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的制造方法
【专利摘要】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。
【专利说明】表面肌电信号作为同步信号触发体外脂肌起搏器的方法及 装置 【技术领域】
[0001] 本发明设及医疗技术领域，尤其设及一种表面肌电信号作为同步信号触发体外隔 肌起搏器的方法及应用运种方法的装置。 【【背景技术】】
[0002] 人体的呼吸相关肌肉主要有隔肌、肋间外肌、胸大肌、腹肌、胸锁乳突肌等，其中隔 肌和肋间外肌是最主要的吸气肌。吸气时，隔肌收缩，隔顶下将，胸腔增大；呼气时，隔肌舒 张，隔顶上升，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，除了隔肌、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，除了隔肌、肋间外肌的舒张，肋间 内肌、腹肌等发生收缩，参与收缩胸廓。
[0003] 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W运些时间点控制体外隔肌起 搏器的信号输出，则可W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W及体育科学等方面均有重要的实用价值。
[0004] 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。
[0005] 隔肌电信号传递着隔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 有人用电刺激隔神经作负压呼吸。1967年美国的格林(Glenn)发明了植入体内的隔肌起搏 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 致的呼吸麻搏。运种植入式的隔肌起搏器，电极埋藏在体内左右隔神经处，按呼吸节律自动 地单侧或双侧从体外通过电磁禪合传送电脉冲刺激隔神经，达到改善呼吸功能的目的。运 种植入体内的隔肌起搏器合并症多，如损伤隔神经，局部易感染。植入手术复杂，成本很高， 不易被患者接受。
[0006] 1987年中山医科大学的教授们发明了体外隔肌起搏器，并申请了专利。中国专利 申请号 CN87208778、CN89200051、CN89220851、CN200420105510 公开了几种体外隔肌起搏器 的实现方案。CN87208778公开了一种体外隔肌起搏器，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。
[0007] CN89200051公开一种隔肌起搏呼吸仪，是对体外隔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隔神经运动点 (胸锁乳突肌外缘下下1/2~1/3处），刺激隔神经而引起隔肌起搏。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。
[000引 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 隔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~处的导电橡胶治疗电极，刺激患者双侧隔神 经运动点，引起隔肌运动。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W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。
[0009] CN200420105510公开了一种变频便携式体外隔肌起搏器，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W单片机U1为控制核屯、，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EEPR0M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。本体外隔肌起搏器的优点是可提供40化频率和2.5HZ+40化频率两种刺激模式，能更有 效地对C0PD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。
[0010] 中国专利申请号CN200920053574公开了一种闭环控制的体外隔肌起搏器，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隔肌起搏器的起搏信号输出要比病人实际的吸气时 刻延迟，运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;运种方法逐渐被舍弃。
[0011] 目前运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。表面隔肌肌电信号非常微弱，健康个体在平静呼吸 时表面电极所测隔肌肌电幅值约为10~10化V，极易受多种噪声的影响。同时，由于解剖的 差异性，隔肌肌电受电极与隔肌的距离W及隔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隔肌肌电幅值也可能存在较大差别。为保证高精度测量隔肌 肌电信号并预留一定裕量，所需测量范围将高达l〇3W上。病房其他医疗仪器会产生大量的 工频等电磁干扰，加之电极与隔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。
[0012] 隔肌肌电信号微弱并受多种因素的影响（如屯、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），获取稳定的隔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屯、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 电信号时受屯、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隔肌起搏器信号输出，实现了良好人机 同步。
[0013] 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 号触发体外隔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】
】
[0014] 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隔肌起 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隔肌起搏器的 方法，进一步地，本发明还设及一种应用运种方法的装置。
[0015] 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隔肌起 搏器的方法的实现过程包括：
[0016] 1)、采集吸气肌(包括但不限于隔肌、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；
[0017] 2)、进行包络计算，使用均方根算法实现，采取包络值大于阔值表示肌肉收缩，阔 值根据一定时段包络值的均值确定。
[0018] 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，由于屯、电信号幅 值通常大于呼吸肌的肌电信号，但屯、电的短时过零率远小于肌电的短时过零率，可W用短 时过零率来区分屯、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隔肌起搏器的信号输出。
[0019] 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 阔值而且短时过零率大于某个设定值。
[0020] 进一步地，在吸气肌收缩时体外隔肌起搏器输出电刺激信号给隔神经，在吸气肌 停止收缩时体外隔肌起搏器不输出电刺激信号给隔神经。
[0021] 进一步地，上述过程生成的同步信号用来控制体外隔肌起搏器的信号输出。
[0022] 进一步地，当同步信号的电平为高时，电子开关接通使体外隔肌起搏器的治疗信 号输出。
[0023] 进一步地，当同步信号的电平为低时，电子开关断开使体外隔肌起搏器的治疗信 号不能输出。
[0024] 进一步地，一种表面肌电信号作为同步信号触发体外隔肌起搏器的方法，该方法 包括W下步骤：
[0025] 1)、功能需求及参数取值
[0026] a、对体表隔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;
[0027] b、对信号作四阶低通滤波和工频陷波处理；
[0028] C、计算肌电包络，并形成同步信号，W此同步信号控制体外隔肌起搏器的信号输 出；
[0029] 2)、滤波、包络计算和同步信号产生算法
[0030] a、四阶低通滤波与工频陷波
[0031] 低通滤波和工频陷波，其脉冲传递函数为：
[0032]
[0033] 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：
[0034] y 化）=-b 巧化-1) -bsy 化-2) -b：3y化-3) -tuy化-4) -bsy 化-5) -bfsy化-6)
[0035] +a〇u 化)+aiu (k-1) +日211 化-2) +日311 (k-3) +日411 (k-4) +日511 化-5) +日611 化-6) (2)
[0036] 其中，参数可根据己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；
[0037] b、包络计算
[0038] 包络计算借鉴了均方根算法实现，其计算方法为： 卿]
(3 )
[0040] En(k)=0.12 祀 n(k-3)+0.2 祀 n(k-2)+0.2 祀 n(k-l)+0.125Sum 化-2)+0.125SmiKk- 1)+0.125Sum 化）（4)
[0041] 取化化)作为当前时刻的包络值，包络值大于阔值表示隔肌收缩，阔值根据一定时 段包络值的均值确定；
[0042] C、同步信号产生
[0043] 程序自动统计当前168ms内包络的均值，W此作为判断的阔值。程序按帖处理数 据，单帖平均包络计算方法为： 闺
…
[0045] 其中，En化-i)为式(4)所得包络值。进而确定阔值化reshold;
[0046]
[0047] 同步信号产生的条件为:Avg化）>C2化reshold且cnt>4,其中，比例系数C2可通过 参数设置进行更改；
[004引3)、同步信号控制体外隔肌起搏器的信号输出
[0049] 上述过程生成的同步信号用来控制体外隔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隔肌起搏器的治疗信号输出；当同步信号的电平为低时，电 子开关断开使体外隔肌起搏器的治疗信号不能输出；
[0050] 通过表面肌电信号作为同步信号触发体外隔肌起搏器的信号输出。
[0051] 进一步地，所述步骤2)c中，考虑到屯、电信号幅值通常大于隔肌肌电信号，但其短 时过零率远小于隔肌肌电信号，因此，当信号单帖平均包络超过阔值时，程序进一步运用短 时过零率来区分其是由屯、电还是隔肌收缩所引起。
[0052] 进一步地，所述步骤2)C中，短时过零率cnt计算方式为:单帖内峰值幅度超过阔 值Cl化reshold而相邻谷值小于ο的峰值点数，其中，比例系数Cl可取0.3~0.6。
[0化3] 进一步地，所述工频陷波可为选50化。
[0化4] 进一步地，所述工频陷波可为选60化。
[0055] -种应用上述表面肌电信号作为同步信号触发体外隔肌起搏器的方法的装置。
[0056] 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。
[0057] 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。
[005引进一步地，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，
[0059] 进一步地，所述装置还具有电源管理模块。
[0060] 进一步地，所述电源管理模块内设可充电12V蓄电池。
[0061 ] 进一步地，所述电源管理模块内的蓄电池不大于6cm。
[0062] 进一步地，所述装置可与呼吸机相连。
[0063] 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。
[0064] 现有技术相比，本发明技术具有W下有益效果：
[0065] (1)本发明表面肌电信号作为同步信号触发体外隔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隔肌的适当刺激，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，让隔肌更多地参与到机械通气过程中，从而 可W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。
[0066] (2)本发明将体外隔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隔肌功能，还可W减少药物使用，减轻病患的医疗 负担和副作用；，
[0067] (3)本发明表面肌电信号作为同步信号触发体外隔肌起搏器的方法。因为所提供 的信号更为稳定，避免了跟多的医疗事故；
[0068] (4)本发明表面肌电信号作为同步信号触发体外隔肌起搏器的方法W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】】
[0069] -个应用本发明具体的实施例：
[0070] 1)、功能需求及参数取值
[0071] a、对体表隔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;
[0072] b、对信号作四阶低通滤波(截止频率600Hz)和工频陷波(可选50化和60Hz)处理；
[0073] C、计算肌电包络，并形成同步信号，W此同步信号控制体外隔肌起搏器的信号输 出；
[0074] 2)、滤波、包络计算和同步信号产生算法
[0075] a、四阶低通滤波与工频陷波
[0076] 低通滤波和工频陷波，其脉冲传递函数为：
[0077]
[0078] 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：
[00巧]y 化）=-b 巧化-1) -bsy 化-2) -b：3y化-3) -tuy化-4) -b 巧化-5) -bfsy化-6)
[0080] +a〇u 化)+aiu (k-1) +日211 化-2) +日311 (k-3) +日411 (k-4) +日511 化-5) +日611 化-6) (2)
[0081] 其中，参数可根据己特沃斯低通滤波器(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。
[0082] b、包络计算
[0083] 包络计算借鉴了均方根算法实现，其计算方法为：
[0084]
( 3 )
[0085] En(k)=0.12 祀 n(k-3)+0.2 祀 n(k-2)+0.2 祀 n(k-l)+0.125Sum 化-2)+0.125SmiKk- l)+0.125Sum化)（4)
[0086] 取化化)作为当前时刻的包络值。包络值大于阔值表示隔肌收缩。阔值根据一定时 段包络值的均值确定。
[0087] C、同步信号产生
[008引程序自动统计当前168ms内包络的均值，W此作为判断的阔值。程序按帖处理数 据，单帖平均包络计算方法为：
[0089] \ ^ )
[0090] 其中，En化-i)为式(4)所得包络值。进而确定阔值化reshold。
[0091]
[0092] 此外，考虑到屯、电信号幅值通常大于隔肌肌电信号，但其短时过零率远小于隔肌 肌电信号。因此，当信号单帖平均包络超过阔值时，程序进一步运用短时过零率来区分其是 由屯、电还是隔肌收缩所引起。短时过零率cnt计算方式为：单帖内峰值幅度超过阔值 C1化reshold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。
[0093] 同步信号产生的条件为:Avg化）>C2化reshold且cnt>4,其中，比例系数C2可通过 参数设置进行更改。
[0094] 3)、同步信号控制体外隔肌起搏器的信号输出
[00%]上述过程生成的同步信号用来控制体外隔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隔肌起搏器的治疗信号输出；当同步信号的电平为低时，电 子开关断开使体外隔肌起搏器的治疗信号不能输出。
[0096]通过表面肌电信号作为同步信号触发体外隔肌起搏器的信号输出。
[0097]可W理解的是，W上的【具体实施方式】仅为本创作的较佳实施例，并不用W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。
【主权项】
1. 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，其特征在于，该方法 包括以下步骤： 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。2. 如权利要求1所述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，其特 征在于: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。3. 如权利要求1所述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，其特 征在于: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。4. 如权利要求1所述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，其特 征在于: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。5. 如权利要求1-4所述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，其 特征在于: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。6. 如权利要求1-4所述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，其 特征在于：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。7. -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，其特征在于，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：其中G(Z)表不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， 则其差分方程表不为： y(k)=-biy(k_l) _b2y (k_2) _b3y (k_3) _b4y (k_4) -bsy (k_5) _b6y (k_6) +aou (k) +aiu (k_l) +a2U (k_2) +a3U (k_3) +a4U (k_4) +a5U (k_5) +a6U (k_6) (2) 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、 包络计算包络计算供览了构古相管社免?芎计算方法为： (3 ) En(k)=0.125En(k-3)+0.25En(k-2)+0.25En(k-l)+0.125Sum(k-2)+0.125Sum(k-l)+ 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：(S ) 其中，En (k-i)为式(4)所得包络值。进而确定阈值Thr e sho I d;同步信号产生的条件为:AvgU)>C2lhreshold总cnt>4,兵中，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。8. 如权利要求7所述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，其特 征在于: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。9. 如权利要求7所述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，其特 征在于：所述步骤2 ) c中，短时过零率c n t计算方式为：单帧内峰值幅度超过阈值 C1Threshold而相邻谷值小于O的峰值点数，其中，比例系数C1可取0.3~0.6。10. 如权利要求7所述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，其特 征在于:所述工频陷波可为选50Hz。11. 如权利要求7所述的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，其 特征在于:所述工频陷波可为选60Hz。12. -种应用权利要求1-11所述的表面肌电信号作为同步信号触发体外膈肌起搏器的 方法的装置。13. -种如权利要求12所述的装置，其特征在于，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。14. 一种如权利要求12所述的装置，其特征在于，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。15. -种如权利要求12所述的装置，其特征在于，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。16. -种如权利要求12所述的装置，其特征在于，所述装置还具有电源管理模块。17. -种如权利要求12所述的装置，其特征在于，所述电源管理模块内设可充电12V蓄 电池。18. -种如权利要求12所述的装置，其特征在于，所述电源管理模块内的蓄电池不大于 6cm〇19. 一种如权利要求12所述的装置，其特征在于，所述装置可与呼吸机相连。20. -种如权利要求12所述的装置，其特征在于，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。
【文档编号】A61N1/36GK105879223SQ201610261616
【公开日】2016年8月24日
【申请日】2016年4月22日
【发明人】黄晓蔚
【申请人】广州雪利昂生物科技有限公司