Thơng số Vị trí giữa gốc cổ (Vị trí số 1) Vị trí xương địn (Vị trí số 2) Vị trí động mạch cánh tay (Vị trí số 3) �� (p < 0.05) Mean �� (p < 0.05) Mean �� (p < 0.05) Mean HR 0.9982 +0.33 bpm(0.65%) 0.9925 +0.77 bpm(1.71%) 0.9850 −0.43 bpm(1.44%) M ứ c lư ợn g tử ( A D C )
Thơng số Vị trí giữa gốc cổ (Vị trí số 1) Vị trí xương địn (Vị trí số 2) Vị trí động mạch cánh tay (Vị trí số 3) �� (p < 0.05) Mean �� (p < 0.05) Mean �� (p < 0.05) Mean SV 0.9811 −1,20 ml (2.51%) 0.9095 +8,20 ml (11.12%) 0.8724 +10.67 ml (15.57%) 𝑍0 0.9127 +3.60 Ω (8.92%) 0.8741 +5.80 Ω (14.88%) 0.7396 +4.10 Ω (10.33%) LVET 0.9400 +0.10 ms(1.96%) 0.8296 +0.20 ms(3.83%) 0.8861 (3.74%)+5.4 ms
CO 0.9883 −0.10 l/min(2.49%) 0.9396 +0.60 l/min(11.80%) 0.7595 +0.80 l/min(15.24%)
Trung
bình 0.9641 3.31% 0.9091 8.67% 0.8485 9.26%
Đánh giá và bàn luận
Với kết quả đạt được dựa trên bộ dữ liệu của các đối tượng tình nguyện viên khỏe mạnh, cả ba vị trí đề xuất đều có thể sử dụng để thay thế vị trí tiêu chuẩn trong những trường hợp cần thiết. Tuy nhiên cũng có sự khác biệt giữa các vị trí đề xuất, cụ thể:
Vị trí đề xuất số 1: các thơng số huyết động đo được có sự tương quan rất cao
với vị trí điện cực chuẩn, được biểu thị bằng hệ số quyết định trung bình và độ lệch tương đối trung bình của năm thông số, �𝑥̅𝑥̅ 𝑥̅ 2𝑥̅ = 0.9641 và 𝑥̅𝑀𝑥̅ 𝑥̅𝑒𝑥̅ 𝑥̅𝑎𝑥̅
𝑥̅𝑛𝑥̅ = 3.31%. Về mặt định tính, dạng sóng tín hiệu ICG thu được từ vị trí số 1 có sự tương đồng cao về hình dạng và biên độ so với vị trí chuẩn. Vị trí số 1 có thể sử dụng để thay thế vị
trí tiêu chuẩn với khả năng theo dõi chính xác cả 5 thơng số (HR, SV, Z0, LVET, và CO).
Vị trí đề xuất số 2: Các thơng số huyết động đo được ở vị trí điện cực đề xuất số
2 cho thấy sự tương quan khá cao với vị trí điện cực chuẩn, được biểu thị bằng hệ số quyết định trung bình và độ lệch tương đối trung bình của năm thơng số,
�𝑥̅𝑥̅𝑥̅2𝑥̅= 0.9091 và 𝑥̅𝑀𝑥̅
𝑥̅𝑒𝑥̅ 𝑥̅𝑎𝑥̅
𝑥̅𝑛𝑥̅ = 8.67%. Về mặt định tính, dạng sóng ICG thu được từ vị trí số 2 có sự tương đồng khá cao về hình dạng nhưng biên độ nhỏ hơn so với vị trí tiêu chuẩn. Vị trí số 2 có thể thay thế vị trí chuẩn để theo dõi chính xác 4 thơng số (HR, SV, LVET, và CO).
Vị trí đề xuất số 3: Các thơng số huyết động đo được ở vị trí điện cực đề xuất số
quyết định trung bình và độ lệch tương đối trung bình của năm thơng số, �𝑥̅𝑥̅𝑥̅2𝑥̅=
0.8485 và
𝑥̅𝑀𝑥̅ 𝑥̅𝑒𝑥̅ 𝑥̅𝑎𝑥̅
𝑥̅𝑛𝑥̅ = 9.26%. Về mặt định tính, dạng sóng ICG thu được từ vị trí số 3 khá tương đồng về hình dạng nhưng biên độ thì nhỏ hơn so với vị trí chuẩn. Vị trí số 3 có thể thay thế vị trí chuẩn để theo dõi chính xác 3 thơng số (HR, Z0, và LVET). Các vị trí mà tác giả đề xuất đều dựa trên cơ sở khoa học về giải phẫu cơ thể người và cơ sở điện sinh học trong cơ thể. Tuy nhiên, do sự sai khác về vị trí đặt điện cực so với các vị trí đặt điện cực chuẩn, ít nhiều sẽ có sự sai khác về kết quả thu được theo từng vị trí đo.
Với kết quả đạt được dựa trên bộ dữ liệu của các đối tượng đo khỏe mạnh, cả ba vị trí điện cực được đề xuất đều có thể được sử dụng để thay thế vị trí tiêu chuẩn trong những trường hợp cần thiết. Theo đó, vị trí đề xuất đầu tiên có thể được sử dụng thay thế tốt cho vị trí chuẩn, tất cả năm thơng số huyết động và dạng sóng ICG đo được hầu như khơng bị ảnh hưởng, có độ tương đồng rất cao. Với vị trí đề xuất thứ 2, chúng ta có thể sử dụng để thay thế vị trí chuẩn với khả năng theo dõi chính xác 4 thơng số huyết động là HR, SV, LVET, CO, và dạng sóng ICG. Đối với vị trí được đề xuất thứ 3, chúng ta có thể dùng nó để thay thế vị trí chuẩn với khả năng theo dõi chính xác 3 thơng số huyết động là HR, Z0, và LVET.
Mười đối tượng với sức khỏe bình thường từ 19 đến 22 tuổi tham gia nghiên cứu này rõ ràng không phải là đại diện cho các bệnh nhân có các bệnh liên quan đến tim mạch. Tuy nhiên, trong phạm vi luận án, tác giả chưa tập trung nghiên cứu đối với một căn bệnh cụ thể. Nghiên cứu này là bước đầu tiên để khảo sát việc thay thế các vị trí điện cực tiêu chuẩn trong trường hợp khơng thể sử dụng các vị trí này. Mục đích của nghiên cứu là xác minh mối tương quan của các thơng số huyết động đo được giữa các vị trí điện cực tiêu chuẩn và điện cực thay thế cũng như tính khả thi của việc thay thế trong trường hợp cần thiết. Các kết quả được trình bày trong nghiên cứu này là kết quả ban đầu và chưa được chuyển sang phục vụ mục đích lâm sàng. Trong các nghiên cứu tiếp theo, tác giả dự kiến tiến hành các thí nghiệm và thu thập dữ liệu về bệnh nhân với các bệnh lý khác nhau trong môi trường bệnh viện để khảo sát ảnh hưởng của các bệnh lý cụ thể đến kết quả đo và đưa ra các khuyến nghị phù hợp.
2.3 Kết luận chương 2
Trong chương này, nhằm nâng cao chất lượng tín hiệu ICG thu được, tác giả đã đề xuất hai giải pháp gắn liền với thực tiễn đo lường tín hiệu ICG hiện tại bao gồm một giải pháp về hệ thống đo và một giải pháp về vị trí điện cực đo.
Đối với hệ thống đo, tác giả đã đề xuất một giải pháp phần cứng và phần mềm nhằm số hóa trực tiếp sóng mang tín hiệu tại đỉnh. Giải pháp này khắc phục được nhược điểm các hệ thống đo sử dụng các khối mạch tương tự để xử lý, mang những điểm ưu việt của các hệ thống hiện đại sử dụng các bộ ADC tốc độ cao kết hợp với các nền tảng phần cứng số tốc độ cao như FPGA/CPLD, DSP nhưng lại có thể triển khai trên các nền tảng phần cứng số tốc độ thấp như vi điều khiển. Điều này giúp đơn giản hóa hệ thống đo và giảm chi phí sản xuất. Kết quả nghiên cứu về hệ thống thu nhận tín hiệu ICG mới đã được cơng bố trong [CT2] và [CT3].
Đối với phần vị trí điện cực đo, nhằm giải quyết hiện trạng một số lượng lớn bệnh nhân có các bệnh liên quan đến tim mạch khi nhập viện không thể sử dụng phương pháp ICG để đo lường thông số cung lượng tim do sự chồng lấn các vị trí đặt điện cực ICG với vị trí đặt của các thiết bị đo khác, tác giả đã nghiên cứu, đề xuất, và đánh giá ba vị trí đặt điện cực ICG thay thế đối với các trường hợp trên. Phần nghiên cứu này có ý nghĩa thực tiễn rất lớn, giúp mở rộng đáng kể khả năng ứng dụng của phương pháp ICG trong thực tế. Kết quả nghiên cứu liên quan đến nội dung này được công bố trong [CT4].
CHƯƠNG 3. NGHIÊN CỨU XÁC ĐỊNH ĐẶC TRƯNG CỦA NHIỄU THỞ TRONG PHÉP ĐO TÍN HIỆU ICG
Chương 3 trình bày q trình xây dựng bộ dữ liệu nhiễu thở trong phép đo ICG để phân tích các đặc trưng và cung cấp một số nền tảng kỹ thuật cho Chương 4. Theo đó, tác giả đã tiến hành nghiên cứu và phát triển hệ thống thu nhận đồng thời tín hiệu trở kháng ngực và điện tâm đồ, xây dựng các bộ công cụ hỗ trợ xử lý tín hiệu và một thuật tốn cho phép bóc tách thành phần nhiễu thở trực tiếp từ tín hiệu TEB. Ứng dụng hệ thống và các công cụ đã xây dựng vào thực tế, tác giả thu được một bộ cơ sở dữ liệu nhiễu thở đặc thù cho phép đo ICG. Dựa trên bộ dữ liệu này, tác giả phân tích các đặc trưng cơ bản của nhiễu thở để làm nền tảng cho các nghiên cứu tiếp theo.
3.1 Xây dựng hệ thống thu nhận đồng thời tín hiệu TEB và ECG3.1.1 Mục đích 3.1.1 Mục đích
Thiết kế và xây dựng một hệ thống đo bao gồm mạch phần cứng và phần mềm hồn chỉnh có khả năng đo và lưu trữ đồng thời tín hiệu trở kháng ngực TEB và tín hiệu điện tâm đồ ECG. Hệ thống đo cho phép đo cả hai nguồn tín hiệu ngay trên chính bộ điện cực của phép đo ICG mà khơng làm phát sinh thêm bất kì một điện cực hay thiết bị đo nào khác. Điều này giúp giảm thiểu sự bất tiện cho đối tượng đo khi thực hiện phép đo. Tín hiệu ECG được dùng làm tín hiệu tham chiếu để xác định các chu kỳ tim tương ứng trên tín TEB.
3.1.2 Thiết kế hệ thống
Với phần lõi của hệ thống được thiết kế theo mơ hình thu nhận tín hiệu ICG với kỹ thuật số hóa trực tiếp tại đỉnh sóng mang tần số cao mà tác giả đã đề xuất trong Chương 2, tác giả đã tiến hành thiết kế lại để tích hợp thêm: phần mạch đo ECG, phần truyền thơng lên máy tính, và giải pháp cách ly tín hiệu số giữa khối mạch đo và máy tính trên một bo mạch duy nhất. Điều này làm giảm sự cồng kềnh của hệ thống đo, đồng thời cải thiện chất lượng tín hiệu do các đường mạch đã được thiết kế lại đảm bảo tính tối ưu, giảm thiểu hiện tượng nhiễu vịng lặp kín. Tác giả cũng lên phương án thiết kế khối mạch nguồn cách ly để cấp cho khối mạch đo nhằm đảm bảo an toàn điện cho đối tượng đo.
Sơ đồ khối của hệ thống thu nhận tín hiệu trở kháng ngực và điện tâm đồ được cho trong Hình 3.1 với hai phân hệ khá độc lập. Quá trình thiết kế từng mô-đun được mô tả chi tiết trong các phần tiếp theo.
Thu nhận tín hiệu TEB và ECG
Áp ra Khuếch đại vi sai
Lồng ngực
SPI
ADC 12 bit Xử lý tín hiệu ECG
Vi điều khiển
Trigger ADC 16 bit
Xử lý tín hiệu TEB
UART Ngắt GPIO
So sánh tương tự
Cách ly tín hiệu Nguồn cách ly
Nguồn khơng cách ly
Lưu trữ, hiển thị, và cấp nguồn
Chuyển đổi USB-COM Nguồn dòng
Tạo xung Lọc thơng dải + khuếch đại Chuyển đổiáp-dịng Dịngvào
Hình 3.1 Sơ đồ khối hệ thống thu nhận tín hiệu TEB và ECG
3.1.3 Xây dựng các khối
Khối vi điều khiển trung tâm
Khối vi điều khiển trung tâm thực hiện các chức năng chính như điều khiển khối tạo xung qua giao tiếp SPI, nhận xung báo qua điểm 0 của tín hiệu trở kháng ngực từ đó xuất xung chuyển đổi bộ ADC 16-bit và đọc dữ liệu từ bộ ADC đó thơng qua 8 chân dữ liệu cho tín hiệu ICG, điều khiển và đọc dữ liệu ADC nội 12-bit cho tín hiệu ECG, giao tiếp UART gửi dữ liệu lên máy tính. Vi điều khiển được sử dụng là TM4C123GH6PHI đến từ hãng Texas Instruments. Trình biên dịch được sử dụng để lập trình bộ vi xử lý này là Code Composer Studio CCS 10 phiên bản 10.1.1.00004 và bộ phần mềm TivaWare được xây dựng dựa trên ngơn ngữ lập trình C.
Khối tạo nguồn dòng
Để đảm bảo sự an toàn của bệnh nhân và chất lượng của tín hiệu thu được (tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu), nguồn dịng đưa vào cơ thể là nguồn dịng xoay chiều hình sin
với tần số là 85 kHz và biên độ là 1 mA. Tần số được lựa chọn trùng với tần số nguồn dòng được sử dụng trên máy Niccomo và nằm trong dải tần số khuyến cáo khi đo ICG. Loại nguồn dòng được sử dụng trong thiết kế này là nguồn dòng điều khiển bằng điện áp (VCCS – voltage-controlled current source). Nguồn dịng này có khả năng tạo ra dịng điện xoay chiều cấp cho đối tượng đo với biên độ điều chỉnh được từ 10 µA đến 5 mA và tần số lập trình được từ 100 Hz đến 400 kHz. Sơ đồ khối của bộ tạo nguồn dòng mà tác giả thiết kế được minh họa như trong Hình 3.1
bao gồm ba khối chính là: khối tạo xung, khối lọc thơng dải và khuếch đại, và khối chuyển đổi điện áp sang dòng. Tần số và hình dạng xung phát ra từ IC AD9833 (Analog Device) trên được điều khiển bằng bộ vi điều khiển trung tâm thơng qua giao tiếp SPI. Mạch ổn dịng sử dụng cấu hình Improved Howland Current Pump [81] vì những lí do như có khả năng tạo được nguồn dịng lưỡng cực, trở kháng đầu ra của nguồn dòng lớn, dải tần đáp ứng rộng, độ ổn định với nhiệt độ cao do sử dụng Op-amp.
Khối khuếch đại vi sai
Để loại bỏ thành phần nhiễu mode chung từ điện lưới, bộ khuếch đại đo phải có tỉ số nén mode chung (CMRR) lớn. Để đạt được phẩm chất này, mạch khuếch đại đo phải có layout đạt được độ đối xứng cao, kiểm soát về mặt trở kháng của đường dây và độ chính xác của các giá trị điện trở. Nhằm thực hiện chức năng khuếch đại điện áp thu được từ các điện cực đo ICG đồng thời chuyển đổi tín hiệu từ dạng vi sai sang đơn cực, tác giả sử dụng IC khuếch đại đo chuyên dụng INA129-EP của hãng Texas Instruments.
Khối xử lý tín hiệu TEB
Tín hiệu thu được từ các điện cực trong của bộ điện cực đo ICG bao gồm hai thành phần tín hiệu đó là tín hiệu trở kháng vùng ngực TEB đã điều chế vào sóng mang 85 kHz và tín hiệu điện thế chênh lệnh giữa điện cực trên và điện cực dưới tạo thành một đạo trình tín hiệu ECG. Phần tín hiệu ECG có đặc điểm về dải tần giống với dải tần của tín hiệu ECG thơng thường (0,5 – 100 Hz) là thành phần tần số thấp, trong khi phần tín hiệu trở kháng điều chế có dải tần dao động xung quanh tần số sóng mang 85 kHz với khoảng dao động ±∆f chính là dải tần của tín hiệu trở kháng vùng ngực (0 – 50 Hz) là thành phần tần số cao.
Để thu được thành phần tín hiệu TEB từ nguồn tín hiệu trộn lẫn trên, tác giả đã thiết kế một bộ lọc thông cao nhằm loại bỏ các thành phần tần số thấp như thành phần điện áp lệch 0, thành phần tín hiệu ECG và bất cứ thành phần điện áp dao động tần số thấp nào khác. Tần số cắt được lựa chọn là 1 kHz nhằm đảm bảo loại bỏ hiệu quả
các thành phần tần số thấp như trên đồng thời khơng làm ảnh hưởng đến thành phần tín hiệu TEB đã được điều chế ở tần số 85 kHz. Sau đó tín hiệu sẽ được đi qua một bộ lọc thông thấp với tần số cắt là 517 kHz trước khi đi vào bộ số hóa và so sánh tương tự.
Khối xử lý tín hiệu ECG
Khối xử lý tín hiệu ECG có nhiệm vụ thành phần tín hiệu thu được từ các điện cực đo ICG, sau đó xử lý thành tín hiệu với một mức điện áp phù hợp để số hóa. Khối xử lý tín hiệu ECG bao gồm các khối mạch chính như: mạch lọc thơng dải và khuếch đại, mạch lọc triệt tần Notch, và mạch cộng điện áp. Khối mạch có một số thơng số chính như:
Hệ số khuếch đại: G = 2
Tần số cắt bộ lọc thông cao: �𝑐𝐻𝑃 = 0.072 𝐻�
Tần số cắt bộ lọc thông thấp: �𝑐�𝑃 = 159.1 𝐻�
Sử dụng mạch lọc triệt tần có cấu trúc twin T
IC tạo tham chiếu chuẩn MCP1525 (Microchip) tạo điện áp chuẩn 2.5V.
Khối ADC
Việc số hóa tín hiệu trở kháng u cầu bộ ADC phải có độ phân giải tương đối tốt. Bản thân độ lớn của tín hiệu trở kháng nền Z0 khơng mang nhiều thông tin quan trọng bằng thành phần trở kháng biến thiên ΔZ. Nhưng vì thành phần biến thiên này là rất nhỏ so với trở kháng nền. Do đó, nếu số hóa tín hiệu trở kháng ở độ phân giải 12-bit thì trên thực tế, độ phân giải có ích chỉ khoảng 5-bit (20 – 40 mức lượng tử), mức phân giải trên là khơng đủ cho xử lý tín hiệu. Tác giả đã nghiên cứu và lựa chọn bộ ADC sử dụng IC ADS8411 (Texas Instruments) có sẵn bộ lấy và giữ mẫu với độ trễ cực nhỏ, có độ phân giải 16-bit, tín hiệu đầu ra được xuất 16-bit song song để phù hợp với các yêu cầu trên. Tốc độ lấy mẫu tối đa của ADS8411 có thể