【作 者】田雨，嚴(yán)壯志,，陶佳安

1 上海大學(xué)通信與信息工程學(xué)院，上海市，200444

2 上海大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程研究所，上海市，200444

新型網(wǎng)絡(luò)化睡眠監(jiān)護(hù)系統(tǒng)的設(shè)計與實(shí)現(xiàn)

【作 者】田雨1，嚴(yán)壯志1,2，陶佳安1

1 上海大學(xué)通信與信息工程學(xué)院，上海市，200444

2 上海大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程研究所，上海市，200444

為滿足市場對高性價比多生理參數(shù)便攜式睡眠監(jiān)護(hù)設(shè)備的需求，該文創(chuàng)新設(shè)計并實(shí)現(xiàn)了一種基于超低功耗ARM芯片的多生理參數(shù)睡眠監(jiān)護(hù)儀。該設(shè)備采集并記錄心電、血氧、胸腹呼吸和口鼻氣流信號，使用USB模塊將存儲在閃存中的數(shù)據(jù)文件傳輸?shù)缴衔粰C(jī)，具備無線的實(shí)時數(shù)據(jù)傳輸功能。為解決設(shè)備長時間使用無線模塊會消耗大量的電池電量的問題，該文提出了一種基于延遲約束的低功耗優(yōu)化設(shè)計，實(shí)現(xiàn)以少量的延遲換取更低的功耗。實(shí)驗表明低功耗優(yōu)化方法可以在不改變無線模塊和傳輸協(xié)議，使用兩節(jié)干電池的情況下，保證設(shè)備能連續(xù)使用超過8 h，至少記錄一整晚的睡眠數(shù)據(jù)。

睡眠監(jiān)測；心電；血氧；呼吸；低功耗優(yōu)化

0 引言

隨著現(xiàn)代社會生活節(jié)奏的加快，睡眠相關(guān)疾病的發(fā)病率越來越高。因此，睡眠相關(guān)疾病的診斷就顯得異常重要。多導(dǎo)睡眠圖(Polysomnogram，PSG)[1]檢查結(jié)果被認(rèn)為是診斷多種睡眠障礙的金標(biāo)準(zhǔn)。但PSG設(shè)備存在價格昂貴、不宜推廣、使用不便等缺點(diǎn)[2]。市場迫切需要一個便攜式的、高性價比的、滿足不同環(huán)境需求的睡眠障礙遠(yuǎn)程診療系統(tǒng)。

目前市場上常見的多是腕表式或便攜式的數(shù)據(jù)記錄儀，只記錄數(shù)據(jù)，而無法實(shí)時傳輸數(shù)據(jù)到遠(yuǎn)程端。眾所周知，嚴(yán)重的睡眠呼吸暫停可能導(dǎo)致猝死，所以仍然需要實(shí)時監(jiān)護(hù)功能。

目前針對睡眠監(jiān)護(hù)的研究[2-4]都只采集少量參數(shù)，提供的信息較少。但在設(shè)備的穿戴化和無線化方面取得了一定進(jìn)展。如Rofouei等[2]設(shè)計了一種頸袖式的設(shè)備，采集血氧、鼾聲、和加速度等數(shù)據(jù)，同時使用藍(lán)牙進(jìn)行數(shù)據(jù)的實(shí)時無線傳輸。Seulki Lee等[5]設(shè)計了一種貼在臉部使用的低功耗小型化設(shè)備，采集人的眼電、腦電、肌電和心電等信號，僅有數(shù)據(jù)采集的功能，無法實(shí)時記錄和傳輸數(shù)據(jù)，同時由于使用1.5 V的紐扣電池供電，難以擴(kuò)展更多的功能。其他類型的監(jiān)護(hù)設(shè)備的研究，比如張大偉等[6]面向危重病人的無線監(jiān)護(hù)系統(tǒng)雖然也能夠采集血氧、心率、血壓等信息，也可以用于睡眠監(jiān)護(hù)，但由于設(shè)備本身不是針對睡眠監(jiān)護(hù)設(shè)計的，缺乏睡眠類設(shè)備所需的某些關(guān)鍵參數(shù)。

鑒于這些研究無法滿足睡眠監(jiān)護(hù)的需求，本文設(shè)計了一種基于超低功耗32 bit arm芯片SiM3U167的網(wǎng)絡(luò)化睡眠監(jiān)護(hù)設(shè)備。可將實(shí)時采集的一導(dǎo)聯(lián)心電、胸呼吸、腹呼吸、口鼻氣流和血氧等信號，存儲在大

容量flash芯片中。無線模塊可將數(shù)據(jù)實(shí)時傳輸?shù)缴衔粰C(jī)，再由上位機(jī)軟件實(shí)時傳輸?shù)竭h(yuǎn)程服務(wù)器。同時，提出了一種在保證實(shí)時性的情況下，優(yōu)化無線傳輸協(xié)議的方法，以降低無線傳輸?shù)墓?。?jīng)臨床試驗證明，該設(shè)備能夠準(zhǔn)確記錄人體睡眠時的生理參數(shù)，為疾病的診斷提供有效的信息。同時，配合本項目目標(biāo)——建立睡眠診療中心——的完成，將填補(bǔ)市場的空白。

1 系統(tǒng)設(shè)計

1.1 需求分析

市面上常見的便攜式睡眠監(jiān)護(hù)儀大多只有信號記錄的功能，體積比一般的智能手機(jī)略大，可采集并記錄3～5導(dǎo)聯(lián)生理信號。這些數(shù)據(jù)存儲在大容量的flash芯片或者SD卡中，通過記錄用戶整晚的數(shù)據(jù)，然后上傳到上位機(jī)做深入分析。本文中的系統(tǒng)在此基礎(chǔ)上增加了采集數(shù)據(jù)的實(shí)時傳輸功能。在臨床醫(yī)生的建議和指導(dǎo)下，系統(tǒng)設(shè)計需求歸納為以下幾條：

①生理信號的采集、放大、A/D轉(zhuǎn)換；

②采樣數(shù)據(jù)的編碼、存儲和上傳；

③數(shù)據(jù)無線實(shí)時傳輸。

由于設(shè)備需要連續(xù)記錄一整晚的數(shù)據(jù)，且用戶使用時不影響正?；顒?如起床、上廁所等)，無法使用普通電網(wǎng)供電。而普通的干電池或鋰離子電池容量有限，必須將設(shè)備的功耗限制在較低的水平。

1.2 生理數(shù)據(jù)的采集、放大和A/D轉(zhuǎn)換

1.2.1 生理信號的選擇

睡眠時會發(fā)生多種疾病，不同的疾病有不同診斷標(biāo)準(zhǔn)。常見的如睡眠呼吸暫停的診斷標(biāo)準(zhǔn)[7]是：根據(jù)呼吸氣流峰值的大小判斷是否發(fā)生了呼吸暫停和低通氣。而每晚或平均每小時發(fā)生的呼吸暫停和低通氣的次數(shù)是診斷的最主要標(biāo)準(zhǔn)。呼吸的變化會引起心率的變化上，而直接記錄心電能提供更加詳細(xì)、豐富的信息。故以心電作為參照也是常用的方法。

在臨床醫(yī)生的建議和指導(dǎo)下，本文選取一導(dǎo)聯(lián)心電，口鼻氣流，胸呼吸，腹呼吸和血氧作為測量記錄的信號。

1.2.2 信號的提取、放大、采樣

文獻(xiàn)[8]研究表明，心電信號分別以250 Hz和125 Hz兩種頻率采樣時，檢測出的心率值無顯著性差異。同時參考國家頒布的《睡眠呼吸監(jiān)測產(chǎn)品技術(shù)審評規(guī)范》中的相關(guān)規(guī)定，心電放大電路帶寬設(shè)置為1～25 Hz，采用128 Hz的采樣率。

血氧和脈率都是睡眠監(jiān)測中的重要指標(biāo)，不管是低通氣還是呼吸暫停事件，都伴隨有脈率和血氧值的變化[7]。正常情況下脈率與心率相等，所以脈率可以作為心率的一種輔助參考信息，同時脈率還可以作為一種獨(dú)立于心率的參考信息，作為診斷的標(biāo)準(zhǔn)[9]。血氧飽和度和脈率的采樣率均設(shè)為64 Hz。

胸腹呼吸信號和口鼻氣流信號都與人的呼吸運(yùn)動同步，所以信號本身的頻率都比較低。本系統(tǒng)使用壓阻式傳感器將呼吸信號轉(zhuǎn)換為電信號，采樣率設(shè)為16 Hz。

在信號采樣精度為12 bit的情況下，每秒鐘產(chǎn)生的有效數(shù)據(jù)大約是480 byte，平均每晚8 h的數(shù)據(jù)大約有14 MB。

1.3 硬件系統(tǒng)設(shè)計

本系統(tǒng)硬件結(jié)構(gòu)框圖如圖1所示，整個硬件系統(tǒng)包括兩個子系統(tǒng)：信號采集傳感子系統(tǒng)和無線接收子系統(tǒng)。兩個子系統(tǒng)分別與上位機(jī)完成各自的數(shù)據(jù)交換，所不同的是：信號采集傳感子系統(tǒng)與上位機(jī)的數(shù)據(jù)交換是非實(shí)時的，而無線接收子系統(tǒng)則與上位機(jī)進(jìn)行實(shí)時的數(shù)據(jù)傳輸。

圖1 硬件系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖Fig.1 Structure of hardware system

1.3.1 信號采集子系統(tǒng)

信號采集子系統(tǒng)的框圖如圖2所示，包括：信號采集，放大，存儲，無線發(fā)送，USB通信，報警6個主要功能。

圖2 信號采集子系統(tǒng)的系統(tǒng)框圖Fig.2 Structure of signal detect sub-system

在該子系統(tǒng)設(shè)計中，以MCU為核心，控制外圍硬件完成全部功能。MCU選擇Cortex-M3內(nèi)核的低功耗32 bit微控器SiM3U167，該芯片自帶12 bit AD模

塊和全速USB通信模塊。模塊使用兩節(jié)干電池作為電源，使用MAX669EUB為核心構(gòu)成升壓型DC-DC變換器，電源效率高達(dá)90%，適合低功耗應(yīng)用。使用MCU自帶的片內(nèi)低壓差線性穩(wěn)壓器(Low Dropout Linear Regulator, LDO)對開關(guān)電源的5 V輸出降壓到3.3 V，驅(qū)動無線和存儲模塊。

無線模塊選擇CC110L，該芯片支持多頻段和多種調(diào)制方式，最高數(shù)據(jù)率達(dá)到600 kbps。睡眠電流低至200 μA，發(fā)送狀態(tài)電流16 mA(0 dBm功率)，能滿足低功耗設(shè)計。存儲模塊使用大容量FLASH芯片K9K8G08U0D，容量1 GB，至少可存儲20晚的采樣數(shù)據(jù)。

USB模塊主要完成與上位機(jī)的通信功能，考慮到USB模塊與上位機(jī)連接后可能存在的安全性問題，使用ADuM4160BRWZ芯片對USB進(jìn)行隔離設(shè)計，以滿足醫(yī)療設(shè)備的安全性要求。

1.3.2 無線接收子系統(tǒng)

無線接收子系統(tǒng)的框圖如圖3所示，用于無線接收傳感系統(tǒng)發(fā)過來的數(shù)據(jù)，并通過USB接口傳輸給上位機(jī)，實(shí)現(xiàn)上位機(jī)的實(shí)時數(shù)據(jù)接收顯示功能。

圖3 無線接收子系統(tǒng)的示意圖Fig.3 Structure of wireless receive sub-system

無線接收子系統(tǒng)使用SiM3U167+CC110L的配置。該設(shè)計更加簡單，也符合低功耗設(shè)計的原則。考慮到中國的ISM頻段中，433 MHz相比2.4 GHz頻段的傳輸距離更遠(yuǎn)，用戶不必?fù)?dān)心無線信號的中斷。而更遠(yuǎn)的傳輸距離使發(fā)送端可以以更低的功率發(fā)送信號，從而降低無線設(shè)備的功耗，也避免了2.4 GHz下的各種干擾。由于無線接收模塊使用時必須與上位機(jī)相連，所以供電方案采用USB供電+MCU片內(nèi)LDO的方式，簡化了設(shè)計復(fù)雜度。

1.4 上位機(jī)軟件系統(tǒng)設(shè)計

上位機(jī)軟件的功能圖如圖4所示，主要完成的功能包括：對信號采集子系統(tǒng)的數(shù)據(jù)、設(shè)備的管理功能，和對無線接收子系統(tǒng)的數(shù)據(jù)、設(shè)備管理功能兩大部分。

上位機(jī)軟件需要將信號采集子系統(tǒng)存儲的數(shù)據(jù)文件讀出和擦除。另外，子系統(tǒng)的報警功能需要軟件設(shè)置報警參數(shù)，存儲在FLASH芯片中。設(shè)備的系統(tǒng)時間通過軟件發(fā)送參數(shù)，設(shè)置DS1302芯片的參數(shù)。

圖4 上位機(jī)軟件主要功能示意圖Fig.4 Functional diagram of software system

上傳的數(shù)據(jù)會作為數(shù)據(jù)庫的一部分保存成文件，以便在需要時做回放。同時，數(shù)據(jù)分析功能可以對記錄的數(shù)據(jù)進(jìn)行分析，給出詳細(xì)的分析報告，供醫(yī)生參考。

當(dāng)用戶選擇使用無線接收子系統(tǒng)接收實(shí)時數(shù)據(jù)時，上位機(jī)軟件會接收到通過USB上傳的無線數(shù)據(jù)，并實(shí)時顯示在電腦屏幕上。

2 無線傳輸協(xié)議及優(yōu)化

2.1 無線傳輸系統(tǒng)的低功耗優(yōu)化

在許多應(yīng)用場景中，設(shè)備的功耗一直是研究者比較關(guān)注的問題。低功耗優(yōu)化的方法中，大多是以低功耗、實(shí)時性和速率三個參數(shù)都達(dá)到最優(yōu)或者較優(yōu)為標(biāo)準(zhǔn)。實(shí)時性是以盡可能低的延遲為目標(biāo)，但在絕大部分應(yīng)用中都允許一定量的延遲。目前還很少有人提出利用這些延遲來進(jìn)行低功耗優(yōu)化的方法。這里我們提出一種基于延遲約束的低功耗優(yōu)化方法。

2.2 物理層工作過程分析

從物理層看，無線模塊實(shí)際發(fā)送數(shù)據(jù)的工作過程可以分為以下幾個過程，如圖5所示。

圖5 無線模塊物理層一次發(fā)送過程中的5個階段Fig.5 Five stages of a sending process

一次完整的發(fā)送過程可以簡單分為以上5個階段：t1是睡眠或空閑狀態(tài)；t2是校準(zhǔn)階段；t3和t4是發(fā)

送階段，但發(fā)送的內(nèi)容不同；t5是握手階段。5個階段中t1階段功耗最低，t3、t4、t5這三個階段功耗最高。T表示系統(tǒng)的周期，則有：T=t1+t2+t3+t4+t5。D表示系統(tǒng)處于工作狀態(tài)的占空比，則有：

這里tn=t2+t3+t5。

考慮到t2、t3、t4、t5這幾個階段功耗都是比較高的，那么盡可能降低占空比，就可以盡可能降低了系統(tǒng)的功耗。而t2、t3、t5這三個階段的時長基本固定，t1和t4兩個階段的時長是可變的。

當(dāng)總?cè)蝿?wù)量A1一定，并且遠(yuǎn)大于設(shè)備每次可以發(fā)送的數(shù)據(jù)量時，需要分多次發(fā)送。那么完成任務(wù)A所需的傳輸次數(shù)n與t4之間的關(guān)系如下：

式中B為數(shù)據(jù)率，單位為bps，A為所要傳輸?shù)淖止?jié)數(shù)。

當(dāng)無線網(wǎng)絡(luò)傳輸文件時，由于總數(shù)據(jù)量一定，存在一個最小發(fā)送次數(shù)，即以允許的最大包長度發(fā)送數(shù)據(jù)所需的次數(shù)。當(dāng)以高于這個次數(shù)的方式發(fā)送數(shù)據(jù)，會增加傳輸時間，降低傳輸速度，進(jìn)而增加能耗。

2.3 實(shí)時數(shù)據(jù)傳輸?shù)难舆t約束

實(shí)時數(shù)據(jù)傳輸過程中，數(shù)據(jù)以ta的時間間隔產(chǎn)生，設(shè)備需要在tb(tb＞ta)的時間內(nèi)發(fā)送出去。則數(shù)據(jù)的最大包延遲即為：tD=tb-ta。任何實(shí)時傳輸系統(tǒng)都對實(shí)時性有一定要求，即tD不能大于某一個固定值TD。

傳統(tǒng)的網(wǎng)絡(luò)優(yōu)化方法普遍不針對具體的應(yīng)用場景，優(yōu)化時以盡可能減小tD為目標(biāo)。這類方法雖然能夠極大減小延遲，但是忽略了過小的延遲為系統(tǒng)帶來的額外負(fù)擔(dān)。

在實(shí)時傳輸過程中，系統(tǒng)周期T與每秒鐘發(fā)送數(shù)據(jù)的次數(shù)n之間又有如下關(guān)系：T=1/n。代入式(2)中有：

式中A為1 s所需傳輸?shù)目傆行?shù)據(jù)量。

代入式(1)則有：

式中A、B、tn均為常數(shù)，故占空比D與T成反比關(guān)系，即與n成正比。只要減小每秒鐘發(fā)送的次數(shù)，就可以降低占空比D，進(jìn)而降低功耗。

3 實(shí)驗

為了驗證所提出的系統(tǒng)設(shè)計方案的有效性和無線傳輸?shù)凸膬?yōu)化方法的實(shí)際性能，制作了樣機(jī)。對系統(tǒng)進(jìn)行了驗證和測試。

3.1 功能驗證實(shí)驗

為測試系統(tǒng)的可靠性，我們進(jìn)行了功能驗證性實(shí)驗。

心電信號幅度微弱，不易檢測，放大電路的性能直接影響到信號采集，故對放大電路的一些重要性能指標(biāo)進(jìn)行了測試。測試結(jié)果如表1所示：

表1 心電放大器關(guān)鍵性能指標(biāo)Tab.1 Key performance indicators of ECG amplifier

輸入阻抗的測試方法根據(jù)文獻(xiàn)[10]，實(shí)驗設(shè)置如圖6所示。在信號輸入端串接一個精密高阻值電阻，輸入5 mV、10 Hz的正弦波信號。使用儀器測量精密電阻兩端的電壓，當(dāng)測量到的信號峰峰值為輸入信號峰峰值的一半時，電阻阻值即為電路輸入阻抗。

圖6 輸入阻抗測試示意圖Fig.6 Testing method of input impedance

內(nèi)部噪聲的測量方式參考文獻(xiàn)[11]，將放大器兩輸入端接地，采集一段長達(dá)10 s以上的數(shù)據(jù)，統(tǒng)計記錄數(shù)據(jù)的均方根值，將均方根值除以放大倍數(shù)換算為等效輸入噪聲。

共模抑制比的測量參考文獻(xiàn)[10]，向放大器輸入端分別輸入1 Hz、10 Hz、20 Hz、25 Hz的信號，測量共模和差模增益，計算共模抑制比。

根據(jù)測試結(jié)果可以發(fā)現(xiàn)，放大電路幾項重要指標(biāo)均滿足相關(guān)的標(biāo)準(zhǔn)。

3.2 臨床實(shí)驗

在上海某醫(yī)院臨床醫(yī)生的指導(dǎo)下，選取了3名志愿者進(jìn)行了功能驗證。志愿者經(jīng)醫(yī)生的指導(dǎo)后，將設(shè)

備帶回家使用，1號和2號志愿者進(jìn)行了1.5 h的數(shù)據(jù)采集。3號志愿者采集了晚長達(dá)8 h 40 min的數(shù)據(jù)。通過實(shí)際使用發(fā)現(xiàn)，設(shè)備的采集、存儲和傳輸功能都滿足設(shè)計要求和實(shí)際需求。

3.3 低功耗優(yōu)化方法驗證實(shí)驗

為了驗證本文提出的低功耗優(yōu)化方法，利用信號采集傳輸子系統(tǒng)為實(shí)驗平臺，采用安泰信APS3005Dm直流電源作為系統(tǒng)供電設(shè)備和耗電量測量設(shè)備，為系統(tǒng)提供3 V直流電源模擬實(shí)際使用中的干電池進(jìn)行無線傳輸功耗測量。

考慮到設(shè)備采集了多種生理參數(shù)信號，并且每種信號的采樣率不同，實(shí)際傳輸時需要將數(shù)據(jù)打包成固定格式進(jìn)行實(shí)時傳輸。同時，由于實(shí)時傳輸時無線網(wǎng)絡(luò)的最大包延遲不能超過50 ms，設(shè)定了方式1、2、3三種傳輸方式，數(shù)據(jù)傳輸?shù)念l率分別設(shè)為64 Hz、32 Hz和21.3 Hz。分別測量了三種傳輸方式下無線傳輸功能的能耗，來驗證不同的占空比下系統(tǒng)的功耗水平。由于模塊使用3.3 V電源供電，故直接測量了傳輸時的電流作為測量指標(biāo)。測量結(jié)果如表2所示：

表2 三種傳輸方式比較Tab.2 comparison of three transmissions

實(shí)驗結(jié)果表明，隨著系統(tǒng)發(fā)送頻率的降低，占空比也隨之降低，測量到的系統(tǒng)消耗的電流也在一定程度上隨之降低。而由于降低了發(fā)送頻率，使得數(shù)據(jù)的延遲增加。另外，當(dāng)模塊以比較低的頻率工作時，相當(dāng)于系統(tǒng)中有一個很大的負(fù)載以較低的頻率接入系統(tǒng)中，使得電源電壓變化較大，造成了方式3消耗電流在一個較大的范圍內(nèi)浮動。

總體而言，方式2具有較低的數(shù)據(jù)延遲和較低的功耗，在三種方式中是最優(yōu)的傳輸方法。

4 結(jié)論

本文介紹了一種可穿戴式的基于超低功耗32 bit arm芯片的網(wǎng)絡(luò)化睡眠監(jiān)護(hù)設(shè)備，該系統(tǒng)采集心電、血氧和呼吸三種信號，可以實(shí)時存儲和無線發(fā)送數(shù)據(jù)。相比于傳統(tǒng)的PSG，減少了一些不必要的生理信號的采集，使用更加方便，對用戶的睡眠影響更小。在此基礎(chǔ)上提出了一種基于延遲約束的無線傳輸?shù)凸膬?yōu)化方法，該方法合理使用了系統(tǒng)所允許的延遲時間，以少量的延遲時間換取了系統(tǒng)更低的功耗。實(shí)驗表明該方法在優(yōu)化實(shí)時數(shù)據(jù)傳輸系統(tǒng)的設(shè)計時，可以降低30%左右的功耗。

[1] Bloch KE. Polysomnography: a systematic review[J]. Tech Health Care, 1997, 5(4): 285-305.

[2] Rofouei M, Sinclair M, Bittner R, et al. A non-invasive wearable neck-cuff system for real-time sleep monitoring[C]. IEEE BSN, 2011: 156-161.

[3] Zhu X, Chen W, Nemoto T, et al. Real-Time Monitoring of Respiration Rhythm and Pulse Rate During Sleep[J]. IEEE Biomed Eng, 2006, 53(12): 2553-2563.

[4] Chen LC, Chen K, Hung Y. A sleep monitoring system based on audio, video and depth information for detecting sleep events[C]. IEEE ICME, 2014:1-6.

[5] Lee S, Yan L, Roh T, et al. A 75μW real-time scalable network controller and a 25μW ExG sensor IC for compact sleep-monitoring applications[C]. IEEE ISSCC, 2011: 36-38.

[6] 張大偉, 陳佳品, 馮潔,等. 面向準(zhǔn)危重病人的區(qū)域化無線監(jiān)護(hù)系統(tǒng)研制[J]. 儀器儀表學(xué)報, 2014, 35(1):74-81.

[7] Berry RB, Budhiraja R, Gottlieb DJ, et al. Rules for scoring respiratory events in sleep: update of the 2007 AASM manual for the scoring of sleep and associated events[J]. J Clin Sleep Med, 2012, 8(5): 597-619.

[8] Pizzuti GP, Cifaldi S, Nolfe G. Digital sampling rate and ECG analysis[J]. J Biomed Eng, 1985, 7(3): 247-250.

[9] Khandoker AH, Karmakar CK, Palaniswami M. Comparison of pulse rate variability with heart rate variability during obstructive sleep apnea[J]. Med Eng Phys, 2011, 33(2): 204-209.

[10] 全軍醫(yī)學(xué)計量測試研究中心. 醫(yī)學(xué)計量器具[M]. 北京：中國計量出版社, 2002.

[11] 石波, 劉勝洋, 陳建方,等. 自由活動狀態(tài)下的連續(xù)心電記錄[J].生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志, 2013, 30(2): 296-300.

Design and Implementation of a Novel Networked Sleep Monitoring System

【W(wǎng)riters】TIAN Yu1, YAN Zhuangzhi1,2, TAO Jia,an1
1 School of Communication and Information Engineering, Shanghai University, Shanghai, 200444
2 Institute of Biomedical Engineering, Shanghai University, Shanghai, 200444

To meet the need of cost-effective multi-biosignal monitoring devices nowadays, we designed a system based on super low power MCU. It can collect, record and transfer several signals including ECG, Oxygen saturation, thoracic and abdominal wall expansion, oronasal airflow signal. The data files can be stored on a flash chip and transferred to a computer by a USB module. In addition, the sensing data can be sent wirelessly in real time. Considering that long term work of wireless module consumes much energy, we present a low-power optimization method based on delay constraint. Lower energy consumption comes at the cost of little delay. Experimental results show that it can effectively decrease the energy consumption without changing wireless module and transfer protocol. Besides, our system is powered by two dry batteries and can work at least 8 hours throughout a whole night.

sleep monitoring, ECG, SPO2, breath, low-power optimization method

TP277

A

10.3969/j.issn.1671-7104.2015.03.001

1671-7104(2015)03-0157-05

2014-03-20

上海市科委“科技創(chuàng)新行動計劃”(12DZ1940902，13DZ1941605)

田雨，E-mail: ty89111@hotmail.com