本实用新型涉及医疗技术领域，尤其涉及体外膈肌起搏器触发装置。
背景技术：
人体呼吸的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，同时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，难于处理到纯洁的肌电信号，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，实现良好人机同步。
技术实现要素：
为了克服现有技术的不足，本实用新型的目的在于提供体外膈肌起搏器触发装置，其能解决现有的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，难于处理到纯洁的肌电信号，使得呼吸肌表面肌电图应用受限，不能很好的人机同步的问题。
本实用新型的目的采用如下技术方案实现：
体外膈肌起搏器触发装置，包括触发电路，所述触发电路包括肌电信号处理模块、处理器模块和触发模块；
所述肌电信号处理模块用于对电极组件采集到的表面肌电信号进行处理，所述处理器模块用于根据所述表面肌电信号处理模块的输出生成同步信号，所述触发模块用于根据所述同步信号触发体外膈肌起搏器。
进一步地，所述肌电信号处理模块包括用于对所述表面肌电信号进行放大和滤波的放大滤波单元、用于提供人体参考电信号且抗共模干扰的腿部驱动模块和用于去除工频干扰的陷波模块；
所述放大滤波单元与所述陷波模块连接，所述腿部驱动模块的一端连接于所述放大滤波单元，所述腿部驱动模块的另一端用于连接所述电极组件中的腿部电极。
进一步地，所述放大滤波单元包括低通滤波器、第一仪表放大电路和高通滤波器，所述低通滤波器、高通滤波器连接于所述第一仪表放大电路；所述腿部驱动模块连接于所述第一仪表放大电路的输出端。
进一步地，所述放大滤波单元还包括第二仪表放大电路，所述第二仪表放大电路连接于所述第一仪表放大电路，所述第一仪表放大电路、第二仪表放大电路上设有高频消噪电容。
进一步地，所述肌电信号处理模块还包括电压偏置模块，所述电压偏置模块连接于所述放大滤波单元和所述陷波模块之间。
进一步地，所述陷波模块包括用于去除工频干扰的工频陷波单元和用于去除工频谐波干扰的梳状滤波单元，所述工频陷波单元与所述梳状滤波单元连接。
进一步地，所述肌电信号处理模块通过模数转换单元连接于所述处理器模块，或者所述肌电信号处理模块连接于带模数转换功能的所述处理器模块。
进一步地，所述体外膈肌起搏器触发装置还包括与肌电信号处理模块连接的电极组件；
所述电极组件包括用于采集吸气肌表面肌电信号的第一电极、第二电极和用于获取人体参考电信号的腿部电极；所述第一电极、第二电极和腿部电极连接于所述肌电信号处理模块。
进一步地，所述体外膈肌起搏器触发装置还包括与所述处理器模块连接的输入装置、输出装置。
进一步地，所述处理器模块包括STMF103CBT6芯片。
相比现有技术，本实用新型的有益效果在于：首先由肌电信号处理模块对表面肌电信号进行处理，再由处理器模块根据处理后的表面肌电信号进行运算，处理，得到用来标记吸气肌收缩的起、止时间的同步信号，触发模块根据同步信号在吸气肌收缩时触发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不触发体外膈肌起搏器输出电刺激信号给膈神经。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。
附图说明
图1为本实用新型实施例提供的体外膈肌起搏器触发装置的结构示意图；
图2为图1中肌电信号处理模块的结构示意图；
图3为图2中放大滤波单元的电路原理图；
图4为图2中腿部驱动模块的电路原理图；
图5为图2中电压偏置模块的电路原理图；
图6为图2中陷波模块的电路原理图。
图中：100、触发电路；111、放大滤波单元；112、腿部驱动模块；113、陷波模块；114、电压偏置模块；120、处理器模块；130、触发模块；200、电极组件；210、第一电极；220、第二电极；230、腿部电极；300、输入装置；400、输出装置。
具体实施方式
下面，结合附图以及具体实施方式，对本实用新型做进一步描述，需要说明的是，在不相冲突的前提下，以下描述的各实施例之间或各技术特征之间可以任意组合形成新的实施例。
图1为体外膈肌起搏器触发装置的结构示意图，包括触发电路100包括肌电信号处理模块、处理器模块120和触发模块130；进一步地，在另一实施例中，体外膈肌起搏器触发装置还包括与肌电信号处理模块连接的电极组件200。
肌电信号处理模块用于对电极组件200采集到的表面肌电信号进行处理，处理器模块120用于根据表面肌电信号处理模块的输出生成同步信号，触发模块130用于根据同步信号触发体外膈肌起搏器。
本实用新型提供的体外膈肌起搏器触发装置首先由肌电信号处理模块对表面肌电信号进行处理，再由处理器模块120根据处理后的表面肌电信号进行运算，处理，得到用来标记吸气肌收缩的起、止时间的同步信号，触发模块130根据同步信号在吸气肌收缩时触发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不触发体外膈肌起搏器输出电刺激信号给膈神经。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。
处理器模块120的运算原理和流程在现有专利文件(CN105879223A)中已经公开，不再赘述。
典型的，触发模块130可以是一电子开关，连接于处理器模块120和体外膈肌起搏器。
具体的，电极组件200包括用于采集吸气肌表面肌电信号的第一电极210、第二电极220和用于获取人体参考电信号的腿部电极230；第一电极210、第二电极220和腿部电极230连接于肌电信号处理模块。
肌电信号处理模块如图2所示，包括用于对表面肌电信号进行放大和滤波的放大滤波单元111、用于提供人体参考电信号且抗共模干扰的腿部驱动模块112和用于去除工频干扰的陷波模块113；放大滤波单元111与陷波模块113连接，腿部驱动模块112的一端连接于放大滤波单元111，腿部驱动模块112的另一端用于连接电极组件200中的腿部电极230。
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，经过放大滤波单元111、腿部驱动模块112和陷波模块113的处理，排除了相关干扰，处理后的信号可以更为精确的体现吸气肌的工作状态。
图3为一种放大滤波单元111的电路原理图。放大滤波单元111包括低通滤波器，第一仪表放大电路和高通滤波器；低通滤波器、高通滤波器连接于第一仪表放大电路。在本实施例中，包括C48、R49和C55、R63组成的两个低通滤波器、C47、R51和C56、R61组成的高通滤波；第一仪表放大电路包括算放大器U2A、U2B和U11C。
进一步地，放大滤波单元111还包括第二仪表放大电路，在本实施例中，第二仪表放大电路包括运算放大器U11A、U11B和U2C；第二仪表放大电路连接于第一仪表放大电路；第一仪表放大电路、第二仪表放大电路上设有高频消噪电容C50、C51、C5、C56。
图4为一种腿部驱动模块112的电路原理图。腿部驱动模块112的一端连接于第一仪表放大电路的输出端RLD_1，另一端连接于电极组件200中的腿部电极230(P1上触点的3，即RLD_OUT)。
进一步地，肌电信号处理模块还包括用于抬升信号电压的电压偏置模块114，电压偏置模块114连接于放大滤波单元111和陷波模块113之间。图5为一种电压偏置模块114的电路原理图。
图6为一种陷波模块113的电路原理图，用于去除工频(50Hz或60Hz)干扰。在另一实施例中，陷波模块113还包括用于去除工频谐波干扰的梳状滤波单元(图未示)，工频陷波单元与梳状滤波单元连接。
电极组件200采集的肌电信号经过肌电信号处理模块处理后通过模数转换单元连接于处理器模块120，或者处理器模块120自带模数转换功能，肌电信号处理模块连接于带模数转换功能的处理器模块120，如处理器模块120包括STMF103CBT6芯片。
进一步地，体外膈肌起搏器触发装置还包括与处理器模块120连接的输入装置300、输出装置400。输入装置300可以是按键，触摸板等，输出装置400可以是蜂鸣器、灯、显示屏等。触发装置还可以通过蓝牙、wifi等与外部设备或网络进行通信。
上述实施方式仅为本实用新型的优选实施方式，不能以此来限定本实用新型保护的范围，本领域的技术人员在本实用新型的基础上所做的任何非实质性的变化及替换均属于本实用新型所要求保护的范围。