Tóm tắt Luận án Tiến sĩ Kỹ thuật Điện tử: Phát triển kỹ thuật thu nhận tín hiệu tim đồ trở kháng ngực ICG ứng dụng trong phép đo thông số cung lượng tim

Chia sẻ: _ _ | Ngày: | Loại File: PDF | Số trang:28

Thêm vào BST

Báo xấu

9
lượt xem 4
download

Download Vui lòng tải xuống để xem tài liệu đầy đủ

Mục tiêu nghiên cứu của luận án "Phát triển kỹ thuật thu nhận tín hiệu tim đồ trở kháng ngực ICG ứng dụng trong phép đo thông số cung lượng tim" nhằm nghiên cứu và phát triển các kỹ thuật thu nhận tín hiệu tim đồ trở kháng ngực ICG để ứng dụng trong phép đo thông số cung lượng tim nhằm tăng cường độ chính xác và khả năng ứng dụng trong thực tế; xây dựng một hệ thống mới có độ chính xác cao dựa trên các nền tảng xử lý hiệu năng trung bình sẵn có. Mời các bạn cùng tham khảo!

Chủ đề:

Bình luận(0) Đăng nhập để gửi bình luận!

Lưu

Nội dung Text: Tóm tắt Luận án Tiến sĩ Kỹ thuật Điện tử: Phát triển kỹ thuật thu nhận tín hiệu tim đồ trở kháng ngực ICG ứng dụng trong phép đo thông số cung lượng tim

BỘ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI PHAN ĐĂNG HƯNG PHÁT TRIỂN KỸ THUẬT THU NHẬN TÍN HIỆU TIM ĐỒ TRỞ KHÁNG NGỰC ICG ỨNG DỤNG TRONG PHÉP ĐO THÔNG SỐ CUNG LƯỢNG TIM Ngành: Kỹ thuật Điện tử Mã số: 9520203 TÓM TẮT LUẬN ÁN TIẾN SĨ KỸ THUẬT ĐIỆN TỬ Hà Nội - 2021
Công trình được hoàn thành tại: Trường Đại học Bách khoa Hà Nội Người hướng dẫn khoa học: PGS.TS Vũ Duy Hải Phản biện 1: Phản biện 2: Phản biện 3: Luận án được bảo vệ trước Hội đồng đánh giá luận án tiến sĩ cấp Trường họp tại Trường Đại học Bách khoa Hà Nội Vào hồi …… giờ, ngày …… tháng …… năm …… Có thể tìm hiểu luận án tại thư viện: 1. Thư viện Tạ Quang Bửu - Trường ĐHBK Hà Nội 2. Thư viện Quốc gia Việt Nam
MỞ ĐẦU 1. Lý do chọn đề tài Trong những năm gần đây, thế giới đã nghiên cứu và áp dụng một số phương pháp không xâm lấn để đo các thông số huyết động. Nổi lên trong số đó là phương pháp tim đồ trở kháng ngực với cơ sở quan trọng nhất là sự phụ thuộc giữa tốc độ biến thiên trở kháng ngực và giá trị của các thông số huyết động. Ưu điểm của phương pháp này là dễ dàng thiết lập phép đo, chi phí vận hành thấp, và theo dõi được kết quả một cách liên tục. Tuy nhiên, giá thành của thiết bị, độ chính xác của kết quả, và tính hữu dụng trong thực tế vẫn đang chịu tác động của nhiều yếu tố. Đây là động lực để tác giả đề xuất hướng nghiên cứu, góp phần đưa thiết bị vào ứng dụng đại trà. 2. Mục tiêu của luận án Mục tiêu tổng quát của luận án là nghiên cứu và phát triển các kỹ thuật thu nhận tín hiệu tim đồ trở kháng ngực (ICG) để ứng dụng trong phép đo cung lượng tim (CO). Các mục tiêu cụ thể được xây dựng dựa trên các rào cản khi ứng dụng thiết bị tại các bệnh viện. Cụ thể: − Đối với rào cản về giá thành và độ chính xác của thiết bị, tác giả xác định mục tiêu là Phát triển giải pháp cải tiến hệ thống thu nhận tín hiệu ICG nhằm xây dựng một hệ thống mới có độ chính xác cao với các nền tảng xử lý sẵn có. Mục tiêu này cho phép tối ưu hóa chi phí nghiên cứu, phát triển, và chế tạo thiết bị. − Đối với rào cản phi kỹ thuật gây ra do sự chồng lấn của vị trí gắn điện cực với vị trí đặt các đường ống thông tĩnh mạch, tác giả xác định mục tiêu là Đề xuất và đánh giá một số vị trị đặt điện cực thay thế nhằm thực tế hóa tính hữu dụng của thiết bị, cho phép mở rộng nhóm bệnh nhân có thể tiếp cận và được sử dụng thiết bị. − Đối với rào cản về độ tin cậy của kết quả đo, tác giả xác định một mục tiêu trong phạm vi nguồn lực có thể tiếp cận, đó là Phát triển giải pháp giảm ảnh hưởng của nhiễu thở đối với tín hiệu tim đồ trở kháng ngực. Đây là một trong những vấn đề quan trọng và được quan tâm nghiên cứu nhiều trên thế giới. 3. Đối tượng, phạm vi, và phương pháp nghiên cứu Đối tượng nghiên cứu của luận án gồm các nhóm: − Nhóm liên quan đến tim: lý thuyết căn bản về tim, thông số huyết động, các phương pháp đo CO đang được ứng dụng; 1
− Nhóm liên quan đến ICG: phương pháp đo CO bằng tín hiệu ICG, tín hiệu ICG và nhiễu, ảnh hưởng của quá trình hô hấp đến tín hiệu ICG, và các phương pháp giảm thiểu các ảnh hưởng này; − Nhóm liên quan đến kỹ thuật đo: vị trí đặt điện cực, sóng mang đưa vào và tín hiệu thu được từ cơ thể, phương pháp giải điều chế tín hiệu, và kỹ thuật xử lý tín hiệu; − Nhóm đối tượng phụ trợ: tín hiệu điện tim, nguồn nhiễu thấp, kỹ thuật lọc nhiễu điện, và một số kỹ thuật tối ưu hóa mạch điện. Phạm vi nghiên cứu của luận án được xác định như sau: − Lý thuyết về tim và thông số huyết động: luận án chỉ dừng lại ở việc trình bày tổng quan để làm nền tảng cho các đề xuất. − Tín hiệu ICG và CO: luận án chỉ trình bày lý thuyết chung và kế thừa công thức tính CO từ ICG của nghiên cứu khác. − Nhiễu thở và giảm nhiễu thở trong tín hiệu ICG: thực hiện trên các tình nguyện viên khỏe mạnh, không có bệnh lý về tim mạch. − Cách đo và vị trí điện cực: sử dụng 8 điện cực điểm thông dụng; vị trí đặt thay thế được đề xuất trên cơ sở khảo sát tại bệnh viện. − Phần cứng thu nhận tín hiệu: luận án chỉ tập trung vào thiết kế các mô-đun cốt lõi thay vì phát triển cả thiết bị hoàn thiện. Phương pháp nghiên cứu được áp dụng gồm: − Phương pháp phân tích và tổng hợp để xác định các vấn đề, xây dựng cơ sở khoa học để đề xuất và thực hiện các nội dung. − Phương pháp chuyên gia để kế thừa trí tuệ và kinh nghiệm lâu năm của đội ngũ bác sĩ và chuyên gia về tim mạch. − Phương pháp thực nghiệm để đề xuất giải pháp, triển khai thí nghiệm, đánh giá kết quả và đúc kết tri thức mới. 4. Ý nghĩa khoa học và thực tiễn của luận án Về ý nghĩa khoa học: − Việc nâng cao được chất lượng tín hiệu ICG là tiền đề để đo lường chính xác thông số CO bằng phương pháp tim đồ trở kháng ngực. − Việc xác định được đặc trưng của nhiễu thở là cơ sở để thiết kế các thuật toán loại bỏ, giúp nâng cao tính ổn định của kết quả. − Thuật toán lọc nhiễu thở đã đề xuất là một giải pháp làm giảm sự ảnh hưởng của nhiễu thở trong phép đo tín hiệu ICG. − Bộ dữ liệu nhiễu thở có thể hỗ trợ nhiều nghiên cứu liên quan và luận án có thể là một tài liệu tham khảo có ý nghĩa. 2
Về ý nghĩa thực tiễn: − Kết quả đề xuất các kỹ thuật nhằm nâng cao độ chính xác trong phép đo tín hiệu ICG có thể áp dụng vào thực tiễn để nâng cao độ chính xác cho các thiết bị đo sử dụng kỹ thuật này. − Việc đề xuất các vị trí đặt điện cực mới thay thế cho các vị trí điện cực tiêu chuẩn sẽ giúp cho quá trình ứng dụng kỹ thuật tim đồ trở kháng ngực trên thực tế lâm sàng được đầy đủ và dễ dàng hơn cho các đối tượng bệnh nhân khác nhau. 5. Các đóng góp của luận án Các đóng góp của luận án liên quan chặt chẽ đến các mục tiêu nghiên cứu đã đặt ra trong Mục 2 phía trên. Cụ thể: − Đã đề xuất được kỹ thuật số hóa đỉnh sóng mang tần số cao khi thu nhận tín hiệu ICG. Kỹ thuật này có thể thực hiện trên các nền tảng phần cứng hiệu năng thấp, giúp giảm chi phí nghiên cứu phát triển, giúp mở rộng khả năng tiếp cận cho các nhà khoa học mới, và có thể trực tiếp hoặc gián tiếp giúp giảm giá thành thiết bị. − Đã đề xuất được và triển khai đánh giá thực nghiệm thành công một số vị trí đặt điện cực mới, thay thế cho vị trí tiêu chuẩn. Đóng góp này giúp cho việc ứng dụng kỹ thuật tim đồ trở kháng ngực trên thực tế lâm sàng được đầy đủ và dễ dàng hơn cho các đối tượng bệnh nhân khác nhau. − Đã xác định các đặc trưng của nhiễu thở trong phép đo tín hiệu ICG và đề xuất thuật toán lọc nhiễu thở bằng phương pháp kết hợp giữa biến đổi wavelet và trung bình toàn bộ để để nâng cao chất lượng tín hiệu ICG. 6. Cấu trúc của luận án Luận án được trình bày trong 4 chương. Chương 1 trình bày cơ sở lý thuyết của luận án, các công trình nghiên cứu liên quan, và phân tích các vấn đề còn tồn tại. Chương 2 trình bày hai giải pháp phát triển kỹ thuật nâng cao chất lượng và hiệu quả hệ thống thu nhận tín hiệu ICG là giải pháp số hóa tín hiệu sóng mang tại đỉnh và giải pháp về vị trí đặt điện cực thay thế cho trường hợp bị chồng lấn với ống thông tĩnh mạch. Chương 3 nghiên cứu xác định đặc trưng của nhiễu thở trong phép đo tín hiệu ICG trên cơ sở bộ dữ liệu nhiễu thở được bóc tách trực tiếp từ tín hiệu trở kháng ngực của các tình nguyện viên. Chương 4 đề xuất thuật toán giảm nhiễu thở trong phép đo tín hiệu ICG và đánh giá thuật toán với bộ nhiễu thở thu được trong chương 3. 3
CHƯƠNG 1. CƠ SỞ LÝ THUYẾT VÀ CÁC CÔNG TRÌNH NGHIÊN CỨU LIÊN QUAN Trong chương đầu tiên, tác giả tập trung trình bày các nền tảng lý thuyết về tim, cung lượng tim, phương pháp tim đồ trở kháng ngực, kỹ thuật ghi đo tín hiệu, đánh giá các công trình nghiên cứu liên quan, và phân tích các vấn đề còn tồn tại để khu trú lại ba mục tiêu nghiên cứu của luận án. 1.1 Tim và huyết động Cung lượng tim (CO – cardiac output) là thể tích máu được tâm thất trái bơm vào động mạch chủ mỗi phút. Do đó, CO là tích số của nhịp tim và thể tích nhát bóp với giá trị thông thường là 5-6 lít/phút. CO có vai trò quan trọng trong y học, đặc biệt là trong hồi sức cấp cứu. Hiện có các phương pháp xâm lấn và không xâm lấn để đo CO và các thông số huyết động khác. Trong số đó, phương pháp tim đồ trở kháng ngực (không xâm lấn) là đề tài đang được quan tâm phát triển do ưu điểm vượt trội về mức độ an toàn, dễ thao tác, và chi phí thấp. 1.2 Phương pháp đo CO bằng tim đồ trở kháng ngực Là phương pháp tính CO dựa trên tốc độ và mức độ thay đổi trở kháng ngực do hoạt động bơm máu của tim. Cụ thể, việc tính CO được thực hiện thông qua bốn bước gồm: (1) đo sự biến thiên của trở kháng vùng ngực (TEB – thoracic electrical bioimpedance) theo thời gian; (2) xây dựng tín hiệu tim đồ trở kháng ngực (ICG – impedance cardiography) từ tín hiệu TEB sau khi loại bỏ các can nhiễu; (3) xác định các điểm đặc trưng trên tín hiệu ICG; rồi (4) tính nhịp tim (HR – heart rate), thể tích nhát bóp (SV – stroke volume), và CO dựa trên các điểm đặc trưng đã xác định được. Trở kháng vùng ngực (TEB) trong điều kiện lý tưởng và chỉ có tim hoạt động được ký kiệu là Z gồm hai thành phần: trở kháng cố định Z0 và trở kháng thay đổi ∆Z. Trở kháng Z0 bao gồm trở kháng của các mô mỡ, cơ, xương, máu dự trữ tại các tế bào, là các thành phần không thay đổi trong quá trình bơm máu của tim. Thành phần ∆Z được sinh ra do sự thay đổi của dòng máu ra vào tim, chiếm khoảng 0,5% của trở kháng Z, dao động từ 100 mΩ – 240 mΩ. Vi phân của ∆Z, ký hiệu là dZ/dt là tín hiệu tim đồ trở kháng ngực ICG, thể hiện tốc độ thay đổi trở kháng ngực theo quá trình hoạt động của tim. Dựa vào các điểm đặc trưng của tín hiệu ICG, ta có thể tính được CO và một số thông số huyết động khác theo các công thức đã được công bố. 4
Hình 1.4 Tín hiệu ICG tiêu biểu và các điểm đặc trưng Hình 1.4 là tín hiệu ICG tiêu biểu với các điểm đặc trưng tương ứng với các sự kiện của tim: điểm A là thời điểm tâm nhĩ bắt đầu thu, điểm B van động mạch chủ mở, điểm C tốc độ trở kháng thay đổi lớn nhất, điểm X van động mạch chủ đóng, điểm O van 2 lá mở. CO được tính từ tín hiệu ICG dựa theo công thức CO = SV × HR. Trong đó, HR = 60/CC với CC là khoảng cách giữa hai đỉnh C liên tiếp trong tín hiệu ICG. Để tính thể tích nhát bóp SV, đã có một số công thức được đề xuất, tuy nhiên công thức của Sramek – Bernstein là công thức được dùng phổ biến hiện nay. (0.17H)3 SV = δ. . dZ/dt max . LVET (1.12) 4.25 . Z0 Trong đó,  = IBW/ABW là hệ số hiệu chỉnh, tính từ cân nặng lý tưởng (IBW) được chọn và cân nặng thực tế (ABW); H là chiều cao của bệnh nhân; dZ/dt max là tốc độ thay đổi trở kháng cực đại; LVET là thời gian tống máu thất trái tương ứng với khoảng cách giữa điểm B và X trên đồ thị ICG. 1.3 Kỹ thuật ghi đo tín hiệu ICG Để đo được trở kháng ngực, ta cấp một nguồn dòng hình sin có biên độ nhỏ và tần số cao (để đảm bảo an toàn về điện) vào vùng ngực của bệnh nhân. Áp dụng định luật Ôm, ta có U = I × Z. Nếu I không đổi, đo U và lọc bỏ các can nhiễu sẽ tính được Z. Điện cực sử dụng để ghi đo tín hiệu ICG có thể là điện cực dải, điện cực điểm. Trong số đó, cấu hình 8 điện cực điểm do Bernstein đề xuất được dùng phổ biến trong nghiên cứu và trong các thiết bị thương mại (Hình 1.7). 5
Dòng điện vào Điện áp ra Hình 1.7 Nguyên lý đo tim đồ trở kháng ngực Dòng điện cấp cho vùng ngực có biên độ không đổi, giá trị từ 0,5-5 mA để đảm bảo đạt được tỉ số SNR tốt và tần số từ 20-100 kHz để đảm bảo độ an toàn về điện. Điện áp thu từ các điện cực là một tín hiệu điều biên với các đặc điểm: tần số sóng mang là 20-100 kHz, dải tần số tín hiệu băng gốc là 0-50 Hz, độ cao trung bình của đường bao biên độ (phản ánh Z0) là khoảng 10-240 mV, và sự thay đổi độ cao của đường bao biên độ (phản ánh ΔZ) là khoảng 0,05-1,2 mV. Với đặc điểm của tín hiệu điều biên thu được, 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 và độ phân giải rất cao. Ngoài ra, xử lý các loại nhiễu xuất hiện trong quá trình ghi đo tín hiệu ICG như nhiễu điện, nhiễu do cử động, và đặc biệt là nhiễu do hô hấp cũng là một vấn đề cần quan tâm. 1.4 Một số vấn đề còn tồn tại và các nghiên cứu liên quan ❖ Độ chính xác và hiệu quả khi giải điều chế tín hiệu Hiện nay, có hai giải pháp thiết kế hệ thống thu nhận tín hiệu ICG là: (1) giải điều chế và xử lý tín hiệu trở kháng bằng các mạch tương tự rồi số hóa hoặc (2) số hóa tín hiệu đo trở kháng ngực thu được từ điện cực rồi lấy mẫu ở tốc độ cao (hàng chục MHz), giải điều chế, và xử lý trên nền tảng FPGA. Điểm hạn chế trong giải pháp thiết kế thứ nhất là mạch điện tương tự có cấu trúc khá phức tạp và sử dụng một số khâu xử lý phi tuyến. Do đó, phép đo có độ chính xác chưa cao, phụ thuộc mạnh vào linh kiện và môi trường hoạt động. Ở xu hướng thiết kế thứ hai, mạch xử lý bằng FPGA khắc phục được hầu hết các nhược điểm gây ra bởi mạch tương tự. Tuy nhiên, có một sự lãng phí rất lớn 6
về tài nguyên phần cứng khi phải sử dụng hệ mạch có năng lực tính toán rất mạnh ở tốc độ hàng trăm MHz chỉ để xử lý một tín hiệu có tần rất thấp, 0-50 Hz. Vì vậy, cần nghiên cứu và đề xuất một giải pháp giải điều chế tín hiệu ICG theo phương pháp số với yêu cầu khắc phục những nhược điểm trên mà vẫn đảm bảo tính chính xác và độ ổn định của kết quả. ❖ Vấn đề chồng lấn vị trí đặt điện cực Trong quá trình triển khai thử nghiệm thực tế hệ thống đo trên các bệnh nhân ở bệnh viện Tim Hà Nội và bệnh viện Việt Đức tại Việt Nam, tác giả nhận thấy hầu hết các bệnh nhân khi được đưa vào phòng hồi sức tích cực đều đang được theo dõi và điều trị bằng nhiều trang thiết bị y tế khác nhau; trong đó, nhiều nhất là các trường hợp cần phải đặt các ống thông tĩnh mạch. Một trong những vị trí thường được đặt ống thông là tại vị trí tĩnh mạch cảnh trong, vị trí này nằm ngay ở cổ dẫn đến sự chồng lấn với vị trị đặt các điện cực phía trên của phép đo ICG với cấu hình sử dụng 8 điện cực phổ biến hiện nay. Do đó, việc thực hiện phép đo ICG đối với hầu hết các bệnh nhân ở khu vực hồi sức tích cực là bất khả thi. Tuy nhiên, đây lại là nhóm đối tượng quan trọng mà kĩ thuật đo cung lượng tim bằng phương pháp trở kháng ngực hướng đến. Để khắc phục hiện trạng trên, cần nghiên cứu và đề xuất các vị trí điện cực có thể thay thế trong trường hợp vị trí tiêu chuẩn bị chồng lấn nhằm tăng khả năng ứng dụng của phương pháp. ❖ Vấn đề ảnh hưởng của hoạt động hô hấp Tín hiệu ICG thường bị can nhiễu bởi hoạt động hô hấp (nhiễu thở) dẫn đến những sai sót trong việc xác định các điểm đặc trưng trên dạng sóng tín hiệu. Điều này làm giảm độ chính xác của các kết quả phép đo. Do có sự chồng lấn dải phổ giữa tín hiệu ICG và thành phần nhiễu thở, việc loại bỏ thành phần nhiễu này gặp rất nhiều khó khăn. Trên thế giới, phương pháp loại bỏ thành phần nhiễu này có thể chia thành hai nhóm: nhóm không sử dụng tín hiệu thở làm tham chiếu và nhóm có sử dụng tín hiệu thở làm tham chiếu. Ưu điểm của các phương pháp trong nhóm thứ nhất là đơn giản. Tuy nhiên, nhóm này chỉ hiệu quả khi tín hiệu ICG và nhiễu thở không (hoặc ít) chồng phổ. Điều này là không dễ gặp trong thực tế. Nhóm phương pháp thứ hai có thể lọc nhiễu thở hiệu quả ngay cả khi có sự chồng phổ mạnh. Tuy nhiên, tín hiệu tham chiếu dạng này 7
hiện được thu bởi các thiết bị bổ sung như cảm biến luồng khí ở mũi hoặc hệ điện cực đo trở kháng phổi. Các thiết bị này gây nên sự bất tiện và phức tạp trong quá trình đo. Ngay cả khi tín hiệu tham chiếu là tín hiệu trở kháng phổi, thành phần này cũng không thể phản ánh chính xác nhiễu thở trong phép đo ICG. Do đó, việc lọc nhiễu khó đạt hiệu quả cao và độ chính xác cao. Hạn chế này cho thấy sự cần thiết của việc nghiên cứu sâu về nhiễu thở và đề xuất các phương pháp lọc nhiễu thở hiệu quả và tiện dụng. 1.5 Kết luận chương Chương 1 trình bày các cơ sở lý thuyết quan trọng nhất về cung lượng tim và phương pháp tim đồ trở kháng ngực. Trên cơ sở phân tích những tồn tại của kỹ thuật thu nhận tín hiệu ICG, tác giả khu trú lại các vấn đề cần giải quyết trong luận án gồm: − 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. − Cần đề xuất và đánh giá một số vị trị đặt điện cực thay thế vị trí đặt điện cực chuẩn trong trường hợp bị chồng lấn. − 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 pháp lọc nhiễu thở ở Chương 1 đã được tác giả tổng hợp và công bố trong [CT1]. CHƯƠNG 2. NÂNG CAO HIỆU QUẢ VÀ TÍNH ỨNG DỤNG CỦA HỆ THỐNG THU NHẬN TÍN HIỆU ICG Chương này của luận án 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 Chương 1. Cụ thể, nội dung thứ nhất là một giải pháp cải tiến hệ thống thu nhận tín hiệu ICG với kỹ thuật số hóa trực tiếp tại đỉnh tín hiệu sóng mang tần số cao. Nội dung thứ hai là quá trình đề xuất và đánh giá một số vị trị đặt điện cực thay thế cho vị trí chuẩn khi vị trí này bị chiếm dụng bởi các ống thông tĩnh mạch. 2.1 Đề xuất mô hình thu nhận tín hiệu ICG mới Để đo tín hiệu ICG một cách hiệu quả và chính xác, tác giả đề xuất một mô hình hệ thống thu nhận mới. Ý tưởng được xây dựng dựa trên hai cơ sở: (1) phép đo trở kháng ngực được thực hiện bằng việc giải 8
điều chế biên độ tín hiệu điện áp thu từ điện cực và (2) dải tần tín hiệu trở kháng là đủ thấp so với tần số sóng mang để tín hiệu thu từ các điện cực gần như là chuỗi các hình sin. Khi đó, tín hiệu băng gốc (tỷ lệ với trở kháng ngực) có thể được thu bằng cách lấy mẫu rồi lượng tử hóa các đỉnh sóng của tín hiệu điều chế. Việc định vị đỉnh được thực hiện bằng cách kết hợp một mạch phát hiện điểm 0 với một bộ định thời, như minh họa trên Hình 2.2. Phương thức này cho phép ta thực hiện việc số hóa và giải điều chế biên độ một cách đồng thời. Hệ thống được triển khai chi tiết trong Hình 2.4. Lấy mẫu dữ liệu ở các đỉnh không liên tiếp Tín hiệu điều chế Đầu ra bộ phát hiện điểm 0 Hình 2.2 Tín hiệu điều chế và các điểm lấy mẫu tại đỉnh Input 16-bit ADC DATA Mạch Trigger Output Điện khuếch đại cực ICG và mạch lọc Dữ thông cao liệu Khối phân Bộ so sánh Bộ xử lý số tích, xử lý tương tự Định thời chính dữ liệu phía ngưỡng 0 sau Vi điều khiển 32-bit Khối thu nhận theo phương án đề xuất Hình 2.4 Mô hình hệ thống thu nhận tín hiệu ICG đề xuất Hệ thống có ba khối chính. Đầu tiên, khối mạch tương tự khuếch đại tín hiệu điện áp thu được từ cơ thể bệnh nhân lên đủ lớn rồi lọc thông cao để loại bỏ các dải tần không mong muốn (điện áp lệch một chiều, nhiễu điện lưới 50 Hz, tín hiệu điện tim và điện cơ). Tiếp theo, khối mạch số hóa và giải điều chế bao gồm hai phần tử chính là một bộ so 9
sánh tương tự và một bộ ADC 16-bit. Bộ so sánh tương tự được thiết lập ngưỡng so sánh ở 0 V để nhận biết các điểm 0 của tín hiện hình sin đầu vào và xuất tín hiệu xung vuông ở đầu ra. Cuối cùng, một vi điều khiển 32-bit căn cứ vào xung vuông để điều khiển bộ ADC lấy mẫu tín hiệu tại đỉnh sóng và xử lý tín hiệu sau lượng tử hóa để tính Z, Z0 và ΔZ. Bộ định thời trong vi điều khiển được sử dụng để tạo ra các khoảng trễ bằng đúng 1/4 chu kỳ của sóng mang. Việc số hóa đỉnh có thể được thực hiện liên tiếp hoặc ngắt quãng để giảm tải cho khâu xử lý. Ngay cả khi thực hiện ngắt quãng, dữ liệu thu được vẫn phản ánh tốt đường bao biên độ do tần số sóng mang là quá lớn so với tín hiệu băng gốc. Việc tính trung bình độ cao nhiều đỉnh cũng có thể được thực hiện để giảm nhiễu. Hệ thống thu nhận tín hiệu ICG mới đề xuất được đánh giá theo phương pháp đối chứng. Thiết bị đối chứng là thiết bị đo CO Niccomo của hãng Medis. Đối tượng đo là thiết bị tạo trở kháng ngực giả lập Niccomo ICG simulator của cùng hãng. Cả hệ thống mới đề xuất và thiết bị tham chiếu đều được cấu hình với tần số nguồn dòng là 85 kHz và tốc độ lấy mẫu tín hiệu sau giải điều chế là 200 SPS để việc so sánh được chính xác. Để đánh giá kết quả, tác giả sử dụng hai chỉ tiêu thống kê thường được sử dụng để so sánh mức độ khớp giữa hai phép đo, gồm: (1) sai số bình phương trung bình gốc, ký hiệu là RMSE (root mean squared error) và (2) sai số bình phương trung bình gốc tương đối RMSPE (root mean squared percentage error). Tác giả tiến hành đo 10 lần, mỗi lần trích xuất ra 7.000 mẫu (tương đương 35 giây) bằng cả hai hệ thống. Sau đó, dữ liệu ra được dùng để tính toán các chỉ số trên. Tín hiệu thu được được minh họa trên Hình 2.11 và Hình 2.12. Hình 2.11 Tín hiệu thu bởi hệ thống đề xuất 10
Hình 2.12 Tín hiệu thu bởi thiết bị đối chứng Kết quả về chỉ số RMSE như sau: RMSETB = 0,0350; RMSEmin = 0,0272; RMSEmax = 0,0427; |RMSEmax– RMSEmin| = 0,0155. Như vậy, sai số bình phương trung bình gốc có sự biến động nhỏ, không có sự tăng giảm đột biến, hệ thống mới đề xuất hoạt động ổn định và tin cậy. Kết quả về sai số bình phương trung bình gốc tương đối: RMSPETB = 13,66%; RMSPEmin = 10,23%; RMSPEmax = 16,77%. Chỉ số này nằm trong phạm vi từ 10% đến 20% nên hệ thống mới đề xuất được đánh giá là có chất lượng tốt so với thiết bị tham chiếu. 2.2 Đề xuất các vị trí đặt điện cực mới để thu nhận tín hiệu ICG Việc đề xuất các vị trí đặt điện cực mới được tác giả thực hiện dựa trên hai cơ sở: kiến thức về giải phẫu sinh lý người và mô hình toán học của vùng ngực đã được sử dụng để xây dựng phương trình tính thể tích nhát bóp SV. Ba vị trí đặt điện cực thay thế cho vị trí chuẩn (khi vị trí chuẩn bị chiếm dụng) được thể hiện trên Hình 2.14. Hình 2.14 Minh họa các vị trí điện cực đề xuất − Vị trí số 1: các cặp điện cực phía trên đặt tại hai bên của gốc cổ, phía trên động mạch cảnh chung trái và phải. − Vị trí số 2: các cặp điện cực phía trên được đặt ở khoảng giữa của xương đòn, phía trên động mạch dưới đòn trái và phải. − Vị trí số 3: điện cực phía trên được đặt tại vị trí của động mạch cánh tay, ngay phía dưới nách. Khoảng cách giữa 2 điện cực được cố định bằng pad như phương án sử dụng của điện cực chuẩn. Trong cả ba vị trí mới đề xuất, các điện cực dưới được dịch chuyển xuống với khoảng cách bằng với khoảng cách dịch chuyển các điện cực trên, tính từ vị trí chuẩn. 11
Tác giả tiến hành đo và đánh giá từng vị trí đặt điện cực mới với vị trí chuẩn bằng thiết bị Niccomo và 10 tình nguyện viên khỏe mạnh. Các điện cực được gắn lên tất cả các vị trí đo, bao gồm một vị trí tiêu chuẩn và ba vị trí mới đề xuất như trên Hình 2.15. Để so sánh giữa kết quả của vị trí đề xuất và kết quả từ vị trí chuẩn, tác giả sử dụng một bộ chuyển mạch đa kênh để đảm bảo thời gian chuyển đổi giữa vị trí điện cực đề xuất và vị trí chuẩn là không đáng kể. Quá trình chuyển đổi và ghi đo lại dữ liệu được lặp lại liên tục và luân phiên ba lần với mỗi vị trí gắn điện cực. Dữ liệu thu được trên các tình nguyện viên bao gồm dạng sóng tín hiệu ICG, năm thông số huyết động gồm HR, Z0, LVET, SV và CO. Dữ liệu về dạng sóng ICG được trích xuất từ thiết bị trong khi các thông số huyết động được ghi chép lại bằng tay. Hình 2.15 Vị trí đề xuất và vị trí điện cực chuẩn đo trên thiết bị Niccomo Với mỗi thông số huyết động, tác được ghi lại giá trị trung bình của ba lần đo cho vị trí gắn điện cực chuẩn; giá trị trung bình của ba lần đo cho vị trí gắn điện cưc đề xuất; và giá trị độ lệch trung bình giữa hai vị trí gắn điện cực. Độ tin cậy của các thông số huyết động đo tại các vị trí gắn điện cực mới được đánh giá bởi: (1) biểu đồ phân tán và hệ số quyết định R2 và (2) sự phù hợp (agreement) Bland-Altman của thông số đo. Tác giả kiểm định mối quan hệ tuyến tính giữa kết quả đo ở vị trí đề xuất và vị trí điện cực chuẩn; từ đó, đưa ra các công thức hiệu chỉnh thông số phù hợp cho từng vị trí. Kết luận được quyết định thông qua hai tham số thống kê là hệ số xác định R2 và giá trị p (với giá trị p được tính từ phân phối t-test). Ngoài ra, tác giả cũng đánh giá thông qua một số thông số phụ khác như chênh lệch tuyệt đối trung bình và chênh 12
lệch tương đối trung bình để đánh giá thêm. Kết quả được thể hiện trong Bảng 2.5. Bảng 2.5 Tổng hợp các chỉ số thống kê đo lường ở các vị trí đề xuất Vị trí động mạch Vị trí giữa gốc cổ Vị trí xương đòn cánh tay (Vị trí số 1) (Vị trí số 2) Thông số (Vị trí số 3) 𝑅2 𝑅2 𝑅2 Mean Mean Mean (p < 0.05) (p < 0.05) (p < 0.05) + 0.33 bpm + 0.77 bpm - 0.43 bpm HR 0.9982 0.9925 0.9850 (0.65%) (1.71%) (1.44%) - 1,20 mL +8,20 mL +10.67 mL SV 0.9811 0.9095 0.8724 (2.51%) (11.12%) (15.57%) +3.60 Ω +5.80 Ω +4.10 Ω 𝑍0 0.9127 0.8741 0.7396 (8.92%) (14.88%) (10.33%) +0.10 ms +0.20 ms +5.4 ms LVET 0.9400 0.8296 0.8861 (1.96%) (3.83%) (3.74%) - 0.10 L/min + 0.60 L/min + 0.80 L/min CO 0.9883 0.9396 0.7595 (2.49%) (11.80%) (15.24%) Trung bình 0.9641 3.31% 0.9091 8.67% 0.8485 9.26% Dữ liệu cho thấy cả ba vị trí đề xuất đều có thể sử dụng để thay thế vị trí chuẩn trong những trường hợp cần thiết. Tuy nhiên: − Vị trí số 1: dạng sóng tín hiệu ICG có sự tương đồng cao về hình dạng và biên độ so với vị trí chuẩn. Vị trí này có thể thay thế rất tốt cho vị trí chuẩn, với khả năng theo dõi chính xác cả 5 thông số. − Vị trí số 2: dạng sóng ICG có sự tương đồng cao về hình dạng nhưng biên độ nhỏ hơn so với vị trí chuẩn. Vị trí này có thể theo dõi chính xác 4 thông số là HR, SV, LVET, và CO. − Vị trí số 3: dạng sóng ICG khá tương đồng về hình dạng nhưng biên độ nhỏ hơn so với vị trí chuẩn. Vị trí này có thể theo dõi chính xác 3 thông số là HR, Z0, và LVET. 2.3 Kết luận chương Chương 2 đã trình bày giải pháp giúp nâng cao hiệu quả hệ thống đo tín hiệu ICG và mở rộng khả năng ứng dụng của thiết bị đo CO bằng tín hiệu ICG. Cụ thể, tác giả đã đề xuất giải pháp số hóa trực tiếp đỉnh sóng mang khi đo tín hiệu ICG. Giải pháp này khắc phục được nhược điểm của các hệ thống đo tương tự, phát huy ưu điểm của phương pháp số, nhưng chỉ yêu cầu một nền tảng phần cứng có hiệu năng thấp. Kết quả nghiên cứu đã được công bố trong [CT2], [CT3]. 13
Đối với vấn đề chồng lấn vị trí đặt điện cực ICG với vị trí các ống thông tĩnh mạch trên cơ thể bệnh nhân, tác giả đã nghiên cứu, đề xuất và đánh giá được ba vị trí đặt điện cực có thể thay thế cho vị trí chuẩn. Đề xuất này có ý nghĩa thực tiễn rất lớn, giúp mở rộng nhóm bệnh nhân có thể tiếp cận và được sử dụng thiết bị đo CO không xâm lấn. Kết quả 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 quá 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 toán cho phép bóc tách thành phần nhiễu thở trực tiếp từ tín hiệu TEB. Dựa trên bộ dữ liệu này, tác giả tiến hành phân tích các đặc trưng cơ bản của nhiễu thở trong tín hiệu ICG. 3.1 Xây dựng hệ thống đo và các công cụ hỗ trợ Để nghiên cứu đặc trưng của nhiễu thở trong phép đo tín hiệu ICG, tác giả thực hiện việc thu nhận tín hiệu TEB của tình nguyện viên rồi tách lấy nhiễu thở. Để tách nhiễu thở chính xác, đỉnh R của tín hiệu điện tâm đồ (ECG – electrocardiogram) được sử dụng để nhận diện từng chu kỳ hoạt động của tim. Hệ thống đo tín hiệu TEB và ECG trên cùng một bộ điện cực ICG được tác giả xây dựng dựa trên hệ thống mạch số hóa đỉnh sóng mang được đề xuất ở Chương 2. Yếu tố mới trong mạch này là khối đo tín hiệu ECG, khối truyền thông dữ liệu lên máy tính, và khối nguồn cách ly như trên Hình 3.1. Trong hệ thống này, tác giả đặc biệt chú trọng đến vấn đề cách ly về mặt điện để đảm bảo an toàn cho tình nguyện viên. Việc cách ly bao gồm cách ly nguồn và cách ly đường truyền thông dữ liệu. Để xử lý tín hiệu và dữ liệu thu được, tác giả tiến hành nghiên cứu và xây dựng một loạt các công cụ phần mềm với các tính năng và thông số tối ưu cho việc xử lý tín hiệu ICG như: lọc số, phân tích phổ, biến đổi wavelet, thực thi phép trung bình toàn bộ, phát hiện đỉnh R trong tín hiệu ECG. Những công cụ phần mềm này tuy không phải là những đóng góp mới nhưng là những nội dung công việc khá quan 14
trọng, phục vụ cho các nghiên cứu được trình bày trong Chương 4 và hỗ trợ việc phát triển các nghiên cứu sâu hơn trong tương lai. Thu nhận tín hiệu TEB và ECG Nguồn dòng Lọc thông dải Chuyển đổi Dòng Khuếch đại Tạo xung Áp ra vi sai + khuếch đại áp-dòng vào Lồng ngực SPI Xử lý tín hiệu ADC 12 bit ECG Vi điều khiển ADC 16 bit Trigger Xử lý tín hiệu TEB So sánh Ngắt GPIO UART tương tự Cách ly Nguồn tín hiệu cách ly Chuyển đổi USB-COM Nguồn không cách ly Lưu trữ, hiển thị, và cấp nguồn Hình 3.1 Sơ đồ khối hệ thống thu nhận tín hiệu TEB và ECG 3.2 Tách nhiễu thở và xây dựng bộ dữ liệu nhiễu thở Mục đích: là để xây dựng và công bố bộ cơ sở dữ liệu đầu tiên về thành phần nhiễu thở trong phép đo tín hiệu ICG. Sau đó, tác giả sử dụng chính bộ dữ liệu này để đánh giá định lượng hiệu quả của thuật lọc nhiễu thở được đề xuất trong Chương 4. Thiết bị và đối tượng đo: là thiết bị được đề cập trong Mục 3.1, các phép đo được thực hiện trên 26 tình nguyện viên khỏe mạnh, giới tính nam, có độ tuổi từ 19 đến 23, và không có tiền sử bệnh về tim mạch. Quy trình đo: tác giả thu tín hiệu TEB của tình nguyện viên trong bốn trạng thái khác nhau. Quá trình đo được diễn ra với sáu bước, gồm: ngừng thở 15 giây, thở bình thường 30 giây, ngừng thở 15 giây, thở nhanh 30 giây, ngừng thở 15 giây, và thở gắng sức 30 giây. Bộ dữ liệu: là dữ liệu thu trên 26 tình nguyện viên, bao gồm tín hiệu TEB, tín hiệu ECG để tham chiếu, thành phần nhiễu thở trích xuất từ tín hiệu TEB. Thuật toán tách nhiễu thở từ tín hiệu TEB với sự hỗ trợ của tín hiệu ECG được trình bày trong Hình 3.12. Dữ liệu này được 15
công bố trên trang chia sẻ dữ liệu nghiên cứu https://figshare.com (tải về tại địa chỉ: https://doi.org/10.6084/m9.figshare.16552737.v1). Thiết bị đo Máy tính Tín hiệu Phát hiện I+ ECG đỉnh R V+ V- I- Tín hiệu Phân loại TEB tín hiệu Trung Phân đoạn và Tín hiệu bình chuẩn hóa độ dài ngừng thở Mẫu TEB đại diện Vị trí đỉnh R Nhiễu thở Lọc Phân đoạn và Tín hiệu Trừ thu được thông thấp chuẩn hóa độ dài có thở Hình 3.12 Sơ đồ thực hiện thuật toán tách nhiễu thở từ tín hiệu TEB Thuật toán tách nhiễu thở từ tín hiệu TEB được đề xuất gồm có ba khâu chính. Đầu tiên, tác giả sử dụng một chuỗi tín hiệu TEB đo ở trạng thái ngừng thở để tạo ra mẫu tín hiệu đại diện bằng phương pháp trung bình toàn bộ. Trong quá trình đó, đỉnh R của tín hiệu ECG được sử dụng để tách tín hiệu TEB theo các chu kì tim. Tiếp theo, mẫu tín hiệu đại diện được đảo pha (đổi dấu) và cộng vào tín hiệu TEB ở trạng thái có thở để lấy ra thành phần thay đổi do hô hấp, chính là nhiễu thở. Cuối cùng, tín hiệu được đưa qua một bộ lọc thông thấp để loại bỏ các thành phần tín hiệu biến thiên nhanh (do hoạt động của tim) còn sót lại và các hài tạo ra khi ghép các đoạn dữ liệu sau phép trừ. Với dữ liệu của 26 tình nguyện viên, thuật toán phát hiện các đỉnh R trong tín hiệu ECG đạt độ chính xác rất cao. Cụ thể, chỉ số trung bình phát hiện sai 𝑃𝐹𝐷 = 0.047 ± 0.016 %, tương đương với độ chính xác là 99.953 ± 0.016 %. Để đánh giá thuật toán tách nhiễu thở, tác giả đánh giá mức độ suy hao chiều cao hai đỉnh phổ trong tín hiện TEB. Với đỉnh dải phổ tần số ứng với hoạt động của tim, thuật toán tách nhiễu thở cho kết quả độ suy hao là −34,8 ± 5,6 dB (trung bình ± độ lệch chuẩn) khi thở bình thường; −31,5 ± 6,2 dB khi thở nhanh; và −32,7 ± 5,5 dB khi thở gắng sức. Với đỉnh dải phổ tần số ứng với sự thở, độ suy hao trung bình chỉ là −0,95 ± 0,2 dB khi thở bình thường; −1,25 ± 0,2 dB khi thở nhanh và −1,34 ± 0,3 dB khi thở gắng sức; như minh họa trên Hình 3.18. Rõ 16
ràng, thuật toán tách nhiễu thở được đề xuất đã tách gần như hoàn toàn và nguyên vẹn thành phần nhiễu thở ra khỏi tín hiệu tổng trở kháng lồng ngực TEB. Thở bình thường trước xử lý Thở bình thường sau xử lý 600 700 500 600 Phổ biên độ Phổ biên độ 400 500 400 300 200 Tần số thở 300 Tần số thở (a ) 200 100 Tần số tim 100 0 0 0 2 4 6 8 10 0 2 4 6 8 10 Tần số (Hz) Tần số (Hz) Thở nhanh trước xử lý Thở nhanh sau xử lý 600 600 500 500 Phổ biên độ Phổ biên độ 400 400 300 200 Tần số thở 300 200 Tần số thở (b ) Tần số tim 100 100 0 0 0 2 4 6 8 10 0 2 4 6 8 10 Tần số (Hz) Tần số (Hz) Thở gắng sức trước xử lý Thở gắng sức sau xử lý 600 600 500 500 Phổ biên độ Phổ biên độ Tần số thở Tần số thở 400 400 300 200 300 200 ( c) Tần số tim 100 100 0 0 0 2 4 6 8 10 0 2 4 6 8 10 Tần số (Hz) Tần số (Hz) Hình 3.18 Phổ tín hiệu trở kháng ngực trước và sau khi xử lý: a) thở bình thường, b) thở nhanh, và c) thở gắng sức 3.3 Xác định đặc trưng của nhiễu thở trong phép đo tín hiệu ICG Các kết quả đo đạc thực tế cho thấy ở trạng thái thở bình thường, tần số cơ bản của nhiễu thở nhỏ hơn nhiều so với tín hiệu ICG. 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. Với bộ dữ liệu thu từ 26 tình nguyện viên, dải tần của nhiễu thở khi bình thường là 0,05-1 Hz với tần số cơ bản của nhịp thở (trung bình ± độ lệch chuẩn) là 0,28 ± 0,07 Hz hay 16,8 ± 4,2 nhịp/phút. Biên độ của nhiễu thở so với biên độ của tín hiệu ICG (tính từ điểm B đến điểm C) là 52,54 ± 8.48%. Chi tiết về các thông số của nhiễu thở được tổng hợp trong bảng ở cuối phần này. Trạng thái thở nhanh cho thấy sự biến dạng đáng kể của thành phần biến đổi do tim trong tín hiệu ICG. 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. Trạng thái thở gắng sức tạo ra biên độ lớn nhất của nhiễu thở, làm trôi mạnh đường cơ sở. Tuy nhiên, trong trạng thái này, tần số cơ bản của nhịp thở không cao 17
như ở trạng thái thở nhanh, hiện tượng chồng phổ không mạnh như trạng thái thở nhanh; do đó, các điểm đặc trưng vẫn có thể quan sát được tương đối dễ dàng. Đặc trưng của nhiễu thở thu được Trạng thái Thở bình thường Thở nhanh Thở gắng sức Đặc trưng Dải tần (Hz) 0,05-1 0,08-2,2 0,02-0,9 Tần số cơ bản (Hz) 0,28 ± 0,07 0,44 ± 0,07 0,20 ± 0,08 Nhịp thở (nhịp/phút) 16,8 ± 4,2 26,4 ± 4,2 12,0 ± 4,8 Biên độ (%) 52,54 ± 8.48 65,3 ± 10,76 75,3 ± 18,56 3.4 Kết luận chương Trong Chương 3, tác giả đã hoàn thành ba nội dung quan trọng, đó là: (1) xây dựng 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 tại đỉnh sóng mang tần số cao; (2) xây dựng được các bộ công cụ phần mềm hỗ trợ xử lý tín hiệu nhằm cải thiện hiệu suất xử lý dữ liệu; (3) phát triển một phương pháp tách nhiễu thở trực tiếp từ 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 công suất và dải tần số của nhiễu thở trong tín hiệu TEB. Kết quả sơ bộ đã được công bố trong [CT5]. CHƯƠNG 4. PHÁT TRIỂN THUẬT TOÁN GIẢM NHIỄU THỞ TRONG PHÉP ĐO TÍN HIỆU ICG 4.1 Đề xuất ý tưởng và sơ đồ thuật toán Để giảm ảnh hưởng của nhiễu thở một cách triệt để, thuật toán lọc bao gồm hai khâu xử lý chính. Trong khâu xử lý thứ nhất, tác giả sử dụng phép biến đổi wavelet để loại bỏ thành phần nhiễu thở có phổ tần số không chồng với phổ tín hiệu ICG. Trong khâu xử lý thứ hai, tác giả sử dụng phép trung bình toàn bộ để loại bỏ các thành phần nhiễu thở còn sót lại dựa trên sự hỗ trợ của tín hiệu ECG. 4.2 Triển khai chi tiết thuật toán Hình 4.1 mô tả sơ đồ thuật toán lọc nhiễu được đề xuất. Ở khâu xử lý thứ nhất, tác giả sử dụng thuật toán biến đổi wavelet nhanh Mallat, mức phân giải là 10 mức, họ hàm wavelet phù hợp nhất cho giảm nhiễu là Daubechies 8 (db8), nhiễu thở xuất hiện hiện chủ yếu ở các mức 18