本實用新型涉及醫(yī)療器械領(lǐng)域，尤其涉及一種電刺激輔助呼吸的裝置。

背景技術(shù)：

隨著電子技術(shù)的發(fā)展，功能性電刺激技術(shù)因其可以代替或矯正肢體和器官已喪失的功能而得到廣泛的應(yīng)用。作為現(xiàn)在最常用的呼吸治療電刺激裝置之一，體外膈肌起搏器通過電刺激引起膈肌收縮，從而增加吸氣潮氣量，增強膈肌的運動強度。另一方面，通過腹肌電刺激鍛煉呼氣肌，以訓(xùn)練恢復(fù)患者自主呼吸能力的方式，也成為了呼吸治療的新思路。然而，雖然膈肌和腹肌的協(xié)同電刺激無疑更有利于患者自主呼吸能力的恢復(fù)，但目前仍鮮有應(yīng)用這一思路的產(chǎn)品出現(xiàn)。其在實現(xiàn)上的關(guān)鍵和難點在于，膈肌和腹肌的電刺激必須相互協(xié)調(diào)，而且還需要與患者的呼吸保持同步。因此，如何實現(xiàn)協(xié)調(diào)膈肌與腹肌之間的電刺激，以達到與使用者呼吸同步的效果，成為了本領(lǐng)域中亟待解決的技術(shù)問題。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

(一)要解決的技術(shù)問題

本實用新型提供一種電刺激輔助呼吸的裝置，其可以實現(xiàn)協(xié)調(diào)膈肌與腹肌之間的電刺激，以達到與使用者呼吸同步的效果。

(二)技術(shù)方案

為了達到上述目的，本實用新型采用的主要技術(shù)方案包括：

本實用新型提供了一種電刺激輔助呼吸的裝置，包括：

獲取模塊，用于獲取目標(biāo)呼吸過程的時間參量；

輸出模塊，用于根據(jù)所述獲取模塊得到的目標(biāo)呼吸過程的時間參量，在吸氣所對應(yīng)的時間段內(nèi)向膈肌刺激電極輸出膈神經(jīng)刺激信號，在呼氣所對應(yīng)的時間段內(nèi)向腹肌刺激電極輸出腹肌刺激信號。

本實用新型一個實施例的電刺激輔助呼吸的裝置，其中，所述獲取模塊具體包括：

接收單元，用于在呼吸同步端口處持續(xù)接收指令消息；

確定單元，用于根據(jù)每一所述指令消息所包含的吸氣開始標(biāo)識、吸氣結(jié)束標(biāo)識、呼氣開始標(biāo)識或呼氣結(jié)束標(biāo)識，以及每一所述指令消息的接收時間，確定所述目標(biāo)呼吸過程的時間參量。

本實用新型一個實施例的電刺激輔助呼吸的裝置，其中，所述獲取模塊還包括：

獲取單元，用于從預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)中獲取無法通過接收指令消息而得到的所述目標(biāo)呼吸過程的時間參量。

本實用新型一個實施例的電刺激輔助呼吸的裝置，其中，所述輸出模塊包括數(shù)字信號控制下的電流源電路；所述膈神經(jīng)刺激信號和/或所述腹肌刺激信號由所述數(shù)字信號控制下的電流源電路生成。

本實用新型一個實施例的電刺激輔助呼吸的裝置，其中，還包括：

檢測模塊，用于檢測所述膈神經(jīng)刺激信號和/或所述腹肌刺激信號的輸出電流的大小，以在電流大小低于預(yù)設(shè)值時生成電極脫落指示信號。

(三)有益效果

本實用新型基于對目標(biāo)呼吸過程的時間參量的獲取，按照所預(yù)計的目標(biāo)呼吸過程來分別施加膈肌和腹肌的電刺激，從而使膈肌的電刺激與腹肌的電刺激相互協(xié)調(diào)。在目標(biāo)呼吸過程與實際呼吸過程足夠匹配的情況下，本實用新型可以實現(xiàn)與使用者呼吸過程高度同步的輔助呼吸電刺激，不僅更有利于提高使用者的自主呼吸能力和咳嗽能力，還有利于增加使用者的舒適感。

附圖說明

圖1為本實用新型一個實施例中一種電刺激輔助呼吸的方法的步驟流程示意圖；

圖2為本實用新型一個實施例中一種獲取目標(biāo)呼吸過程的時間參量的步驟流程示意圖；

圖3為本實用新型一個實施例中一種電刺激輔助呼吸的裝置的結(jié)構(gòu)框圖；

圖4為本實用新型一個實施例中一種電刺激輔助呼吸的裝置的具體結(jié)構(gòu)框圖。

具體實施方式

為了更好的解釋本實用新型，以便于理解，下面結(jié)合附圖，通過具體實施方式，對本實用新型作詳細描述。

圖1為本實用新型一個實施例中一種電刺激輔助呼吸的方法的步驟流程示意圖。參見圖1，本實用新型實施例的電刺激輔助呼吸的方法包括：

步驟101：獲取目標(biāo)呼吸過程的時間參量；

步驟102：根據(jù)所述目標(biāo)呼吸過程的時間參量，在吸氣所對應(yīng)的時間段內(nèi)向膈肌刺激電極輸出膈神經(jīng)刺激信號，在呼氣所對應(yīng)的時間段內(nèi)向腹肌刺激電極輸出腹肌刺激信號。

需要說明的是，圖1中雖以步驟101在步驟102之前的實施方式作為示例，但在本實用新型的其他實施方式中步驟101與步驟102之間可以不存在明確的先后順序。

需要說明的是，本實用新型實施例的電刺激輔助呼吸的方法可以應(yīng)用至任意一種具有輔助呼吸功能的醫(yī)療器械中，例如呼吸機、體外起搏器、呼吸康復(fù)治療儀等等。

可理解的是，作為一種在吸氣所對應(yīng)的時間段內(nèi)向膈肌刺激電極輸出膈神經(jīng)刺激信號的作用效果示例，使用者的膈肌可以在膈肌刺激電極的膈神經(jīng)刺激信號的刺激下收縮，從而增加使用者的吸氣潮氣量。作為一種在呼氣所對應(yīng)的時間段內(nèi)向腹肌刺激電極輸出腹肌刺激信號的作用效果示例，使用者的腹肌可以在腹肌刺激電極的腹肌刺激信號下收縮，從而增大呼氣峰流速或咳嗽峰流速。

可以看出，本實用新型實施例的方法基于對目標(biāo)呼吸過程的時間參量的獲取，按照所預(yù)計的目標(biāo)呼吸過程來分別施加膈肌和腹肌的電刺激，從而使膈肌的電刺激與腹肌的電刺激相互協(xié)調(diào)。在目標(biāo)呼吸過程與實際呼吸過程足夠匹配的情況下，本實用新型實施例的方法可以實現(xiàn)與使用者呼吸過程高度同步的輔助呼吸電刺激，不僅更有利于提高使用者的自主呼吸能力和咳嗽能力，還有利于增加使用者的舒適感。

在上述步驟101中可以理解的是，為了進行電刺激輔助呼吸，需要使電刺激與實際呼吸過程相互同步。因此為了確定電刺激信號的時序，需要在施加電刺激之前由預(yù)想的目標(biāo)呼吸過程確定出其時間參量(即目標(biāo)呼吸過程的時間參量具體指為確定電刺激信號的時序的參量)。具體來說，任意時刻所獲取的目標(biāo)呼吸過程的時間參量可以包含第一次吸氣開始時刻、第一次呼氣開始時刻、下一次吸氣開始時刻、下一次呼氣開始時刻、本次吸氣結(jié)束時刻、本次呼氣結(jié)束時刻，以及目標(biāo)呼吸過程呈周期變化時的呼吸周期、呼吸頻率、吸氣時間、吸氣末暫停時間、呼氣時間的任意一項或多項，本領(lǐng)域技術(shù)人員可以根據(jù)實際需要選取(存在換算關(guān)系的參量無需全部包含)。而作為一種最低要求的選取示例，在沒有輸出膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的時刻，所獲取的時間參量應(yīng)至少足以確定下一個輸出的膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的開始時刻；而在正在輸出膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的時刻，所獲取的時間參量應(yīng)至少足以確定當(dāng)前所輸出的膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的結(jié)束時刻。

還可以理解的是，在任意時刻獲取得到所需要的目標(biāo)呼吸過程的時間參量之后，就至少可以確定所要輸出的膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的開始時刻，或者正在輸出的膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的結(jié)束時刻，從而本實用新型實施例的方法可以在總體上按照所配置的方式配合實際呼吸過程施加電刺激。當(dāng)然，目標(biāo)呼吸過程的時間參量可以來自于預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)，也可以來自于由實際呼吸過程而采集得到的電信號。

作為一種目標(biāo)呼吸過程的時間參量可以來自于預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)的具體示例，上述步驟101可以具體包括下述過程：將目標(biāo)呼吸過程按照周期性的呼吸過程預(yù)先配置，獲取其時間參數(shù)，具體包含：吸氣時間(0.5s～5s)、吸氣末暫停時間(0s～2s)、呼氣時間(0.5s～5s)、呼吸頻率(2～25次/分鐘)、電刺激時間(1～30分鐘)以及開始時刻(由用戶按鍵動作確定)。從而，上述步驟102具體包括下述過程：在開始時刻，向膈肌刺激電極輸出膈神經(jīng)刺激信號(電流信號)，其具體參數(shù)可在電流強度0～100mA、脈沖頻率20～100Hz、脈沖寬度100～500us的范圍內(nèi)預(yù)先配置。開始時刻經(jīng)過一個吸氣時間(0.5s～5s)的時間長度后，停止向膈肌刺激電極輸出膈神經(jīng)刺激信號。再經(jīng)過一個吸氣末暫停時間(0s～2s)的時間長度之后，開始向腹肌刺激電極輸出腹肌刺激信號，并持續(xù)一個呼氣時間(0.5s～5s)的時間長度后停止。此后，再經(jīng)過一個呼氣末暫停時間(由呼吸頻率、吸氣時間、吸氣末暫停時間、呼氣時間決定)后，開始下一個呼吸周期中向膈肌刺激電極輸出膈神經(jīng)刺激信號的過程，依次類推，直至達到電刺激時間(1～30分鐘)的時間長度后結(jié)束?？梢钥闯?，基于預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)，本例的方法可以實現(xiàn)用戶配置下的電刺激呼吸輔助，即用戶通過操作界面等方式輸入配置數(shù)據(jù)，并使用該配置數(shù)據(jù)來進行電刺激呼吸輔助的過程。

而作為目標(biāo)呼吸過程的時間參量來自于由實際呼吸過程而采集得到的電信號的一種示例，圖2示出了其獲取目標(biāo)呼吸過程的時間參量的具體步驟流程。參見圖2，本例中上述步驟101：獲取目標(biāo)呼吸過程的時間參量，具體包括：

步驟101a：在呼吸同步端口處持續(xù)接收指令消息；

步驟101b：根據(jù)每一所述指令消息所包含的吸氣開始標(biāo)識、吸氣結(jié)束標(biāo)識、呼氣開始標(biāo)識或呼氣結(jié)束標(biāo)識，以及每一所述指令消息的接收時間，確定所述目標(biāo)呼吸過程的時間參量。

可以理解的是，上述指令消息可由外部設(shè)備生成，例如可以由頭戴式呼吸探測器通過檢測佩帶者的呼吸狀況而生成，并通過數(shù)據(jù)連線傳輸至上述呼吸同步端口。作為一種示例，上述指令消息可以具體為4字節(jié)的數(shù)據(jù)，頭字節(jié)的8位數(shù)據(jù)中前4位容納上述吸氣開始標(biāo)識(0b1100)、吸氣結(jié)束標(biāo)識(0b0011)、呼氣開始標(biāo)識(0b1010)或呼氣結(jié)束標(biāo)識(0b0101)，第5、6位用來表示指令消息的長度(比如0b11表示頭字節(jié)后還有3個字節(jié))，第7位留空，第8位作為奇偶校驗位。

由此，上述步驟101a、步驟101b和步驟102形成呼吸同步端口控制下的電刺激輔助呼吸過程，具體包括：當(dāng)呼吸同步端口處接收到的指令消息包含吸氣開始標(biāo)識時，將該指令消息的接收時間確定為下一次吸氣開始時刻(即此時獲取的目標(biāo)呼吸過程的時間參量)，從而在該時刻開始輸出膈神經(jīng)刺激信號；當(dāng)呼吸同步端口處接收到的指令消息包含吸氣結(jié)束標(biāo)識時，將該指令消息的接收時間確定為本次吸氣結(jié)束時刻(即此時獲取的目標(biāo)呼吸過程的時間參量)，從而在該時刻停止輸出膈神經(jīng)刺激信號；當(dāng)呼吸同步端口處接收到的指令消息包含呼氣開始標(biāo)識時，將該指令消息的接收時間確定為下一次呼氣開始時刻(即此時獲取的目標(biāo)呼吸過程的時間參量)，從而在該時刻開始輸出腹肌刺激信號；當(dāng)呼吸同步端口處接收到的指令消息包含呼氣結(jié)束標(biāo)識時，將該指令消息的接收時間確定為本次呼氣結(jié)束時刻(即此時獲取的目標(biāo)呼吸過程的時間參量)，從而在該時刻停止輸出腹肌刺激信號。通過上述說明可以理解的是，上述步驟101a、步驟101b和步驟102在執(zhí)行順序上沒有按照嚴格的時間先后順序。

可以看出，基于上述步驟101a和步驟101b，本例的方法可以配合呼吸檢測裝置實現(xiàn)與實際呼吸過程的同步化，或者配合外部控制器實現(xiàn)電刺激呼吸輔助的外部控制，從而可以給使用者提供更豐富的功能模式，并可以配合其他裝置實現(xiàn)高度的可拓展性，優(yōu)化用戶體驗。

進一步地，在本例方法的基礎(chǔ)之上，可使上述步驟101：獲取目標(biāo)呼吸過程的時間參量，還包括未在圖2中示出的步驟：

步驟101c：對于無法通過接收指令消息而得到的所述目標(biāo)呼吸過程的時間參量，從預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)中進行獲取。

基于上述步驟101c，本例的方法可以緩解數(shù)據(jù)缺失或數(shù)據(jù)錯誤所造成的輸出異常。舉例來說，在上述呼吸同步端口處接收到的指令消息包含吸氣開始標(biāo)識時，雖然可以直接通過獲取下一次吸氣開始時刻來輸出膈神經(jīng)刺激信號，但是該膈神經(jīng)刺激信號的持續(xù)時間所對應(yīng)的吸氣時間卻是缺失的時間參量。在步驟101c中，可以依照預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)中獲取得到吸氣時間(0.5s～5s)，從而保證該膈神經(jīng)刺激信號不會持續(xù)時間過長而出現(xiàn)異常。

而且，基于上述步驟101c，本例的方法可以在呼吸同步端口失效或異常時自動以目標(biāo)呼吸過程的時間參量來自于預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)的方式來進行電刺激呼吸輔助，從而將兩種工作模式結(jié)合起來，有助于可靠性和用戶體驗的提升。

另一方面，現(xiàn)有技術(shù)中的體外膈肌起搏器通常采用包含變壓器的電壓型電路實現(xiàn)，使得產(chǎn)品整體體積較大。為克服這一缺陷，上述任意一種電刺激輔助呼吸的方法中，膈神經(jīng)刺激信號和/或腹肌刺激信號可由數(shù)字信號控制下的電流源電路生成?；诖?，數(shù)字信號的處理電路以及電流源電路均可以采用集成芯片和/或電路板的方式以較小的體積實現(xiàn)，因而有助于減小產(chǎn)品體積，降低制作成本。

此外，在上述任意一種電刺激輔助呼吸的方法的基礎(chǔ)上，方法可以還包括未在附圖中示出的下述步驟：

步驟103：檢測所述膈神經(jīng)刺激信號和/或所述腹肌刺激信號的輸出電流的大小，以在電流大小低于預(yù)設(shè)值時生成電極脫落指示信號。

基于此，本例的方法利用人體電阻遠小于空氣電阻的原理對輸出電路的大小進行檢測(即電極脫落時，正負極間的電阻主要來自于空氣，因而電流大小存在上限，依此可以預(yù)先確定上述預(yù)設(shè)值)，并依此實現(xiàn)對電極脫落情況的有效檢出，進而可以對電極脫落進行相應(yīng)動作，有助于可靠性和用戶體驗的提升。舉例來說，電極脫落指示信號可以連接至電極脫落指示燈，以提示用戶電極異常；而且，電極脫落指示信號可以連接至主控制器，以停止電刺激信號的輸出。

基于同樣的發(fā)明構(gòu)思，圖3是本實用新型一個實施例中一種電刺激輔助呼吸的裝置的結(jié)構(gòu)框圖。參見圖3，該裝置包括：

獲取模塊31，用于獲取目標(biāo)呼吸過程的時間參量；

輸出模塊32，用于根據(jù)所述獲取模塊31得到的目標(biāo)呼吸過程的時間參量，在吸氣所對應(yīng)的時間段內(nèi)向膈肌刺激電極輸出膈神經(jīng)刺激信號，在呼氣所對應(yīng)的時間段內(nèi)向腹肌刺激電極輸出腹肌刺激信號。

需要說明的是，本實用新型實施例的電刺激輔助呼吸的裝置可以具體是任意一種具有輔助呼吸功能的醫(yī)療器械，例如呼吸機、體外起搏器、呼吸康復(fù)治療儀等等?？衫斫獾氖牵緦嵱眯滦蛯嵤├难b置各個部件可以以硬件實現(xiàn)，或者以在一個或者多個處理器上運行的軟件模塊實現(xiàn)，或者以它們的組合實現(xiàn)。本領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，可以在實踐中使用微處理器或者數(shù)字信號處理器(DSP)來實現(xiàn)根據(jù)本實用新型實施例的一種電刺激輔助呼吸的裝置中的一些或者全部部件的一些或者全部功能。本實用新型可以實現(xiàn)為用于執(zhí)行這里所描述的一部分或者全部的設(shè)備或者裝置程序(例如，計算機程序和計算機程序產(chǎn)品)。這樣的實現(xiàn)本實用新型的程序可以存儲在計算機可讀介質(zhì)上，或者可以具有一個或者多個信號的形式。這樣的信號可以從因特網(wǎng)網(wǎng)站上下載得到，或者在載體信號上提供，或者以任何其他形式提供。

可理解的是，作為一種在吸氣所對應(yīng)的時間段內(nèi)向膈肌刺激電極輸出膈神經(jīng)刺激信號的作用效果示例，使用者的膈肌可以在膈肌刺激電極的膈神經(jīng)刺激信號的刺激下收縮，從而增加使用者的吸氣潮氣量。作為一種在呼氣所對應(yīng)的時間段內(nèi)向腹肌刺激電極輸出腹肌刺激信號的作用效果示例，使用者的腹肌可以在腹肌刺激電極的腹肌刺激信號下收縮，從而增大呼氣峰流速或咳嗽峰流速。

可以看出，本實用新型實施例的裝置基于對目標(biāo)呼吸過程的時間參量的獲取，按照所預(yù)計的目標(biāo)呼吸過程來分別施加膈肌和腹肌的電刺激，從而使膈肌的電刺激與腹肌的電刺激相互協(xié)調(diào)。在目標(biāo)呼吸過程與實際呼吸過程足夠匹配的情況下，本實用新型實施例的裝置可以實現(xiàn)與使用者呼吸過程高度同步的輔助呼吸電刺激，不僅更有利于提高使用者的自主呼吸能力和咳嗽能力，還有利于增加使用者的舒適感。

在上述獲取模塊31的功能中可以理解的是，為了進行電刺激輔助呼吸，需要使電刺激與實際呼吸過程相互同步。因此為了確定電刺激信號的時序，需要在施加電刺激之前由預(yù)想的目標(biāo)呼吸過程確定出其時間參量(即目標(biāo)呼吸過程的時間參量具體指為確定電刺激信號的時序的參量)。具體來說，任意時刻所獲取的目標(biāo)呼吸過程的時間參量可以包含第一次吸氣開始時刻、第一次呼氣開始時刻、下一次吸氣開始時刻、下一次呼氣開始時刻、本次吸氣結(jié)束時刻、本次呼氣結(jié)束時刻，以及目標(biāo)呼吸過程呈周期變化時的呼吸周期、呼吸頻率、吸氣時間、吸氣末暫停時間、呼氣時間中的任意一項或多項，本領(lǐng)域技術(shù)人員可以根據(jù)實際需要選取(存在換算關(guān)系的參量無需全部包含)。而作為一種最低要求的選取示例，在沒有輸出膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的時刻，所獲取的時間參量應(yīng)至少足以確定下一個輸出的膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的開始時刻；而在正在輸出膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的時刻，所獲取的時間參量應(yīng)至少足以確定當(dāng)前所輸出的膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的結(jié)束時刻。

還可以理解的是，在任意時刻獲取得到所需要的目標(biāo)呼吸過程的時間參量之后，就至少可以確定所要輸出的膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的開始時刻，或者正在輸出的膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號的結(jié)束時刻，從而本實用新型實施例的裝置可以在總體上按照所配置的方式配合實際呼吸過程施加電刺激。當(dāng)然，目標(biāo)呼吸過程的時間參量可以來自于預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)，也可以來自于由實際呼吸過程而采集得到的電信號。

作為一種目標(biāo)呼吸過程的時間參量可以來自于預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)的具體示例，上述獲取模塊31的工作流程可以具體包括：將目標(biāo)呼吸過程按照周期性的呼吸過程預(yù)先配置，獲取其時間參數(shù)，具體包含：吸氣時間(0.5s～5s)、吸氣末暫停時間(0s～2s)、呼氣時間(0.5s～5s)、呼吸頻率(2～25次/分鐘)、電刺激時間(1～30分鐘)以及開始時刻(由用戶按鍵動作確定)。從而，上述輸出模塊32的具體工作流程包括下述過程：在開始時刻，向膈肌刺激電極輸出膈神經(jīng)刺激信號(電流信號)，其具體參數(shù)可在電流強度0～100mA、脈沖頻率20～100Hz、脈沖寬度100～500us的范圍內(nèi)預(yù)先配置。開始時刻經(jīng)過一個吸氣時間(0.5s～5s)的時間長度后，停止向膈肌刺激電極輸出膈神經(jīng)刺激信號。再經(jīng)過一個吸氣末暫停時間(0s～2s)的時間長度之后，開始向腹肌刺激電極輸出腹肌刺激信號，并持續(xù)一個呼氣時間(0.5s～5s)的時間長度后停止。此后，再經(jīng)過一個呼氣末暫停時間(由呼吸頻率、吸氣時間、吸氣末暫停時間、呼氣時間決定)后，開始下一個呼吸周期中向膈肌刺激電極輸出膈神經(jīng)刺激信號的過程，依次類推，直至達到電刺激時間(1～30分鐘)的時間長度后結(jié)束?？梢钥闯?，基于預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)，本例的裝置可以實現(xiàn)用戶配置下的電刺激呼吸輔助，即用戶通過操作界面等方式輸入配置數(shù)據(jù)，并使用該配置數(shù)據(jù)來進行電刺激呼吸輔助的過程。

而作為目標(biāo)呼吸過程的時間參量來自于由實際呼吸過程而采集得到的電信號的一種示例，上述獲取模塊31具體包括：

接收單元，用于在呼吸同步端口處持續(xù)接收指令消息；

確定單元，用于根據(jù)每一所述指令消息所包含的吸氣開始標(biāo)識、吸氣結(jié)束標(biāo)識、呼氣開始標(biāo)識或呼氣結(jié)束標(biāo)識，以及每一所述指令消息的接收時間，確定所述目標(biāo)呼吸過程的時間參量。

可以理解的是，上述指令消息可由外部設(shè)備生成，例如可以由頭戴式呼吸探測器通過檢測佩帶者的呼吸狀況而生成，并通過數(shù)據(jù)連線傳輸至上述呼吸同步端口。作為一種示例，上述指令消息可以具體為4字節(jié)的數(shù)據(jù)，頭字節(jié)的8位數(shù)據(jù)中前4位容納上述吸氣開始標(biāo)識(0b1100)、吸氣結(jié)束標(biāo)識(0b0011)、呼氣開始標(biāo)識(0b1010)或呼氣結(jié)束標(biāo)識(0b0101)，第5、6位用來表示指令消息的長度(比如0b11表示頭字節(jié)后還有3個字節(jié))，第7位留空，第8位作為奇偶校驗位。

由此，上述接收單元、確定單元和輸出單元32共同實現(xiàn)呼吸同步端口控制下的電刺激輔助呼吸，具體過程包括：當(dāng)呼吸同步端口處接收到的指令消息包含吸氣開始標(biāo)識時，將該指令消息的接收時間確定為下一次吸氣開始時刻(即此時獲取的目標(biāo)呼吸過程的時間參量)，從而在該時刻開始輸出膈神經(jīng)刺激信號；當(dāng)呼吸同步端口處接收到的指令消息包含吸氣結(jié)束標(biāo)識時，將該指令消息的接收時間確定為本次吸氣結(jié)束時刻(即此時獲取的目標(biāo)呼吸過程的時間參量)，從而在該時刻停止輸出膈神經(jīng)刺激信號；當(dāng)呼吸同步端口處接收到的指令消息包含呼氣開始標(biāo)識時，將該指令消息的接收時間確定為下一次呼氣開始時刻(即此時獲取的目標(biāo)呼吸過程的時間參量)，從而在該時刻開始輸出腹肌刺激信號；當(dāng)呼吸同步端口處接收到的指令消息包含呼氣結(jié)束標(biāo)識時，將該指令消息的接收時間確定為本次呼氣結(jié)束時刻(即此時獲取的目標(biāo)呼吸過程的時間參量)，從而在該時刻停止輸出腹肌刺激信號。

可以看出，基于上述接收單元和確定單元，本例的裝置可以配合呼吸檢測裝置實現(xiàn)與實際呼吸過程的同步化，或者配合外部控制器實現(xiàn)電刺激呼吸輔助的外部控制，從而可以給使用者提供更豐富的功能模式，并可以配合其他裝置實現(xiàn)高度的可拓展性，優(yōu)化用戶體驗。

在本例的裝置的基礎(chǔ)之上，上述獲取模塊31可以還包括：

獲取單元，用于從預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)中獲取無法通過接收指令消息而得到的所述目標(biāo)呼吸過程的時間參量。

基于上述獲取單元，本例的裝置可以緩解數(shù)據(jù)缺失或數(shù)據(jù)錯誤所造成的輸出異常。舉例來說，在上述呼吸同步端口處接收到的指令消息包含膈肌刺激開始標(biāo)識時，雖然可以直接通過獲取下一次吸氣開始時刻來輸出膈神經(jīng)刺激信號，但是該膈神經(jīng)刺激信號的持續(xù)時間所對應(yīng)的吸氣時間卻是缺失的時間參量。在步驟101c中，可以依照預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)中獲取得到吸氣時間(0.5s～5s)，從而保證該膈神經(jīng)刺激信號不會持續(xù)時間過長而出現(xiàn)異常。

而且，基于上述獲取單元，本例的裝置可以在呼吸同步端口失效或異常時自動以目標(biāo)呼吸過程的時間參量來自于預(yù)先存儲的配置數(shù)據(jù)的方式來進行電刺激呼吸輔助，從而將兩種工作模式結(jié)合起來，有助于可靠性和用戶體驗的提升。

另一方面，現(xiàn)有技術(shù)中的體外膈肌起搏器通常采用包含變壓器的電壓型電路實現(xiàn)，使得產(chǎn)品整體體積較大。為克服這一缺陷，上述任意一種電刺激輔助呼吸的裝置中，輸出模塊32可包括數(shù)字信號控制下的電流源電路；而膈神經(jīng)刺激信號和/或腹肌刺激信號由所述數(shù)字信號控制下的電流源電路生成?；诖?，數(shù)字信號的處理電路以及電流源電路均可以采用集成芯片和/或電路板的方式以較小的體積實現(xiàn)，因而有助于減小產(chǎn)品體積，降低制作成本。

此外，在上述任意一種電刺激輔助呼吸的裝置的基礎(chǔ)上，可以還包括未在附圖中示出的下述結(jié)構(gòu)：

檢測模塊33，用于檢測所述膈神經(jīng)刺激信號和/或所述腹肌刺激信號的輸出電流的大小，以在電流大小低于預(yù)設(shè)值時生成電極脫落指示信號。

基于此，本例的裝置利用人體電阻遠小于空氣電阻的原理對輸出電路的大小進行檢測(即電極脫落時，正負極間的電阻主要來自于空氣，因而電流大小存在上限，依此可以預(yù)先確定上述預(yù)設(shè)值)，并依此實現(xiàn)對電極脫落情況的有效檢出，進而可以對電極脫落進行相應(yīng)動作，有助于可靠性和用戶體驗的提升。舉例來說，電極脫落指示信號可以連接至電極脫落指示燈，以提示用戶電極異常；而且，電極脫落指示信號可以連接至主控制器，以停止電刺激信號的輸出。

作為一種更具體的示例，圖4為本實用新型一個實施例中一種電刺激輔助呼吸的裝置的具體結(jié)構(gòu)框圖。參見圖4，本例裝置具體包括主控模塊、用戶操控模塊、鋰電池、電池充電模塊、DC電源接口、電流源、高壓電源模塊、DC-DC模塊、波形輸出模塊、電極貼片、上述檢測模塊和上述呼吸同步接口。由此，本例的裝置既可以通過外接直流電源供電，也可以通過內(nèi)部鋰電池供電。具體地，DC電源接口可以外接電源適配器，從而將電能傳輸至電池充電模塊、高壓電源模塊及DC-DC模塊。其中，上述主控模塊主要由處理器形成，用以實現(xiàn)上述電刺激輔助呼吸功能中所有的邏輯運算和邏輯處理。當(dāng)主控模塊確定所要輸出的電刺激信號后，即將相應(yīng)的控制信號發(fā)送至電流源和波形輸出模塊，以形成相應(yīng)的膈神經(jīng)刺激信號或腹肌刺激信號，由電極貼片輸出。上述檢測模塊直接與主控模塊相連，以實現(xiàn)上述電極脫落指示信號的生成；上述呼吸同步接口也與主控模塊相連，以基于串口通信的方式實現(xiàn)上述指令消息的接收。此外，用戶操控模塊與主控模塊相連，主要作為用戶輸入輸出設(shè)備來與用戶交互，并將用戶輸入的信息通過主控模塊寫入內(nèi)部存儲當(dāng)中。

綜上所述，本實用新型的電刺激輔助呼吸的方法及裝置，基于對目標(biāo)呼吸過程的時間參量的獲取，按照所預(yù)計的目標(biāo)呼吸過程來分別施加膈肌和腹肌的電刺激，從而使膈肌的電刺激與腹肌的電刺激相互協(xié)調(diào)。在目標(biāo)呼吸過程與實際呼吸過程足夠匹配的情況下，本實用新型可以實現(xiàn)與使用者呼吸過程高度同步的輔助呼吸電刺激，不僅更有利于提高使用者的自主呼吸能力和咳嗽能力，還有利于增加使用者的舒適感。