Triển khai thuật tốn
Tín hiệu TEB trước tiên được lọc bằng bộ lọc số thông thấp số để loại bỏ mọi
thành phần nhiễu tần số cao. Bộ lọc được sử dụng trong phương pháp này là bộ lọc FIR dựa trên cửa sổ Hamming với tần số cắt fc = 10 Hz, bậc bộ lọc là 100 để tối đa hóa độ phẳng trong dải thơng và giảm thiểu độ méo pha. Trước khi cắt dữ liệu tín hiệu thành các phần, tín hiệu ICG được đồng bộ hóa lại theo thời gian với tín hiệu
ECG thu được do độ trễ gây ra bởi các bộ lọc.
Tồn bộ dữ liệu sau đó được chọn để phân tách thành ba cặp dữ liệu bao gồm một phần chỉ chứa dao động tim (ngừng thở) và một phần chứa cả tín hiệu hơ hấp và dao
động tim (thở) cho mỗi cặp. Tập tín hiệu ngừng thở có chiều dài 2.000 mẫu trong khi
tập tín hiệu thở có chiều dài 3.000 mẫu. Các tập tín hiệu được chọn đểphân đoạn là liên tiếp để giảm thiểu các thay đổi trong thành phần dao động tim giữa các tập dữ liệu do sự thay đổi sinh lý theo thời gian.
Bằng cách ánh xạ tương ứng các vị trí của các đỉnh R trong tín hiệu ECG tham chiếu theo thuật tốn được mơ tả ở phần trước, các tập dữ liệu con này được phân đoạn thành các chu kỳ dữ liệu của tim. Tập dữ liệu đại diện của thành phần dao động tim được xây dựng bằng cách lấy trung bình tất cả các chu kỳ của dữ liệu. Tuy nhiên,
Thiết bị đo Máy tính
I+ I- V+ V- Tín hiệu ECG Tín hiệu TEB Tín hiệu ngừng thở Tín hiệu có thở Vị trí đỉnh R Mẫu TEB đại diện Phát hiện đỉnh R Phân loại tín hiệu Phân đoạn và
chuẩn hóa độ dài
Phân đoạn và chuẩn hóa độ dài
Trung bình Trừ Lọc thơng thấp Nhiễu thở thu được
92
độ dài của tất cả các chu kỳ dữ liệu không giống nhau do biến đổi nhịp tim. Để khắc phục tình trạng này, độ dài tối thiểu của chu kỳ dữ liệu được xác định trước khi thực hiện tính trung bình tổng thể. Thuật tốn tính trung bình tất cả các chu kỳ dữ liệu để tạo ra một mẫu đại diện duy nhất của thành phần dao động tim. Cơng thức tính từng phần tử của mẫu trung bình được mơ tả như sau:
N n M x x M m mn n = =1 , , =0... (3.1)
Trong đó, phần tử trung bình ở vị trí thứ n của mẫu trung bình, xm,n, là phần tửở
vị trí thứn tương ứng của chu kỳ dữ liệu thứ m, N là chiều dài của mẫu trung bình, M là số chu kỳ dữ liệu. Tất cả các dữ liệu tại các vị trí vượt quá độ dài tối thiểu của tất cả các chu kỳ dữ liệu đều không được sử dụng. Độ dài của mẫu đại diện bằng với
độ dài tối thiểu của tất cả các chu kỳ dữ liệu.
Sau khi xây dựng xong mẫu dữ liệu đại diện, mỗi chu kỳ dữ liệu trong các phần của tín hiệu thởđãphân đoạn được trừđi tương ứng bởi mẫu đại diện. Các chu kì đại diện sau khi thực hiện phép trừ sẽđược ghép nối lại để tạo thành tín hiệu chứa thành phần nhiễu thở liên tục. Các phần dữ liệu được xử lý của tín hiệu thở sau đó được đưa qua bộ lọc thông thấp FIR để làm mềm các đoạn ghép nối của các chu kì tín hiệu,
cũng như loại bỏ một số thành phần nhiễu tần số cao cịn sót lại trong tín hiệu. Bộ lọc
có tần số cắt gấp 20 lần tần số thở cơ bản, bậc 100, sử dụng cửa sổ Hamming để xây dựng đáp ứng xung.
Kết quả và đánh giá
a) Kết quả và đánh giá thuật toán phát hiện đỉnh R
Thuật tốn phát hiện các đỉnh R của tín hiệu ECG tham chiếu được triển khai trên toàn bộ tập dữ liệu của 26 tình nguyện viên tham gia thí nghiệm trong nghiên cứu với chiều dài tối thiểu 15.000 mẫu tương ứng với thời gian đo tối thiểu là 75 giây cho mỗi tình nguyện viên được thu thập từ hệ thống thu nhận tín hiệu do tác giả hồn thành. Tuy nhiên trên thực tế q trình đo, thời gian đo thường kéo dài hơn khá nhiều do có khoảng nghỉ ngắn giữa các lần đo và khoảng thời gian chờ tín hiệu ổn định do đó chiều dài tập dữ liệu thực tế cao hơn khá nhiều (khoảng 40.000 mẫu đến 70.000 mẫu
tương đương với 200 giây đến 350 giây).
Độ chính xác của thuật tốn trong việc xác định đỉnh R trong tín hiệu ECG được đánh giá thông qua các chỉ số:
93
− False positive (FP): là số lượng đỉnh R bị thuật tốn phát hiện nhầm (khơng phải
là đỉnh R nhưng lại được phát hiện).
− False negative (FN): là sốlượng đỉnh R bị thuật toán phát hiện sót (đúng là đỉnh (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
R nhưng khơng phát hiện được).
− Absolute failed detection (AFD): là tổng số đỉnh R bị thuật toán phát hiện sai bao gồm phát hiện sót và phát hiện nhầm, AFD = FP + FN.
− Percentage failed detection (PFD, %): là phần trăm thuật toán phát hiện sai đỉnh R, PFD = 100% × tổng số đỉnh R phát hiện sai / tổng số đỉnh R thực tế.
− Mean percentage failed detection (𝑃𝐹𝐷, %): là giá trị trung bình phần trăm thuật toán phát hiện sai đỉnh R của các tình nguyện viên.
Với dữ liệu của 26 tình nguyện viên, thuật toán cho thấy khả năng phát hiện các
đỉnh R trong tín hiệu ECG với độ chính xác cao cụ thể chỉ số trung bình phần trăm
phát hiện sai 𝑃𝐹𝐷 = 0.047% ± 0.016% tương đương độ chính xác đạt 99.953% ± 0.016%. Vị trí của các đỉnh R sau đó được đồng bộ hóa với các tín hiệu ICG được
phân đoạn để tách chúng thành các mẫu dữ liệu theo chu kỳtim. Hai đỉnh R liên tiếp
xác định điểm bắt đầu và điểm kết thúc của mẫu dữ liệu tương đương với chu kỳ tim.
Một ví dụ về q trình xử lý của thuật tốn phát hiện đỉnh R trong tín hiệu ECG được mơ tả như trong Hình 3.13.
(a) Tín hiệu ECG sau lọc (b)Tín hiệu ECG sau đạo hàm
(c) Tín hiệu ECG sau bình phương (d)Tín hiệu ECG sau tích phân Hình 3.13 Kết quả các phép xử lý trung gian của thuật toán phát hiện đỉnh R
Hình ảnh một ví dụ về tín hiệu ECG thu thập từ các tình nguyện viên với các đỉnh
R đã được đánh đánh dấu được được minh họa trong Hình 3.14 được cắt ra từ phần
mềm hỗ trợ xử lý dữ liệu ICG và ECG đã được trình bày ở phần trước. 0 200 400 600 800 1000 1200 1400 1600 1800 2000
Tín hiệu ECG sau lọc
0 200 400 600 800 1000 1200 1400 1600 1800 2000 Tín hiệu ECG sau đạo hàm
0 200 400 600 800 1000 1200 1400 1600 1800 2000 Tín hiệu ECG sau bình phương
0 200 400 600 800 1000 1200 1400 1600 1800 2000 Tín hiệu ECG sau tích phân
94
Hình 3.14 Tín hiệu ECG với các đỉnh R đã được phát hiện và đánh dấu
b) Kết quả và đánh giá thuật toán tách nhiễu thở
Thuật toán đề xuất được áp dụng để xử lý dữ liệu được thu thập từ 26 tình nguyện viên tại phịng thí nghiệm với chiều dài 2.000 mẫu cho mỗi tập dữ liệu ngừng thở và chiều dài 3.000 mẫu cho mỗi tập dữ liệu thở. Các giá trị nhịp tim biến thiên giữa các
cá nhân, dao động từ 55 đến 97 nhịp/phút. Các giá trị nhịp thở không chỉ khác nhau
giữa các cá nhân mà ngay cả giữa các trạng thái thở khác nhau, đối với thở bình thường là 16,8 ± 4,2 nhịp/phút, khi thở nhanh là 26,4 ± 4,2 nhịp/phút và 12,0 ± 4,8
nhịp/phút khi thở gắng sức. Độ suy hao trung bình ở tần số nhịp tim (HR) của các đối
tượng là −34,8 ± 5,6 dB (trung bình ± độ lệch chuẩn) cho thở bình thường, −31,5 ±
6,2 dB cho thở nhanh và −32,7 ± 5,5 dB cho thở gắng sức. Độ suy hao trung bình ở tần số nhịp thở (RR) của các đối tượng là −0,95 ± 0,2 dB đối với thở bình thường, (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
−1,25 ± 0,2 dB đối với thở nhanh và −1,34 ± 0,3 dB đối với thở gắng sức.
Hình thái của tín hiệu ICG được ghi nhận ở ba trạng thái thở bao gồm thở bình
thường, thở nhanh, và thở gắng sức trong miền thời gian của một tình nguyện viên trước và sau khi xử lý được thể hiện trong Hình 3.15, Hình 3.16, và Hình 3.17, tương ứng. Trạng thái thở bình thường cho biên độ nhiễu ở mức trung bình, tần số cơ bản
của nhiễu thở nhỏhơn nhiều so với tín hiệu ICG. Hình dạng của thành phần dao động do tim có thể dễdàng quan sát được. Trạng thái thở nhanh cho thấy sự biến dạng đáng
kể của thành phần biến đổi do tim trong tín hiệu ICG do tần số cơ bản của nhiễu thở
tăng mạnh so với trạng thái thở bình thường. Trạng thái thở gắng sức tạo ra biên độ
95
Hình 3.15 Tín hiệu trở kháng ngực ở trạng thái thởbình thường
Hình 3.16 Tín hiệu trở kháng ngực ở trạng thái thở nhanh
Hình 3.17 Tín hiệu trở kháng ngực ở trạng thái thở gắng sức
Phổ cơng suất của các tín hiệu ICG có thở thu được trước và sau xử lý bằng thuật
toán đề xuất được minh họa trong Hình 3.18 bằng cách sử dụng biến đổi Fourier
nhanh (FFT). Về tín hiệu trước khi xử lý, hai đỉnh sóng hài lớn nhất được hiển thị
trong hình tương ứng với tần sốcơ bản của các thành phần thở và tim. Tần sốcơ bản của thành phần thởthay đổi với sựthay đổi của nhịp thở do sựthay đổi của trạng thái thở. Ngồi ra, có phần chồng phổ giữa các dải phổ của hai thành phần này. Độ rộng của phần chồng phổ phụ thuộc vào trạng thái thở. Trạng thái thở nhanh cho vùng chồng phổ rộng nhất. 0 1000 2000 3000 4000 5000 0 2000 4000 6000 8000 10000 G iá t rị A D C Thời gian (ms) Trước xử lý Sau xử lý -1000 0 1000 2000 3000 4000 5000 0 2000 4000 6000 8000 10000 G iá t rị A D C Thời gian (ms) Trước xử lý Sau xử lý -2000 -1000 0 1000 2000 3000 4000 5000 0 2000 4000 6000 8000 10000 G iá tr ị A D C Thời gian (ms) Trước xử lý Sau xử lý
96
Bên phải của hình biểu diễn phổ cơng suất của tín hiệu sau khi xử lý bằng thuật
tốn đề xuất. Rõ ràng có thểquan sát được từ hình này rằng đỉnh của tần sốcơ bản của thành phần dao động do tim được làm suy hao đáng kể. Dải tần số của thành phần thở gần như được bảo tồn. Thuật toán hoạt động hiệu quả ngay cả trong trường hợp chồng phổ mạnh hoặc tỷ số tín hiệu trên nhiễu (SNR) thấp.
(a) Thởbình thường
(b) Thở nhanh
(c) Thở gắng sức
Hình 3.18 Phổ tín hiệu trở kháng ngực trước và sau khi xử lý ở ba trạng thái
3.4.2 Xác định dải phổ và biên độ của nhiễu thở
Trạng thái thở bình thường cho biên độ nhiễu nằm ở mức trung bình, tần số cơ bản của nhiễu thở nhỏ hơn nhiều so với tín hiệu ICG (Hình 3.19). Hình dạng của tín hiệu ICG vẫn có thể dễ dàng quan sát được mặc dù hiện tượng trôi đường cơ sở đã xuất hiện. Trên thực tế, để thu được tín hiệu ICG thì tín hiệu trở kháng vùng ngực đã
được vi phân theo thời gian, do đó biên độ của nhiễu thởđã bịsuy hao và biên độ của tín hiệu ICG đã được tăng cường so với trước vi phân. Với bộ dữ liệu của 26 tình
Tần số thở Tần số tim 0 100 200 300 400 500 600 0 2 4 6 8 10 Ph ổ bi ên đ ộ Tần số (Hz) Thở bình thường trước xử lý Tần số thở 0 100 200 300 400 500 600 700 0 2 4 6 8 10 Ph ổ bi ên đ ộ Tần số (Hz) Thở bình thường sau xử lý Tần số thở Tần số tim 0 100 200 300 400 500 600 0 2 4 6 8 10 Ph ổ bi ên đ ộ Tần số (Hz) Thở nhanh trước xử lý Tần số thở 0 100 200 300 400 500 600 0 2 4 6 8 10 Ph ổ bi ên đ ộ Tần số (Hz) Thở nhanh sau xử lý Tần số thở Tần số tim 0 100 200 300 400 500 600 0 2 4 6 8 10 Ph ổ bi ên đ ộ Tần số (Hz) Thở gắng sức trước xử lý Tần số thở 0 100 200 300 400 500 600 0 2 4 6 8 10 Ph ổ bi ên đ ộ Tần số (Hz) Thở gắng sức sau xử lý
97
nguyện viên đã được lấy, ở trạng thái thở bình thường, dải tần của nhiễu thở là từ
0,05-1 Hz với tần sốcơ bản của nhịp thở(trung bình ± độ lệch chuẩn) là 0,28 ± 0,07
Hz (tương đương 16,8 ± 4,2 nhịp/phút). Biên độ của nhiễu thở so với biên độ đỉnh (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
của tín hiệu ICG (tính từ điểm B đến điểm C) là 52,54 ± 8,48% (trung bình ± độ lệch chuẩn).
Hình 3.19 Ảnh hưởng của nhiễu thởở trạng thái bình thường lên tín hiệu ICG
Trạng thái thở nhanh cho thấy sự biến dạng đáng kể của thành phần biến đổi do tim trong tín hiệu ICG do tần sốcơ bản của nhiễu thởtăng nhiều so với trạng thái thở bình thường (Hình 3.20). Các điểm đặc trưng của tín hiệu ICG như các điểm B, C, X đều đã bị biến dạng và không thể nhận dạng được rõ. Hiện tượng trôi đường cơ sở cũng xảy ra. Với bộ dữ liệu của 26 tình nguyện viên đã được lấy, ở trạng thái thở
nhanh, dải tần của nhiễu thở là từ 0,08-2,2 Hz với tần số cơ bản của nhịp thở (trung
bình ± độ lệch chuẩn) là 0,44 ± 0,07 Hz (tương đương 26,4 ± 4,2 nhịp/phút). Biên độ
của nhiễu thở so với biên độ đỉnh của tín hiệu ICG (tính từ điểm B đến điểm C) là 65,3 ± 10,76 %.
Hình 3.20 Ảnh hưởng của nhiễu thởở trạng thái thở nhanh lên tín hiệu ICG
-01 -01 00 01 01 02 02 .00 2.00 4.00 6.00 8.00 10.00 12.00 14.00 d Z /d t ( Ω /s) Thời gian (s) -01 -01 00 01 01 02 02 .00 2.00 4.00 6.00 8.00 10.00 12.00 14.00 d Z /d t ( Ω /s) Thời gian (s)
98
Trạng thái thở gắng sức tạo ra biên độ lớn nhất của nhiễu thở gây ra sự hiện tượng
trôi đường cơ sở mạnh nhất của tín hiệu ICG trong ba trường hợp (Hình 3.21). Tuy nhiên do tần số cơ bản của nhịp thở không cao như ở trạng thái thở nhanh, dẫn đến hiện tượng chồng phổ không mạnh như trạng thái thở nhanh, do đó các điểm đặc trưng vẫn có thể tương đối dễ dàng quan sát được. Với bộ dữ liệu của 26 tình nguyện viên đã được lấy, ở trạng thái thở gắng sức, dải tần của nhiễu thở là từ 0,02-0,9 Hz
với tần sốcơ bản của nhịp thở(trung bình ± độ lệch chuẩn) là 0,20 ± 0,08 Hz (tương đương 12,0 ± 4,8 nhịp/phút). Biên độ của nhiễu thở so với biên độ đỉnh của tín hiệu ICG (tính từđiểm B đến điểm C) là 75,3 ± 18,56%.
Hình 3.21 Ảnh hưởng của nhiễu thởở trạng thái thở gắng sức lên tín hiệu ICG
3.5 Kết luận chương 3
Trong Chương 3, tác giả đã hoàn thành ba nội dung quan trọng, đó là: (1) xây dựng được một hệ thống hoàn chỉnh cho phép thu nhận đồng thời hai loại tín hiệu là TEB và ECG áp dụng kĩ thuật số hóa trực tiếp đỉnh sóng mang tần số cao, đây là kỹ
thuật đã được nghiên cứu và hoàn thiện trong Chương 2; (2) xây dựng được bộ công cụ phần mềm hỗ trợ việc xử lý tín hiệu gồm các phép xửlý như lọc số, phân tích phổ, biến đổi wavelet, thực thi phép trung bình tồn bộ, phát hiện đỉnh R trong tín hiệu ECG để sử dụng trong các nghiên cứu liên quan đến nhiễu thở và lọc nhiễu thở; và (3) phát triển một phương pháp tách nhiễu thở trực tiếp thì tín hiệu trở kháng ngực TEB, bảo toàn được biên độ và dải tần của nhiễu thở, từ đó xây dựng được bộ dữ liệu về nhiễu thở trên tập dữ liệu của 26 tình nguyện viên với ba trạng thái thở khác nhau, phân tích và đánh giá về cơng suất và dải tần số của nhiễu thở trong tín hiệu TEB. Kết quả sơ bộ của nghiên cứu này đã được công bố trong [CT5]. Đây cũng là một