Trong chương này, tác giả đã trình bày hai nhóm nội dung mang tính nền tảng của
luận án. Đầu tiên, các lý thuyết căn bản về tim, huyết động, cung lượng tim – CO, các yếu tốảnh hưởng đến CO, vai trò của CO, và các phương pháp đo CO được trình bày một cách tổng quan. Tiếp theo, phương pháp tim đồ trở kháng ngực và kỹ thuật
ghi đo tín hiệu ICG được trình bày khá chi tiết. Tác giảđi từ các khái niệm căn bản
như TEB, Z, ICG, v.v. đến các vấn đề điểm đặc biệt trong tín hiệu ICG, mối quan hệ
ICG-ECG, và vấn đề tính CO từ ICG. Tác giả đi từ mơ hình tổng quan của hệ thống thu nhận tín hiệu ICG đến các vấn đề chi tiết như dòng điện kích thích, điện cực đo, tín hiệu thu được, kỹ thuật xử lý tín hiệu, và các loại can nhiễu gặp phải để đóng lại nhóm nội dung thứ nhất. Trong nhóm nội dung thứ hai, tác giả đã phân tích ba vấn
45
đề tồn tại trong phương pháp đo CO bằng tim đồ trở kháng ngực, khảo sát và đánh
giá hàng hoạt các nghiên cứu liên quan đến từng vấn đề, và khu trú lại ba mục tiêu nghiên cứu của luận án, đó là:
− Cần phát triển một giải pháp thu nhận và giải điều chế tín hiệu ICG theo phương pháp số để nâng cao hiệu quả và độ chính xác của hệ thống đo.
− Cần đề xuất và đánh giá một số vị trị đặt điện cực thay thế vị trí đặt điện cực chuẩn
trong trường hợp vị trí chuẩn bị chiếm dụng bởi các ống thơng tĩnh mạch.
− Cần xác định các đặc trưng của nhiễu thở trong phép đo tín hiệu ICG và phát triển giải pháp giảm ảnh hưởng của nhiễu thở trong kỹ thuật đo CO bằng tín hiệu ICG.
Đặc biệt, kết quả nghiên cứu liên quan đến việc khảo sát và đánh giá các phương
46
CHƯƠNG 2. NÂNG CAO HIỆU QUẢ VÀ TÍNH ỨNG DỤNG CỦA HỆ THỐNG THU NHẬN TÍN HIỆU ICG
Chương 2 trình bày hai giải pháp khắc phục những vấn đề còn tồn tại của phương pháp tim đồ trở kháng ngực đã được chỉ ra trong Mục 1.4.1 và Mục 1.4.2. Trong phần
thứ nhất, một giải pháp cải tiến hệ thống thu nhận tín hiệu ICG với kỹ thuật số hóa đỉnh sóng mang tần số cao đã được đề xuất cùng quá trình thiết kế chi tiết, kiểm nghiệm tính khả thi, và đánh giá kết quả thu được. Nội dung này chính là đóng góp đầu tiên của luận án. Trong phần thứ hai, một số vị trị đặt điện cực thay thế cho vị trí
chuẩn đã được đề xuất dựa trên cơ sở khoa học và đã được kiểm nghiệm bằng các
phép đo thực tế. Nội dung này đóng góp một nghiên cứu thứ hai, giúp mở rộng đáng
kể tính ứng dụng của thiết bịđo cung lượng tim bằng tín hiệu ICG trong thực tiễn, tại các bệnh viện và các cơ sở y tế.
2.1 Đề xuất mơ hình thu nhận tín hiệu ICG mới
2.1.1 Đề xuấtý tưởng số hóa đỉnh sóng mang
Hệ thống thu nhận và số hóa trực tiếp tín hiệu điều chế tần số cao do tác giả đề xuất là một phương pháp hoàn toàn mới trong việc thu nhận, phân tích và xử lý tín hiệu tim đồ trở kháng ngực ICG. Phương pháp này khắc phục được hoàn toàn các
nhược điểm của mạch thu nhận tương tự, đồng thời cũng tăng cường hiệu năng tính
tốn và xử lý, mà vẫn đảm bảo độ chính xác của tín hiệu. Ý tưởng cơ bản của phương pháp mới là tín hiệu gốc (trước điều chế) có thể được khơi phục từ tín hiệu điều chế bằng cách lấy mẫu tín hiệu điều chế tại vị trí đỉnh sóng rồi lượng tử hóa để tính biên
độ, như minh họa trên Hình 2.1.
Hình 2.1 Tín hiệu điều chếvà các điểm lấy mẫu tại đỉnh
Tín hiệu điều chế Đầu ra bộ phát hiện điểm 0
Lấy mẫu dữ liệu ở các đỉnh không liên tiếp
47
Dữ liệu đầu ra sẽ phản ánh thông tin vềđường bao của tín hiệu điều chế. Đó cũng
chính là tín hiệu trước điều chế biên độ, hay chính là tín hiệu gốc, tín hiệu có ích. Phương thức này cho phép ta thực hiện việc số hóa và giải điều chế biên độ một cách
đồng thời để tính trở kháng ngực. Do quá trình nghiên cứu và thực nghiệm được thực
hiện với tín hiệu giả lập (khơng có nhiễu thở), tín hiệu TEB đo được chính là Z. Vì vậy, trong Mục 2.1 này, tác giả chỉ nói đến Z thay vì TEB để thuận tiện cho việc mô tả chức năng cơ bản của các khâu xử lý.
Do sự chênh lệch khá lớn giữa tần số sóng mang và dải phổ của tín hiệu trở kháng nên ta có thể xem xét tín hiệu điều chế có dạng hình sin với tần số gần như khơng đổi và xấp xỉ tần số sóng mang. Khi đó, chu kỳ của tín hiệu điều chế là cố định và hồn tồn có thể được tính tốn trước, dựa trên tần số sóng mang. Bằng cách sử dụng một bộ so sánh ngưỡng 0 và một bộ định thời, ta có thể tạo ra một xung vng có sườn lên hoặc xuống rơi đúng vào thời điểm sóng điều chế đạt cực đại để điều khiển việc lấy mẫu tín hiệu.
Hệ thống được đề xuất có chứa một mơ-đun kích hoạt (trigger), nhằm phát hiện
điểm 0 của sóng mang, trễ một thời gian t = ¼ chu kỳ sóng mang và kích hoạt bộ
ADC 16-bit lấy mẫu tại các đỉnh xung của sóng mang để lượng tử hóa. Bằng phương pháp mới này, tốc độ chuyển đổi (tần số lấy mẫu) tối đa của bộ ADC được giảm
xuống tối thiểu 2 lần so với tần số của sóng mang.
Trong thực tế áp dụng với tần số sóng mang khoảng 85 kHz, tần số lấy mẫu có thể nhỏ hơn rất nhiều lần do tần số của trở kháng Z (chỉ đến dưới 50 Hz), như vậy ở
đây tần số lấy mẫu chỉ cần đến 1 kHz là đã có sựdư thừa dữ liệu (thành phần khơng có ích) của thành phần trở kháng Z.
Nếu xung vng này được dùng để kích hoạt một biến đổi tương tự sang số, đầu
ra thu được sẽ chính là biên độ đỉnh của sóng mang. Thứ hai, vì sự khác biệt giữa tần
số sóng mang và tín hiệu gốc (ở đây chính là tín hiệu Z) là rất lớn, việc lấy mẫu tồn bộ đỉnh sóng điều chế là khơng cần thiết. Thay vào đó, ta lấy mẫu các đỉnh khơng liên tiếp để tiết kiệm tài nguyên xử lý. Tốc độ lấy mẫu do đó có thể tiếp tục cịn được giảm đi. Theo định lý Nyquist thì tần số lấy mẫu này phải lớn hơn hai lần tần số cực
đại trong tín hiệu gốc, tuy nhiên để đảm bảo chất lượng, cần lấy mẫu ở tốc độ cao hơn giá trị này khoảng từ 3 đến 5 lần hoặc nhiều hơn.
2.1.2 Mơ tả chi tiết giải pháp và mơ hình hệ thống
Mơ hình hệ thống đo theo phương án mà tác giả đề xuất được xây dựng dựa trên mơ hình của hệ thống thu nhận ICG sử dụng FPGA. Tuy nhiên, việc sử dụng FPGA
48
và ADC tốc độcao được thay thế bằng bộ ADC với tốc độ thấp hơn và một khối xử
lý tín hiệu có hiện năng trung bình thấp, như trên Hình 2.2.
Hình 2.2 Vị trí khối thu nhận tín hiệu ICG trong mơ hình đề xuất
Trong giải pháp này, tín hiệu tương tự thu nhận từcác điện cực ICG là tín hiệu
sóng mang điều chế biến thiên theo sựthay đổi của trở kháng lồng ngực. Vì tín hiệu
đầu vào từ các điện cực ICG là nhỏ (khoảng 60 mV khi đo trở kháng trung bình là 30 Ω bằng dòng điện 2 mA), cần mạch khuếch đại có hệ số khoảng 40-50 và lọc thông cao để loại bỏ thành phần một chiều. Sau đó tín hiệu này được chia ra làm 2 hướng,
một hướng cấp cho khối chuyển đổi tương tự số 16-bit; hướng còn lại cấp cho khối so sánh và phát hiện ngưỡng 0, để xác định điểm 0 ban đầu của một chu kỳ sin của sóng mang.
Đầu ra khối so sánh là một xung kích thích cho khối điều khiển bắt đầu thực hiện
chạy mơ đun định thời. Mục đích định thời là để xác định chính xác vị trí đỉnh của sóng mang. Vì tần số sóng mang là cố định nên từ khi bắt đầu ngưỡng 0 đến đỉnh sóng gần nhất cần khoảng thời gian là ¼ chu kỳ của sóng mang, như minh họa ở Hình 2.1. Sau khoảng thời gian trễ, bộđịnh thời sẽ tạo ra một xung kích thích tác động vào khối chuyển đổi ADC để lấy mẫu và chuyển đổi dữ liệu. Biên độ cực đại của sóng
mang điều chế chứa thơng tin về sự thay đổi của trở kháng lồng ngực TEB, sẽ được
số hóa và đưa đến khối xử lý trong vi điều khiển. Tại đây, dữ liệu được đọc, xử lý, lọc nhiễu để tính Z, các thành phần của Z, và những thông tin khác. Các bước xử lý này có thể được tùy biến một cách linh hoạt bằng phần mềm, tùy thuộc vào mục tiêu và mục đích của của người thiết kế.
Một chu kỳ số hóa tiếp theo sẽđược thực hiện tiếp cho phần tín hiệu sóng mang
ở nửa chu kỳ âm của tín hiệu, tuy nhiên việc này là khơng cần thiết vì tần số sóng mang lớn hơn rất nhiều lần tần số tín hiệu gốc, nếu tiếp tục lấy mẫu sẽ dẫn đến hiện
tượng dư thừa dữ liệu khơng có ích trong việc phân tích tín hiệu ICG. Việc lấy mẫu
sẽ được thực hiện đảm bảo sao cho tốc độ lấy mẫu nằm trong khoảng từ 3-5 lần tần số lớn nhất của tín hiệu Z (khoảng 50 Hz), vì vậy tần số lấy mẫu ởđây chọn là 4 lần tần số tín hiệu, tức là khoảng 200 Hz.
49
Trên thực tế, nếu cấp cho vùng ngực một dòng điện có tần số là 85 kHz, tần số
lấy mẫu nhỏhơn so với tần số sóng mang 85 kHz/200 Hz = 425 lần. Tuy nhiên, nếu lấy mẫu trực tiếp ở tốc độ 200 Hz, dữ liệu thu được có chất lượng khơng cao do bị can nhiễu từ bên ngoài và do bản thân các khối trong bộ ADC. Thay vào đó, việc lấy mẫu được chia làm 2 bước: lấy mẫu ở tần số 5 kHz (nhỏ hơn 17 lần tần số sóng mang) rồi tính trung bình 25 mẫu liên tiếp nhau (giảm 25 lần số mẫu của dữ liệu số). Tích của các giá trị này là 17 25 = 425 lần, nghĩa là tần số lấy mẫu nhỏhơn 425 lần tần số sóng mang, tương đương tần số lấy mẫu là 200 Hz nhưng sẽ đảm bảo tính ổn định của hệ thống. Theo ngun lý trên, vị trí đỉnh sóng mang cần phải số hóa tiếp theo sẽ được tiếp tục nằm cách vị trí trước đó 17 đỉnh (đỉnh ở phần dương của tín hiệu sóng
mang). Vì vậy, thuật toán cho phần thu nhận sẽ bỏ qua 16 đỉnh tiếp theo từ lần số hóa gần nhất, để sau đó số hóa ở đỉnh kế tiếp. Thuật tốn lấy mẫu cứ tiếp tục như vậy theo một vòng lặp. Việc tính trung bình 25 liên tiếp nhau của tín hiệu mẫu cũng tương
đương với một phép lọc tín hiệu, làm cho dữ liệu ra sẽ ổn định hơn nếu chỉ chọn 1
trong tổng số 25 mẫu đó. Thực tế, việc lựa chọn sốlượng đỉnh liên tiếp để thực hiện phép lọc có thể tùy biến theo khả năng xử lý của phần cứng và chất lượng tín hiệu mong muốn.
Dựa trên cơ chế số hóa và giải điều chế đã đề xuất bên trên, tác giả đề xuất một giải pháp mới dùng để thu nhận và số hóa tín hiệu ICG là một cấu trúc mạch có sơ đồ khối được thể hiện trong Hình 2.3. Mơ hình này gồm có 3 khối chính:
Hình 2.3 Mơ hình hệ thống thu nhận tín hiệu ICG đề xuất
− Khối mạch tương tự: Khối này bao gồm hai phần tử chính là một bộ khuếch đại
đo và một bộ lọc thông cao. Bộ khuếch đại đo có nhiệm vụ khuếch đại tín hiệu
điện áp thu được từ cơ thể bệnh nhân lên đủ lớn để tiến hành các bước xử lý cần
thiết. Hệ số khuếch đại của vi mạch này được điều chỉnh sao cho điện áp ra có dải
Khối thu nhận theo phương án đề xuất Mạch khuếch đại và mạch lọc thông cao Bộ so sánh tương tự ngưỡng 0
Vi điều khiển 32-bit
Định thời Bộ xử lý chính 16-bit ADC Input Trigger DATA Output Điện cực ICG Khối phân tích, xử lý dữ liệu phía sau Dữ liệu số
50
động khoảng 1,5–2 V để đạt độ tuyến tính cao nhất. Đối với mạch lọc thơng cao, tần số cắt được thiết kế sao cho vừa đủđể loại bỏ các dải tần không mong muốn
(như là điện áp một chiều, nhiễu điện lưới 50 Hz, tín hiệu điện tim và điện cơ) mà
không làm suy hao tín hiện ở dải tần của sóng mang.
− Khối mạch số hóa và giải điều chế: Khối này bao gồm hai phần tử chính là một bộ so sánh tương tự và một bộ ADC 16-bit. Bộso sánh tương tự được thiết lập
ngưỡng so sánh ở 0 V để nhận biết các điểm 0 của tín hiện hình sin điều chếởđầu vào và xuất tín hiệu xung vng ở đầu ra. Như đã phân tích, các thơng số huyết
động hầu hết được tính từ ΔZ. Tuy nhiên, ΔZ lại rất nhỏ so với Z0. Do đó, chỉ một
sai lệch lượng tử nhỏ trong quá trình số hóa tín hiệu cũng tạo ra một sự thay đổi
đáng kể trong các thông số huyết động nên việc sử bộ ADC 16-bit (hoặc cao hơn)
là hoàn toàn hợp lý.
− Khối xử lý số: Phần tử xử lý chính của khối này có thể là một vi điều khiển 32-bit
thông dụng hoặc một mạch xử lý tín hiệu số có hiệu năng từ thấp đến trung bình. Khối này có hai nhiệm vụ chính: điều khiển việc kích hoạt các chuyển đổi AD cho bộ ADC; và xử lý tín hiệu TEB sau khi được sốhóa để tính Z, Z0, và ΔZ. Một bộđịnh thời trong vi điều khiển được sử dụng để tạo ra các khoảng trễ bằng đúng
¼ chu kỳ của sóng mang. Hết thời gian trễ, khi được cho phép (tùy thuộc vào vị
trí đỉnh cần lấy mẫu), bộ định thời này sẽ lập tức kích hoạt một chuyển đổi AD tại đúng đỉnh của tín hiệu sóng mang điều chế. Việc cho phép hay không được điều
khiển bởi vi điều khiển để đảm bảo quá trình lấy mẫu tuy không liên tiếp nhưng
đều đặn theo thời gian.
Đầu ra của hệ thống thu nhận là tín hiệu số, dữ liệu biến đổi của trở kháng lồng ngực Z thu nhận được theo thời gian biểu diễn dưới dạng mảng dữ liệu, các phần tử mảng là thành phần của tín hiệu Z ở từng thời điểm thu nhận được.
2.1.3 Thí nghiệm và kết quả
Xây dựng thí nghiệm
Hệ thống thu nhận tín hiệu ICG được đánh giá theo phương pháp đối chứng với thiết bị thương mại có cùng kỹ thuật đo. Thiết bị sử dụng cho đối chứng là thiết bị đo ICG Niccomo của hãng Medis, tần số nguồn dịng của tín hiệu sóng mang là 85 kHz, tốc độ lấy mẫu 200 SPS, đúng với thông số kỹ thuật của hệ thống thu nhận đã đề xuất.
Đối tượng đo là thiết bị tạo trở kháng lồng ngực giả lập (Niccomo ICG simulator, Medis), với tín hiệu giả lập thay đổi theo một hàm số cố định. Tồn bộ hệ thống thí nghiệm được thể hiện trong Hình 2.7.
51
Hệ thống thu nhận theo đề xuất và hệ thống đo đối chứng được đo đồng thời trên cùng một đối tượng đo giả lập, cùng thời điểm và trong cùng điều kiện đo. Dữ liệu
sau đó được trích xuất ra thành các bản ghi để phục vụ cho thuật toán đánh giá. Do
khơng có nhiễu thở, tín hiệu TEB thu được chính là Z.
Hình 2.4 Hệ thống phần cứng dùng trong thử nghiệm thực tế
Trong mạch điện thực tế, các linh kiện sau đây đã được lựa chọn và sử dụng cho hệ thống thu nhận đã đề xuất:
− Bộ khuếch đại đo: INA129 (Texas Instruments), hoạt động ở chế độ khuếch đại vi sai với hệ số khuếch đại bằng 40.
− Bộ lọc thơng cao: là một bộ lọc Butterworth, tích cực bậc 2 có tần số cắt là 1 kHz.