CN100379471C - 利用食道电极膈肌肌电图触发呼吸机送气的方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供了利用食道电极膈肌肌电图触发呼吸机送气的方法，包括下述步骤：(1)提取隔肌EMG信号；(2)对信号进行带通滤波得到膈肌EMG信号；(3)对滤波后信号求均方根值，提取其包络；(4)对包络曲线每50ms内数据采用线性拟合的方法求斜率S，并求出包络曲线50ms内的均值M；(5)设定斜率临界值为C和基线阈值为T；通过各段时间的S、M与C、T的比较，发出控制呼吸机的触发信号。本发明可提高人机同步性，减少使用麻醉药物和肌松剂，缩短机械通气的时间，减少医疗费用。本发明用于呼吸机触发控制。

Description

利用食道电极膈肌肌电图触发呼吸机送气的方法

技术领域

本发明涉及一种触发呼吸机送气的方法，特别是利用食道电极膈肌肌电图触发呼吸机送气的方法。

背景技术

应用正压呼吸机进行人工通气是抢救各种原因所致的呼吸衰竭的重要措施，在临床中越来越普遍应用。人机同步指呼吸机送气时机与病人的吸缺陷起始时间一致、呼吸机送气过程与病人瞬间吸气需求一致、呼吸机吸气-呼气转换时机与病人一致。同步辅助呼吸有利于肺内气体分布，减少呼吸肌肉废用性萎缩，有利于病人的恢复。同步辅助通气的效果和舒适性取决于能否达到理想的“人机同步性”。人机不同步一方面使呼吸做功增加，耗氧量增加：另一方面降低辅助通气的效果，使患者呼吸困难加重，甚至呼吸机通气不能正常进行。人机不同步一直是机械辅助通气的传统的呼吸机未能很好解决的问题。为了克服吸气触发的人机不同步，近几年来，采用了流量触发、容量触发和流量自动追踪(Flow-track)的同步方式，比以往的压力触发的灵敏性有所提高，在一定的程度上改善了人机的同步性。然而，由于吸气肌收缩产生的压力必须首先对抗气道阻力和内源呼气末正压(PEEPi)后，才能产生吸气气流，触发呼吸机送气。因而从吸气肌收缩至产生吸气时气道的压力或流量变化间存在一定的延迟时间。这种现象在慢性阻塞性肺气肿(COPD)急性加重期尤为明，甚至有部分患者显著地动用胸锁乳突肌等等辅助呼吸肌后仍然未能触发呼吸机送气，造成明显的人机对抗。临床上遇到人机对抗、人机不同步时，只能应用镇静药的肌松剂或手控同步的方法。镇静药和肌松剂的使用在一定程度上延长了患者停留重症监护病房(ICU)的时间，也降低了脱机的成功率。目前各种类型的呼吸机未能彻底解决人机对抗、人机不同步的问题，其关键是呼吸机和病人间缺乏有效的沟通媒介，有必要寻找能够全面沟通病人和呼吸机的媒介，改善呼吸机的人机同步性，提高临床疗效。

发明内容

本发明的目的是针对现有上述现有技术中的为题提供一种利用食道电极膈肌肌电图触发呼吸机送气的方法，以提高人机同步性。

为实现述目的，本发明一种利用食道电极膈肌肌电图触发呼吸机送气的方法包括下述步骤：

(1)采集膈肌EMG信号；

(2)对混有干扰的膈肌EMG信号进行带通滤波得到膈肌EMG信号；

(3)对滤波后信号求均方根值RMS，可以提取其包络；

(4)对包络曲线每50ms内数据采用线性拟合的方法求斜率S，并求出包络曲线50ms内的均值M；

(5)设定的一个斜率临界值为C和设定一个基线阈值为T；(a)判断连续超过250ms数据的线性拟合的结果是否满足S＜C和M＜T，若不满足，则重新判断；(b)若满足(a)，则判断下一次线性拟合的结果是否满足S＞C或C＞S＞C/2和M＞T，若不满足，则重新判断；(c)若满足(b)，则判断下两次线性拟合的结果是否满足M＞T,若不满足，则返回(b)重新判断；(d)若满足(c)，则判断下一次线性拟合的结果是否满足均值M＞上一次求的均值M或S＞O，若满足，则产生触发信号；(e)若不满足，则判断下一次线性拟合的结果是否满足M＞T，若满足，则产生触发信号；若不满足，则返回(b)重新判断。

触发呼吸机送气及其调整送气的过程是：呼吸中枢兴奋→膈神经→膈肌肌电→兴奋-收缩藕联→膈肌收缩→产生张力→克服气道阻力和PEEPi→产生气道压力和流量的变化→触发呼吸机送气或调整送气。呼吸机在接收到气道压力或流量的变化后，需要一定的响应时间(约120-300ms)才能产生合适的送气。从触发呼吸机及其调整送气的流程可见膈肌肌电的出现比气道的压力和流量变化早。在我们的前期实验观察到：正常人在吸气开始时，膈肌肌电出现的时间比出现压力变化的时间早0.3秒，因此，膈肌肌电触发将比压力和流量触发更及时，且不需克服气道阻力和PEEPi，能减少或消除触发延迟，达到人机同步性。

膈肌EMG是一种丛状波，其采集方式有表面电极和食道电极两种，表面电极采集的EMG常常受到肢体活动等因素影响而存在各种干扰信号，而食道电极采集的EMG信号相对稳定，适合在危重病人中使用，食道膈肌EMG信号的噪声主要来源：1、ECG信号的干扰；2、使用设备的50Hz工频干扰；3、工作环境的高频干扰。实验数据表明：膈肌电信号的频谱90％以上的能量分布在60～450Hz频带内。原始信号经过高频滤波器和60～450Hz的带通滤波器后，不仅可以消除高频干扰，而且可以消除低频心电信号的干扰和50Hz的工频干扰。膈肌肌电图的采样频率为3000赫兹。

本发明与现有技术相比，由于在正常成人中，肌电图模拟触发信号的特异性和敏感性均达100％，触发时机比流量出现变化时机早(20±50)ms；这样，在具有肌电图触发模式的呼吸机中，可以减少病人的触发做功、缩短病人触发延迟时间和提高人机同步性，减少由于人机不同步而使用的麻醉药物和肌松剂，缩短机械通气的时间，减少医疗费用，这种新型的触发模式将起呼吸机触发模式的一场革命，被广泛使用。

附图说明

图1是呼吸机的控制装置方框图；

图2是本发明的流程图。

具体实施方式

下面结合附图和实施例对本发明作进一步的详细说明，以便对本发明的目的、特征及优点进行更深入的理解。

如图1所示，呼吸机的控制装置包括食道电极1、信号放大器2、A/D转换器3、中央处理器4和信号输出5，食道电极1放置于食道，采集EMG信号；信号放大器2将原始的MEG信号予以放大，放大后的信号经A/D转换器3后将信号由模拟信号转换为数字信号，中央处理器4是基于LabVIEW的软件处理程序，对信号进行处理，发出的触发信号通过信号输出端5输出使呼吸机6送气。

如图2所示，步骤20为起始状态，步骤21为膈肌EMG信号采集；步骤22是对混有干扰(主要是心电干扰)的膈肌EMG信号进行通频带为60～450Hz的带通滤波，得到消除干扰后的膈肌EMG信号；步骤23对滤波后信号按公式：

$y_i=1/N{\left(\underset{j=i-N+1}{\overset{i}{\mathrm{\Σ}}}{x_j}^2\right)}^{1/2}$

求均方根值RMS(Root Mean Square)，可以提取其包络；式中x_j是膈肌EMG原始信号经滤波的输出，N是求取RMS的窗口宽度，y_i是该段信号的RMS值。RMS窗口只需右移一个值，执行同样的计算，即可求得下一个RMS值y_i+1，最后得到EMG信号包络曲线；步骤24对包络曲线每50ms内数据采用线性拟合的方法求斜率S，并求出包络曲线50ms内的均值M；步骤25是设定的一个斜率临界值为C和设定一个基线阈值为T，斜率临界值C约为0.00050，基线阈值为T约为0.07，不同病人的C和T值需根据基线和斜率的情况进行相应的调整；找出吸气起始点，具体的方法是：步骤251，判断连续超过250ms数据的线性拟合的结果是否满足S＜C和M＜T，若不满足，则重新判断；步骤252，若满足251，则判断下一次线性拟合的结果是否满足S＞C或C＞S＞C/2和M＞T，若不满足，则重新判断；步骤253，若满足步骤252，则判断下一次线性拟合的结果是否满足M＞T，若不满足，则返回252重新判断；步骤254，若满足253，则判断下一次线性拟合的结果是否满足M＞T，若不满足，则返回252重新判断；步骤255，若满足254，则判断下一次线性拟合的结果是否满足均值M＞上一次求的均值M或S＞O，若满足，则进入步骤257产生触发信号；步骤256，若不满足步骤255，则判断下一次线性拟合的结果是否满足M＞T，若满足，则进入步骤257产生触发信号；若不满足，则返回252重新判断。

Claims (3)

1.一种利用食道电极膈肌肌电图触发呼吸机送气的方法，其特征是包括下述步骤：

(1)采集膈肌EMG信号；

(2)对混有干扰的膈肌EMG信号进行带通滤波得到膈肌EMG信号；

(3)对滤波后信号求均方根值RMS，提取其包络；

(4)对包络曲线每50ms内数据采用线性拟合的方法求斜率S，并求出包络曲线50ms内的均值M；

(5)设定的一个斜率临界值为C和设定一个基线阈值为T；(a)判断连续超过250ms数据的线性拟合的结果是否满足S＜C和M＜T，若不满足，则重新判断；(b)若满足(a)，则判断下一次线性拟合的结果是否满足S＞C或C＞S＞C/2和M＞T，若不满足，则重新判断；(c)若满足(b)，则判断下两次线性拟合的结果是否满足M＞T，若不满足，则返回(b)重新判断；(d)若满足(c)，则判断下一一次线性拟合的结果是否满足均值M＞上一次求的均值M或S＞0，若满足，则产生触发信号；(e)若不满足，则判断下一次线性拟合的结果是否满足M＞T，若满足，则产生触发信号；若不满足，则返回(b)重新判断。

2.根据权利要求1所述的利用食道电极膈肌肌电图触发呼吸机送气的方法，其特征是：步骤(2)的通频带是60～450Hz。

3.根据权利要求1所述的利用食道电极膈肌肌电图触发呼吸机送气的方法，其特征是：求RMS的公式为：

$y_i=1/N{\left(\underset{j=i-N+1}{\overset{i}{\mathrm{\Σ}}}{x_j}^2\right)}^{1/2}$

式中x_j是膈肌EMG原始信号经滤波的输出，N是求取RMS的窗口宽度，y_i是该段信号的RMS值。

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