本公開涉及醫療設備，特別涉及一種呼吸機控制方法和裝置、呼吸機、存儲介質和程序產品。
背景技術：
1、無創呼吸機憑借無創傷、并發癥少、可居家使用等優勢，已廣泛應用于各類呼吸功能障礙患者的治療。目前，傳統無創呼吸機主要采用壓力觸發方式或流量觸發方式。
技術實現思路
1、發明人注意到，在相關技術中，傳統無創呼吸機主要采用壓力觸發方式或流量觸發方式，存在以下明顯技術局限。
2、1.人機同步性差：壓力/流量觸發依賴患者吸氣時產生的氣道壓力/流量變化，存在100ms以上的觸發延遲，易導致患者呼吸功增加、人機對抗，降低治療依從性。
3、2.?膈肌電信號采集難題：膈肌電信號（edi）是反映患者自主呼吸驅動的直接神經信號，但現有膈肌電采集所采用的表面電極采集方式存在信號混雜、信噪比低、易受心電（ecg）、胸壁肌電等干擾的問題，無法穩定用于通氣觸發。
4、3.?信號處理精度不足：現有表面膈肌電信號處理多采用單一濾波方式，難以有效剝離ecg干擾（膈肌電信號與ecg信號頻率重疊度高），且信號包絡提取采用整流、低通濾波等傳統方法，存在延遲大、動態響應差的問題，無法精準捕捉患者瞬時呼吸努力。
5、4.?神經-機械協同不足：現有膈肌電觸發呼吸機未建立膈肌電信號與機械通氣參數的動態映射關系，無法根據患者實時呼吸驅動強度，自適應調整通氣支持水平，輔助效率低。
6、由于現有的膈肌電觸發無創呼吸機存在的以上缺陷，導致其臨床應用受限，無法充分發揮膈肌電信號的精準觸發優勢，難以滿足不同體型、不同病情患者的個性化通氣需求。
7、據此，本公開提供一種呼吸機控制方法，能夠有效去除外界干擾對膈肌電信號的影響，有效提升觸發的精準性和同步性，解決了傳統觸發延遲大、人機對抗的問題。
8、在本公開的第一方面，提供一種呼吸機控制方法，包括：采集待測對象的原始膈肌電信號；識別所述原始膈肌電信號中的心電ecg信號；根據所述原始膈肌電信號和所述ecg信號的偏差，確定濾波器的權值；利用所述濾波器對所述原始膈肌電信號中的所述ecg信號進行濾波，得到第一中間信號；對所述第一中間信號進行信號重構，得到待處理膈肌電信號；提取所述待處理膈肌電信號的包絡曲線；根據所述包絡曲線，控制呼吸機在呼氣相和吸氣相之間切換。
9、在一些實施例中，所述根據所述原始膈肌電信號和所述ecg信號的偏差，確定濾波器的權值包括：獲取所述原始膈肌電信號在第n-n+1個采樣點至第n個采樣點的采樣值，得到n個第一采樣值，其中n為自然數，n為大于1的自然數；獲取所述ecg信號在第n-n+1個采樣點至第n個采樣點的采樣值，得到n個第二采樣值；根據所述n個第一采樣值和所述n個第二采樣值的差值平方和，確定信號誤差；根據所述信號誤差、所述濾波器在第n個采樣點的權值和所述濾波器在第n個采樣點的輸入向量，確定所述濾波器在第n+1個采樣點的權值。
10、在一些實施例中，所述確定所述濾波器在第n+1個采樣點的權值包括：計算所述信號誤差、所述濾波器在第n個采樣點的輸入向量和預定參數值的乘積，得到中間值；計算所述濾波器在第n個采樣點的權值和所述中間值之和，得到所述濾波器在第n+1個采樣點的權值。
11、在一些實施例中，所述對所述第一中間信號進行信號重構包括：對所述第一中間信號進行平滑處理，得到第二中間信號；根據所述原始膈肌電信號的采集增益，對所述第二中間信號的幅值進行校準，得到所述待處理膈肌電信號。
12、在一些實施例中，所述識別所述原始膈肌電信號中的心電ecg信號包括：對所述原始膈肌電信號進行預處理，得到第三中間信號；利用自適應閾值法識別所述第三中間信號中的ecg信號特征，以確定所述ecg信號的出現時段和波形輪廓。
13、在一些實施例中，所述ecg信號特征包括qrs波群、p波和t波中的至少一項。
14、在一些實施例中，所述對所述原始膈肌電信號進行預處理包括：去除所述原始膈肌電信號中的直流分量和工頻干擾信號，得到濾波信號；利用滑動窗對所述濾波信號進行濾波，得到所述第三中間信號。
15、在一些實施例中，所述提取所述待處理膈肌電信號的包絡曲線包括：對所述待處理膈肌電信號進行高頻濾波，得到第四中間信號；利用tk能量算子獲得所述第四中間信號的多個信號幅值；對所述多個信號幅值進行平滑處理，以得到候選包絡曲線；根據所述待測對象的基礎呼吸狀態，對所述候選包絡曲線進行校正，得到所述待處理膈肌電信號的包絡曲線。
16、在一些實施例中，所述根據所述包絡，控制呼吸機在呼氣相和吸氣相之間切換包括：實時監測所述包絡曲線的幅值變化；在所述包絡曲線處于上升階段、且所述包絡曲線的幅值大于第一幅度閾值的情況下，控制所述呼吸機進入所述吸氣相。
17、在一些實施例中，所述控制所述呼吸機進入所述吸氣相包括：在所述包絡曲線處于所述上升階段、且所述包絡曲線的幅值大于所述第一幅度閾值的情況下，檢測所述包絡曲線的斜率；在所述包絡曲線的斜率大于等于斜率閾值的情況下，控制所述呼吸機進入所述吸氣相，并以第一送氣強度進行送氣。
18、在一些實施例中，所述控制所述呼吸機進入所述吸氣相包括：在所述包絡曲線的斜率小于所述斜率閾值的情況下，控制所述呼吸機進入所述吸氣相，并以第二送氣強度進行送氣，其中所述第二送氣強度小于所述第一送氣強度。
19、在一些實施例中，在控制所述呼吸機進入所述吸氣相后，還包括：根據所述包絡曲線的幅值和所述待測對象的個性化適配系數，確定所述吸氣相的壓力支持水平值；根據所述吸氣相的壓力支持水平值，調整送氣強度，其中所述送氣強度與所述吸氣相的壓力支持水平值呈正相關關系。
20、在一些實施例中，所述確定所述吸氣相的壓力支持水平值包括：計算所述包絡曲線的幅值和所述待測對象的個性化適配系數的乘積，得到所述吸氣相的壓力支持水平值，其中所述待測對象的個性化適配系數與所述待測對象的年齡、體重、疾病類型中的至少一項相關聯。
21、在一些實施例中，所述第一幅度閾值為所述待測對象在呼氣末靜息狀態下的膈肌電信號包絡幅值的n倍，其中n為大于1的實數。
22、在一些實施例中，所述根據所述包絡曲線，控制呼吸機在呼氣相和吸氣相之間切換包括：在所述包絡曲線的幅值小于第二幅度閾值的情況下，檢測所述呼吸機的氣道流量，其中所述第二幅度閾值小于所述第一幅度閾值；在所述呼吸機的氣道流量小于流量閾值的情況下，控制所述呼吸機進入所述呼氣相。
23、在一些實施例中，所述第二幅度閾值為當前呼吸周期內的包絡峰值的m倍，其中m為小于1的實數；所述流量閾值為吸氣峰流量的k倍，其中k為小于1的實數。
24、在本公開的第二方面，提供一種呼吸機控制裝置，包括：存儲器；處理器，耦合到存儲器，處理器被配置為基于存儲器存儲的指令執行實現如上述任一實施例所述的呼吸機控制方法。
25、在本公開的第三方面，提供一種呼吸機，包括：如上述任一實施例涉及的呼吸機控制裝置；信號采集裝置，被配置為采集待測對象的原始膈肌電信號。
26、在本公開的第四方面，提供一種計算機可讀存儲介質，其中，計算機可讀存儲介質存儲有計算機指令，指令被處理器執行時實現如上述任一實施例所述的方法。
27、在本公開的第五方面，提供一種計算機程序產品，包括計算機指令，其中所述計算機指令被處理器執行時實現如上述任一實施例所述的方法。
28、通過以下參照附圖對本公開的示例性實施例的詳細描述，本公開的其它特征及其優點將會變得清楚。