﭗ ﺗﻘﺴﻴﻢ ﻣﻲ ﺷﻮﻧﺪ ﻛﻪ ﺑﻪ ﻗﺴﻤﺖﻫﺎي ﺑﻄﻦ راﺳﺖ و ﭼﭗ ﻣﺘﺼﻞ ﺷﺪهاﻧﺪ اﻳﻦ دو دﺳﺘﻪ از ﺷﺎﺧﻪﻫﺎ، در اﻧﺘﻬﺎ، ﺑﻪ ﺷﻜﻞ ﻓﻴﺒﺮﻫﺎي ﭘﻮرﻛﻨﺘﮋ ﺑﺎرﻳﻚ ﺷﺪهاﻧﺪ ﻛﻪ ﺗﺤﺮﻳﻚ ﺳﻠﻮلﻫﺎي ﻋﻀﻼﻧﻲ ﺑﻄﻦ ﻓﺮد را ﺑﻪ ﻋﻬﺪه دارﻧﺪ. دﺳﺘﻪﻫﺎي HIS دﭘﻼرﻳﺰاﺳﻴﻮن ﺑﻄﻦﻫﺎ را ﺑﻪ وﺳﻴﻠﻪ اﻓﺰاﻳﺶ ﺳﺮﻋﺖ ﻫﺪاﻳﺖ ﻫﻤﺎﻫﻨﮓ ﺧﻮاﻫﺪ ﻛﺮد از اﻳﻦ رو ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS ﺷﻜﻞ ﺷﺨﺼﻲ دارد. ﺑﻪ ﻃﻮر ﻣﻌﻤﻮل، ﻣﺪت زﻣﺎن QRS ﭼﻴﺰي در ﺣﺪود ٦٠ اﻟﻲ ١٠٠ ﻣﻴﻠﻲ ﺛﺎﻧﻴﻪ ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ. ﺑﺎ اﻳﻦ ﺣﺎل، ﻫﺮﮔﻮﻧﻪ اﺧﺘﻼل ﻣﻲﺗﻮاﻧﺪ اﻳﻦ ﻣﺪت زﻣﺎن را ﺑﻪ ﻣﻘﺪار ﻃﻮﻻﻧﻲﺗﺮي ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻛﻨﺪ. ﻋﻼوه ﺑﺮ اﻳﻦ، ﻫﻤﻪ ﻣﺠﻤﻮﻋﻪﻫﺎي QRS، ﺷﺎﻣﻞ ﻣﻮجﻫﺎي R، Q، S ﻧﻴﺴﺘﻨﺪ. اﻧﻮاع ﻣﺨﺘﻠﻒ ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS ﻛﻪ ﻣﻲ ﺗﻮاﻧﺪ آﻧﻬﺎ را ﺑﻪ ﻋﻨﻮان ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS در ﻧﻈﺮ ﮔﺮﻓﺖ در ﺷﻜﻞ زیر ﺑﻪ ﻃﻮر ﻛﺎﻣﻞ ﻧﺸﺎن داده ﺷﺪه اﺳﺖ. در ﺷﻜﻞ، ﺣﺮوف ﺑﺰرگ و ﻛﻮﭼﻚ وﺟﻮد دارﻧﺪ ﻛﻪ ﻧﺴﺒﺖ ﺑﻪ اﻧﺪازه ﻣﻮج ﻛﻪ در اﻳﻦ ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ وﺟﻮد دارد ﺑﻪ ﻛﺎر ﺑﺮده ﺷﺪه اﻧﺪ. ﻣﺪت، داﻣﻨﻪ، رﻳﺨﺖ ﺷﻨﺎﺳﻲ ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS، در ﺗﺸﺨﻴﺺ ﺑﻴﻤﺎري ﻗﻠﺒﻲ و آرﺗﻴﻤﻲﻫﺎي آن ﻣﻲ ﺗﻮاﻧﺪ ﻣﻔﻴﺪ ﺑﺎﺷﺪ.

 

ﺷﻜﻞ ﺳﺎﺧﺘﺎرﻫﺎي ﻣﺨﺘﻠﻒ ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ ي QRS.

 

ﻣﻮج :T ﻣﻮج T رﭘﻼزاﺳﻴﻮن در ﺑﻄﻦ را ﻧﺸﺎن ﻣﻲ­دﻫﺪ. در ﺣﺪود ٨٠ ﻣﻴﻠﻲ ﺛﺎﻧﻴﻪ ﺑﻌﺪ از وﻗﻮع ﻣﻮج S در ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS اﺗﻔﺎق ﻣﻲاﻓﺘﺪ، ﻛﻪ آن ﻫﻢ ﺑﻪ ﻓﺎﺻﻠﻪ DT ﻣﻌﺮوف اﺳﺖ. ﻓﺎﺻﻠﻪ آﻏﺎز ﻣﻮج QRS  ﺗﺎ ﻧﻘﻄﻪ اوج ﻣﻮج T ﺑﻪ ﻋﻨﻮان دوره ﭘﺎﺳﺨﻲ ﻣﻄﻠﻖ ﺷﻨﺎﺧﺘﻪ ﻣﻲ ﺷﻮد. ﭘﺲ از ﻣﻮج T، ﻳﻚ دوره آراﻣﺶ ﺑﺮاي ﻣﺪﺗﻲ ﻗﺒﻞ از ﻣﺮاﺣﻞ ﺑﻌﺪي اﻧﺘﻘﺎل وﺟﻮد دارد.

اﻟﻜﺘﺮودﻫﺎي ECG

ﺳﻴﮕﻨﺎل اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ در ﻗﻠﺐ را ﻣﻲﺗﻮان ﺑﺎ اﺳﺘﻔﺎده از اﻟﻜﺘﺮودﻫ ﺎي در ECG  ﺛﺒﺖ و اﻧﺪازهﮔﻴﺮي ﻛﺮد ﻛﻪ در ﻣﺠﻤﻮع ١٢ ﻟﻴﺪ، ﺑﺎ اﺳﺘﻔﺎده از ﭘﺎﻧﺰده اﻟﻜﺘﺮود در ECG ﻣﺤﺎﺳﺒﻪ ﻣﻲﺷﻮد. ﻣﻮﻗﻌﻴﺖﻫﺎﻳﻲ ﻛﻪ در آن، اﻳﻦ اﻟﻜﺘﺮودﻫﺎ ﺑﺮ روي ﺑﺪن ﻣﺘﺼﻞ ﻣﻲ ﺷﻮﻧﺪ در ﺷﻜﻞ زیر ﻧﺸﺎن داده ﺷﺪه اﺳﺖ.

جایگاه الکترودهای ECG

ده اﻟﻜﺘﺮود :

اﻟﻜﺘﺮود اﻧﺪام:

:L ﺑﺎزوي ﭼﭗ ﻳﺎ دﺳﺖ ﭼﭗ

:R ﺑﺎزوي راﺳﺖ ﻳﺎ دﺳﺖ راﺳﺖ

:N ﺧﻨﺜﻲ، ﺑﺮروي ﭘﺎي راﺳﺖ

:F ﭘﺎ، روي ﭘﺎي ﭼﭗ.

اﻟﻜﺘﺮودﻫﺎي ﻗﻔﺴﻪ ﺳﻴﻨﻪ:

V1 تا V6 در ﺷﻜﻞ ﺑﺎﻻ ﻧﺸﺎن داده ﺷﺪه اﻧﺪ ﻛﻪ ﭼﮕﻮﻧﻪ وﺻﻞ ﻣﻲ ﺷﻮﻧﺪ. ﺑﺎ اﺳﺘﻔﺎده از اﻳﻦ ده اﻟﻜﺘﺮود، دوازده

اﺷﺘﻘﺎق را ﻣﻲ ﺗﻮاﻧﺪ ﺑﺪﺳﺖ آورد:

.I    از ﺑﺎزوي راﺳﺖ ﺑﻪ ﺑﺎزوي ﭼﭗ

.II    از ﭘﺎي راﺳﺖ ﺑﻪ ﭘﺎي ﭼﭗ

.III    از ﺑﺎزوي ﭼﭗ ﺑﻪ ﭘﺎي ﭼﭗ

 

روشﻫﺎي دﻳﮕﺮي ﺑﺮاي اﺷﺘﻘﺎقﮔﻴﺮي وﺟﻮد دارد.

 

ﺷﻜﻞ اﻧﺪازه ﮔﻴﺮي ﺑﺎ اﺳﺘﻔﺎده از ﻟﻴﺪﻫﺎي I، II و III و VL، AVF و AVR.

 

VL، وﻟﺘﺎژ اﻓﺰوده، ﺑﺎ اﺷﺎره ﺑﻪ دﺳﺖ ﭼﭗ

AVR، وﻟﺘﺎژ اﻓﺰوده، ﺑﺎ اﺷﺎره ﺑﻪ دﺳﺖ راﺳﺖ

AVF، وﻟﺘﺎژ اﻓﺰوده، ﺑﺎ اﺷﺎره ﺑﻪ ﭘﺎ

ﻗﺮاردادن ﻟﻴﺪﻫﺎ ﺑﺮروي ﺑﺪن، ﭼﮕﻮﻧﮕﻲ ﺷﻜﻞ ﻣﻮج ECG ﻛﻪ واﺑﺴﺘﻪ ﺑﻪ ﻧﺤﻮه ﺗﺮﻛﻴﺐ ﻟﻴﺪﻫﺎي ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ، ﺑﻪ ﻣﺎ ﻧﺸﺎن ﻣﻲدﻫﺪ. ﺑﻪ ﻋﻨﻮان ﻣﺜﺎل ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS در ﻟﻴﺪ V_I ﺑﺎﻳﺴﺘﻲ ﻣﻨﻔﻲ و در ﻟﻴﺪ ٦V ﺑﺎﻳﺴﺘﻲ ﻣﺜﺒﺖ ﺑﺎﺷﺪ. ﺷﻜﻞ ﻣﻮج QRS ﻳﻚ اﻧﺘﻘﺎل ﺗﺪرﻳﺠﻲ از ﻣﻨﻔﻲ ﺑﻪ ﻣﺜﺒﺖ از ﻟﻴﺪﻫﺎي٢V و ٣V و٤V را ﻧﺸﺎن ﻣﻲ دﻫﺪ ﻛﻪ ﺗﻐﻴﻴﺮ ﻓﺎز ﻳﺎ اﻧﺘﻘﺎل ﻟﻴﺪ ﻧﺎﻣﻴﺪه ﻣﻲﺷﻮد. ﺑﻨﺎﺑﺮاﻳﻦ ﺷﻜﻞ ﻣﻮج در ﺗﺮﻛﻴﺐ ﻟﻴﺪﻫﺎي ﻣﺘﻔﺎوت، ﻣﺨﺘﻠﻒ ﺑﻪ ﻧﻈﺮ ﻣﻲرﺳﺪ.

ﻧﻮﻳﺰﻫﺎی ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG

ECG ﻳﻚ دﺳﺘﮕﺎه ﺑﺴﻴﺎر دﻗﻴﻖ و ﺣﺴﺎﺳﻲ ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ. ﺑﺎ اﻳﻦ ﺣﺎل، ﺣﺴﺎﺳﻴﺖ ﺑﺎﻻي آن ﻳﻚ ﺣﺮﻛﺖ ﻧﺰوﻟﻲ از آن را ﻧﻴﺰ ﺑﻪ اﺛﺒﺎت ﻣﻲرﺳﺎﻧﺪ و آن ﺣﺴﺎس ﺷﺪن ﺑﻪ ﻛﻮﭼﻜﺘﺮﻳﻦ اﺧﺘﻼل ﺧﺎرﺟﻲ اﺳﺖ. اﻳﻦ اختلال ﻣﻲ ﺗﻮاﻧﺪ ﺑﺎ ﺗﻮﺟﻪ ﺑﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎي اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﺣﺎﺻﻞ از ﺣﺮﻛﺎت ﻋ ﻀﻠﻪ در ﺗﻤﺎم ﺑﺪن ﻳﺎ ﺑﻪ دﻟﻴﻞ ﺣﻀﻮر ﺧﻄﻮط ﺑﺮق اﻳﺠﺎد ﺷﻮد. اﺧﺘﻼل ﺑﺮاﺣﺘﻲ ﻣﻲ ﺗﻮاﻧﺪ در ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻫﺎي ECG ﺑﻪ ﻋﻨﻮان ﻳﻚ ﻧﻮﻳﺰ ﻣﺸﺎﻫﺪه ﺷﻮد ﻛﻪ در ﺷﻜﻞ زیر اﻳﻦ ﻣﺴﺌﻠﻪ ﻧﺸﺎن داده ﺷﺪه اﺳﺖ.

ﺷﻜﻞ ﻧﻤﻮﻧﻪﻫﺎﻳﻲ از ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎي ECG ﺑﺎ اﺷﻜﺎل ﻧﺎﻣﺘﻌﺎرف و آﻟﻮده ﺑﻪ ﻧﻮﻳﺰ.

وﺟﻮد ﻧﻮﻳﺰ در ﺳﻴﮕﻨﺎل، آن را ﻏﻴﺮ ﻗﺎﺑﻞ درك ﺑﺮاي ﭘﺰﺷﻜﺎن ﻣﻲﻛﻨﺪ ﺗﺎ ﺑﺘﻮاﻧﻨﺪ ﺗﺸﺨﻴﺺ درﺳﺘﻲ از ﺑﻴﻤﺎران داﺷﺘﻪ ﺑﺎﺷﻨﺪ. ﺑﺮاي ﻳﻚ ﻓﺮد ﺳﺎﻟﻢ ﻣﺎﻧﺪن در ﻳﻚ ﺣﺎﻟﺖ، ﺑﺪون ﻫﻴﭻ ﮔﻮﻧﻪ ﺣﺮﻛﺘﻲ ﺑﻪ ﻣﺪت ﻃﻮﻻﻧﻲ ﻏﻴﺮﻣﻤﻜﻦ ﻳﺎ ﺧﻴﻠﻲ دﺷﻮار اﺳﺖ. ﺑﻄﻮر ﻣﺸﺎﺑﻪ، رﻫﺎﻳﻲ از ﺗﻤﺎم ﺧﻄﻮط ﺑﺮق اﺗﺎﻗﻲ ﻛﻪ در آن ECG اﻧﺪازهﮔﻴﺮي ﻣﻲﺷﻮد ﻛﺎر ﺑﺴﻴﺎر دﺷﻮار و ﻫﺰﻳﻨﻪﺑﺮي ﺧﻮاﻫﺪ ﺑﻮد. ﺑﺎ اﻳﻦ ﺣﺎل، ﺷﺎﻳﺪ ﺑﺘﻮان اﺧﺘﻼل ﺧﻄﻮط ﻋﺒﻮر ﺑﺮق را ﺑﻪ ﺣﺪاﻗﻞ رﺳﺎﻧﺪ، اﻣﺎ اﺧﺘﻼل ﻧﺎﺷﻲ از ﺣﻀﻮر ﻓﺮد را ﻛﻪ از ﺑﻴﻤﺎر ﺑﺪﺳﺖ آﻣﺪه ﻧﻤﻲﺗﻮان در ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻫﺎي ﻗﻠﺐ ﺑﺮﻃﺮف ﻛﺮد. اﻳﻦ ﻫﻤﺎن ﺟﺎﻳﻲ اﺳﺖ ﻛﻪ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢﻫﺎي ﭘﺮدازش ﺳﻴﮕﻨﺎل و اﺳﺘﺨﺮاج وﻳﮋﮔﻲ ﺣﻀﻮرﺷﺎن اﻫﻤﻴﺖ ﭘﻴﺪا ﻣﻲﻛﻨﺪ. ﻣﺠﻤﻮﻋﻪ QRS ﻳﻜﻲ از وﻳﮋﮔﻲﻫﺎي ﻣﺘﻤﺎﻳﺰ در ﺷﻜﻞ ﻣﻮج ECG ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ ﻛﻪ ﻗﺒﻼً ﻣﻮرد ﺑﺤﺚ ﻗﺮار ﮔﺮﻓﺖ، رﻳﺨﺖ ﺷﻨﺎﺳﻲ آن، داﻣﻨﻪ و ﻋﺮض آن ﻧﻘﺶ ﺑﺴﻴﺎر ﻣﻬﻤﻲ در ﺗﺸﺨﻴﺺ ﺑﻴﻤﺎريﻫﺎي ﻣﺨﺘﻠﻒ ﻗﻠﺒﻲ اﻳﻔﺎ ﻣﻲ ﻛﻨﺪ. اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢﻫﺎي ﻧﺮم اﻓﺰاري زﻳﺎدي ﺑﺮاي اﻧﺠﺎم اﻳﻦ ﻓﺮآﻳﻨﺪ وﺟﻮد دارد. ﺑﺮﺧﻲ از اﻳﻦ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢﻫﺎ در ﻓﺼﻮل ﺑﻌﺪي ﻣﻮرد ﺑﺤﺚ ﻗﺮار ﻣﻲﮔﻴﺮﻧﺪ. ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻧﺮﻣﺎل ECG در ﻣﺤﺪوده  ١-٥ ﻣﻴﻠﻲ وﻟﺖ ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ. از ﺳﻮي دﻳﮕﺮ، ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG ﻃﺒﻴﻌﻲ در ﻣﺤﺪود ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ  ٠٥/٠-١٠٠ ﻫﺮﺗﺰ اﺗﻔﺎق ﻣﻲ اﻓﺘﺪ ﻛﻪ آﻧﺮا ﺑﻪ ﻧﻮﻳﺰ و آﺛﺎر زﻳﺴﺖ ﻣﺤﻴﻄﻲ و ﺑﻴﻮﻟﻮژﻳﻜﻲ ﺑﺴﻴﺎر ﺣﺴﺎس ﻣﻲ ﻛﻨﺪ. ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎي ECG ﺑﻪ ﻃﻮر ﻣﻌﻤﻮل در ﻣﺤﺪوده ﻳﻚ ﻫﺰارم وﻟﺖ اﺳﺖ، از اﻳﻦ رو ﺑﻪ ﻣﻘﺪار ﺧﻴﻠﻲ زﻳﺎدي ﺑﻪ ﺗﺪاﺧﻞ ﺣﺴﺎس اﺳﺖ. ﻣﻨﺎﺑﻊ ﺗﺪاﺧﻞ را ﺑﻪ ﺳﻪ ﮔﺮوه ﻣﻲ ﺗﻮان ﺗﻘﺴﻴﻢ ﻛﺮد.

١- ﻧﻮﻳﺰ ﻧﺎﺷﻲ از ﻣﻨﺎﺑﻊ ﺧﺎرﺟﻲ ﻛﻪ ﺑﻪ ﺑﻴﻤﺎر ﺗﺤﻤﻴﻞ ﻣﻲﺷﻮد.

٢- ﺗﺪاﺧﻞ ﺣﺎﺻﻞ از ﺧﻮد ﺑﻴﻤﺎر.

٣- ﭘﺘﺎﻧﺴﻴﻞﻫﺎي ﻧﺎﺧﻮاﺳﺘﻪ ﻣﺎﻧﻨﺪ ﻧﻮﻳﺰ ﺣﺎﺻﻞ از ﺗﻤﺎس ﺑﻴﻤﺎر ﺑﻪ اﻟﻜﺘﺮود.

ﻧﻮﻳﺰ ﻧﺎﺷﻲ از ﻣﻨﺎﺑﻊ ﺧﺎرﺟﻲ

ﻣﻨﺎﺑﻊ اﻟﻜﺘﺮو اﺳﺘﺎﺗﻴﻜﻲ

وﻗﺘﻲ ﻳﻚ ﺟﺴﻢ ﺑﺎردار ﺷﻮد و ﻧﺰدﻳﻚ ﻳﻚ ﺟﺴﻢ ﻏﻴﺮ ﺑﺎردار ﻗﺮار ﮔﻴﺮد ﺟﺴﻢ ﻏﻴﺮ ﺑﺎردار، ﺑﻪ وﺳﻴﻠﻪ ﺑﺎري ﺑﻪ اﻧﺪازه ﺑﺎر ﺟﺴﻢ ﺑﺎردار، ﺷﺎرژ ﺷﺪه اﻟﺒﺘﻪ ﺑﺎ ﺑﺎر ﻣﺨﺎﻟﻒ آن. اﻳﻦ ﭘﺪﻳﺪه ﻣﻌﻤﻮﻻً ﺗﺤﺖ ﻋﻨﻮان ESD ﺷﻨﺎﺧﺘﻪ ﺷﺪه اﺳﺖ. ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ﺑﺮق ﺷﻬﺮي ٥٠ ﻫﺮﺗﺰ ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ ﺑﻨﺎﺑﺮاﻳﻦ ﭘﺘﺎﻧﺴﻴﻞ اﻟﻘﺎ ﺷﺪه ﻧﺎﺷﻲ از آن را در اﻳﻦ ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ﺧﻮاﻫﻴﻢ داﺷﺖ. ﻣﻨﺎﺑﻊ دﻳﮕﺮ از ﺷﺎرژ اﻟﻜﺘﺮواﺳﺘﺎﺗﻴﻜﻲ ﺷﺎﻣﻞ: اﺗﺎق ﺟﺮاﺣﻲ، ﺣﻀﻮر اﻓﺮاد و ﺗﺠﻬﻴﺰات اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﻣﻲ ﺑﺎﺷﻨﺪ.

اﻟﻘﺎي اﻟﻜﺘﺮوﻣﻐﻨﺎﻃﻴﺴﻲ:

ﺗﺪاﺧﻠﻲ ﻛﻪ در ﻣﺠﺎروت ﺳﻴﻢ ﺣﺎﻣﻞ ﺟﺮﻳﺎن AC رخ ﻣﻲ دﻫﺪ، ﻛﻪ ﺑﻪ ﻋﻠﺖ اﻳﺠﺎد ﻣﻴﺪان ﻣﻐﻨﺎﻃﻴﺴﻲ ﺣﻮل ﻳﻚ ﺳﻴﻢ ﺣﺎﻣﻞ ﺟﺮﻳﺎن اﻟﺘﺮﻳﻜﻲ ﺗﻮﻟﻴﺪ ﻣﻲ ﺷﻮد. ﻫﻤﻪ ﺣﺎﻣﻞﻫﺎي ﺟﺮﻳﺎن، ﺗﻮﺳﻂ ﻣﻴﺪان اﻟﻜﺘﺮوﻣﻐﻨﺎﻃﻴﺴﻲ اﺣﺎﻃﻪ ﺷﺪه اﻧﺪ. ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ﺷﻬﺮي ﭼﻴﺰي در ﺣﺪود ٤٨-٥٠ ﻫﺮﺗﺰ ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ. ﺗﺪاﺧﻞ ٥٠ ﻫﺮﺗﺰ ﺑﺮق ﺷﻬﺮي ﻳﻚ اﺧﺘﻼف ﭘﺘﺎﻧﺴﻴﻞ ﻧﺴﺒﺖ ﺑﻪ زﻣﻴﻦ اﺳﺖ، ﻛﻪ ﻫﺮ ﺑﻴﻤﺎري را ﺗﺤﺖ ﺗﺄﺛﻴﺮ ﻗﺮار ﻣﻲدﻫﺪ ﻣﻮﺿﻮع اﺻﻠﻲ ﻧﺰدﻳﻜﻲ ﺳﻴﻢ ﺣﺎﻣﻞ ﺟﺮﻳﺎن ٥٠ ﻫﺮﺗﺰ ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ ﻛﻪ ﺑﻪ ﺑﺤﺚ اﺻﻠﻲ ﺗﺒﺪﻳﻞ ﺷﺪه اﺳﺖ.

ﻧﻮﻳﺰ ﻧﺎﺷﻲ از ﺧﻮد ﺑﻴﻤﺎر:

اﻟﻜﺘﺮوﻣﺎﻳﻮﮔﺮام(EMG) اﻧﺪازهﮔﻴﺮي ﻓﻌﺎﻟﻴﺖ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﻋﻀﻼت در ﺣﺎل اﺳﺘﺮاﺣﺖ و اﻧﻘﺒﺎض ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ. ﺗﺠﺰﻳﻪ EMG ، اﺟﺰاي ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ﻧﺎﺷﻲ از ﻫﺮ دو ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG و EEG را در ﻳﻚ ﺑﺎﻧﺪ (ﻧﻮار) ﻧﺸﺎن ﻣﻲ دﻫﺪ. ﺑﺎ اﻳﻦﺣﺎل ﺳﻴﮕﻨﺎل EMG ﺑﻪ ﻃﻮر ﻣﻌﻤﻮل ٥ ﺑﺮاﺑﺮ ﺑﺰرﮔﺘﺮ از ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ(در ﺣﺪود 30 میلی ولت).  ﻓﻌﺎﻟﻴﺖ ﻋﻀﻼﻧﻲ (ﺑﺨﺼﻮص ﻟﺮزه) ﻣﻲﺗﻮاﻧﺪ اﺧﺘﻼل ﺑﺰرﮔﻲ را در ﻫﻤﺎن ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ECG ﺑﺮ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻗﻠﺒﻲ وارد ﻛﻨﺪ.

ﻧﻮﻳﺰ ﻧﺎﺷﻲ از ﺗﻤﺎس ﺑﺎ اﻟﻜﺘﺮودﻫﺎ

اﻟﻜﺘﺮودﻫﺎ ﻣﺎﻧﻨﺪ ﻳﻚ رﺳﺎﻧﺎي ﻛﻢ اﺛﺮ در راﺑﻄﻪ ﺑﺎ ﻧﻮﻳﺰ ﻋﻤﻞ ﻣﻲ ﻛﻨﻨﺪ اﮔﺮ ﭼﻪ ﻫﺮ ﻓﻠﺰ در ﻣﺠﺎورت ﻳﻚ ﻣﺤﻠﻮل اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ (ژل ﺑﺮ روي ﭘﺪ ECG ﻫﻤﺮاه ﺑﺎ ﺳﻄﺢ ﭘﻮﺳﺖ) ﺗﻮﻟﻴﺪ ﻳﻚ ﻧﻴﻢ ﺳﻠﻮل اﻟﻜﺘﺮوﺷﻴﻤﻴﺎﻳﻲ ﻣﻲﻛﻨﺪ، ﻛﻪ ﺷﺒﻴﻪ ﻳﻚ ﺑﺎﺗﺮي ﻋﻤﻞ ﺧﻮاﻫﺪ ﻛﺮد، ﻧﺘﻴﺠﻪاش اﻳﺠﺎد ﻳﻚ ﭘﺘﺎﻧﺴﻴﻞ در ﺳﻄﺢ ﭘﻮﺳﺖ اﺳﺖ. ورودي دو اﻟﻜﺘﺮود وارد ﻳﻚ ﺗﻘﻮﻳﺖ ﻛﻨﻨﺪهي دﻳﻔﺮاﻧﺴﻴﻠﻲ ﻣﻲﺷﻮد، در ﺣﺎﻟﺖ اﻳﺪهآل اﮔﺮ ﺳﻠﻮلﻫﺎ ﻳﻜﺴﺎن ﺑﺎﺷﺪ ﺧﺮوجی ﺻﻔﺮ ﻣﻲﺷﻮد وﻟﻲ اﮔﺮ اﺧﺘﻼف وﺟﻮد داﺷﺘﻪ ﺑﺎﺷﺪ اﻳﻦ اﺧﺘﻼف ﺗﻘﻮﻳﺖ ﻣﻲﺷﻮد. ﻋﻼوه ﺑﺮ اﻳﻦ، ﺟﺮﻳﺎن اﻧﺪك ﺗﻮﻟﻴﺪ ﺷﺪه ﺑﻪ وﺳﻴﻠﻪ وﻟﺘﺎژ آﻓﺴﺖ ﻣﻤﻜﻦ اﺳﺖ ﺑﺎﻋﺚ ﻗﻄﺒﺶ ﺷﻮد. ﻗﻄﺒﺶ در اﻟﻜﺘﺮودﻫﺎ ﻣﻲ ﺗﻮاﻧﺪ ﻫﺮ ﺳﻴﮕﻨﺎﻟﻲ را ﺧﺮاب ﻛﻨﺪ.

اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ EMD و ﻛﺎرﺑﺮد آن در ﭘﺮدازش سیگنال ECG

آﻧﺎﻟﻴﺰ ﺳﻴﮕﻨﺎﻟﻬﺎ ﻳﻜﻲ از اﺟﺰاء ﻻزم ﺑﺮاى اﻧﺠﺎم ﺑﺴﻴﺎرى از ﺗﺤﻘﻴﻘﺎت و ﻛﺎرﺑﺮدﻫﺎى ﻋﻤﻠﻲ ﻣﻲ ﺑﺎﺷـﺪ. روشEMD  در اﺑﺘﺪا ﺗﻮﺳﻂ دﻛﺘﺮ ﻫﺎﻧﮓ١ و داﻧﺸﺠﻮﻳﺎﻧﺶ در ﺳﺎل ١٩٩٨ اراﺋﻪ ﺷﺪ. روﺷﻲ ﻛـﻪ دﻛﺘـﺮ ﻫﺎﻧـﮓ اراﺋﻪ داده اﺳﺖ، ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل را ﺑﻪ ﻳﻚ ﺳﺮى ﻣﻮﻟﻔﻪ AM-FM ، ﺑﺎ ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ ﺻﻔﺮ ﺗﺠﺰﻳـﻪ ﻣـﻲ ﻧﻤﺎﻳـﺪ. ﺳﭙﺲ ﻃﻴﻒ ﻣﺤﻠﻲ ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺻﻠﻲ، ﺑﻪ ﻛﻤﻚ اﻋﻤﺎل ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﻴﻠﺒﺮت ﺑﺮ روى ﻫﺮ ﻛﺪام از اﻳـﻦ ﻣﻮﻟﻔـﻪ ﻫـﺎ ﺑﺪﺳﺖ ﻣﻲ آﻳﺪ. اﻳﻦ روش ﺑﺮاى آﻧﺎﻟﻴﺰ داده ﻫﺎ در ﻛﺎرﺑﺮدﻫﺎى ﮔﺴﺘﺮده و ﻣﺨﺘﻠﻔﻲ ﺑـﻪ ﻛـﺎر ﮔﺮﻓﺘـﻪ ﺷـﺪه اﺳﺖ، زﻳﺮا اﻳﻦ روش ﺗﻮاﻧﺎﻳﻲ آﻧﺎﻟﻴﺰ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻫﺎى ﻏﻴﺮ ﺧﻄﻲ و ﻏﻴﺮ اﻳﺴﺘﺎ را دارد. در ﺣﺎﻟﻲ ﻛـﻪ روﺷـﻬﺎى ﻗﺪﻳﻤﻲ ﺗﺮ ﻣﺎﻧﻨﺪ ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻓﻮرﻳﻪ و ﻳﺎ ﺗﺒﺪﻳﻞ وﻳﻮﻟﺖ ﺑﺮاى اﻳﻦ دﺳﺘﻪ از دادهﻫﺎ ﻣﻨﺎﺳﺐ ﻧﻴﺴﺘﻨﺪ.

ﺗﺒﺪﻳﻞ EMD و ﻣﻘﺎﻳﺴﻪ آن ﺑﺎ ﺗﻜﻨﻴﻚ ﻫﺎى دﻳﮕﺮ

ﻳﻚ راه ﺑﺮاى ﺗﻮﺻﻴﻒ ﻳﻚ ﺳﻴﺴﺘﻢ، ﺑﺮرﺳﻲ ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎى ﻣﻮﺟﻮد در آن، در ﻫﺮ ﻟﺤﻈﻪ از زﻣﺎن اﺳﺖ و ﻳﻜﻲ از روﺷﻬﺎى ﺳﺎده ﺑﺮاى ﻣﺤﺎﺳﺒﻪى ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎى ﻟﺤﻈﻪ اى، ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﻴﻠﺒﺮت اﺳﺖ.ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﻴﻠﺒﺮت ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل X(t) ﺑﺎ راﺑﻄﻪ زﻳﺮ ﺑﺪﺳﺖ ﻣﻲ آﻳﺪ.

ﺳﭙﺲ ﻣﻲ ﺗﻮان ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺗﺤﻠﻴﻠﻲ Z(t) را ﺑﻪ ﺻﻮرت زﻳﺮ ﺗﺸﻜﻴﻞ داد.

و ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎى ﻟﺤﻈﻪ اى را ﺑﺎ راﺑﻄﻪ زﻳﺮ ﺑﺪﺳﺖ آورد:

ﺣﺎل ﻓﺮض ﻛﻨﻴﺪ ﻛﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎل داراى N ﻣﻮﻟﻔﻪ ﺑﺎﺷﺪ، در ﻧﺘﻴﺠﻪ ﺗﺎﺑﻊ ﺗﺤﻠﻴﻠﻲ Z(t) ﺑﻪ ﺻﻮرت راﺑﻄﻪى ﺧﻮاﻫﺪ ﺷﺪ:

ﺑﻪ اﻳﻦ ﺗﺮﺗﻴﺐ داﻣﻨﻪ ﻟﺤﻈﻪ اى ﺗﻮﺳﻂ راﺑﻄﻪ زﻳﺮ ﻣﺤﺎﺳﺒﻪ ﻣﻲ ﺷﻮد:

ﺑﺎ ﮔﺮﻓﺘﻦ ﻣﺸﺘﻖ از Z(t) ﺑﺎاﺳﺘﻔﺎده از رواﺑﻂ ﺑﺎﻻ، ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎى ﻟﺤﻈﻪ اى ﺗﻮﺳﻂ راﺑﻄﻪ زﻳﺮ ﺑﺪﺳﺖ ﻣﻲ آﻳﺪ:

راﺑﻄﻪ ﺑﺪﺳﺖ آﻣﺪه ﻧﺸﺎن ﻣﻲ دﻫﺪ ﻛﻪ، ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎى ﻟﺤﻈﻪ اى ﺑﺮاى ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻫﺎى ﭼﻨﺪ ﻣﻮﻟﻔﻪ اى، داراى دو ﻗﺴﻤﺖ اﺳﺖ، ﻛﻪ ﻗﺴﻤﺖ اول ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ وزن ﻳﺎﻓﺘﻪ ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎى ﻟﺤﻈﻪ اى ﻣﻮﻟﻔﻪ ﻫﺎﺳﺖ. در ﻧﺘﻴﺠﻪ اﮔﺮ ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﻴﻠﺒﺮت را ﻣﺴﺘﻘﻴﻤﺎ ﺑﺮروى ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل واﻗﻌﻲ ﺑﻪ ﻛﺎر ﺑﺒﺮﻳﻢ، ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ﻫﺎى ﻟﺤﻈﻪاى را ﻧﺨﻮاﻫﻴﻢ داﺷﺖ، زﻳﺮا ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل واﻗﻌﻲ در ﻫﺮ ﻟﺤﻈﻪ از زﻣﺎن داراى ﻃﻴﻒ وﺳﻴﻌﻲ از ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎ اﺳﺖ و ﺑﺎ ﺑﻪ ﻛﺎرﺑﺮدن ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﻴﻠﺒﺮت ﺑﻪ ﻃﻮر ﻣﺴﺘﻘﻴﻢ ﺑﺮروى اﻳﻦ ﺳﻴﮕﻨﺎل، ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻨﻲ از ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎى ﻣﺨﺘﻠﻒ را در ﻫﺮ ﻟﺤﻈﻪ از زﻣﺎن ﺧﻮاﻫﻴﻢ داﺷﺖ ﻛﻪ ﻣﻌﻨﺎدار ﻧﺨﻮاﻫﺪ ﺑﻮد. ﺑﺮاى رﻓﻊ اﻳﻦ ﻣﺸﻜﻞ ﺳﻴﮕﻨﺎﻟﻲ ﻛﻪ ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﻴﻠﺒﺮت ﺑﺮروى آن اﻋﻤﺎل ﻣﻲ ﺷﻮد، ﺑﺎﻳﺪ داراى ﭘﻬﻨﺎى ﺑﺎﻧﺪ ﺑﺎرﻳﻚ ﺑﺎﺷﺪ. ﻳﻚ راه ﻓﻴﻠﺘﺮ ﻛﺮدن ﺳﻴﮕﻨﺎل و ﺟﺪا ﻧﻤﻮدن ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎى ﻣﺨﺘﻠﻒ اﺳﺖ. وﻟﻲ ﻫﻤﻴﻦ ﻓﻴﻠﺘﺮ ﻛﺮدن ﻣﻤﻜﻦ اﺳﺖ ﺑﺎﻋﺚ ﺧﺮاب ﺷﺪن ﺳﻴﮕﻨﺎل ﮔﺮدد. ﻫﺎﻧﮓ و ﻫﻤﻜﺎراﻧﺶ در ﺳﺎل ١٩٩٨ اﺳﺘﻔﺎده از ﺗﻜﻨﻴﻚ ﺗﺠﺰﻳﻪ ﺗﺠﺮﺑﻲ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻳﺎ EMD را ﻗﺒﻞ از اﻋﻤﺎل ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﻴﻠﺒﺮت ﭘﻴﺸﻨﻬﺎد دادﻧﺪ.

ﺑﻪ اﻳﻦ ﺗﺮﺗﻴﺐ اﺑﺘﺪا ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺑﻪ روشEMD ﺑﻪ ﻣﻮﻟﻔﻪ ﻫﺎﻳﻲ ﺑﺎ ﺑﺎﻧﺪ ﻣﺤﺪود ﻳﺎ IMF ﺗﺠﺰﻳﻪ ﻣﻲ ﺷﻮد و ﺑﻌﺪ ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﻴﻠﺒﺮت ﺑﺮروى ﻫﺮ IMF ﻛﻪ ﻃﻴﻒ ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻲ ﻛﻤﻲ دارد اﻋﻤﺎل ﻣﻲ ﮔﺮدد. اﻳﻦ ﺗﻜﻨﻴﻚ ﺑﻪ ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﺎﻧﮓ – ﻫﻴﻠﺒﺮت ﻳﺎ HHT ﻣﻌﺮوف ﺷﺪ.

اﻳﻦ روش ﺑﺮاى آﻧﺎﻟﻴﺰ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻫﺎى ﻏﻴﺮ ﺧﻄﻲ و ﻏﻴﺮ اﻳﺴﺘﺎ ﺑﻪ ﺧﺼﻮص ﺑﺮاى ﻳﻚ ﻧﻤﺎﻳﺶ زﻣﺎن-ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ- اﻧﺮژى از ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺑﺴﻴﺎر ﻣﻨﺎﺳﺐ اﺳﺖ. در ﺑﺴﻴﺎرى از ﻣﻄﺎﻟﻌﺎت ﺻﻮرت ﮔﺮﻓﺘﻪ ﺑﺮروى اﻳﻦ روش، ﻧﺘﻴﺠﻪ ﺑﺪﺳﺖ آﻣﺪه از HHT ﺑﺮاى ﻧﻤﺎﻳﺶ زﻣﺎن-ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ-اﻧﺮژى ﺑﺴﻴﺎر واﺿﺢ ﺗﺮ از دﻳﮕﺮ روﺷﻬﺎى ﻗﺪﻳﻤﻲ ﺑﻮده اﺳﺖ. ﻣﻘﺎﻳﺴﻪ اى از ﺳﻪ روش آﻧﺎﻟﻴﺰ ﺳﻴﮕﻨﺎل، ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻓﻮرﻳﻪ، ﺗﺒﺪﻳﻞ وﻳﻮﻟﺖ و ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﺎﻧﮓ-ﻫﻴﻠﺒﺮت در ﺟﺪول زیر آورده ﺷﺪه اﺳﺖ.

ﺟﺪول ﻣﻘﺎﻳﺴﻪ ﺳﻪ روش آﻧﺎﻟﻴﺰ ﺳﻴﮕﻨﺎل

HilbertـHaung	Wavelet	Fourier
adaptive	a priori	a priori	Basis
Differentiation:	Convolution:	Convolution:	Frequency
Local	regional	Global
Energy-time-	Energy-time-frequency	Energy-frequency	Presentation
frequency
yes	no	no	Nonlinear
yes	yes	no	Nonstationary
Empirical	Theoritical	Theoritical	Theoretical base

 

ﻳﻜﻲ از اﻫﻤﻴﺖ ﻫﺎى روش EMD، در ﺗﻜﻨﻴﻜﻲ اﺳﺖ ﻛﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎل را ﺑﺎ آن ﺗﺠﺰﻳﻪ ﻣﻲ ﻛﻨﺪ. EMD ﺑﺮاى آﻧﺎﻟﻴﺰ، ﺳﻴﮕﻨﺎل را درﺣﻮزة ﺧﻮدش ﻧﮕﻪ ﻣﻲ­دارد. زﻣﺎﻧﻲﻛﻪ از ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻓﻮرﻳﻪ ﮔﺮﻓﺘﻪ ﻣﻲﺷﻮد، دﻳﮕﺮ ﻧﻤﻲﺗﻮان ﮔﻔﺖ ﻛﻪ ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ آن ﺳﻴﮕﻨﺎل در ﻫﺮ ﻟﺤﻈﻪ از زﻣﺎن ﭼﮕﻮﻧﻪ ﺗﻐﻴﻴﺮ ﻣﻲﻛﻨﺪ، زﻳﺮا زﻣﺎن ﺣﺬف ﻣﻲﺷﻮد و ﻓﻘﻂ ﻣﺤﻮر ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ وﺟﻮد دارد. در ﺣﺎﻟﻲﻛﻪ EMD اﻳﻦ ﻣﺸﻜﻞ را ﻧﺪارد. EMD ﺳﻴﮕﻨﺎل را در ﺣﻮزه زﻣﺎن ﺗﺠﺰﻳﻪ ﻣﻲﻛﻨﺪ و ﻫﺮﻛﺪام از IMFﻫﺎ ﺣﺎوى اﻃﻼﻋﺎﺗﻲ ﻫﺴﺘﻨﺪ ﻛﻪ ﻣﻲﺗﻮاﻧﻨﺪ ﻧﺸﺎن ﺑﺪﻫﻨﺪ ﻛﻪ ﺗﻐﻴﻴﺮات ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ﺳﻴﮕﻨﺎل در ﻫﺮ ﻟﺤﻈﻪ از زﻣﺎن ﭼﮕﻮﻧﻪ ﺑﻮده اﺳﺖ. ﺑﻪ ﺑﻴﺎن دﻳﮕﺮ ﺗﺮﻛﻴﺐ اﻳﻦ روش ﺑﺎ ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﻴﻠﺒﺮت ﻣﻲﺗﻮاﻧﺪ، ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎى ﻣﻮﺟﻮد در ﺳﻴﮕﻨﺎل را در ﻫﺮ ﻟﺤﻈﻪ از زﻣﺎن ﺑﺪﺳﺖ ﺑﺪﻫﺪ؛ در ﺣﺎﻟﻲﻛﻪ در روﺷﻬﺎى ﻗﺒﻠﻲ ﻣﺎﻧﻨﺪ ﺗﺒﺪﻳﻞ وﻳﻮﻟﺖ، ﻧﻤﻲﺗﻮان ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎى ﻣﻮﺟﻮد در ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل را در ﻳﻚ زﻣﺎن ﺧﺎص ﻣﺤﺎﺳﺒﻪ ﻧﻤﻮد، ﺑﻠﻜﻪ ﻓﻘﻂ ﻣﻲﺗﻮان اﻳﻦ ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎ را ﺣﺪاﻛﺜﺮ در ﻳﻚ ﻣﺤﺪوده زﻣﺎﻧﻲ ﺑﺪﺳﺖ آورد.

ﺑﻪ دﻟﻴﻞ ﺗﺠﺰﻳﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎل در ﺣﻮزه زﻣﺎن، درEMD ﻓﺮض ﺧﻄﻲﺑﻮدن و ﺗﻐﻴﻴﺮﻧﺎﭘﺬﻳﺮى ﺑﺎ زﻣﺎن ﻻزم ﻧﻴﺴﺖ، ﺑﻪ اﻳﻦ ﺗﺮﺗﻴﺐ ﭼﻮن اﻳﻦ روش ﻧﻴﺎز ﺑﻪ درﻧﻈﺮﮔﺮﻓﺘﻦ ﻫﻴﭽﮕﻮﻧﻪ ﻓﺮﺿﻲ در ﻣﻮرد ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻧﺪارد، در ﻣﻮرد ﻣﺤﺪوده وﺳﻴﻌﻲ از ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎ ﻗﺎﺑﻞ اﺳﺘﻔﺎده اﺳﺖ. ﻳﻜﻲ از ﺗﻔﺎوتﻫﺎى ﺑﻴﻦ ﺗﺠﺰﻳﻪ EMD و وﻳﻮﻟﺖ در اﻧﺘﺨـﺎب ﺗـﺎﺑﻊ ﭘﺎﻳـﻪ اﺳـﺖ. ﺗـﺎﺑﻊ ﻣﺒﻨـﺎ و ﭘﺎﻳـﻪ در ﺗﺠﺰﻳﻪ وﻳﻮﻟﺖ از ﻗﺒﻞ ﺗﻌﻴﻴﻦ ﻣﻲﺷﻮد، ﻫﻤﺎﻧﻨﺪ ﺗﻮاﺑـﻊ ﻫـﺎر، داﺑﭽﻴـﺰ، ﻣﻮرﻟـﺖ و … . از آﻧﺠـﺎﻳﻲﻛـﻪ اﻧﺘﺨﺎب ﺗﻮاﺑﻊ وﻳﻮﻟﺖ ﻣﺨﺘﻠﻒ، ﺑﻪ ﻧﺘﺎﻳﺞ ﻣﺘﻔﺎوﺗﻲ ﻣﻲرﺳﺪ. ﻧﺘﻴﺠﻪ ﺗﺠﺰﻳﻪ وﻳﻮﻟﺖ ﺑﻪ اﻧﺘﺨﺎب ﺗﺎﺑﻊ ﭘﺎﻳـﻪ واﺑﺴﺘﻪ اﺳﺖ، ﺑﻨﺎﺑﺮاﻳﻦ ﻧﺘﻴﺠﻪ ﺑﻬﻴﻨﻪ ﺗﻀﻤﻴﻦ ﺷﺪه ﻧﻴﺴﺖ. وﻟﻲ ﺗﺎﺑﻊ ﭘﺎﻳﻪ در EMD از ﻗﺒﻞ ﺗﻌﻴﻴﻦ ﻧﻤـﻲﺷﻮد، ﺑﻠﻜﻪ ﺑﻪ ﻃﻮر ﻣﺴﺘﻘﻴﻢ و ﺗﻄﺒﻴﻘﻲ از ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻧﺘﻴﺠﻪ ﻣﻲﺷﻮد.

ﺑﻨﺎﺑﺮاﻳﻦ اﮔﺮ ﺗﺒﺪﻳﻞ EMD ﺑﺮاى اﻫﺪاف ﻣﻨﺎﺳﺒﻲ ﺑﻪ ﻛﺎر رود ﻣﻲﺗﻮاﻧﺪ ﺟﺰء روﺷﻬﺎى ﺑﺮﺗﺮ آﻧﺎﻟﻴﺰ ﺑﺎﺷﺪ. ﺑﻪ اﻳﻦ ﻣﻔﻬﻮم ﻛﻪ EMD، ﺑﺮاى ﺧﺮوﺟﻲ ﺳﻴﺴﺘﻢ ﻫﺎى ﺧﻄﻲ و ﻧﺎﻣﺘﻐﻴﺮ ﺑﺎ زﻣﺎن (LTI) ﻧﻴﺰ ﺟﻮاب ﻣﻲدﻫﺪ وﻟﻲ ﺑﺎ درﻧﻈﺮﮔﺮﻓﺘﻦ زﻣﺎن ﻣﺤﺎﺳﺒﻪ، اﻳﻦ ﻛﺎر ارزش ﭼﻨﺪاﻧﻲ ﻧﺪارد؛ اﻣﺎ در ﻣﻮرد ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎى ﻏﻴﺮﺧﻄﻲ و ﻏﻴﺮ اﻳﺴﺘﺎ ﻳﻜﻲ از روﺷﻬﺎى ﻛﺎرآﻣﺪ و ﻣﻨﺎﺳﺐ اﺳﺖ. اﻣﺎ ﻣﺎﻧﻨﺪ دﻳﮕﺮ ﺗﻜﻨﻴﻚ ﻫﺎى ﻗﺪﻳﻤﻲ، اﻳﻦ روش ﻧﻴﺰ داراى ﻣﺸﻜﻼﺗﻲ اﺳﺖ ﻛﻪ ﺑﺮاى ﺣﻞ آﻧﻬﺎ زﻣﺎن ﻻزم اﺳﺖ. ﺑﻪ ﻋﻨﻮان ﻣﺜﺎل ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻓﻮرﻳﻪ ﺑﺮاى اوﻟﻴﻦ ﺑﺎر در ﺳﺎل ١٨٠٧ ﺑﻪ ﻛﺎر ﮔﺮﻓﺘﻪ ﺷﺪ و ﺗﺎ ﺳﺎل ١٩٣٣ اﺛﺒﺎت و ﺗﻜﻤﻴﻞ آن ﺑﻪ ﻃﻮل اﻧﺠﺎﻣﻴﺪ. در ﻧﺘﻴﺠﻪ ﺣﻞ ﻣﺸﻜﻼت اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ EMD ﻧﻴﺰ ﻧﻴﺎزﻣﻨﺪ ﺗﻼش و زﻣﺎن است.

آﻧﺎﻟﻴﺰ ﻃﻴﻒ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺑﻪ ﻛﻤﻚ ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﺎﻧﮓ ﻫﻴﻠﺒﺮت ﺷﺎﻣﻞ دو ﺑﺨﺶ اﺳﺖ: ﺗﺠﺰﻳﻪ ﺗﺠﺮﺑﻲ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺑﻪ ﻣﻮﻟﻔﻪﻫﺎ (EMD) و آﻧﺎﻟﻴﺰ ﻃﻴﻒ ﻫﻴﻠﺒﺮت((HSA؛ ﺑﻪ ﻃﻮر ﺧﻼﺻﻪ ﻣﻲ ﺗﻮان ﻣﺮاﺣﻞ ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﺎﻧﮓ-ﻫﻴﻠﺒﺮت و آﻧﺎﻟﻴﺰ ﻃﻴﻒ آﻧﺮا ﺑﻪ ﺻﻮرت زﻳﺮ ﺑﻴﺎن ﻧﻤﻮد ﻛﻪ در اداﻣﻪ اﻳﻦ ﻓﺼﻞ ﺷﺮح ﭘﻴﺎده ﺳﺎزى ﻫﺮﻛﺪام از اﻳﻦ ﻣﺮاﺣﻞ آورده ﺧﻮاﻫﺪ ﺷﺪ:

• درﻳﺎﻓﺖ ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل و ﺗﺠﺰﻳﻪ اﻳﻦ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺑﻪ ﻣﻮﻟﻔﻪﻫﺎى ﺳﺎزﻧﺪهى آن (IMF)، ﺑﻪ روشEMD
• ﮔﺮﻓﺘﻦ ﺗﺒﺪﻳﻞ ﻫﻴﻠﺒﺮت از ﻫﺮ ﻛﺪام از IMFﻫﺎ
• ﺑﺪﺳﺖ آوردن ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ و داﻣﻨﻪ ﻟﺤﻈﻪ اى ﻫﺮ ﻛﺪام از IMFﻫﺎ از روى ﺳـﻴﮕﻨﺎﻟﻬﺎى ﺑﺪﺳـﺖ آﻣـﺪه از ﻣﺮﺣﻠﻪ دوم و ﺳﭙﺲ رﺳﻢ و آﻧﺎﻟﻴﺰ ﻃﻴﻒ ﻫﻴﻠﺒﺮت ﺑﺎ ﺗﻮﺟﻪ ﺑﻪ ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ و داﻣﻨﻪ ﻟﺤﻈﻪ اى ﺑﺪﺳﺖ آﻣﺪه در ﻫﺮ ﻟﺤﻈﻪ از زﻣﺎن.

اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ EMD

اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ EMD ﻣﺎﻧﻨﺪ دﻳﮕﺮ روﺷﻬﺎى ﺗﺠﺰﻳﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎل، ﻳﻚ ﻓﺮﻣﻮل ﺑﺴﺘﻪ و ﺗﺤﻠﻴﻠﻲ ﻧـﺪارد و ﺑﻴـﺸﺘﺮ ﺑـﻪ ﺻﻮرت ﺗﺠﺮﺑﻲ درك ﻣﻲ ﺷﻮد ﺗﺎ ﻧﺘﺎﻳﺞ ﺗﺤﻠﻴﻠﻲ.

ﻓﺮآﻳﻨﺪ اﻟﻚ ﻛﺮدن(sifting procedure): اﻳﻦ ﻓﺮاﻳﻨﺪ ﻫﻤﺎن روﺷﻲ اﺳﺖ ﻛﻪ EMD ﺑﺮاى ﺗﺠﺰﻳﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺑﻪ IMFﻫﺎ از آن اﺳﺘﻔﺎده ﻣﻲ ﻛﻨﺪ. اﻳﻦ ﻓﺮاﻳﻨﺪ ﺑﻪ اﻳﻦ ﺻﻮرت اﻧﺠﺎم ﻣﻲ ﺷﻮد ﻛﻪ :

1- ﺑﺎ درونﻳﺎﺑﻲ ﺑﻴﻦ ﻣﺎﻛﺴﻴﻤﻢﻫﺎ و ﻣﻴﻨﻴﻤﻢﻫﺎى ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺻﻠﻲ X(t)، ﭘﻮش ﺑﺎﻻ و ﭘﺎﻳﻴﻦ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻣﺤﺎﺳﺒﻪ ﻣﻲﺷﻮد. ﺳﭙﺲ ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ اﻳﻦ دو ﭘﻮش ﻣﺤﺎﺳﺒﻪ ﻣﻲﺷﻮد(m₁).

ﺷﻜﻞ ﻣﺮﺣﻠﻪ ١ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ اوﻟﻴﻪ EMD.

 

دراداﻣﻪ، ﻣﻮﻟﻔﻪى_١h ﺑﺎ ﻛﻢ ﻛﺮدن ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺻﻠﻲ ازﻣﻘﺪار ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ_١m ﺑﺪﺳﺖ ﻣﻲ آﻳﺪ:

_١=X(t)-m_١h

 

 

ﺷﻜﻞ ﻣﺮﺣﻠﻪ ٢ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ اوﻟﻴﻪ EMD.

ﺣﺎل _١h را در ﻧﻈﺮﮔﺮﻓﺘﻪ و دوﺑﺎره ﻣﺮﺣﻠﻪ ﻳﻚ و دو ﺑﺮ روى آن ﺗﻜﺮار ﻣﻲ ﺷﻮد. ﻫﻤﻴﻦ روﻧﺪ k ﺑﺎر ﺗﻜـﺮار ﻣﻲ ﮔﺮدد( _k١)-m_١(k-١k=h_١ ( h ﺗﺎ زﻣﺎﻧﻲ ﻛﻪ ٠_k=_١m ﺑﺸﻮد و ﺗﻌـﺪاد ﻧﻘـﺎط ﻣﺎﻛـﺴﻴﻤﻢ ﺳـﻴﮕﻨﺎل ﺣــﺪاﻛﺜﺮ ﻳﻜــﻲ ﻛﻤﺘــﺮ و ﻳــﺎ ﺑﻴــﺸﺘﺮ از ﺗﻌــﺪاد ﻣﻴﻨــﻴﻤﻢ ﻫــﺎى آن ﺑﺎﺷــﺪ و ﺑــﻪ ﺑﻴــﺎن دﻳﮕــﺮ ﺗﻌﺪاد اﻛﺴﺘﺮﻣﻢ ﻫﺎ، ﺣﺪاﻛﺜﺮ ﻳﻜﻲ ﻛﻤﺘﺮ و ﻳﺎ ﺑﻴﺸﺘﺮ از ﺗﻌﺪاد ﺑﺮﺧﻮرد ﺑﺎ ﺻﻔﺮﻫﺎ ﺑﺸﻮد.

3-ﺣﺎل _k١h ﺑﻪ ﻋﻨﻮان اوﻟﻴﻦ ﻣﻮﻟﻔﻪى ﺳﻴﮕﻨﺎل، _١IMF، در ﻧﻈﺮ ﮔﺮﻓﺘﻪ ﻣﻲ ﺷﻮد. اﻳﻦ ﻣﻮﻟﻔﻪ داراى ﻛﻮﺗﺎه ﺗﺮﻳﻦ ﭘﺮﻳﻮد ﻧﺴﺒﺖ ﺑﻪ ﺑﻘﻴﻪ ﻣﻮﻟﻔﻪ ﻫﺎى ﺳﺎزﻧﺪهى ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺳﺖ: _١k=IMF_١h

4-ﺗﺎ اﻳﻨﺠﺎ ﻳﻚ ﻣﻮﻟﻔﻪ از ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻣﺤﺎﺳﺒﻪ ﺷﺪه اﺳﺖ. ﺣﺎل اﻳﻦ ﻣﻮﻟﻔﻪ از ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺻﻠﻲ ﻛﻢ ﻣﻲ ﺷﻮد ﺗﺎ ﺑﻘﻴﻪ ﻣﻮﻟﻔﻪﻫﺎ اﺳﺘﺨﺮاج ﺷﻮﻧﺪ._{k ١}=X(t)-h_١r

5-در اداﻣﻪ _١r ﺑﻪ ﻋﻨﻮان ﺳﻴﮕﻨﺎل در ﻧﻈﺮ ﮔﺮﻓﺘﻪ ﺷﺪه و ﻣﺮاﺣﻞ ١ ﺗﺎ ٦ را ﺑﺮروى آن ﺗﻜﺮار ﻣﻲ ﺷﻮد ﺗﺎ ( _٢k=IMF_٢(h ﻳﺎ ﻫﻤﺎن ﻣﻮﻟﻔﻪ دوم ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻣﺤﺎﺳﺒﻪ ﺷﻮد و از روى آن _k٢-h _١= r_٢r ﺑﺪﺳﺖ ﻣﻲ آﻳﺪ. ﻫﻤﻴﻦ روﻧﺪ اداﻣﻪ ﻣﻲ ﻳﺎﺑﺪ ﺗﺎ ٠ r_i = ﺷﻮد. در اﻳﻦ ﺣﺎﻟﺖ ﺗﻤﺎﻣﻲ IMFﻫﺎ ﻳﺎ ﻫﻤﺎن ﻣﻮﻟﻔﻪ ﻫﺎى ﺳﺎزﻧﺪه ﺳﻴﮕﻨﺎل، ﺑﺪﺳﺖ آﻣﺪه اﺳﺖ، ﻛﻪ ﺗﻌﺪاد اﻳﻦ ﺗﻮاﺑﻊ (IMF) ﺑﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺻﻠﻲ X(t) واﺑﺴﺘﻪ اﺳﺖ.

اﻳﻦ ﻓﺮآﻳﻨﺪ در واﻗﻊ روﺷﻲ ﺑﺮاى ﺣﺬف ﻋﺪم ﺗﻘﺎرن در ﭘﻮش ﺑﺎﻻو ﭘﺎﻳﻴﻦ ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺳﺖ. زﻣﺎﻧﻲ ﻛﻪ ﭘﻮش ﺑﺎﻻ و ﭘﺎﻳﻴﻦ ﻣﺘﻘﺎرن ﺑﺸﻮد ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ اﻳﻦ دو ﭘﻮش ﺑﻪ ﺻﻔﺮ ﻧﺰدﻳﻚ ﻣﻲ ﺷﻮد و اﻳﻦ ﻣﺴﺌﻠﻪ ﺑﻪ اﻳﻦ ﻣﻌﻨﺎ اﺳﺖ ﻛﻪ ﻫﺮ ﺳﻴﮕﻨﺎل IMF ﻣﻲ ﺗﻮاﻧﺪ ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻣﺪوﻟﻪ ﺷﺪه داﻣﻨﻪ ﺑﺎﺷﺪ. ﻫﻤﭽﻨﻴﻦ ﭼﻮن ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻬﺎى ﻟﺤﻈﻪ اى، ﻟﺤﻈﻪ ﺑﻪ ﻟﺤﻈﻪ ﺗﻐﻴﻴﺮ ﻣﻲﻛﻨﻨﺪ، ﻣﻲ ﺗﻮان ﮔﻔﺖ ﻛﻪ ﻫﺮ IMF ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل AM/FM اﺳﺖ. ﺑﻨﺎﺑﺮاﻳﻦ EMD ﭼﻴﺰى ﻧﻴﺴﺖ ﺟﺰ ﺗﺠﺰﻳﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺑﻪ ﻳﻚ ﺳﺮى ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻫﺎى ﻣﺪوﻟﻪ ﺷﺪه  AM/FM

 روﺷﻬﺎى ﺑﻬﺒﻮد اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ EMD

اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ EMD ﻳﻚ ﻓﺮﻣﻮل ﺗﺤﻠﻴﻠﻲ ﻧﺪارد و ﺑﺮاﺳﺎس اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ ﻫﺎى ﻣﺤﺎﺳﺒﺎﺗﻲ ﻣـﻲﺑﺎﺷـﺪ. ﺑـﺎ درﻧﻈـﺮﮔﺮﻓﺘﻦ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ اﺳﺘﺎﻧﺪارد EMD، ﺗﻌﻴـﻴﻦ ﻣﺤـﻞ اﻛـﺴﺘﺮﻣﻢ ﻫـﺎ، دروﻧﻴﺎﺑﻲ ﺑﻴﻦ اﻛﺴﺘﺮﻣﻢ ﻫﺎ و اﻧﺘﺨﺎب ﻣﻌﻴﺎرﻫﺎى ﺗﻮﻗﻒ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ، از ﺟﻤﻠﻪ ﻣﻬﻤﺘﺮﻳﻦ ﻣﺮاﺣﻞ اﻳﻦ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ اﺳﺖ.

ﻓﺮاﻳﻨﺪى ﻛﻪ ﺑﺮاى اﻧﺠﺎم ﻣﺮاﺣﻞ ذﻛﺮ ﺷﺪه در اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ اوﻟﻴﻪ EMD ﺑـﻪ ﻛـﺎر ﮔﺮﻓﺘـﻪ ﻣـﻲﺷـﻮد، ﺑﺎﻋﺚ اﻳﺠﺎد ﻣﺸﻜﻼﺗﻲ در اﺳﺘﻔﺎده از روش EMD ﻣﻲﺷﻮد. ﺑﺮاى ﻣﺜﺎل در ﺗﺠﺰﻳﻪ ﻳﻚ ﻗﻄﻌﻪ ﺳﻴﻨﻮﺳـﻲ ﺧﺎﻟﺺ، اﻧﺘﻈﺎر دارﻳﻢ ﻛﻪ ﻓﻘﻂ ﻳﻚ IMF ﺑﺪون ﻫﻴﭻ ﺑﺎﻗﻴﻤﺎﻧﺪهاى ﺑﺪﺳﺖ ﺑﻴﺎورﻳﻢ، در ﺻﻮرﺗﻲﻛﻪ ﺑـﺎ ﺑـﻪ ﻛﺎرﺑﺮدن اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ ﺑﻴﺎن ﺷﺪه ﺑﻪ ﭼﻨﻴﻦ ﻧﺘﻴﺠﻪاى ﻧﺨﻮاﻫﻴﻢ رﺳﻴﺪ، ﺑﻠﻜﻪ ﻋﻼوه ﺑﺮ ﻣﻮﻟﻔﻪ اﺻﻠﻲ، ﻳﻚ ﺳﺮى IMF ﻫﺎى اﺿﺎﻓﻪ دﻳﮕﺮ را ﻧﻴﺰ ﺧﻮاﻫﻴﻢ داﺷـﺖ. ﺑـﺮاى ﭘﻴـﺪاﻛﺮدن ﻋﻠـﺖ اﻳـﻦ ﻣـﺸﻜﻞ از ﻣﺮﺣﻠـﻪ ﻳـﺎﻓﺘﻦ اﻛﺴﺘﺮﻣﻢ ﻫﺎ ﺷﺮوع ﻣﻲ ﻛﻨﻴﻢ. اﻳﻦ ﻛﺎر، داراى ﻳﻚ راه ﺣﻞ واﺿﺢ و ﺑﺪﻳﻬﻲ ﻧﻴﺴﺖ. ﻫﻤﭽﻨﻴﻦ ﺑﻴﺸﺘﺮ دادهﻫﺎ در ﻋﻤﻞ از ﻓﺮاﻳﻨﺪ ﻫﺎى زﻣﺎن ﭘﻴﻮﺳﺘﻪ ﺗﻮﻟﻴﺪ ﻣﻲ ﺷﻮﻧﺪ، در ﺻﻮرﺗﻲ ﻛﻪ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ ﺑﺮروى ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻫـﺎى ﻧﻤﻮﻧﻪ ﺑﺮدارى ﺷﺪه ﻋﻤﻞ ﻣﻲ ﻛﻨﺪ. در ﺑﺴﻴﺎرى از ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻫﺎى ﭘﻴﻮﺳﺘﻪ، اﻛﺴﺘﺮﻣﻢ ﻫﺎى واﻗﻌـﻲ ، ﻫﻨﮕـﺎم ﻧﻤﻮﻧﻪ ﺑﺮدارى از دﺳﺖ ﻣﻲ روﻧﺪ و اﻳﻦ ﻣﺴﺌﻠﻪ ﺑﺎﻋﺚ ﻣﻲ ﺷﻮد ﻛﻪ در اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ EMD ﻣﺤﻞ اﻛﺴﺘﺮﻣﻢ ﻫﺎ ﺑﻪ درﺳﺘﻲ ﺗﺸﺨﻴﺺ داده ﻧﺸﻮد. ﺑﻪ اﻳﻦ ﺗﺮﺗﻴﺐ ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ﻧﻤﻮﻧﻪ ﺑﺮدارى ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻣـﻲ ﺗﻮاﻧـﺪ ﺑـﺮروى ﻧﺘﻴﺠﻪى ﺗﺠﺰﻳﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺗﻮﺳﻂ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ EMD ﺗﺎﺛﻴﺮ ﺑﮕﺬارد.

ﻣﺸﻜﻞ ﺑﻌﺪى در ﻣﺮﺣﻠﻪى دروﻧﻴﺎﺑﻲ ﺑﻴﻦ اﻛﺴﺘﺮﻣﻢ ﻫﺎﺳﺖ و در اﻳﻦ ﻣﺮﺣﻠﻪ، ﻋﻤﺪه ﺗﺮﻳﻦ ﻣﺸﻜﻞ اﻳﻦ اﺳﺖ ﻛﻪ ﻧﻤﻮﻧﻪ ﻫﺎى اﺑﺘﺪا و اﻧﺘﻬﺎى ﺳﻴﮕﻨﺎل، ﺑﻪ ﻋﻨﻮان ﭼﻪ ﻧﻮع ﻧﻘﻄﻪ اى در ﻧﻈﺮ ﮔﺮﻓﺘﻪ ﺷﻮد و از آﻧﺠـﺎﻳﻲ ﻛـﻪ اﻳﻦ اﻧﺘﺨﺎب ﻣﻲ ﺗﻮاﻧﺪ ﺑﺮروى ﻧﺘﻴﺠﻪ ﺗﺠﺰﻳﻪ ﺗﺎﺛﻴﺮ ﺑﮕﺬارد، ﻣﺴﺌﻠﻪ ﺗﻌﻴﻴﻦ ﻧﻮع اﻳﻦ ﻧﻘﺎط ﺑﺤﺚ ﺑﺮاﻧﮕﻴﺰ ﺷـﺪه اﺳﺖ. ﻣﺸﻜﻞ دﻳﮕﺮ در اﻧﺘﺨﺎب ﻣﻌﻴﺎرﻫﺎى ﺗﻮﻗﻒ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ اﺳﺖ، ﺑﻪ ﻋﻠﺖ اﺧﺘﻴﺎرى ﺑﻮدن اﻳﻦ ﻣﻌﻴﺎر ﻣﻤﻜﻦ اﺳﺖ، ﻳﻚ IMF واﻗﻌﻲ ﺑﺪﺳﺖ ﻧﻴﺎﻳﺪ و ﻳﺎ ﺗﻤﺎم ﺳﻴﮕﻨﺎل، ﺑﺮاى ﺑﺪﺳﺖ آوردن IMF ﻫﺎ ﺣﺬف ﻧﺸﻮد. ﺗﻤﺎﻣﻲ ﻣﻮارد ذﻛﺮ ﺷﺪه ﺑﺎﻋﺚ ﻣﻲ ﺷﻮد ﻛﻪ IMF ﻫﺎى واﻗﻌﻲ ﻳـﻚ ﺳـﻴﮕﻨﺎل ﺑﺪﺳـﺖ ﻧﻴﺎﻳـﺪ و اﮔـﺮ ﻳـﻚ IMF درﺳﺖ ﻣﺤﺎﺳﺒﻪ ﻧﺸﻮد، ﺑﺎﻋﺚ ﻣﻲ ﺷﻮد ﻛﻪ ﻣﻮﻟﻔﻪ ﻫﺎﻳﻲ ﺑﻪ ﺑﺎﻗﻴﻤﺎﻧﺪه ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺿـﺎﻓﻪ ﺷـﻮد ﻛـﻪ در IMF ﻫﺎى ﺑﻌﺪى ﺧﻮدﺷﺎن را ﻧﺸﺎن ﻣﻲ دﻫﻨﺪ و ﺑﺎﻋﺚ ﻣﻲ ﺷﻮد در اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ EMD، از ﻳـﻚ ﺳـﻴﮕﻨﺎل ﺳﻴﻨﻮﺳﻲ ﺧﺎﻟﺺ ﭼﻨﺪﻳﻦ IMF ﺑﺪﺳﺖ آﻳﺪ. ﺗﺎﻛﻨﻮن در ﻣﻄﺎﻟﻌﺎت ﻣﺘﻌﺪدى، روﺷﻬﺎى ﻣﺨﺘﻠﻔﻲ ﺑﺮاى ﺑﻬﺒﻮد ﻣﺸﻜﻼت ذﻛﺮ ﺷﺪه اراﺋﻪ ﺷﺪه اﺳﺖ. ﻛﻪ ﺑـﻪ ﻃﻮر ﻣﺨﺘﺼﺮ ﺑﻪ آﻧﻬﺎ اﺷﺎره ﻣﻲﺷﻮد. ﺑﺮاى ﺗﻌﺮﻳﻒ ﻛﺮدن ﺣﺪود ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ﻧﻤﻮﻧﻪ ﺑﺮدارى ﺑﺎﻳﺪ ﺑﻪ ﻣﻮاردى ﺗﻮﺟﻪ ﺷﻮد؛ ﻫﻤﺎﻧﻄﻮرى ﻛﻪ ﻣـﻲ داﻧـﻴﻢ اﻛﺴﺘﺮﻣﻢ ﻫﺎ ﻧﻘﺶ ﻣﻬﻤﻲ را در ﻣﺮﺣﻠﻪى اﻟﻚ ﻛـﺮدن ﺳـﻴﮕﻨﺎل در اﻟﮕـﻮرﻳﺘﻢ EMD ﺑـﺎزى ﻣـﻲ ﻛﻨﻨـﺪ، ﺑﻨﺎﺑﺮاﻳﻦ ﺑﺎﻳﺪ ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ﻧﻤﻮﻧﻪ ﺑﺮدارى ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺣﺘﻲ اﻻﻣﻜﺎن در ﺣﺪى ﺑﺎﺷﺪ ﻛﻪ اﻛﺴﺘﺮﻣﻢ ﻫـﺎى ﺳـﻴﮕﻨﺎل زﻣﺎن ﭘﻴﻮﺳﺘﻪ را ﺣﻔﻆ ﻛﻨﺪ. در واﻗﻊ از دﺳﺖ دادن ﻳﻚ اﻛﺴﺘﺮﻣﻢ در ﭘﺮوﺳﻪى ﻧﻤﻮﻧﻪ ﺑﺮدارى ﺑﻪ ﻣﻌﻨﺎى از دﺳﺖ دادن ﻳﻚ ﺟﻔﺖ ﻣﻴﻨﻴﻤﻢ/ﻣﺎﻛﺴﻴﻤﻢ اﺳﺖ و اﻳـﻦ ﻫـﻢ ﺑـﺪﻳﻦ ﻣﻌﻨﺎﺳـﺖ ﻛـﻪ EMD ﻳـﻚ ﻧﻮﺳـﺎن ﻣﻮﺿﻌﻲ را ازدﺳﺖ داده اﺳﺖ.

ﻣﺰاﻳﺎ و ﻣﺸﻜﻼت اﺻﻠﻲ اﺟﺮاى اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ EMD

اﻳﻦ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ ﻧﻴﺰ ﻣﺎﻧﻨﺪ ﺳﺎﻳﺮ روشﻫﺎى ﭘﺮدازﺷﻲ ﻣﺰاﻳﺎ و ﻣﻌﺎﻳﺐ ﺧﺎص ﺧﻮد را دارد. از ﺟﻤﻠﻪ اﻳﻦ ﻣﺰاﻳﺎ ﻣﻲﺗﻮان ﺑﻪ ﻣﻮارد زﻳﺮ اﺷﺎره ﻧﻤﻮد:

• ﺳﺎدﮔﻲ روش.
• اﻧﺠﺎم اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ ﺑﺪون در ﻧﻈﺮ ﮔﺮﻓﺘﻦ ﻫﻴﭻ ﻓﺮض ﺧﺎﺻﻲ در ﻣﻮرد ﺳﻴﮕﻨﺎل.

 

ﺑﻴﺸﺘﺮﻳﻦ ﻣﺸﻜﻼت ﻗﺎﺑﻞ ﺗﻮﺟﻪ در EMD، ﻣﺴﺌﻠﻪ درونﻳﺎﺑﻲ و اﻧﺘﺨﺎب ﻣﻌﻴﺎرﻫﺎى ﺗﻮﻗﻒ اﺳﺖ. اﻧﺘﺨﺎب ﻧﺎدرﺳﺖ اﻳﻦ ﻣﻮارد ﺑﺎﻋﺚ ﺗﺠﺰﻳﻪى ﺑﻴﺶ از اﻧﺪازه، ارﺗﺒﺎط ﺿﻌﻴﻒ ﺑﻴﻦ IMFﻫﺎ و ﺳﻴﮕﻨﺎل، از دﺳﺖ رﻓﺘﻦ ﺗﻌﺎﻣﺪ ﻣﺆﻟﻔﻪﻫﺎى داﺧﻠﻲ و ازﺑﻴﻦرﻓﺘﻦ ﻣﻌﻨﺎ و ﺗﻔﺴﻴﺮ ﻓﻴﺰﻳﻜﻲ ﺧﻮاﻫﺪ ﺷﺪ. ﺑﺎ درﻧﻈﺮ ﮔﺮﻓﺘﻦ روال اﻧﺠﺎم اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ EMD و ﺑﺮرﺳﻲ ﻣﺮاﺣﻞ آن، ﺑﻪﻋﻨﻮان ﭼﻨﺪ ﻧﻤﻮﻧﻪ از ﻣﺸﻜﻼت اﺻﻠﻲ اﻳﻦ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ، ﻣﻲﺗﻮان ﺑﻪ ﻣﻮارد زﻳﺮ اﺷﺎره ﻧﻤﻮد:

• ﺗﻌﻴﻴﻦ درﺳﺖ ﻣﺤﻞ اﻛﺴﺘﺮﻣﻢﻫﺎ
• ﭼﮕﻮﻧﮕﻲ درونﻳﺎﺑﻲ ﺑﻴﻦ اﻛﺴﺘﺮﻣﻢﻫﺎ
• ﻣﻌﻴﺎرﻫﺎى ﺗﻮﻗﻒ
• ﺣﺬف ﻛﺮدن ﻳﻚ IMF و رﻓﺘﻦ ﺑﻪ ﻣﺮﺣﻠﻪى ﺑﻌﺪى ﺗﺠﺰﻳﻪ

 

ﻛﺎرﺑﺮد EMD در ﺣﺬف ﻧﻮﻳﺰ

ﺑﺎ ﺗﻮﺟﻪ ﺑﻪ ﻓﻌﺎﻟﻴﺖ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ و ﻳﺎ ﺣﺮﻛﺘﻲ ﻛﻪ اﻏﻠﺐ ﻗﺴﻤﺖﻫﺎى ﺑﺪن ﻣﻮﺟﻮد زﻧﺪه، ﺿﻤﻦ ﺛﺒﺖ از ﺧﻮد ﻧﺸﺎن ﻣﻲدﻫﺪ، ﺛﺒﺖ ﺳﻴﮕﻨﺎل از ﻫﺮ ﻗﺴﻤﺖ ﺧﺎص از ﺑﺪن ﺗﺤﺖ ﺗﺄﺛﻴﺮ ﻓﻌﺎﻟﻴﺖ اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ و ﺣﺮﻛﺘﻲ دﻳﮕﺮ اﻋﻀﺎء ﻧﻴﺰ ﻗﺮار ﻣﻲﮔﻴﺮد ﻛﻪ اﻳﻦ ﺗﺄﺛﻴﺮ دﻗﻴﻘﺎً ﻫﻤﺰﻣﺎن ﺑﺎ ﺛﺒﺖ ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺻﻠﻲ، در ﺧﺮوﺟﻲ ﺳﻴﺴﺘﻢ ﺛﺒﺖ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻟﺤﺎظ ﻣﻲﺷﻮد و ﺑﻪ آن آرﺗﻴﻔﻜﺖ ﮔﻮﻳﻨﺪ. آرﺗﻴﻔﻜﺖﻫﺎ و ﺗﺪاﺧﻼت از ﻣﻌﻀﻼت ﻏﻴﺮﻗﺎﺑﻞ اﺟﺘﻨﺎب ﺿﻤﻦ ﺛﺒﺖ ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎى ﺣﻴﺎﺗﻲ، ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ. ﻧﻮﻳﺰ ﺑﺮق ﺷﻬﺮ در ﺧﺮوﺟﻲ اﻏﻠﺐ ﺳﻴﺴﺘﻢﻫﺎى ﺛﺒﺖ و ﺿﺒﻂ ﺳﻴﮕﻨﺎل اﻋﻢ از ﺣﻴﺎﺗﻲ و ﻏﻴﺮﺣﻴﺎﺗﻲ وﺟﻮد دارد اﻣﺎ وﺟﻮد آرﺗﻴﻔﻜﺖﻫﺎ، ﻣﻌﻀﻠﻲ اﺳﺖ ﻛﻪ ﻣﺨﺘﺺ ﺛﺒﺖ ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎى ﺣﻴﺎﺗﻲ ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ. اﺻﻮﻻً روﻧﺪ ﺣﺬف ﻧﻮﻳﺰ ﺗﻮﺳﻂ EMD را ﻣﻲﺗﻮان ﺑﻪ اﻳﻦ ﺻﻮرت ﺧﻼﺻﻪ ﻧﻤﻮد: ﭘﺲ از ﺗﺠﺰﻳﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻧﻮﻳﺰى ﺑﻪ IMFﻫﺎى ﻣﻤﻜﻦ، ﺑﺮاﺳﺎس ﻧﻮع ﻧﻮﻳﺰ و اﻃﻼﻋﺎﺗﻲ ﻛﻪ از ﻣﺎﻫﻴﺖ ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻲ ﻳﺎ وﻳﮋﮔﻲﻫﺎى زﻣﺎﻧﻲ آن در دﺳﺘﺮس اﺳﺖ، IMFﻫﺎى درﮔﻴﺮ ﺑﺎ ﻧﻮﻳﺰ ﺣﺬف ﺷﺪه و ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻣﺠﺪداً از روى IMFﻫﺎى ﺑﺎﻗﻴﻤﺎﻧﺪه ﺑﺎزﺳﺎزى ﻣﻲﺷﻮد ﺗﺎ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺑﺪون ﻧﻮﻳﺰ ﺣﺎﺻﻞ ﺷﻮد.

وﺟﻮد ﻧﻮﻳﺰ و آرﺗﻴﻔﻜﺖ ﻣﺨﺼﻮﺻﺎً در ﻣﻮرد ﺛﺒﺖﻫﺎى ﺳﻄﺤﻲ ﻛﻪ از اﻟﻜﺘﺮودﻫﺎى ﺳﻄﺤﻲ ﺑﺮاى ﺛﺒﺖ اﺳﺘﻔﺎده ﻣﻲﻛﻨﻨﺪ، ﺑﻴﺸﺘﺮ دﻳﺪه ﻣﻲﺷﻮد. ﺑﻪ ﻋﻨﻮان ﻧﻤﻮﻧﻪ ﻣﻲﺗﻮان ﺑﻪ ﺗﺪاﺧﻞ و آرﺗﻴﻔﻜﺖﻫﺎى EMG ﺿﻤﻦ ﺛﺒﺖ ﺳﻴﮕﻨﺎل اﻟﻜﺘﺮﻳﻜﻲ ﻗﻠﺐ (ECG)، اﺷﺎره ﻧﻤﻮد. اﻳﻦ ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎى ﺣﻴﺎﺗﻲ، ﻫﻢﭘﻮﺷﺎﻧﻲ زﻳﺎدى ﭼﻪ از ﻟﺤﺎظ داﻣﻨﻪ و ﭼﻪ از ﻟﺤﺎظ ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ﺑﺎ ﻳﻜﺪﻳﮕﺮ دارﻧﺪ. ﻟﺬا ﻧﻤﻲﺗﻮان ﺗﺪاﺧﻼت ﻣﺬﻛﻮر را ﺑﺎ ﻳﻚ ﻓﻴﻠﺘﺮﻳﻨﮓ ﺳﺎده ﺣﺬف ﻧﻤﻮد. ﺑﻪ ﻫﻤﻴﻦ دﻟﻴﻞ ﻣﺴﺌﻠﻪ ﺣﺬف ﻧﻮﻳﺰﻫﺎ و آرﺗﻴﻔﻜﺖﻫﺎى ﻣﺬﻛﻮر، ﺟﺰء ﻣﻘﺪﻣﺎت اﺻﻠﻲ ﭘﺮدازش ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎى ﺣﻴﺎﺗﻲ ﻫﻢ در ﺣﻮزه ﻣﺴﺎﺋﻞ ﺷﻨﺎﺧﺘﻲ ﻋﻤﻠﻜﺮد قلب و ﻫﻢ در ﺣﻮزه ﻣﺴﺎﺋﻞ ﭘﺰﺷﻜﻲ و ﺗﺸﺨﻴﺺ ﺑﻴﻤﺎرى ﻣﺤﺴﻮب ﻣﻲﺷﻮد.

ﮔﺮﭼﻪ ﺑﺴﻴﺎرى از ﻧﻮﻳﺰﻫﺎ از ﺟﻤﻠﻪ ﻧﻮﻳﺰ ﺑﺮق ﺷﻬﺮ و اﻧﺤﺮاف ﺧﻂ زﻣﻴﻨﻪ را ﭘﻴﺸﺘﺮ ﺑﻪراﺣﺘﻲ ﺑﺎ ﻓﻴﻠﺘﺮﻫﺎى ﺑﺎﻻﮔﺬر و ﻧﺎچ ﻓﻴﻠﺘﺮ ﺣﺬف ﻣﻲﻛﺮدﻧﺪ؛ اﻣﺎ در اﻳﻦ روشﻫﺎ ﻋﻼوه ﺑﺮ ﺣﺬف ﻧﻮﻳﺰ ﻣﻮرد ﻧﻈﺮ، ﺑﻌﻀﻲ از ﻣﺆﻟﻔﻪﻫﺎى ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻲ ﻣﻬﻢ و اﻃﻼﻋﺎت ﻣﻔﻴﺪ ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺻﻠﻲ ﻧﻴﺰ ﺣﺬف ﻣﻲﺷﻮد. ﺑﺮاى رﻓﻊ ﭼﻨﻴﻦ ﭘﻴﺎﻣﺪى، اﺳﺘﻔﺎده از ﻓﻴﻠﺘﺮﻫﺎى ﺗﻄﺒﻴﻘﻲ، در اﻳﻦ اﻣﺮ رواج ﻳﺎﻓﺖ ﻛﻪ ﺑﻪ ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺻﻠﻲ آﺳﻴﺒﻲ ﻧﻤﻲرﺳﺎﻧﻨﺪ، اﻣﺎ ﻧﻴﺎز ﺑﻪ ﻳﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻣﺮﺟﻊ دارﻧﺪ ﻛﻪ ﺑﺎﻋﺚ ﭘﻴﭽﻴﺪﮔﻲ روش ﻣﻲﺷﻮد.

 

اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ PAN-TOMPKINS

در اﻳﻦ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ، ﻣﺮﺣﻠﻪ ﻓﻴﻠﺘﺮﻳﻨﮓ ﺧﻄﻲ ﺷﺎﻣﻞ ﻳـﻚ ﻓﻴﻠﺘـﺮ ﻣﻴـﺎنﮔـﺬر، ﻳـﻚ ﻣﺸـﺘﻖﮔﻴـﺮ و ﻳـﻚ اﻧﺘﮕﺮالﮔﻴﺮ ﭘﻨﺠﺮه ﻣﺘﺤﺮك ﻣﻲﺑﺎﺷﺪ. ﺗﺒﺪﻳﻼت ﻏﻴﺮ ﺧﻄﻲ ﺷﺎﻣﻞ ﻣﺮﺑـﻊ ﻛـﺮدن داﻣﻨـﻪ ﺳـﻴﮕﻨﺎل ﻣـﻲ ﺑﺎﺷـﺪ. آﺳﺘﺎﻧﻪﻫﺎى ﺗﻄﺒﻴﻘﻲ و ﺗﻜﻨﻴﻚﻫﺎى ﺟﺪاﺳﺎزى ﻣﻮج T ﺑﺨﺶ ﺗﺼﻤﻴﻢﮔﻴﺮى اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ را ﺗﺸﻜﻴﻞ ﻣﻲدﻫﻨﺪ. ﺷﻴﺐ ﻣﻮج R وﻳﮋﮔﻲ ﻣﻬﻤﻲ اﺳﺖ ﻛﻪ در اﻛﺜﺮ آﺷﻜﺎرﺳﺎزﻫﺎى QRS ﺑﺮاى ﭘﻴﺪا ﻛﺮدن ﻛﻤﭙﻠﻜﺲﻫﺎى QRS ﺑﻪﻛﺎر ﻣﻲ رود. ﺑﺎ ﻳﻚ ﻣﺸﺘﻖﮔﻴﺮ ﺑﻪراﺣﺘﻲ ﻣﻲ ﺗﻮان اﻃﻼﻋﺎت ﺷﻴﺐ ﺳﻴﮕﻨﺎل را اﺳـﺘﺨﺮاج ﻛـﺮد. وﻟـﻲ ﻣﺸﺘﻖﮔﻴﺮ ﻣﺆﻟﻔﻪﻫﺎى ﻧﻮﻳﺰ ﻓﺮﻛﺎﻧﺲ ﺑﺎﻻ را ﻧﻴﺰ ﺗﻘﻮﻳﺖ ﻣـﻲﻛﻨـﺪ ﻛـﻪ ﻣﻄﻠـﻮب ﻧﻴﺴـﺖ. ﻫﻤﭽﻨـﻴﻦ ﺑﺴـﻴﺎرى از ﻛﻤﭙﻠﻜﺲﻫﺎى QRS ﻏﻴﺮ ﻧﺮﻣﺎل ﺑﺎ داﻣﻨﻪ ﺑﺰرگ و ﻣﺪت زﻣﺎن ﻃﻮﻻﻧﻲ، ﺑﻪﺧﺎﻃﺮ ﺷﻴﺐ ﻧﺴـﺒﺘًﺎ ﻛـﻢ، ﺗﺸـﺨﻴﺺ داده ﻧﻤﻲﺷﻮﻧﺪ. درﻧﺘﻴﺠﻪ ﺷﻴﺐ ﻣﻮج R ﺑﻪﺗﻨﻬﺎﻳﻲ ﺑﺮاى ﺗﺸﺨﻴﺺ QRS ﻛـﺎﻓﻲ ﻧﻴﺴـﺖ. ﺑـﺮاى دﺳـﺘﻴﺎﺑﻲ ﺑـﻪ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢﻫﺎى ﻛﺎرآﻣﺪ، ﺑﺎﻳﺪ ﭘﺎراﻣﺘﺮﻫﺎى دﻳﮕﺮى ﻣﺎﻧﻨﺪ داﻣﻨﻪ، ﭘﻬﻨﺎ و اﻧﺮژى QRS را ﻧﻴﺰ از ﺳﻴﮕﻨﺎل اﺳـﺘﺨﺮاج ﻛﻨﻴﻢ.

شکل ﺑﻠﻮك دﻳﺎﮔﺮام اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ Pan-Tompkins.

 

ﺷﻜﻞ فوق ﺳﻴﮕﻨﺎلﻫﺎ را در ﻣﺮاﺣﻞ ﻣﺨﺘﻠﻒ ﭘﺮدازش ﺳﻴﮕﻨﺎل اﻳﻦ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ ﻧﺸﺎن ﻣﻲ دﻫﺪ. اﺑﺘﺪا، ﺑﻪ ﻣﻨﻈﻮر ﺗﻀﻌﻴﻒ ﻧﻮﻳﺰ، ﺳﻴﮕﻨﺎل از ﻳﻚ ﻓﻴﻠﺘﺮ دﻳﺠﻴﺘﺎل ﻣﻴﺎنﮔﺬر ﺑﺎ ﺑﺎﻧﺪ ﻓﺮﻛﺎﻧﺴﻲ Hz ٥-1٥ ﻋﺒﻮر داده ﻣﻲﺷﻮد. ﺳﭙﺲ ﻣﺮاﺣﻞ ﻣﺸﺘﻖﮔﻴﺮى، ﻣﺮﺑﻊﻛﺮدن داﻣﻨﻪ و اﻧﺘﮕﺮالﮔﻴﺮى ﭘﻨﺠﺮه ﻣﺘﺤـﺮك اﻧﺠـﺎم ﻣـﻲ ﺷـﻮد. اﻃﻼﻋـﺎت ﺷـﻴﺐ ﺳﻴﮕﻨﺎل در ﻣﺮﺣﻠﻪ ﻣﺸﺘﻖﮔﻴﺮى ﺑﻪدﺳﺖ ﻣﻲ آﻳﺪ. ﻣﺮﺣﻠﻪ ﻣﺮﺑﻊﻛﺮدن داﻣﻨﻪ ، ﺷﻴﺐ ﻣﻨﺤﻨﻲ ﭘﺎﺳـﺦ ﻓﺮﻛﺎﻧﺴـﻲ ﻣﺸﺘﻖﮔﻴﺮ را ﺗﻘﻮﻳﺖ ﻣﻲ ﻛﻨﺪ و ﺑﻪ ﻛﺎﻫﺶ ﺗﺸﺨﻴﺺﻫﺎى ﻧﺎدرﺳﺖ ﻧﺎﺷﻲ از ﻣﻮجﻫﺎى T، ﻛﻪ اﻧﺮژىﻫﺎى ﻃﻴﻔـﻲ ﺑﻴﺸﺘﺮ از ﺣﺪ ﻣﻌﻤﻮل دارﻧﺪ، ﻛﻤﻚ ﻣﻲ ﻛﻨﺪ. اﻧﺘﮕﺮالﮔﻴﺮ ﭘﻨﺠـﺮه ﻣﺘﺤـﺮك ﺳـﻴﮕﻨﺎﻟﻲ را ﺗﻮﻟﻴـﺪ ﻣـﻲ ﻛﻨـﺪ ﻛـﻪ اﻃﻼﻋﺎﺗﻲ راﺟﻊ ﺑﻪ ﺷﻴﺐ و ﻫﻤﭽﻨﻴﻦ ﭘﻬﻨﺎى ﻛﻤﭙﻠﻜﺲ QRS ﺑﻪدﺳﺖ ﻣﻲ دﻫﺪ. شکل زیر ﺧﺮوﺟﻲ ﻧﻬﺎﻳﻲ اﻳﻦ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ را ﺑﻌﺪ از آﺳﺘﺎﻧﻪﮔﻴﺮى ﺗﻄﺒﻴﻘﻲ ﻧﺸﺎن ﻣﻲدﻫﺪ.

اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ ﺑﻪ ﺳﻪ ﺑﺨﺶ ﻛﻠﻲ ﻗﺎﺑﻞ ﺗﻘﺴﻴﻢ اﺳﺖ: ﻓﺎز ﻳﺎدﮔﻴﺮى١، ﻓﺎز ﻳﺎدﮔﻴﺮى٢، ﺗﺸﺨﻴﺺ و آﺷﻜﺎرﺳﺎزى.

ﻓـﺎز ﻳﺎدﮔﻴﺮى ١ ﺣﺪود ٢ ﺛﺎﻧﻴﻪ ﺑﺮاى ﻣﻘﺪاردﻫﻲ اوﻟﻴﻪ ﺑﻪ آﺳﺘﺎﻧﻪﻫﺎى ﺗﺸﺨﻴﺺ، ﺑـﺮ اﺳـﺎس ﻗﻠـﻪﻫـﺎى ﺳـﻴﮕﻨﺎل و ﻧﻮﻳﺰى ﻛﻪ در ﻃﻲ ﻓﺮاﻳﻨﺪ ﻳﺎدﮔﻴﺮى آﺷﻜﺎر ﺷﺪهاﻧﺪ، ﻧﻴﺎز دارد.

ﻓﺎز ﻳﺎدﮔﻴﺮى٢ ﻧﻴﺎز ﺑـﻪ دو ﺿـﺮﺑﺎن ﻗﻠـﺐ ﺑـﺮاى ﻣﻘﺪاردﻫﻲ اوﻟﻴﻪ ﺑﻪ ﻣﻴـﺎﻧﮕﻴﻦ ﻓﻮاﺻـﻞ RR و ﻣﻘـﺎدﻳﺮ ﻣﺤﺪودﻛﻨﻨـﺪه ﻓﻮاﺻـﻞ RR دارد. ﻓـﺎز ﺑﻌـﺪى، ﻓﺮاﻳﻨـﺪ ﺗﺸﺨﻴﺺ ﭘﻴﻚﻫﺎ را اﻧﺠﺎم ﻣﻲدﻫﺪ و ﻳﻚ ﭘﺎﻟﺲ ﺑﻪ ازاى ﻫﺮ ﻛﻤﭙﻠﻜﺲ QRS ﺗﻮﻟﻴﺪ ﻣﻲﻛﻨﺪ. آﺳﺘﺎﻧﻪﻫﺎ و دﻳﮕـﺮ ﭘﺎراﻣﺘﺮﻫﺎى اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ ﺑﺮاى ﺗﻄﺒﻴﻖ ﺑﺎ ﺧﻮاص ﻣﺘﻐﻴﺮ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﻣﺘﻨﺎوﺑﺎً ﺗﻨﻈﻴﻢ ﻣﻲ ﺷﻮﻧﺪ. ﭘﻴﺶ ﭘﺮدازش ﺳﻴﮕﻨﺎل ECG ﺑﺎ ﻓﻴﻠﺘﺮ دﻳﺠﻴﺘﺎل ﻣﻴﺎنﮔﺬر ﻧﺴﺒﺖ ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺑﻪ ﻧﻮﻳﺰ را ﺑﻬﺒﻮد ﻣﻲﺑﺨﺸﺪ و ﺑﻪﻛﺎرﮔﻴﺮى آﺳـﺘﺎﻧﻪﻫـﺎى ﺑـﺎ ﻣﻘﺪار ﻛﻤﺘﺮ را اﺟﺎزه ﻣﻲ دﻫﺪ. اﻳﻦ اﻣﺮ ﺣﺴﺎﺳﻴﺖ ﺗﺸﺨﻴﺺ را ﺑﺎﻻ ﻣﻲﺑﺮد و ﺗﺸﺨﻴﺺﻫﺎى ﻧﺎدرﺳـﺖ ﻧﺎﺷـﻲ از ﻧﻮﻳﺰﻫﺎﻳﻲ را ﻛﻪ ﺧﻮاﺻﻲ ﺷﺒﻴﻪ QRS اراﺋﻪ ﻣﻲﻛﻨﻨـﺪ، را ﻛـﺎﻫﺶ ﻣـﻲدﻫـﺪ. اﻳـﻦ اﻟﮕـﻮرﻳﺘﻢ ﻳـﻚ ﺗﻜﻨﻴـﻚ دو آﺳﺘﺎﻧﻪاى را ﺑﺮاى ﭘﻴﺪا ﻛﺮدن ﺿﺮﺑﺎن ﻫﺎى از ﻗﻠﻢ اﻓﺘﺎده ﺑﻪﻛﺎر ﻣﻲﮔﻴﺮد و ﺑﻪوﺳﻴﻠﻪ آن ﺗﺸﺨﻴﺺﻫﺎى ﻧﺎدرﺳـﺖ را ﻛﺎﻫﺶ ﻣﻲ دﻫﺪ. دو ﺳﻄﺢ آﺳﺘﺎﻧﻪ در ﻧﻈﺮ ﮔﺮﻓﺘﻪ ﻣﻲﺷﻮد ﻛﻪ ﻳﻜﻲ ﻧﺼﻒ دﻳﮕﺮى اﺳﺖ. اﻳﻦ آﺳﺘﺎﻧﻪ ﻫﺎ ﺑﻄﻮر ﻣﺪاوم ﺑﺎ ﺧﺼﻮﺻﻴﺎت ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺗﻄﺒﻴﻖ داده ﻣﻲﺷﻮﻧﺪ.

اﮔﺮ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ ﻫﻴﭻ ﻣـﻮج QRS اى را در ﻓﺎﺻـﻠﻪ زﻣـﺎﻧﻲ ١٦٦ درﺻﺪ ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ ﻓﻮاﺻﻞ RR ﺟﺎرى ﺗﺸﺨﻴﺺ ﻧﺪﻫﺪ، ﻣﺎﻛﺰﻳﻤﻢ ﭘﻴﻜﻲ ﻛﻪ در آن ﻓﺎﺻﻠﻪ زﻣﺎﻧﻲ ﺑﻴﻦ اﻳﻦ دو آﺳﺘﺎﻧﻪ ﺗﺸﺨﻴﺺ داده ﺷﺪه ﺑﻪﻋﻨﻮان ﻛﻤﭙﻠﻜﺲ QRS اﺣﺘﻤﺎﻟﻲ در ﻧﻈﺮ ﮔﺮﻓﺘﻪ ﻣـﻲﺷـﻮد و آﺳـﺘﺎﻧﻪ ﻛـﻮﭼﻜﺘﺮ اﻋﻤﺎل ﻣﻲ ﺷﻮد. ﻫﺮ ﺑﺎر ﻛﻪ ﻳﻚ ﻛﻤﭙﻠﻜﺲ QRS ﺗﺸﺨﻴﺺ داده ﻣﻲ ﺷﻮد، ﻳﻚ ﭘﺮﻳﻮد ٢٠٠ ﻣﻴﻠﻲ ﺛﺎﻧﻴﻪاى ﻗﺒـﻞ از ﺗﺸﺨﻴﺺ ﺑﻌﺪى در ﻧﻈﺮ ﮔﺮﻓﺘﻪ ﻣﻲﺷﻮد زﻳﺮا ﻛﻤـﭙﻠﻜﺲ ﻫـﺎى QRS از ﻟﺤـﺎظ ﻓﻴﺰﻳﻮﻟـﻮژﻳﻜﻲ ﻧﻤـﻲﺗﻮاﻧﻨـﺪ ﻧﺰدﻳﻚﺗﺮ از اﻳﻦ ﺑﻪ ﻫﻤﺪﻳﮕﺮ ﺑﺎﺷﻨﺪ. اﻳﻦ اﻣﺮ ﻧﻴﺰ ﺑﻪ ﻛﺎﻫﺶ ﺗﺸﺨﻴﺺ ﻫﺎى ﻧﺎدرﺳﺖ ﻛﻤﻚ ﻣﻲﻛﻨﺪ. زﻣـﺎﻧﻲﻛـﻪ ﻳﻚ ﺗﺸﺨﻴﺺ QRS در ﻓﺎﺻﻠﻪ ﺑﻴﺸﺘﺮ از ٢٠٠ ﻣﻴﻠﻲ ﺛﺎﻧﻴﻪ و ﻛﻤﺘﺮ از ٣٦٠ ﻣﻴﻠﻲ ﺛﺎﻧﻴﻪ از ﺗﺸـﺨﻴﺺ ﻗﺒﻠـﻲ رخ ﻣﻲدﻫﺪ، ﺑﺎﻳﺪ ﺗﻌﻴﻴﻦ ﺷﻮد ﻛﻪ آﻳﺎ ﻳﻚ ﻛﻤﭙﻠﻜﺲ QRS ﺻﺤﻴﺢ اﺳﺖ ﻳﺎ ﻳﻚ ﻣﻮج .T در اﻳﻦ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ، ﻫﺮ آﺳﺘﺎﻧﻪ ﺑﻪﻃﻮر اﺗﻮﻣﺎﺗﻴﻚ و ﭘﺮﻳﻮدﻳﻚ ﺑﺮ اﺳﺎس ﻣﻘﺎدﻳﺮ ﭘﻴﻚ ﺳﻴﮕﻨﺎل و ﻧﻮﻳﺰ ﺗﻄﺒﻴﻖ داده ﻣﻲﺷﻮد. در ﺗﻜﻨﻴﻚ دو آﺳﺘﺎﻧﻪاى، ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ ﻓﻮاﺻﻞ RR ﺑﺎﻳﺪ ﺑﺎ ﻫﺮ ﺿﺮﺑﺎن ﻗﻠﺐ ﺑﻪروز ﺷﻮد. دو ﻣﻌﻴﺎر ﺟﺪاﮔﺎﻧﻪ ﺑﺮاى ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ ﻓﻮاﺻﻞ RR در ﻧﻈﺮ ﮔﺮﻓﺘﻪ ﻣﻲﺷﻮد. ﻳﻜﻲ ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ ﻫﺸﺖ ﻓﺎﺻﻠﻪ RR اﺧﻴﺮ را ﻣﺤﺎﺳﺒﻪ ﻣﻲﻛﻨﺪ و دﻳﮕﺮى ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ ﻫﺸﺖ ﻓﺎﺻﻠﻪ RR اﺧﻴﺮ را ﻛﻪ در رﻧﺞ ١١٦-٩٢ درﺻﺪ ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ ﻓﺎﺻﻠﻪ RR ﺟﺎرى ﻗﺮار دارﻧﺪ، ﻣﺤﺎﺳﺒﻪ ﻣﻲﻛﻨﺪ. ﺑﺪون ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ اوﻟﻲ، اﻳﻦ روش ﺗﻨﻬﺎ ﺑﺮاى ﺗﻐﻴﻴﺮات ﻛﻨﺪ و ﺿﺮﺑﺎن ﻗﻠﺐ ﻣﻨﻈﻢ ﻣﻨﺎﺳﺐ ﻣﻲ ﺑﺎﺷﺪ. زﻣﺎﻧﻲﻛﻪ ﺿﺮﺑﺎن ﻗﻠﺐ ﺑﻪﻃﻮر ﻧﺎﮔﻬﺎﻧﻲ ﺗﻐﻴﻴﺮ ﻣﻲﻛﻨﺪ، ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ اوﻟﻲ ﺑﺎ ﻣﻴﺎﻧﮕﻴﻦ دوﻣﻲ ﺟﺎﻳﮕﺰﻳﻦ ﻣﻲﺷﻮد. اﻳﻦ اﻟﮕﻮرﻳﺘﻢ ﺑﻪ ﺳﺮﻋﺖ ﺑﺎ ﺗﻐﻴﻴﺮات ﺳﻴﮕﻨﺎل ﺗﻄﺎﺑﻖ ﻣﻲﻳﺎﺑﺪ.

شرح پروژه:

در این پروژه تشخیص کمپلکس QRS سیگنال ECG در پایگاه داده MIT-BIH با الگوریتم­ Pan-Tompkins، در نرم افزار متلب انجام شده است.

نتایج: