Trong đó, H là chiều cao bệnh nhân (cm). So sánh với công thức Kubicek, có thể thấy khoảng cách giữa các điện cực thu nhận tín hiệu được mặc định là bằng 0,17 lần chiều cao bệnh nhân. Công thức Sramek không được dùng nhiều vì sai số nhiều hơn công thức Kubicek và cũng không được linh hoạt như công thức trên.
d) Công thức Sramek – Bernstein
Một số nghiên cứu sử dụng công thức Sramek – Bernstein có dạng sau:
SV = δ ×(0.17 × H)3
4,25 × Z0 × dZ/dtmax × LVET
(1.12)
Trong đó, = IBW/ABW. Đây là hệ số hiệu chỉnh dựa vào cân nặng lý tưởng (IBW – ideal body weight) được chọn và cân nặng thực tế (ABW – actual body weight), đều tính bằng kg. Theo công thức Devine đối với nam giới, IBW = 50 + 0,91 × (H – 152,4), với H là chiều cao tính bằng cm; đối với nữ giới, IBW = 45,5 + 0,91 × (H – 152,4) [29]. Hiện tại, công thức (1.12) của Sramek - Bernstein đang được đánh giá là phổ biến nhất trong việc tính giá trị SV [30].
1.3 Kỹ thuật ghi đo tín hiệu ICG
1.3.1Mô hình tổng quát
Nguyên lý do
Nguyên lý đo trở kháng ngực TEB được minh họa như trên Hình 1.7. Về mặt điện sinh học, để đo được trở kháng ngực của bệnh nhân, ta cấp một dòng điện (I) đi qua vùng ngực và thu được một điện áp ở đầu ra (U). Nếu I có biên độ không đổi, U sẽ thay đổi tuyến tính với TEB. Trong điều kiện không có nhiễu và chỉ có hoạt động bơm máu của tim, TEB chính là Z trong công thức tính ICG. Như vậy, điện áp U là tín hiệu cần được xử lý và loại bỏ các can nhiễu để tính Z bằng định luật Ôm theo công thức (1.13). Trong đó, Us là tín hiệu sau xử lý của U.
25
𝑍 = 𝑈𝑠 𝐼
(1.13)
Hình 1.7 Nguyên lý đo trở kháng ngực
Do đối tượng đo là các mô sinh học, dòng điện I đưa vào cơ thể thường là dòng điện hình sin có tần số cao và có biên độ không đổi. Khi đó, điện áp U là một tín hiệu điều biên (AM – amplitude modulation) có cùng tần số với I và có đường bao thay đổi theo TEB. Vì vậy, để tính Z và tín hiệu ICG, mạch điện cần: (1) thu tín hiệu tần số cao từ điện cực, (2) khuếch đại đến độ lớn phù hợp (nếu cần), (3) giải điều chế AM để thu được một điện áp tần số thấp hơn, biến thiên theo TEB, và (4) lọc các can nhiễu rồi tính Z theo công thức (1.13). Để làm cơ sở cho việc thiết kế hệ thống ghi đo tại các chương tiếp theo, dải biên độ và dải tần số của các tín hiệu liên quan sẽ lần lượt được trình bày trong Mục 1.3.1.3 và Mục 1.3.1.4.
Điện cực đo
Phương pháp tim đồ trở kháng ngực sử dụng các điện cực để đưa dòng điện vào cũng như để lấy điện áp vùng ngực đầu ra. Việc sử dụng loại điện cực, số điện cực cũng như vị trí đặt đều ảnh hưởng đến kết quả đo tín hiệu ICG và tỉ số SNR. Hiện tại có một số cách đặt điện cực phổ biến như sau:
− Sử dụng bốn điện cực dải: Cách đo sử dụng bốn điện cực dải là cách đo đầu tiên do Kubicek [31] đưa ra. Cách đo gồm bốn điện cực dải quấn quanh vùng cổ và ngực. Cụ thể, hai điện cực ở ngoài cùng đóng vai trò đưa dòng điện vào ngực, hai điện cực phía trong dùng để lấy điện áp thu được ở đầu ra. Các điện cực được đặt ở cổ và dưới dạ dày. Khoảng cách giữa hai điện cực dòng điện và điện áp ở cổ và dưới dạ dày lần lượt là 3,2 và 6,4 cm. Nhìn chung, cách sử dụng bốn điện cực dải này gặp nhiễu nhiều và cũng không thuận tiện khi đo đạc. Hiện nay, cách đặt điện cực kiểu này ít được sử dụng.
26
− Sử dụng bốn điện cực tròn: Đây là cách đo do Penney [32] đưa ra, gồm hai điện cực tròn đặt ở phía sau cổ ở đốt sống C-7 và đi ngang về hai phía 6 cm. Hai điện cực còn lại đặt ở dưới tim ở bề mặt ngực phía bên trái, một cái ở cuối khu nối liên sườn thứ 9 và cái còn lại ở đầu khu nối liên sườn thứ 10, khoảng cách giữa hai điện cực là 8 cm. Dòng điện được vào điện cực bên phải cổ và điện cực ở khu nối liên sườn thứ 9. Hai điện cực còn lại để lấy điện áp đầu ra. Phương pháp 4 điện cực tròn tốt hơn phương pháp 4 điện cực dải khi ít nhiễu hơn, tuy nhiên cả hai phương pháp đều không đo được trở kháng đều quanh vùng ngực. Phương pháp bốn điện cực dải thiên về trở kháng sau lưng trong khi phương pháp bốn điện cực tròn đo phần trở kháng bên trái ngực chính xác hơn bên phải.
− Sử dụng tám điện cực tròn: Cách đo tám điện cực tròn do Bernstein [33] đưa ra. Đúng hơn, cách đo này sử dụng bốn cặp điện cực, với mỗi cặp có vai trò giống nhau. Có hai cặp điện cực đưa dòng điện vào và hai cặp điện cực đo điện áp đầu ra. Một cặp điện cực đưa dòng điện được đặt ở cổ trên và cặp còn lại đặt ở trên bụng, cách 5 cm tính từ mẩu xương ức cuối cùng. Còn hai cặp điện cực đo điện áp đầu ra, một cặp ở dưới cặp điện cực dòng điện trên cổ 4,8 cm và một cặp ở phía trên cặp điện cực dòng điện dưới và ngang với cuối đoạn nối xương ức, như trên Hình 1.8. Đây là cách đo có thể bao quát hết trở kháng toàn vùng ngực và có độ chính xác cao hơn hai cách đặt điện cực nói trên.
Hình 1.8 Minh họa cách sử dụng 8 điện cực tròn
Cấu hình điện cực được sử dụng rộng rãi nhất hiện nay trong các thiết bị nghiên cứu cũng như trong các thiết bị thương mại là cấu hình tám điện cực điểm do Bernstein đề xuất. Các vị trí đặt điện cực phải được tuân thủ chặt chẽ theo các vị trí đã được mô tả để tránh sai số khi sử dụng mô hình vùng ngực tương ứng để xây dựng công thức tính SV. Sự thay đổi về vị trí điện cực dẫn đến sự thay đổi về biên độ và hình dạng của tín hiệu từ đó làm sai lệch về kết quả đo. Bên cạnh đó, với mỗi vị trí đặt điện cực, tín hiệu trở kháng vùng ngực cũng sẽ có sự phân bố khác nhau về năng lượng của thành phần nhiễu thở trong tín hiệu trở kháng tổng thể.
27
Dòng điện kích thích
Dòng điện kích thích trong phép đo trở kháng ngực thường là dòng điện xoay chiều tần số cao để giảm trở kháng của các mô sinh học, nhất là trở kháng da, vốn không có ý nghĩa trong phép đo huyết động. Theo [28], dòng điện được lựa chọn thường có biên độ không đổi khoảng từ 0,5 mA đến 5 mA để đảm bảo đạt được tỉ số SNR tốt và tần số từ 20 kHz – 100 kHz để đảm bảo độ an toàn về điện. Tần số dưới 20 kHz dễ gây ra hiện tượng giật trong khi tại tần số lớn hơn 100 kHz, bắt đầu xuất hiện tụ kí sinh gây méo tín hiệu và khó khắc phục. Tại tần số 100 kHz, trở kháng vùng da giảm đi khoảng 100 lần so với vùng tần số thấp. Điều này giúp giảm thiểu nhiễu cử động tác động lên tín hiệu trở kháng thay đổi.
Thực tế, các thiết bị thương mại của mỗi hãng có thể sử dụng các dòng điện kích thích khác nhau đáng kể. Trong thiết bị NICO100C của hãng BIOPAC, dòng điện kích thích có biên độ không đổi là 400 µA và tần số 50 kHz [34]. Thiết bị Niccomo của hãng Medis sử dụng dòng điện có cường độ là 1.5 mA và tần số là 85 kHz [35]. Trong khi đó, thiết bị MindWare Mobile Impedance Cardiograph của hãng New Bio Technology sử dụng mức 500 µA, ở tần số 100 kHz [36].
Tín hiệu thu từ điện cực
Như đã phân tích trong Mục 1.3.1.1, tín hiệu thu từ điện cực là một tín hiệu điều biên. Về mặt tần số, tín hiệu này có cùng tần số với dòng điện kích thích và có đường bao biên độ phản ánh sự thay đổi của trở kháng ngực có tần số thấp hơn nhiều. Về mặt biên độ, tín hiệu này chỉ khoảng 10 mV (với Z = 20 Ω và I = 0,5 mA) đến 240 mV (với Z = 48 Ω và I = 5 mA). Biên độ này thay đổi rất nhỏ trong suốt quá trình đo do trở kháng nền vùng ngực chiếm tới 99.5% trở kháng tổng thể [21]. Tuy nhiên, như đã phân tích trong Mục 1.2.2.1, thành phần trở kháng thay đổi (Z) mới là thành phần tạo nên tín hiệu ICG và đóng góp vào việc tính CO; thành phần này chỉ chiếm khoảng 0.5% độ lớn của Z. Do đó, tín hiệu thu được từ điện cực sẽ có các đặc điểm sau: − Tần số sóng mang: 20-100 kHz (giá trị cụ thể do tín hiệu kích thích quyết định) − Dải tần số tín hiệu băng gốc: 0-50 Hz
− Độ cao trung bình của đường bao biên độ (phản ánh Z0): khoảng 10-240 mV − Sự thay đổi độ cao của đường bao biên độ (phản ánh ΔZ): 0,05-1,2 mV
Với những đặc điểm trên, rõ ràng việc giải điều chế để tái tạo chính xác sự biến thiên của ΔZ là rất khó khăn, đòi hỏi hệ thống đo và xử lý tín hiệu phải có độ chính xác cao và độ phân giải rất cao.
28
1.3.2Phương pháp giải điều chế và xử lý tín hiệu
Phương pháp tương tự
Khi sử dụng phương pháp tương tự để giải điều chế và xử lý tín hiệu, hệ thống đo tín hiệu ICG thường có cấu trúc như trên Hình 1.9 [37, 38]. Hệ thống này được tạo nên từ nhiều khối mạch nhỏ như bộ tạo nguồn dòng, bộ khuếch đại, bộ lọc, bộ giải điều chế biên độ, bộ tách Z0, bộ tách Z. Phần lớn hoặc toàn bộ các khối này được thực hiện bằng các mạch điện tương tự.
Hình 1.9 Cấu trúc một hệ thống đo ICG điển hình bằng phương pháp tương tự
Chức năng và nhiệm vụ của các khối cụ thể như sau:
− Khối tạo tín hiệu nguồn dòng 100 kHz: tạo sóng sin có cường độ không đổi với tần số điển hình là 100 kHz.
− Khối tiền khuếch đại: khuếch đại tín hiệu đi ra từ điện cực, vốn đang có biên độ rất nhỏ và loại bỏ phần lớn nhiễu mode chung. Hệ số khuếch đại có thể khá cao để thu được tín hiệu ΔZ đủ lớn cho các khâu xử lý phía sau.
− Khối lọc thông dải: lọc lấy dải tần số hẹp chứa tín hiệu cần quan tâm. Khối lọc này loại bỏ toàn bộ các phổ tần số không liên quan, giúp giảm mạnh các loại nhiễu có thể can thiệp tới hệ thống, đặc biệt là nhiễu điện lưới (50 Hz).
− Khối giải điều chế biên độ: thực hiện phép giải điều chế AM để tách đường bao tín hiệu điều chế. Tín hiệu này tuy phản ánh giá trị của TEB nhưng được các mạch điện phía sau lọc sơ bộ và coi như là tín hiệu của Z; đo đó, thông số huyết động sau này bị ảnh hưởng đáng kể bởi hoạt động hô hấp. Tùy theo từng hệ thống, việc
Z0
Điện áp ra Dòng điện vào
ΔZ Tạo tín hiệu nguồn dòng 100 kHz Tiền khuếch đại Lọc thông dải 80–120 kHz Giải điều chế biên độ Lọc thông thấp 0.2 Hz Lọc thông cao 0.15 Hz Khuếch đại và cộng điện áp Phân áp về dải đo ADC
29
giải điều chế được thực hiện bằng các mạch nhân, lọc thông thấp, và khai căn tín hiệu tương tự. Đây là một trong những khối mạch xử lý tín hiệu phức tạp nhất của hệ thống.
− Khối lọc thông thấp 0.2 Hz và phụ trợ: tách thành phần một chiều (có giá trị gần như không đổi) trong tín hiệu sau giải điều chế. Đây chính là thành phần tín hiệu phản ánh độ lớn của Z0.
− Khối lọc thông cao 0.15 Hz và phụ trợ: tách thành phần xoay chiều (thành phần biến thiên) trong tín hiệu sau giải điều chế. Đây chính là thành phần tín hiệu phản ánh độ lớn của ΔZ. Sự chồng dải của bộ lọc thông thấp và thông cao có thể giúp giảm suy hao tín hiệu Z0 và ΔZ tại vùng gần tần số cắt.
Phương pháp số hóa
Ngày nay, sự phát triển của công nghệ bán dẫn cho phép tạo ra các IC biến đổi tương tự sang số (ADC – analog to digital converter) và các chip xử lý có hiệu năng rất cao. Các bộ ADC thế hệ mới có thể lấy mẫu tín hiệu tại đầu vào với tốc độ lên tới nhiều tỷ mẫu mỗi giây (GSPS – giga sample per second) ở độ phân giải 8-bit. Với độ phân giải cao hơn (12-bit, 14-bit, hay 16-bit), một số bộ ADC vẫn có khả năng lấy mẫu ở tốc độ hàng trăm MSPS. Ở những tốc độ này, các bộ ADC hoàn toàn có thể số hóa trực tiếp các tín hiệu điều chế AM có sóng mang cỡ hàng trăm kHz mà không bị chồng phổ.
Tại đầu ra các bộ ADC, các chip xử lý có bus dữ liệu rất rộng và tốc độ cao có thể dễ dàng thu nhận luồng dữ liệu cực lớn được sinh ra liên tục và xử lý ngay lập tức để khôi phục tín hiệu băng gốc. Kỹ thuật này đã được ứng dụng trong nhiều lĩnh vực đòi hỏi độ chính xác và độ tin cậy cao như đo lường, y tế, và quân sự với ưu điểm nổi bật là hạn chế tối đa sự phi tuyến, kém ổn định, và dễ can nhiễu gây ra trong các mạch xử lý tín hiệu tương tự. Nhược điểm của kỹ thuật này là yêu cầu phần cứng phức tạp, đắt đỏ, và tiêu tốn nhiều năng lượng khi hoạt động.
Trong ứng dụng đo tín hiệu ICG, tín hiệu sóng mang thường không vượt quá 100 kHz nên rất nhiều bộ ADC có thể được sử dụng để lấy mẫu tín hiệu đi ra từ điện cực. Dữ liệu ra của các bộ ADC này thường được xử lý bởi các chip FPGA (field programmable gate array) do tính linh hoạt, khả năng xử lý song song ở tốc độ cao của loại chip này. Hình 1.10 mô tả một cấu trúc cơ bản của hệ thống thu, giải điều chế, và xử lý tín hiệu ICG theo phương pháp số hóa [39] hoặc hệ thống đo tín hiệu trở kháng sinh học nói chung [40]. Về cơ bản, phần lớn khâu xử lý tín hiệu trong hệ thống này được thực hiện trên miền số để đảm bảo độ ổn định và tính chính xác.
30
Hình 1.10 Cấu trúc một hệ thống đo ICG điển hình bằng phương pháp số hóa
Chức năng và nhiệm vụ của các khối cụ thể như sau:
− Khối tạo tín hiệu nguồn dòng: tạo sóng sin có cường độ không đổi và tần số là một giá trị nào đó trong dải 20-100 kHz.
− Khối tiền khuếch đại: khuếch đại tín hiệu đi ra từ điện cực, vốn đang có biên độ rất nhỏ, lên mức biên độ cỡ một vài vôn để tận dụng toàn bộ dải động tín hiệu đầu vào của các bộ ADC.
− Khối ADC: lấy mẫu tín hiệu đi ra từ khối tiền khuếch đại với tần số lấy mẫu rất cao rồi lượng tử hóa với độ phân giải cao. Về cơ bản, tần số lấy mẫu tối thiểu thường cỡ MHz và độ phân giải tối thiểu là 12-bit.
− Khối FPGA: thực hiện việc giải điều chế để tách tín hiệu phản ánh độ lớn của tín hiệu TEB, lọc các loại nhiễu để tách tín hiệu phản ánh Z, và tính toán các thành phần của Z. Toàn bộ các khâu xử lý tín hiệu trong khối này được thực hiện bằng các thuật toán xử lý tín hiệu số nên giải pháp có thể khá phong phú, đa dạng, và có khả năng tùy biến cao.
1.3.3Các loại nhiễu điển hình
Nhiễu điện
Giống như mọi hệ thống đo lường khác, hệ thống ghi đo tín hiệu ICG chịu tác động từ các loại nhiễu điện đến từ bên ngoài qua các con đường khác nhau gồm: (1) đường truyền dẫn trực tiếp qua dây đo, cáp tín hiệu, và dây dẫn nguồn; (2) qua sóng vô tuyến, đến từ các nguồn nhiễu tự nhiên và nhân tạo trong môi trường mà thiết bị làm việc; và (3) qua đường cảm ứng điện hoặc từ với các thiết bị và dây dẫn điện xung quanh. Để giảm thiểu ảnh hưởng của những loại nhiễu này, các thiết bị thường
Tạo tín hiệu nguồn dòng Tiền khuếch đại ADC (tốc độ cao và