前言

　　睡眠呼吸暫停癥是一種很常見的睡眠呼吸疾病，根據研究調查，在美國約有24%的成年男性及9%成年女性或超過200萬人口患有此疾病，在中國臺灣至少有35萬人也有此問題。

　　一般在診斷患者是否罹患睡眠呼吸暫停癥是指患者在睡眠中出現呼吸暫停和低通氣的總次數超過每小時5次。其中呼吸暫停是指在睡眠中，出現10秒以上的呼吸氣流消失，低通氣是指呼吸氣流并未完全停止，只是減少到原來的20%~50%，同時血氧濃度下降4%以上的呼吸紊亂。目前醫生在診斷睡眠呼吸暫停癥時常使用夜間睡眠呼吸多項生理監測儀，記錄一整夜的睡眠周期，其中包括呼吸暫停以及呼吸變淺的次數、型態、缺氧指數、次數、心電圖的變化、口鼻腔氣流、胸腹部呼吸運動、耳垂血氧等信號的記錄、打鼾次數等情形。使用夜間睡眠呼吸多項生理監測儀雖然精確，但需要在身上配戴多種儀器，也必須在特定的醫院中由專業人士操作才能進行測量，非常不方便也容易影響患者的睡眠，所以不適合做長期的監測。因此一般患者除非到了非常嚴重的地步是不會走進醫院進行這項檢查。更何況睡眠呼吸多項生理監測儀是一項價格昂貴的儀器，一般患者不會購買在居家中自行測量，所以很難達到普遍性。本系統主要針對這些缺點發展出一套使用簡單、察覺性更低、價格低廉及適合在居家睡眠環境下作長期監測的監測系統，達到幫助醫師了解病患的病情，并提供醫生追蹤治療過程的改善情形。

　　研究方法與系統設計

　　圖1為系統方塊圖。本系統是由(1)生理參數測量計及(2)生理參數分析器所構成。生理參數測量計包含有生理信號感測裝置、微控制器。生理參數分析器則是利用藍牙無線模塊接收生理測量計所測量到的生理參數數據，加以分析，并以具親和力的操作畫面顯示出來，提供病患睡眠生理變化情形。

　　圖1 無線型睡眠呼吸暫停癥監視系統方塊圖

　　生理參數測量計

　　生理信號感測裝置

　　心跳變化使用的感測組件為光傳感器，主要利用人體心臟收縮時血管中的血流量及血氧濃度會因此而產生變化。本系統采用光耦合器(CNY70)利用光反射法偵測血管末端血流量的變化。圖2為光耦合器CNY70內部架構及動作原理。

　　圖2 光耦合器CNY70內部架構及動作原理

　　音頻信號接收器主要是接收睡眠時因呼吸道阻塞所產生的鼾聲，本系統采用電容式音頻接收器作為信號接收的主要組件，利用接收音波壓力改變振動膜的位移量，使振動膜與鋁質外殼間的電容CT隨著音波強弱改變電容量，再經FET完成阻抗的轉換產生RECM，使REXT和RECM的分壓改變，得到不同的輸出。圖3為音頻接受器內部架構及動作原理。

　　圖3 音頻接受器內部架構及動作原理

　　呼吸傳感器的工作原理是利用呼吸時胸腔會產生起伏而拉動臥式可變電阻因而產生電阻值的改變。

　　生理信號感測電路

　　1.心跳感測電路

　　圖4為心跳感測電路方塊圖。心跳變化時，傳感器所測量到的信號，包含有直流偏壓(DC Offset)、心跳變化的信號、呼吸及肌肉顫動、60Hz及高頻的噪聲，其中心跳變化的信號為所需的信號，其它信號一律視為噪聲，因此分別采用硬件的前置濾波電路及軟件兩種處理方式，以消除不同的噪聲對測量所造成的影響。前置濾波電路主要特點是可以減輕軟件程序進行數字信號處理所需的運算量及時間，避免造成信號處理過程中延遲情形。圖5為心跳信號之波形。圖6為將心跳信號轉換成數字信號之波形。圖7為心跳感測電路。

　圖4 心跳感測電路方塊圖

　　圖6 心跳信號轉換后波形                                      圖5 心跳信號轉換前波形圖

　　圖7 心跳感測電路

　　2.鼾聲感測電路

　　圖8為鼾聲感測電路方塊圖。以音頻接收器測量到的鼾聲信號包含很多噪聲及背景雜音的影響，必須利用硬件濾波器去除高頻、低頻噪聲只留下鼾聲頻帶內的信號，Smithson[1995]研究中顯示鼾聲的頻率大約在1~200Hz的聲音頻帶內，其它聲音的頻率域則較廣。首先由音頻接收器從量得的信號，信號放大，再經由200Hz低通濾波器濾除其它聲音所造成的噪聲干擾。圖10為將鼾聲信號轉換成數字信號之波形。圖11為鼾聲感測電路。

　　圖8 鼾聲感測電路方塊圖

　　圖10 鼾聲信號轉換后波形                                 圖9 鼾聲信號轉換前波形

　　圖11 鼾聲感測電路

　　3.呼吸感測電路

　　圖12為呼吸感測電路方塊圖。利用呼吸時胸腔的起伏拉動臥式可變電阻改變電阻值因而產生的電壓變化，經由信號放大電路、比較電路，即可判斷呼吸的情形。圖13為呼吸信號波形。圖14為呼吸感測電路。

　　圖12 呼吸感測電路方塊圖

                                  圖13 呼吸信號波形

　　圖14 呼吸感測電路

　　CPU及顯示電路

　　圖15所示為本系統CPU及顯示電路。CPU是使用盛群半導體股份有限公司所生產的HT46R24微控制器，其中由Port A 及Port C驅動15*4中文顯示型LCD，作為生理參數數據的顯示，Port B為生理參數及定時器的輸入端，而Port D則經過MAX232準位轉換做串行傳輸。

　　圖15 CPU及顯示電路

　　固件程序

　　生理參數測量計之程序如下：在生理參數測量時為了避免讀取到身體翻轉時的錯誤信號，利用多重讀取的方式加以避免，在信號變化時連續讀取，且每次讀取間加入一段時間延遲，再經過比對讀取的信號是否相同，此方式可降低信號讀取時的錯誤率。處理完成后的生理參數資料存放于微控制器的緩存器，并通過中文型LCD顯示所測量到的生理參數。藍牙無線模塊傳輸方面，主要將儲存在微控制器內部緩存器的生理參數數據通過RS-232串行傳輸與個人計算機間做數據通訊。

　　生理參數分析器

　　以Visual Basic6.0為開發工具，通過藍牙無線模塊接收由生理參數測量計所傳輸的生理參數數據，儲存于數據庫中，并將每個時間點的生理參數進行分析，連接Excel將每個時間點所測量的生理參數資料進行分析及統合以曲線圖的方式顯示每個時間點的生理變化狀況，讓醫師在診斷上更加方便。

　　結果

　　圖16為由醫院所取得正確的數據經過本系統實際仿真測量所得之曲線分析圖。本系統提供一組一般正常睡眠時的呼吸生理參數數據及曲線圖，增加醫師在比對及判斷的方便性。

　　圖16 生理參數經過帕線分析后結果顯示

　　圖16上方為未罹患睡眠呼吸暫停癥的睡眠呼吸生理變化情形；下方則為罹患睡眠呼吸暫停癥患者睡眠時的睡眠生理變化情形。

　　表1為圖16各個顏色曲線所代表的意義。

　　圖16曲線分析及比對可以發現，睡眠呼吸暫停癥的患者睡眠時呼吸通常伴隨著鼾聲，當有睡眠呼吸暫停的情況發生，心跳次數在同一時間域內有非常明顯的下降情形，因此能判斷罹患睡眠呼吸暫停癥的患者在長期未接受有關睡眠呼吸暫停癥治療的情況下，心臟長期在睡眠時未有規律的跳動而容易罹患有關心血管方面的疾病。

　　結語

　　在設計單芯片微控制器的軟件時，必須以時間軸為基準，測量各項生理參數，才能于重建時找出各個生理參數間的關系。為了使生理參數測量計的體積小型化，必須選擇低消耗電量及體積較小的組件，并使用微控制器使整體電源消耗最小化。藍牙無線傳輸模塊為低功率消耗且高安全性的無線數據傳輸設備。

　　在生理參數測量時，必須將生理信號感測裝置固定于患者身體上，因為睡覺時頭部、身體移動和翻轉，容易造成測量設備的脫落及不正確的測量數據，此時不正確的測量多少會影響醫師對癥狀的評估。所以生理參數測量計的傳感器體積必須要很小，固定容易、不易脫落及避免影響患者的睡眠，處理生理參數的數據時，必須要先利用濾波器，將其噪聲除去，只顯示真正的睡眠呼吸的生理參數的波形，這樣才更容易得到準確的生理參數，進而提高醫師診斷上的正確性。

　　另外，要配合生理參數測量計內各個電路模塊，系統的電源供應就顯得很重要。傳統電源處理方式是由電力公司所提供110V 60Hz(編者注：此指標為臺灣電力)的電源經由一個重量、體積不小的變壓器，經過不斷的整流及穩壓才能得到系統所需的電壓，而此過程所產生溫度容易因為散熱不完全而導致組件容易損毀。為了要讓生理參數測量計體積小、重量輕、且不會產生高溫，因此生理參數測量計采用市面上110V 60Hz轉換成5V 1A的電源轉換器，提供微控制器使用，再通過直流轉直流-雙組-電源轉換器轉成感測電路模塊所需的±5V電源，相較于以往不但降低電源設計的難度，使得攜帶更加的方便。