表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的方法及装置

摘要

本发明公开了一种表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的方法及装置,该方法包括以下步骤：1)、采集吸气肌的表面肌电信号；2)、进行包络计算，使用均方根算法实现，采取包络值大于阈值表示肌肉收缩，阈值根据一定时段包络值的均值确定；3)、产生同步信号，可以利用同步信号触发体外膈肌起搏器的信号输出。本发明通过以上手段提高了控制精度，实现了更为稳定的表面肌电信号作为同步信号从而触发体外膈肌起搏器。

说明书

【技术领域】

本发明涉及医疗技术领域，尤其涉及一种表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的方法及应用这种方法的装置。

【背景技术】

人体的呼吸相关肌肉主要有膈肌、肋间外肌、胸大肌、腹肌、胸锁乳突肌等，其中膈肌和肋间外肌是最主要的吸气肌。吸气时，膈肌收缩，膈顶下将，胸腔增大；呼气时，膈肌舒张，膈顶上升，胸腔缩小。吸气时，肋间外肌收缩，肋骨向上向外运动，体积增大；呼气时，肋间外肌舒张，肋骨向下向内运动，体积缩小。用力吸气时，除了膈肌、肋间外肌的收缩，胸大肌、胸锁乳突肌等发生收缩，参与扩张胸廓。用力呼气时，除了膈肌、肋间外肌的舒张，肋间内肌、腹肌等发 生收缩，参与收缩胸廓。

研究表明，吸气期间吸气肌的肌电信号出现，随着吸气努力的增加，吸气肌的肌电信号也增强；而吸气肌的肌电信号随吸气的结束和呼气的开始而消失。如果能够采集到吸气肌的肌电信号并准确地确定吸气开始和结束的时间点，并以这些时间点控制体外膈肌起搏器的信号输出，则可以实现良好的人机同步。肌电信号(EMG)是众多肌纤维中运动单元动作电位(MUAP)在时间和空间上的叠加。表面肌电信号(SEMG)是浅层肌肉EMG和神经干上电活动在皮肤表面的综合效应，能在一定程度上反映神经肌肉的活动；相对于针电极EMG，SEMG在测量上具有非侵入性、无创伤、操作简单等优点。因而，SEMG在临床医学、人机功效学、康复医学以及体育科学等方面均有重要的实用价值。

表面肌电信号是肌肉收缩时伴随的电信号，是在体表无创检测肌肉活动的重要方法。我们研究分析表面肌电信号的检测与分析方法， 也包括检测技术与装置及利用表面肌电信号反馈控制外部装置的方法等。

膈肌电信号传递着膈肌生理状态和呼吸系统的功能等信息，国外在一个世纪前已有人用电刺激膈神经作负压呼吸。1967年美国的格林(Glenn)发明了植入体内的膈肌起搏器，主要用于慢性通气功能不全，如中枢性肺泡低通气综合症、脑干、脊髓等中枢性病变所致的呼吸麻痹。这种植入式的膈肌起搏器，电极埋藏在体内左右膈神经处，按呼吸节律自动地单侧或双侧从体外通过电磁耦合传送电脉冲刺激膈神经，达到改善呼吸功能的目的。这种植入体内的膈肌起搏器合并症多，如损伤膈神经，局部易感染。植入手术复杂，成本很高，不易被患者接受。

1987年中山医科大学的教授们发明了体外膈肌起搏器，并申请了专利。中国专利申请号CN87208778、CN89200051、CN89220851、CN200420105510公开了几种体外膈肌起搏器的实现方案。CN87208778公开了一种体外膈肌起搏器，属于一种医疗仪器，它是 由外壳、手动开关、转换开关及集成电路块组成的两个通道。其特点在于严密控制各电路的输出参数，使其能达到治疗的目的。该实用新型具有无创伤性，操作简便等优点，适用于慢性肺阻塞性肺病引起的呼吸困难综合征。呼吸肌病引起的呼吸功能不全的治疗。并对急性呼吸衰竭的病人有效。

CN89200051公开一种膈肌起搏呼吸仪，是对体外膈肌起搏器的一种改进，属于物理疗法和功能康复的医疗仪器。其特征为按下手动或自动开关，由集成电路产生治疗作用的脉冲串，经过整形、放大的脉冲串通过治疗电极分别作用于患者左右两侧膈神经运动点(胸锁乳突肌外缘下下1/2～1/3处)，刺激膈神经而引起膈肌起搏。具有输出脉冲波形平稳、交直流电源自动转换、发展为微处理机控制等优点。

CN89220851公开了一种一种用于物理治疗及功能康复的肺功能康复仪，是对体外膈肌起搏器的一种改进。其特征在于采用晶振时钟经分频、控制和放大后产生治疗作用的脉冲串，通过置于胸锁乳突肌外缘下1/2～1/3处的导电橡胶治疗电极，刺激患者双侧膈神经运动 点，引起膈肌运动。由于采用了晶振时钟，具有高准确性和稳定性；同时，采用脉冲放大器代替以前的他激振荡器，输出信号稳定、负载能力强；外壳控制面板采用触摸式按键，美观、方便、防尘、耐用；塑料外壳安全、轻便、体积小，携带方便。

CN200420105510公开了一种变频便携式体外膈肌起搏器，由外壳、控制及输出电路、液晶显示器、薄膜按键和输出电极组成。其中控制及输出电路包括主机电路和脉冲输出电路两部分。主机电路以单片机U1为控制核心，由电容C1、C2和晶体Y1构成振荡电路，由R4、C3构成上电复位电路，用EEPROM电路存储工作参数，单片机与接插件J1连接用于参数设置，与接插件J2相连用于连接液晶显示器显示工作参数。单片机与两路脉冲输出电路相连，利用其内部的定时器产生所需要的脉冲信号，输出至脉冲输出电路，用于控制输出脉冲的强度。本体外膈肌起搏器的优点是可提供40Hz频率和2.5Hz+40Hz频率两种刺激模式，能更有效地对COPD呼吸肌进行康复辅助治疗；起搏频率和强度由单片机控制，提高智能 化程度、体积小、方便使用。

中国专利申请号CN200920053574公开了一种闭环控制的体外膈肌起搏器，具有呼吸采样功能，在治疗过程中将患者的呼吸状态与设备的输出参数构成闭环自动控制系统，自动调整相关治疗参数。该专利中使用的呼吸参数检测模块中的呼吸参数检测探头由热敏电阻、导热外壳和软电缆组成，固定在患者鼻孔外端，呼吸参数检测探头连接至后板的输入孔。由于从吸气肌收缩产生压力至鼻孔产生吸气压力或流量变化存在一定的延时时间，因此用鼻孔处检测呼吸参数来控制体外膈肌起搏器的起搏信号输出要比病人实际的吸气时刻延迟，这种方法达不到良好的人机同步；又由于鼻孔处安放检测探头难于固定，而且使病人不舒适；这种方法逐渐被舍弃。

目前这些技术来相对来说都比较简单，没有实现与人体自然呼吸的同步，有可能与人体自然呼吸冲突，使治疗效果变差。表面膈肌肌电信号非常微弱，健康个体在平静呼吸时表面电极所测膈肌肌电幅值约为10～100μV，极易受多种噪声的影响。同时，由于解剖的差异性， 膈肌肌电受电极与膈肌的距离以及膈肌肌纤维分布密度等的影响，不同个体之间、同一个体不同时间之间段膈肌肌电幅值也可能存在较大差别。为保证高精度测量膈肌肌电信号并预留一定裕量，所需测量范围将高达10³以上。病房其他医疗仪器会产生大量的工频等电磁干扰，加之电极与膈肌接触电阻较大且不确定，对电路的共模抑制比和极化电压抑制能力也提出非常高的要求。

膈肌肌电信号微弱并受多种因素的影响(如心脏、胃肠等肌性器官及胸腹肌肉的电活动、电极位置移动等的干扰)，获取稳定的膈肌肌电信号难度较大。肋间外肌和胸大肌的表面肌电信号采集时也受心电信号的很大干扰。由于表面肌电图采集呼吸相关肌肉的肌电信号时受心电等信号的干扰很严重，难于提取到纯洁的肌电信号，使得呼吸肌表面肌电图应用受限。因此急需一种方法来实现稳定的体外膈肌起搏器信号输出，实现了良好人机同步。

经过多年的大量研究，本发明提供的方法成功地实现了表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的稳定信号输出，实现了良好 的人机同步。

【发明内容】

本发明所要解决的技术问题在于提供一种能够稳定并且更精确触发体外膈肌起搏器的方法，进一步地本发明提供一种表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的方法，进一步地，本发明还涉及一种应用这种方法的装置。

为解决上述技术问题，本发明公开的表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的方法的实现过程包括：

1)、采集吸气肌(包括但不限于膈肌、肋间外肌、胸大肌、胸锁乳突肌)的表面肌电信号，使用仪表放大电路进行多级放大，采用右腿驱动提高采集放大电路的抗共模干扰能力，通过低通滤波滤除噪音，高通滤波来滤除极化电压、伪迹和不稳定成分，陷波和梳状滤波去除工频及其谐波干扰；

2)、进行包络计算，使用均方根算法实现，采取包络值大于阈值 表示肌肉收缩，阈值根据一定时段包络值的均值确定。

3)、产生同步信号，同步信号用来标记吸气肌收缩的起、止时间，由于心电信号幅值通常大于呼吸肌的肌电信号，但心电的短时过零率远小于肌电的短时过零率，可以用短时过零率来区分心电还是呼吸肌的肌电信号，由于同步信号标记了吸气肌收缩的起、止时间，可利用同步信号触发体外膈肌起搏器的信号输出。

进一步地，所述同步信号产生的条件为某一小段时间内的平均包络值大于设定的阈值而且短时过零率大于某个设定值。

进一步地，在吸气肌收缩时体外膈肌起搏器输出电刺激信号给膈神经，在吸气肌停止收缩时体外膈肌起搏器不输出电刺激信号给膈神经。

进一步地，上述过程生成的同步信号用来控制体外膈肌起搏器的信号输出。

进一步地，当同步信号的电平为高时，电子开关接通使体外膈肌起搏器的治疗信号输出。

进一步地，当同步信号的电平为低时，电子开关断开使体外膈肌起搏器的治疗信号不能输出。

进一步地，一种表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的方法，该方法包括以下步骤：

1)、功能需求及参数取值

a、对体表膈肌肌电测量电路的输出信号进行采样和AD转换，精度为12bit，采样频率初选4K/s；

b、对信号作四阶低通滤波和工频陷波处理；

c、计算肌电包络，并形成同步信号，以此同步信号控制体外膈肌起搏器的信号输出；

2)、滤波、包络计算和同步信号产生算法

a、四阶低通滤波与工频陷波

低通滤波和工频陷波，其脉冲传递函数为：

$>G\left(z\right)=\frac{a_0+a_1{z}^{-1}+a_2{z}^{-2}+a_3{z}^{-3}+a_4{z}^{-4}+a_5{z}^{-5}+a_6{z}^{-6}}{1+b_1{z}^{-1}+b_2{z}^{-2}+b_3{z}^{-3}+b_4{z}^{-4}+b_5{z}^{-5}+b_6{z}^{-6}}---\left(1\right)$>

其中G(z)表示系统输出变量的脉冲序列的z变换，滤波器输入和 输出分别记为u和y，则其差分方程表示为：

y(k)＝-b₁y(k-1)-b₂y(k-2)-b₃y(k-3)-b₄y(k-4)-b₅y(k-5)-b₆y(k-6)

+a₀u(k)+a₁u(k-1)+a₂u(k-2)+a₃u(k-3)+a₄u(k-4)+a₅u(k-5)+a₆u(k-6)>

其中，参数可根据巴特沃斯低通滤波器或连续信号滤波器离散化等设计方法来确定；

b、包络计算

包络计算借鉴了均方根算法实现，其计算方法为：

$>Sum\left(k\right)=\underset{i=0}{\overset{15}{\Sigma }}\left|y(k-i)\right|---\left(3\right)$>

En(k)＝0.125En(k-3)+0.25En(k-2)+0.25En(k-1)+0.125Sum(k-2)+0.125Sum(k-1)+0.125Sum(k) (4)

取En(k)作为当前时刻的包络值，包络值大于阈值表示膈肌收缩，阈值根据一定时段包络值的均值确定；

c、同步信号产生

程序自动统计当前168ms内包络的均值，以此作为判断的阈值。程序按帧处理数据，单帧平均包络计算方法为：

$>Avg\left(k\right)=\frac{1}{7}\underset{i=1}{\overset{7}{\Sigma }}En(k-i)---\left(5\right)$>

其中，En(k-i)为式(4)所得包络值。进而确定阈值Threshold；

$>Threshold=\frac{1}{6}\underset{k=1}{\overset{6}{\Sigma }}Avg\left(k\right)---\left(6\right)$>

同步信号产生的条件为：Avg(k)＞c₂Threshold且cnt＞4，其中，比例系数c₂可通过参数设置进行更改；

3)、同步信号控制体外膈肌起搏器的信号输出

上述过程生成的同步信号用来控制体外膈肌起搏器的信号输出，当同步信号的电平为高时，电子开关接通使体外膈肌起搏器的治疗信号输出；当同步信号的电平为低时，电子开关断开使体外膈肌起搏器的治疗信号不能输出；

通过表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的信号输出。

进一步地，所述步骤2)c中，考虑到心电信号幅值通常大于膈肌肌电信号，但其短时过零率远小于膈肌肌电信号，因此，当信号单帧平均包络超过阈值时，程序进一步运用短时过零率来区分其是由心电还是膈肌收缩所引起。

进一步地，所述步骤2)c中，短时过零率cnt计算方式为：单帧 内峰值幅度超过阈值c₁Threshold而相邻谷值小于0的峰值点数，其中，比例系数c₁可取0.3～0.6。

进一步地，所述工频陷波可为选50Hz。

进一步地，所述工频陷波可为选60Hz。

一种应用上述表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的方法的装置。

进一步地，所述装置还加设有显示驱动电路和用于显示工作状态的显示器，还具有微处理器，所述微处理器具有显示信号输出端，该显示信号输出端经显示驱动电路与显示器相连。

进一步地，所述装置还具有微处理器，所述微处理器具有显示信号输出端，该显示信号输出端经显示驱动电路与显示器相连。

进一步地，所述装置还加设有显示驱动电路和用于显示工作状态的显示器，

进一步地，所述装置还具有电源管理模块。

进一步地，所述电源管理模块内设可充电12V蓄电池。

进一步地，所述电源管理模块内的蓄电池不大于6cm。

进一步地，所述装置可与呼吸机相连。

进一步地，所述信号处理器将数据处理之后通过蓝牙模块送入到显示器显示出人体肌肤表面状态。

现有技术相比，本发明技术具有以下有益效果：

(1)本发明表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的方法可用于ICU中上呼吸机的危重病人的救治中，根据本发明提供的信号更为精确和稳定，能够实时地根据人体的呼吸状况提供相应的呼吸支持及膈肌的适当刺激，在实现机械通气更好的人机同步性、减少人机对抗、降低患者的呼吸功的同时，让膈肌更多地参与到机械通气过程中，从而可以有效地降低呼吸机压力支持水平的需求，进行小潮气量通气，减缓正压通气所致的相关损伤。

(2)本发明将体外膈肌起搏器引入急诊和重症医疗中的机械通气的联动中，不但有助于危重病人在机械通气的同时改善膈肌功能，还可以减少药物使用，减轻病患的医疗负担和副作用；，

(3)本发明表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的方法。因为所提供的信号更为稳定，避免了跟多的医疗事故；

(4)本发明表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的方法以及用于此种方法的起搏器，设备精度高，易于推广应用。

【具体实施方式】

一个应用本发明具体的实施例：

1)、功能需求及参数取值

a、对体表膈肌肌电测量电路的输出信号进行采样和AD转换，精度为12bit，采样频率初选4K/s；

b、对信号作四阶低通滤波(截止频率600Hz)和工频陷波(可选50Hz和60Hz)处理；

c、计算肌电包络，并形成同步信号，以此同步信号控制体外膈肌起搏器的信号输出；

2)、滤波、包络计算和同步信号产生算法

a、四阶低通滤波与工频陷波

低通滤波和工频陷波，其脉冲传递函数为：

$>G\left(z\right)=\frac{a_0+a_1{z}^{-1}+a_2{z}^{-2}+a_3{z}^{-3}+a_4{z}^{-4}+a_5{z}^{-5}+a_6{z}^{-6}}{1+b_1{z}^{-1}+b_2{z}^{-2}+b_3{z}^{-3}+b_4{z}^{-4}+b_5{z}^{-5}+b_6{z}^{-6}}---\left(1\right)$>

其中G(z)表示系统输出变量的脉冲序列的z变换，滤波器输入和输出分别记为u和y，则其差分方程表示为：

y(k)＝-b₁y(k-1)-b₂y(k-2)-b₃y(k-3)-b₄y(k-4)-b₅y(k-5)-b₆y(k-6)

+a₀u(k)+a₁u(k-1)+a₂u(k-2)+a₃u(k-3)+a₄u(k-4)+a₅u(k-5)+a₆u(k-6)>

其中，参数可根据巴特沃斯低通滤波器(属于电子滤波器的一种，通频带的频率响应曲线最平滑)或连续信号滤波器离散化等设计方法来确定。工频仅滤掉50/60Hz附近很窄的频段，基本不影响有效信号。

b、包络计算

包络计算借鉴了均方根算法实现，其计算方法为：

$>Sum\left(k\right)=\underset{i=0}{\overset{15}{\Sigma }}\left|y(k-i)\right|---\left(3\right)$>

En(k)＝0.125En(k-3)+0.25En(k-2)+0.25En(k-1)+0.125Sum(k-2)+0.125Sum(k-1)+0.125Sum(k)(4)

取En(k)作为当前时刻的包络值。包络值大于阈值表示膈肌收缩。阈值根据一定时段包络值的均值确定。

c、同步信号产生

程序自动统计当前168ms内包络的均值，以此作为判断的阈值。程序按帧处理数据，单帧平均包络计算方法为：

$>Avg\left(k\right)=\frac{1}{7}\underset{i=1}{\overset{7}{\Sigma }}En(k-i)---\left(5\right)$>

其中，En(k-i)为式(4)所得包络值。进而确定阈值Threshold。

$>Threshold=\frac{1}{6}\underset{k=1}{\overset{6}{\Sigma }}Avg\left(k\right)---\left(6\right)$>

此外，考虑到心电信号幅值通常大于膈肌肌电信号，但其短时过零率远小于膈肌肌电信号。因此，当信号单帧平均包络超过阈值时，程序进一步运用短时过零率来区分其是由心电还是膈肌收缩所引起。短时过零率cnt计算方式为：单帧内峰值幅度超过阈值c₁Threshold而相邻谷值小于0的峰值点数，其中，比例系数c₁可取0.3～0.6。

同步信号产生的条件为：Avg(k)＞c₂Threshold且cnt＞4，其中，比例系数c₂可通过参数设置进行更改。

3)、同步信号控制体外膈肌起搏器的信号输出

上述过程生成的同步信号用来控制体外膈肌起搏器的信号输出。当同步信号的电平为高时，电子开关接通使体外膈肌起搏器的治疗信号输出；当同步信号的电平为低时，电子开关断开使体外膈肌起搏器的治疗信号不能输出。

通过表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的信号输 出。

可以理解的是，以上的具体实施方式仅为本创作的较佳实施例，并不用以限制本创作，凡在本发明的精神及原则之内所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。