УСТРОЙСТВО И СПОСОБ ДЛЯ ОПРЕДЕЛЕНИЯ И/ИЛИ МОНИТОРИНГА ДЫХАТЕЛЬНОГО УСИЛИЯ СУБЪЕКТА

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ

Настоящее изобретение относится к устройству и способу для определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта. Настоящее изобретение также относится к электромиографической накладке. В частности, настоящее изобретение относится к измерению активности дыхательной мускулатуры для определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта на основании постурального сигнала субъекта, дыхательного сигнала субъекта и электромиографического сигнала субъекта для повышения надежности измерений дыхательного усилия с помощью электромиографии (ЭМГ).

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

При оценке и мониторинге ряда заболеваний, в том числе хронической обструктивной болезни легких (ХОБЛ) и астме важно определять дыхательное усилие. Дыхательное усилие может быть измерено посредством ряда устройств, в том числе с использованием электромиографии.

Результат оценки активности дыхательной мускулатуры пациентов, страдающих, например, ХОБЛ или другими респираторными заболеваниями, может быть использован для вычисления интенсивности, временного режима и продолжительности дыхательного усилия пациента в качестве показателя, характеризующего баланс между нагрузкой на дыхательную мускулатуру и работоспособностью дыхательной мускулатуры. Известно, что ЭМГ-активность облигатной мускулатуры на вдохе связана с нервной активностью дыхательного центра. У пациентов с ХОБЛ в период усиления гиперинфляции легких, наблюдаемой при острых приступах, изменяется балланс между нагрузкой на дыхательную мускулатуру и ее работоспособностью, что отражается на нервной активности дыхательного центра (пониженная работоспособность и/или повышенная нагрузка приводят к повышению нервной активности дыхательного центра).

ЭМГ дыхательной мускулатуры может быть использована в качестве показателя каждодневного ухудшения или улучшения состояния пациента с ХОБЛ при осуществлении множественных измерений в течение нескольких дней, а также в качестве прогностического фактора в отношении повторной госпитализации после выписки.

В публикации заявки на патент US 2013/0310699 A1 раскрыт способ мониторинга пациента, включающий измерение нервной активности дыхательного центра. ЭМГ анализируют в ходе спокойного дыхания, при этом для каждого вдоха оценивают максимальное значение сглаженной, или полученной с использованием среднеквадратического отклонения, ЭМГ-кривой.

В публикации заявки на патент US 2006/0282131 раскрыта система для обнаружения и управления дыханием. Система выполнена с возможностью мониторинга физиологических параметров для обнаружения факта наличия центрального респираторного заболевания. Система содержит имплантируемое медицинское устройство, по меньшей мере один вывод и по меньшей мере один датчик.

В публикации заявки на патент US 2013/0116520 раскрыта полуодноразовая надеваемая электронная накладка для мониторинга биологических сигналов. Накладка может содержать акселерометр и усилитель, подходящий для работы с различными биопотенциальными сигналами, такими как ЭМГ-сигналы.

В публикации заявки на патент US 2014/0276167 раскрыта накладка, содержащая, например, микрофон и акселерометрический датчик для мониторинга дыхательного усилия при занятии спортом. На накладке могут быть размещены и другие датчики, такие как матрицы микроэлектродов, захватывающие электрические и нервные сигналы для обнаружения аномалий.

Основные практические проблемы в уровне техники заключаются в том, что результаты ЭМГ-измерений имеют низкую воспроизводимость. Результаты ЭМГ-измерений одного и того же человека, полученные в разные моменты времени, также могут быть подвержены влиянию отдельных отклонений, которые обусловлены различными источниками и которые могут исказить ЭМГ-параметры и привести к ошибочной клинической интерпретации.

РАСКРЫТИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Настоящее изобретение направлено на преодоление вышеуказанных недостатков известных устройств для определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта.

В частности, задача настоящего изобретения состоит в создании более простых, более точных и более эффективных устройства и способа для определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта. Еще одна задача настоящего изобретения состоит в создании простого в эксплуатации устройства для определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта. Еще одна задача настоящего изобретения заключается в создании устройства для определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта, которое не мешает субъекту. Еще одна задача настоящего изобретения заключается в создании устройства для определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта и соответствующего способа, индицирующих значения тренда дыхательного усилия в динамике.

Согласно первому аспекту настоящего изобретения, предложено устройство для определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта. Устройство содержит приемный блок для приема постурального сигнала субъекта, дыхательного сигнала субъекта и электромиографического сигнала субъекта, и обрабатывающий блок для определения электромиографического сигнала на основании принятого постурального сигнала и принятого дыхательного сигнала и для получения значения дыхательного усилия на основании определенного электромиографического сигнала.

Согласно другому аспекту настоящего изобретения, предложен способ определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта. Этот способ включает прием постурального сигнала субъекта, дыхательного сигнала субъекта и электромиографического сигнала субъекта, определение и/или мониторинг электромиографического сигнала на основании принятого постурального сигнала и принятого дыхательного сигнала и получение значения дыхательного усилия на основании определенного электромиографического сигнала.

Согласно другим аспектам настоящего изобретения, предложены компьютерная программа, содержащая средства программного кода, вызывающие выполнение компьютером или процессором этапов способа, раскрытого в настоящем документе, при исполнении компьютерной программы на компьютере или в процессоре, а также компьютерочитаемый носитель для длительного хранения данных, содержащий хранящийся на нем компьютерный программный продукт, который, при его исполнении процессором, вызывает выполнение способа, раскрытого в настоящем документе.

Предпочтительные примеры реализации изобретения охарактеризованы в зависимых пунктах формулы изобретения. Следует понимать, что заявленные способ, компьютерная программа и носитель данных имеют предпочтительные примеры реализации, схожие с заявленным устройством и/или идентичные ему и охарактеризованные в зависимых пунктах формулы изобретения.

Таким образом, настоящее устройство позволяет преодалеть вышеописанные недостатки путем одновременного использования постурального сигнала, дыхательного сигнала и ЭМГ-сигнала субъекта. ЭМГ-сигналы могут быть измерены путем использования известных ЭМГ-электродных накладок. Постуральный сигнал и дыхательный сигнал субъекта могут быть определены посредством, например, акселерометра.

Предпочтительно используют встроенный трехосевой акселерометр, находящийся внутри ЭМГ-электродной накладки. Такая конфигурация обеспечивает постуральный сигнал и дыхательный сигнал, соответствующий месту ЭМГ-электродной накладки. В частности, постуральный сигнал обеспечивает точные и воспроизводимые данные о положении субъекта многократно, например ежедневно. Такая конфигурация позволяет избежать случаев, в которых нахождение тела в различных положениях приводит к различному мышечному напряжению, и следовательно, к (не связанным с дыханием) отклонениям параметров ЭМГ-сигнала, что может исказить результаты клинической интерпретации. Кроме того, дыхательный сигнал может быть использован для установления различий между мышечной активностью на вдохе от мышечной активностью на выдохе. Вследствие того, что мышечная активность на вдохе имеет особую важность при оценке дыхательного усилия, дыхательный сигнал может быть использован для индикации конкретной фазы дыхательного цикла, такой как вдох.

Электромиографический сигнал определяют на основании правильного (принятого) постурального сигнала и правильного (принятого) дыхательного сигнала. Правильный постуральный сигнал и правильный дыхательный сигнал указывают на нахождение субъекта в правильном положении и на правильную временную точку или промежуток времени в дыхательном цикле для определения и/или мониторинга дыхательного усилия. В качестве дополнения или альтернативы правильный постуральный сигнал и правильный дыхательный сигнал при многократных измерениях могут указывать на тот факт, что субъект находится по существу в одном и том же положении и/или посуществу в одной и той же временной точке или одном и том же промежутке времени в дыхательном цикле. Значение дыхательного усилия может быть получено на основании определенного ЭМГ-сигнала. ЭМГ-сигнал предпочтительно измеряют или определяют независимо от постурального сигнала и дыхательного сигнала, данные о позе и дыхании субъекта затем используют для вычисления величины дыхательного усилия, т.е. ЭМГ-сигнал анализируют или интерпретируют с использованием постурального сигнала и дыхательного сигнала.

ЭМГ-сигнал также может быть нормализован для уменьшения вариабельности для одного субъекта или среди нескольких субъектов. Нормализация не только способствует обеспечению соответствия при различных параметрах текущих измерений (таких как различия в размещении электродов или качестве контакта между кожей и электродом, которые могут изменять амплитуду сигнала), но также способствует масштабированию сигнала для отдельных вариаций (например, при различиях в распределении подкожно-жировой клетчатки, которые также могут изменять амплитуду сигнала). Обычно ЭМГ нормализуют до максимального или субмаксимального значения усилия на известном уровне. Например, максимальное значение ЭМГ нормализуют до максимального действия на вдохе или до действия носового вдоха. Затем указанное значение выражают в виде процентного значения от максимального значения ЭМГ, полученного в ходе действия носового вдоха. Указанное значение называют нормализованным значением нервной активности дыхательного центра. При умножении указанного значения на скорость дыхания получают значение коэффициента нервной активности дыхательного центра. Результаты указанных измерений могут быть использованы в качестве показателей ухудшения или улучшения состояния субъекта. В другом варианте в отчет также включено значение логарифма отношения активности ЭМГ (logEMGAR): активность ЭМГ при пороговой нагрузке на вдохе (субмаксимальное усилие) нормализуют по исходному значению (при отсутствии нагрузки на вдохе), или активность ЭМГ при физической нагрузке нормализуют по активности ЭМГ при спокойном дыхании.

В другом варианте множество ЭМГ-сигналов могут быть приняты приемным блоком, и в ответ на принятый постуральный сигнал и на принятый дыхательный сигнал из множества ЭМГ-сигналов может быть выбран электромиографический сигнал. Таким образом, несколько электромиографических сигналов, полученных при неправильном положении субъкта и/или при неправильном дыхательном состоянии, отбрасывают, и получают лишь ЭМГ-сигнал, отражающий правильное положение субъекта и правильное дыхательное состояние. Соответственно, устройство может содержать приемный блок для приема постурального сигнала субъекта, дыхательного сигнала субъекта, и множества электромиографических сигналов субъекта, и обрабатывающий блок для определения электромиографического сигнала на основании принятого постурального сигнала и принятого дыхательного сигнала, и для получения значения дыхательного усилия на основании определенного электромиографического сигнала.

ЭМГ-сигналы могут быть измерены посредством, например, двух ЭМГ-электродов, предпочтительно расположенных во втором межреберном пространстве симметрично относительно грудины пациента. Кроме того, заземляющий электрод, расположенный в электрически нейтральном месте на теле (таком как кость), может быть использован для получения дифференциального сигнала между двумя ЭМГ-электродами. Предпочтительно, ЭМГ-сигналы получают от окологрудинных мышц во втором межреберном пространстве (т.е., справа и слева от срединной линии грудины). Однако, следует понимать, что электрод или электроды могут не быть расположены напротив окологрудинных мышц во втором межреберном пространстве, и могут также быть размещены в других местах тела субъекта, включая, например, диафрагму или лестничную мышцу. Два (при необходимости одноразовых) ЭМГ-электрода могут быть связаны с одной накладкой датчика, и предпочтительно прикреплены к ней. Значение дыхательного усилия может быть получено из значения электрического напряжения, измеряемого на обоих ЭМГ-электродах в ходе фазы вдоха. Было обнаружено, что использование одной накладки с двумя электродами или двух накладок с одним электродом в каждой накладке в вышеуказанном положении на груди субъекта обеспечивает надежное измерение для многократной текущей оценки дыхательного усилия. На напряжение, измеряемое ЭМГ-электродами, влияют не только глубина и частота дыхания (которые могут быть скорректированы с учетом дыхательного сигнала), но также и некоторая активность мускулатуры, не связанная с дыханием, такая как движение тела и положение тела субъекта в целом. Было обнаружено, что указанные проблемы могут быть решены путем применения акселерометра, размещенного внутри накладки ЭМГ-измерения, т.е. определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта на основании постурального сигнала, дыхательного сигнала, и электромиографического сигнала субъекта одновременно.

Вариабельность ЭМГ-сигнала, вызванную не связанными с мускулатурой факторами, предпочтительно уменьшают посредством по меньшей мере одного из i) использования одних и тех же электродов и усилителя при многократных измерениях (т.е., использования идентичных параметров формирования сигнала), ii) обеспечения постоянного качества контакта между кожей и электродом, и iii) размещения электродов в том же месте на коже при нескольких последовательных процедурах записи.

Следует понимать, что определение и/или мониторинг постурального сигнала и дыхательного сигнала может не требовать использования одного или нескольких акселерометров. В качестве дополнения или альтернативы постуральный сигнал и дыхательный сигнал могут быть оценены различным образом.

Постуральный сигнал и дыхательный сигнал субъекта также могут быть приняты, например, посредством видеокамеры. Видеокамера может определять и/или осуществлять мониторинг положения и дыхательного движения субъекта. Блок оценки, выполненный с возможностью определения правильного положения субъекта и правильной фазы и частоты дыхания, может также быть выполнен с возможностью передачи указанных значений на заявленное устройство. В другом варианте видеокамера может быть использована лишь для определения и/или мониторинга правильного положения субъекта, а частоту дыхания определяют и/или отслеживают другим образом, например, посредством электрокардиографии. Определение и/или мониторинг дыхательного сигнала могут также быть осуществлены посредством любых известных из уровня техники устройств, таких как дыхательная лента, носовая канюля с дифференциальным датчиком давления и т.д.

Способ может быть реализован путем размещения одной электродной накладки, содержащей два электрода, или двух электродных накладок, содержащих акселерометр, на теле субъекта, например на груди субъекта. Сначала может быть определено положение пациента. Соответственно, устройство может выдавать указание, заключающееся в том, что субъекту следует откинуться назад на определенный угол, такой как угол в 45 градусов, или следует сидеть в удобной для субъекта позе, в которой спина субъекта опирается на спинку стула. Например, в случае, если субъект сидит на удобном стуле, пользователь может расслабиться, при этом (при отсутствии значительных движений субъекта) может быть обеспечено определение или измерение ЭМГ-накладкой электрической активности исключительно окологрудинных мышц вдоха.

Для обеспечения надежного многократного определения дыхательного усилия в ходе многократных измерений, например ежедневных измерений, субъекту необходимо принимать по существу одну и ту же позу. Вышеуказанное справедливо и для надежного многократного измерения нервной активности дыхательного центра, которая может быть вычислена на основании принятого ЭМГ-сигнала, на основании которого может быть осуществлено прогнозирование ухудшения состояния субъекта. Вследствие того, что форма тела субъекта в течение нескольких дней не изменяется, а места прикрепления накладок-датчиков также идентичны при каждом ежедневном измерении, обеспечена возможность измерения посредством постурального сигнала (с использованием, например, акселерометра) степени сходства или идентичности позы в день текущего измерения и позы в предыдущий день или дни. В случае, если позы не сходны или не идентичны, пользователю посредством, например, графического пользовательского интерфейса (GUI) может быть сообщен факт необходимости изменения позы для принятия позы, (в достаточной степени) сходной с позами в предыдущий день или дни. Таким образом может быть определено, что многократные измерения нервной активности дыхательного центра осуществляют в одинаковой позе.

Постуральный сигнал субъекта включает определение положения субъекта относительно оси, направленной вертикально по отношению к поверхности земли. Соответственно, определяют наклон верхней половины тела, который может быть сравнен с надлежащей позой и углом, например, с полулежащим положением (изголовье постели поднято под углом, таким как 45 градусов) или сидячим положением, причем спина субъекта опирается на спинку стула. Предпочтительные значения угла находятся в пределах от примерно 40 до 60 градусов, например, от 40 до 50 градусов, от 41 до 49 градусов, от 42 до 48 градусов, от 43 до 47 градусов, и от 44 до 46 градусов. Предпочтительное значение угла составляет 45 градусов. Предпочтительно, постуральный сигнал субъекта определяют многократно, например, ежедневно, причем обеспечено принятие субъектом идентичной или сходной позы. Под «сходной позой» в настоящем описании понимают сходный угол, значение которого отлично от исходного значения угла на ±10% или меньше, предпочтительно ±8% или меньше, ±5% или меньше, ±4% или меньше, ±3% или меньше, ±2% или меньше, и наиболее предпочтительно ±1% или меньше. Очевидно, что поза субъекта может быть определена не только относительно окружающей среды, такой как поверхность земли, но также и относительно самого субъекта, путем прикрепления к субъекту двух или более датчиков.

Эти датчики могут быть выбраны из группы, состоящей из акселерометров, гироскопов и инерциальных измерительных блоков, но изобретение не ограничено указанными датчиками. Датчики прикрепляют к субъекту таким образом, что обеспечена возможность получения значения (например, вертикального) наклона субъекта, и соответственно, положения туловища субъекта. Например, могут быть использованы два акселерометра, один из которых прикреплен к туловищу субъекта, а другой прикреплен к голове субъекта. Предпочтительно, если один из указанных датчиков реализован внутри ЭМГ-накладки. Более предпочтительно, если один из указанных датчиков реализован внутри ЭМГ-накладки по настоящему изобретению. Использование подобных датчиков может содействовать дальнейшему установлению правильной позы или положения субъекта путем принятия в расчет, например, бокового изгиба туловища и/или головы субъекта.

На следующем этапе дыхание может быть определено посредством трехосевого акселерометра. Вследствие того, что известно определенное отклоненное положение субъекта, известент тот факт, что акселерометр перемещается кверху и наклоняется в определенном направлении (вокруг фиксированной оси) при вдохе. Соответственно, обеспечена возможность непосредственной корреляции направленного кверху наклона трехосевого акселерометра с фазой вдоха пациента, и возможность надежного определения моментов начала и конца фазы вдоха (причем последний может быть определен на основании обнаружения по существу сходного или идентичного характера сигналов акселерометра). Таким образом, обеспечена возможность отделения измерения ЭМГ на вдохе от измерения ЭМГ на выдохе, и, например, может быть вычислен параметр EMGAR. Кроме того, обеспечена возможность определения, например, дыхательного сигнала (измеренного посредством наклона акселерометра) относительно активности дыхательной мускулатуры на вдохе (измеренной посредством ЭМГ-датчика). Указанная фаза также может иметь значение при прогнозировании ухудшения или улучшения состояния субъекта. Также обеспечена возможность вычисления и нормализации значения нервной активности дыхательного центра относительно глубины дыхания субъекта.

Также обеспечена возможность обнаружения активности пациента. Значительная активность или движение пациента могут быть обнаружены путем вычисления второй нормы данных трехосевого акселерометра. В случае наличия значительной активности или движения пациента измерение значения нервной активности дыхательного центра может быть опущено. Кроме того, также обеспечена возможность использования измерения дыхания посредством акселерометра в целях обнаружения менее значительной активности или движения субъекта. Например, в случае наличия достаточной корреляции фаз наклона (при вдохе и выдохе) акселерометра вокруг правильной оси (представляющей собой боковую ось) с результатом ЭМГ-измерения (в основном иллюстрирующим активность на вдохе) может быть установлено, что данные ЭМГ предварительно содержат сигналы, связанные с вдохом, например, на 90% или даже на 100%, и по существу отсутствуют помехи со стороны, например, других (не связанных с дыханием) мышц.

В настоящем описании под выражением «дыхательное усилие» понимают баланс между нагрузкой и работоспособностью дыхательной мускулатуры. Следовательно, выражение «дыхательное усилие» может быть эквивалентно выражению «активность дыхательной мускулатуры». Таким образом, заявленные способ и устройство не только обеспечивают определение и/или мониторинг дыхательного усилия, но и также обеспечивают и определение и/или мониторинг активности дыхательной мускулатуры. Выражение «дыхательное усилие» может также относиться к нервной активности дыхательного центра.

Выражения «нервная активность дыхательного центра» и «коэффициент нервной активности дыхательного центра» в настоящем описании относятся к величине, определяемой путем нормализации максимального значения активности ЭМГ по максимальному значению активности ЭМГ в ходе совершения действия носового вдоха, а в случае с коэффициентом нервной активности дыхательного центра указанный результат умножают на частоту дыхания.

«Дыхательное усилие», «нервная активность дыхательного центра» и «коэффициент нервной активности дыхательного центра» могут быть определены на основании значений ЭМГ согласно публикации US 2013/0310699 A1, содержание которой полностью включено в настоящую заявку посредством ссылки.

Термин «постуральный сигнал» в настоящем описании использован для описания положения субъекта. Согласно вышеприведенному описанию, положение субъекта может быть описано в отношении среды или в отношении позы субъекта. Положение субъекта предпочтительно описано относительно оси, направленной вертикально по отношению к поверхности земли. Соответственно, постуральный сигнал может содержать значение угла наклона верхней половины тела субъекта по отношению к поверхности земли.

Выражение «дыхательный сигнал» относится к любому из этапов полного дыхательного цикла субъекта, охватывающего выдох и вдох. «Дыхательный сигнал» может содержать данные о глубине дыхания, т.е. амплитуде дыхания, и/или данные о частоте дыхания. Преимущество настоящего изобретения заключается в том, что может быть определена и использована для многократных измерений определенная точка на этапе дыхательного цикла. Например, подобная определенная точка может представлять собой момент середины вдоха, в котором грудь находится в среднем положении расстояние между наиболее расширенным и наиболее сжатым положениями. Такая конфигурация обеспечивает возможность более точного определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта.

Фраза «электромиографический сигнал» относится к электрической активности, возникающей в результате внутриклеточной или межклеточной нервной активности. В целом, указанный термин относится к электрическим потенциалам, создаваемым при деполяризации мышц.

Согласно одному из примеров реализации настоящего изобретения, заявленные устройство и способ также содержат акселерометрический датчик для измерения постурального сигнала и дыхательного сигнала субъекта. Используемый акселерометрический датчик предпочтительно представляет собой трехосевой акселерометр, известный из уровня техники. Акселерометр предпочтительно содержит множество осей ускорения, а датчик дополнительно выполнен с возможностью выдачи соответствующего множества сигналов ускорения. Вследствие измерения множества направлений ускорения обеспечена возможность точного определения сигнала ускорения. Датчик может содержать, например, многоосевой акселерометр, выполненный с возможностью генерирования сигнала движения, указывающего на ускорение по различным пространственным осям. Многоосевой акселерометр предпочтительно представляет собой трехосевой акселерометр, выполненный с возможностью генерирования сигнала движения, содержащего три сигнала акселерометра, указывающих на ускорение по трем ортогональным пространственным осям, что позволяет измерять, например, наклон и изменения пространственной ориентации субъекта. Например, могут быть использованы трехосевые акселерометры Bosch BMA 355, ST Microelectronics LIS3DH, LIS2HH12, ST Microelectronics LIS344ALH или Kionix KXM 52. Однако, для генерации сигнала акселерометра, указывающего на ускорение по различным пространственным осям, могут быть использованы и другие виды многоосевых акселерометров. Количество датчиков-акселерометров конкретно не ограничено, и может составлять, например, два, три, четыре, или пять различных датчиков-акселерометров. Тем не менее, предпочтительно использовать одночный датчкик.

Согласно другому примеру реализации настоящего изобретения, заявленное устройство также содержит акселерометрический датчик для измерения постурального сигнала и дыхательного сигнала субъекта, и электромиографическую накладку для измерения электромиографического сигнала субъекта. Акселерометрический датчик предпочтительно размещен внутри электромиографической накладки.

Электромиографические накладки хорошо известны из уровня техники и содержат материал электрода, соприкасающийся с кожей субъекта и частично внедренный в электроизоляционный материал, такой как пластик, включая, например, каучуковый или силиконовый материал. ЭМГ-накладка может быть прикреплена к поверхности кожи путем адгезии, включая, например, адгезию, обусловленную наличием жидкости на коже и на накладке, обусловленную использованием клея, или обеспеченную вследствие образования вакуума между накладкой и кожей. Следует понимать, что возможны и другие варианты осуществления крепления ЭМГ-накладки к коже субъекта. Акселерометрический датчик предпочтительно размещен внутри электромиографической накладки, т.е. внутри каучукового материала, расположенного на поверхности, обратной контактной поверхности с кожей. Следует понимать, что акселерометрический датчик не может быть размещен в непосредственном электрическом контакте с электродом ЭМГ-накладки. Напротив, между электродом и акселерометром может быть выполнен изоляционный слой, например, каучука. Предпочтительно, акселерометр охвачен каучуковым материалом для обеспечения водонепроницаемости акселерометра и накладки. Таким образом, данная конфигурация позволяет избежать помех вследствие потоотделения. Кроме того, накладка может быть легко очищена и/или дезинфицирована для повторного применения. Накладка может быть связана с заявленным устройством любым подходящим образом, обеспечивающим передачу постурального сигнала, дыхательного сигнала, и электромиографического сигнала субъекта. Указанная передача может быть реализована посредством изолированных проводов.

Согласно другому примеру реализации настоящего изобретения, электромиографическая накладка выполнена водонепроницаемой. Указанное свойство может быть обеспечено путем обеспечения поверхности из пластикового материала, такого как силикон или силиконовый каучук, вокруг накладки. Очевидно, что существует необходимость в области контакта между кожей субъекта и электродом, размещенным внутри ЭМГ-накладки. В случае, если ЭМГ-накладка также содержит акселерометрический датчик, указанный датчик предпочтительно также окружен пластиковым материалом, таким как силикон или силиконовый каучук.

Заявленные устройство и способ измерения дыхательного усилия также включают использование двух указанных ЭМГ-накладок, предпочтительно размещаемых во втором межреберном пространстве симметрично относительно грудины пациента. Очевидно, что в случае использования двух различных электродных накладок для определения постурального сигнала и дыхательного сигнала субъекта достаточно использование одного датчика-акселерометра. Однако, обе накладки могут быть снабжены одним датчиком-акселерометром, соответственно, для обеспечения усредненного сигнала акселерометра и, соответственно, более точных постурального сигнала и дыхательного сигнала субъекта. Однако, предпочтительным является использование одной электромиографической накладки, содержащей два электрода, предпочтительно расположенные на расстоянии, подходящем для размещения указанных электродов поверх двух вторых межреберных пространств симметрично относительно грудины пациента. В дополнение к указанным двум электродам указанная одна накладка может также содержать один акселерометрический датчик, предпочтительно закрепленный в центре электромиографической накладки, т.е. в средней точке расстояния между двумя электродами. Согласно вышеприведенному описанию, подобная накладка может быть охвачена пластиковым материалом, таким как силикон или силиконовый каучук, обеспечивающим водонепроницаемость накладки лишь с обеспечением контакта между двумя электродами и кожей субъекта.

Согласно другому примеру реализации настоящего изобретения, используют несколько электромиографических накладок. Согласно вышеприведенному описанию, могут быть использованы две, три, четыре, пять, шесть и более накладок. В дополнение или вместо размещения накладок в предпочтительных местах, т.е. местах во втором межреберном пространстве симметрично относительно грудины субъекта, могут быть использованы другие места. Следует понимать, что указанные места могут также обеспечивать требуемый сигнал, т.е. электрическую активность окологрудинных мышц. Также очевидно, что некоторые из нескольких электромиографических накладок могут не содержать акселерометрический датчик. Предпочтительно, две из используемых накладок могут содержать по одному датчику-акселерометру, соответственно. Более предпочтительно, лишь одна из нескольких электромиографических накладок содержит акселерометрический датчик. Для корректировки определенного электромиографического сигнала могут быть использованы дополнительные электроды.

Согласно другому примеру реализации настоящего изобретения, приемный блок также выполнен с возможностью приема двигательного сигнала субъекта, причем обрабатывающий блок также выполнен с возможностью определения электромиографического сигнала на основании двигательного сигнала.

Под фразой «двигательный сигнал» в настоящем описании понимают любое движение или активность субъекта, отличные от дыхания. Соответственно, под движением понимают любое другое движение субъекта, включая, например, движение тела, рук, и т.д. Предпочтительно, электромиографический сигнал определяют при отсутствии любого другого предотвратимого движения, т.е., при нахождении субъекта в состоянии покоя или по существу в состоянии покоя. Подобные движения могут приводить к возникновению не связанной с дыханием мышечной активности в дополнение к ЭМГ-сигналу от окологрудинной мускулатуры, причем указанную активность необходимо определить. В качестве дополнения или альтернативы подобная отличная мышечная активность может быть нейтрализована, что может быть осуществлено путем, например, удаления всех электрических факторов, по меньшей мере частично создаваемых указанными двигательными сигналами.

Согласно еще одному примеру реализации настоящего изобретения, приемный блок заявленного устройства и способа дополнительно выполнен с возможностью приема сигнала частоты сердечных сокращений, причем обрабатывающий блок дополнительно выполнен с возможностью корректировки определенного электромиографического сигнала на основании сигнала частоты сердечных сокращений и с возможностью получения значения дыхательного усилия на основании скорректированного определенного электромиографического сигнала.

Сигнал частоты сердечных сокращений может быть определен посредством акселерометра. Предпочтительно используют акселерометр электродной накладки. В качестве альтернативы сигнал частоты сердечных сокращений может быть определен посредством любого другого известного способа, в том числе, например, электрокардиографии. Согласно вышеприведенному описанию, предпочтительное расположение электрода или электродов представляет собой расположение двух электродов во втором межреберном пространстве симметрично относительно грудины пациента. Соответственно, эти электроды по существу размещены над сердцем субъекта. В данном случае активность сердца может искажать показатели активности окологрудинных мышц. Соответствующая корректировка может быть осуществлена по существу двумя способами. Первый способ заключается в определении промежутка времени, в который по существу не может быть выполнен мониторинг активности сердца. В ходе этого промежутка требуемый определенный электромиографический сигнал также по существу лишен помех. В другом варианте ЭМГ-сигналы и сигналы частоты сердечных сокращений могут быть преобразованы в частотную область (посредством, например, быстрого преобразования Фурье) или во временную и частотную области (посредством, например, оконного преобразования Фурье, преобразования Вигнера-Вилля или преобразования элементарных волн). Для обнаружения сигнала частоты сердечных сокращений и включения эффекта указанного сигнала в ЭМГ-сигнал могут быть использованы пиковые детекторы. Для отслеживания сигнала частоты сердечных сокращений и ЭМГ-сигнала с течением времени может также быть использован временной подход. Такой подход может включать, например, фильтр Калмана. Переданные сигналы могут быть в дальнейшем использованы для удаления сигнала частоты сердечных сокращений из определенного ЭМГ-сигнала.

Предложенное устройство может также содержать блок индикации. Блок индикации может содержать любые оптические, тактильные и/или акустические средства индикации. Предпочтительно использовать дисплей, такой как дисплей ручного устройства, например смартфона или планшетного компьютера. Например, дыхательное усилие может быть представлено в виде числового значения в пределах от 1 до 10, где значение 1 по существу указывает на свободное или крайне низкое дыхательное усилие, а значение 10 указывает на крайне высокое дыхательное усилие. Идентичный результат может быть достигнут путем использования символов, таких как эмотиконы, и/или описания в виде отдельных слов или коротких предложений, например «низкое, среднее, высокое». Еще одна возможность заключается в отображении процентного значения от максимального значения усилия на вдохе (такого как «EMG%max») или в использовании произвольной меры.

Блок индикации также может обеспечивать индикаторы постурального сигнала, дыхательного сигнала, электромиографических сигналов, двигательного сигнала и сигнала частоты сердечных сокращений, однако настоящее изобретение не ограничено указанными индикаторами. Блок индикации также может быть выполнен с возможностью выдачи предупредительного сигнала в случае нахождения субъекта в неправильной позе. Кроме того, акселерометр может быть соединен с диваном или верхней частью постели и может передавать данные о правильном положении пациента на электрический двигатель, выполненный с возможностью перемещения дивана или постели в необходимое положение. В качестве дополнения или альтернативы предупредительный сигнал может быть выдан в случае, в котором значение дыхательного усилия не находится в пределах заданного диапазона.

Согласно еще одному примеру реализации настоящего изобретения, устройство содержит блок индикации, выполненный с возможностью индикации постурального сигнала субъекта путем индикации положения субъекта относительно оси, направленной вертикально по отношению к поверхности земли. Согласно вышеприведенному описанию, данный процесс может быть осуществлен путем индикации значения угла между верхней половиной тела субъекта и поверхностью земли.

Согласно еще одному аспекту настоящего изобретения, предложена электромиографическая накладка для определения и/или мониторинга дыхательного усилия субъекта. Накладка содержит первый контактный электрод и второй контактный электрод, причем первый контактный электрод и второй контактный электрод соединены с накладкой и выполнены с возможностью контакта с кожей субъекта, а указанная накладка также содержит по меньшей мере один акселерометр, при этом расстояние между первым электродом и вторым электродом соответствует расстоянию между правой окологрудинной областью субъекта и левой окологрудинной областью субъекта.

Электромиографическая накладка представляет собой одиночную накладку, т.е. два электрода размещены на одной и той же накладке. Два контактных электрода расположены на расстоянии друг от друга и вделаны в изоляционный материал, предпочтительно в материал, образующий накладку. Накладка может быть выполнена согласно вышеприведенному описанию. Вышеописанное справедливо и для акселерометра и/или других параметров, характеризующих накладку. Использование одиночной накладки обеспечивает дополнительное преимущество, заключающееся в содействии правильному размещению накладки. Во-первых, в данном случае необходимо разместить лишь одиночную накладку (вместо двух накладок). Кроме того, электрические (ЭКГ) сигналы от сердца могут быть использованы в качестве индикатора правильного размещения одиночной накладки. Первый контактный электрод и второй контактный электрод предпочтительно прикреплены к накладке.

Второе расстояние между правой окологрудинной областью субъекта и левой окологрудинной областью субъекта представляет собой оптимальное расстояние между двумя контактными электродами для оценки дыхательного усилия посредством, например, предложенного устройства или предложенного способа. Это расстояние предпочтительно представляет собой расстояние между электродами, размещенными на 1 см сбоку от левой границы грудины и правой границы грудины субъекта. Следует понимать, что расстояние между двумя электродами варьируется у различных субъектов, например взрослый человек имеет большее значение указанного расстояния, а несовершеннолетний или младенец имеет меньшее значение указанного расстояния. Это расстояние может находиться в пределах от 2 см до 8 см, а предпочтительно в пределах от 4 см до 6 см.

Согласно другому примеру реализации настоящего изобретения, заявленный способ также включает прием двигательного сигнала субъекта, при этом на основании двигательного сигнала также определяют электромиографический сигнал.

Согласно еще одному примеру реализации настоящего изобретения, способ также включает прием сигнала частоты сердечных сокращений и корректировку определенного электромиографического сигнала на основании сигнала частоты сердечных сокращений, а также получение значения дыхательного усилия на основании скорректированного определенного электромиографического сигнала.

Согласно одному из примеров реализации настоящего изобретения, электромиографический сигнал определяют в случае, если дыхательный сигнал указывает на осуществление субъектом вдоха, а постуральный сигнал указывает на конкретное положение субъекта относительно оси, направленной вертикально по отношению к поверхности земли. Согласно вышеприведенному описанию, такое конкретное положение может охватывать положение под углом, таким как угол в 45 градусов, с отклонением от указанного значения или без такого отклонения.

Согласно еще одному примеру реализации настоящего изобретения, предложенный способ используют для мониторинга или оценки респираторного заболевания. В качестве варианте способ может быть использован для мониторинга или оценки ХОБЛ и/или астмы. В альтернативы способ также может быть использован для диагностики респираторного заболевания, в том числе, например, ХОБЛ или астмы.

Для ХОБЛ может быть характерно конкретное значение дыхательного усилия и/или нервной активности дыхательного центра, которые могут быть определены на основании ЭМГ-сигналов посредством пердложенного способа или устройства.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Вышеуказанные и другие аспекты изобретения очевидны из нижеописанных примеров реализации и раскрыты со ссылкой на них. На нижеприведенных чертежах:

на фиг. 1 показано схематичное изображение субъекта в правильном положении для определения дыхательного усилия,

на фиг. 2 показан вид в поперечном сечении примера реализации заявленной ЭМГ-накладки, предназначенной для использования в устройстве и способе по настоящему изобретению,

на фиг. 3 показан схематичный вид примера реализации устройства по настоящему изобретению для мониторинга дыхательного усилия субъекта,

на фиг. 4 показан общий вид межреберных пространств тела человека.

ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

На фиг. 1 схематично показан субъект 50, на груди которого размещена ЭМГ-накладка 42, предпочтительно во втором межреберном пространстве симметрично относительно грудины для измерения активности окологрудинных мышц. Верхняя половина тела субъекта 50 расположена в правильном положении для определения дыхательного усилия, причем согласно данному примеру реализации угол 54 относительно оси, направленной по вертикали по отношению к поверхности земли, составляет 45 градусов.

На фиг. 2 показан вид в поперечном сечении ЭМГ-накладки, которая может быть использована для реализации заявленного способа и в совокупности с заявленным устройством 10. ЭМГ-накладка 42 содержит поверхность контакта с кожей человека, причем область 44 электрического контакта накладки 42 обеспечивает электрический контакт с кожей субъекта 50. Накладка 42 также содержит акселерометрический датчик 40, расположенный в центре накладки 42 над областью 44 электрического контакта и на расстоянии от нее. Одна из сторон области 44 контакта обращена к коже пользователя 50, а другая сторона области 44 контакта и акселерометрический датчик 40 вделаны в силиконовый каучуковый материал с обеспечением водонепроницаемости.

На фиг. 3 схематично показан пример реализации устройства 10 для определения дыхательного усилия согласно настоящему изобретению. Устройство 10 содержит приемный блок 20 для приема постурального сигнала 30, дыхательного сигнала 32 и электромиографического сигнала 34, 34a субъекта. Сигналы 30, 32 и 34 могут быть приняты от накладки 42, показанной на фиг. 2. В частности, постуральный сигнал 30 и дыхательный сигнал 32 принимают от акселерометра 40, а электромиографический сигнал 34 принимают от области 44 электрического контакта. При необходимости также принимают возможный двигательный сигнал 36 и сигнал 38 частоты сердечных сокращений субъекта 50. Приемный блок 20 передает сигналы в обрабатывающий блок 22, выполненный с возможностью определения электромиографического сигнала 34, 34a на основании постурального сигнала и дыхательного сигнала. При необходимости, электромиографический сигнал 34a также определяют на основании двигательного сигнала 36, в этом случае субъект 50 находится в состоянии покоя и не двигается. Сигнал 38 частоты сердечных сокращений может также быть использован для корректировки определенного электромиографического сигнала 34a. С указанной целью эффект сигнала частоты сердечных сокращений удаляют из электромиографического сигнала. На следующем этапе определенный электромиографический сигнал 34a отображает лишь активность окологрудинной мускулатуры, т.е., по существу лишен сигналов-помех, возникающих в результате принятия субъектом неправильного положения, неправильного момента в дыхательном цикле субъекта, или какого-либо движения, не связанного с дыханием, а также при необходимости лишен помех, вызванных сердцебиением. Определенный электромиографический сигнал может быть принят в качестве непосредственной меры дыхательного усилия, т.е. указанный сигнал представляет собой пропорциональное значение. Определенный электромиографический сигнал может также быть использован для вычисления нормализованной нервной активности дыхательного центра.

На фиг. 4 схематично показан общий вид межреберных пространств субъекта 50. На левой стороне показаны наружные межреберные мышцы 62, необходимые для выполнения вдоха. На правой стороне указаны внутренние межреберные мышцы 66, необходимые для выполнения выдоха. Соответственно, наружные межреберные мышцы 62 показаны лишь на левой стороне на фиг. 4, а внутренние межреберные мышцы 66 показаны лишь на правой стороне на фиг. 4. На основании данного общего вида может быть получено положение лестничных мышц 60 и диафрагмы 68. Предпочтительное место размещения электромиографической накладки указано ссылочным номером 64, причем ссылочные номера 64a и 64b представляют два места областей 44 контакта накладки 42, которую необходимо разместить во втором межреберном пространстве, предпочтительно симметрично относительно грудины субъекта 50. Правое место 64b не показано надлежащим образом вследствие того, что на чертеже отображены лишь внутренние межреберные мышцы 66. Может быть использована одиночная накладка 42, причем размеры этой накладки 42 по существу соответствуют границам места 64 размещения, а два места 64a и 64b указывают на положение контактных электродов 44. Расстояние между местами 64a и 64b представляет собой предпочтительное расстояние для размещения одиночной накладки 42 с двумя контактными электродами 44 или двух накладок 42 с одним контактным электродом 44 в каждой из них соответственно, в частности в правой окологрудинной области и левой окологрудинной области субъекта 50.

В заключение следует отметить, что устройство и способ, раскрытые в настоящем документе, обеспечивают надежный мониторинг дыхательного усилия субъекта. Преимущество заключается в том, что учет постурального сигнала и дыхательного сигнала субъекта позволяет определить ЭМГ-сигнал более точным и надежным способом. Кроме того, таким образом снижена вариабельность, представляющая собой важный проблемный фактор при серийном анализе ЭМГ, при котором получают измерения ЭМГ одного субъекта в разные моменты времени.

Несмотря на то что настоящее изобретение проиллюстрировано и описано на чертежах и в настоящем описании, указанные иллюстрации и описание следует считать иллюстративными и примерными, но не ограничивающими объем изобретения, настоящее изобретение не ограничено раскрытыми примерами реализации. Другие вариации раскрытых примеров реализации могут быть выявлены и реализованы специалистом в области, к которой относится настоящее изобретение, на основании чертежей, описания, и сопутствующей формулы изобретения.

Использование термина «содержащий» или «включающий» в пунктах формулы изобретения не исключает выполнения других элементов или этапов, а описание элемента в единственном числе не исключает выполнения множества элементов. Один элемент или другой блок может выполнять функции нескольких элементов, приведенных в формуле изобретения. Тот факт, что некоторые из признаков изобретения раскрыты в отличных зависимых пунктах формулы изобретения, не указывает на невозможность реализации комбинации указанных признаков с обеспечением преимущества.

Компьютерная программа может быть сохранена или распространена на подходящем носителе данных, таком как оптический носитель данных или твердотельный носитель данных, поставляемые в совокупности с другим аппаратным обеспечением или в качестве его части, программа также может быть распространена в других формах, например, посредством сети интернет или других проводных или беспроводных систем связи.

Любые позиции, указанные в формуле изобретения, не должны рассматриваться как ограничивающие объем изобретения.