具有多个振动传感器的睡眠监测系统的制作方法

1.本发明涉及监测用户的一种或多种生理状态的系统和方法。更具体而言，本发明实施方式涉及通过处理支承用户身体至少一部分的垫层内代表振动的声音和压力信号，确定用户的一种或多种生理状态，如身体姿势、水分充足程度及清醒程度。


背景技术：

2.睡眠质量对人们的日常活动至关重要。国家睡眠基金会(美国)的研究表明，近45％美国人的生活受到睡眠质量差或睡眠不足的影响。许多人抱着改善其睡眠质量的希望定期就医。根据该研究的估计，大约33％的人认为其睡眠质量不高于正常水平，或者睡眠质量较差。
3.虽然人体需要睡眠才能正常运转这一点显而易见，但是所需要的睡眠的“质”和“量”仍是一项复杂的问题。近年来的大量研究集中于对睡眠及其生理和心理作用的了解上。例如，有些人在睡眠严重不足时会在白天时感到疲惫和倦乏，但是也有些人在长时间睡眠后会因睡眠过度而产生类似的倦怠感(见申请号为62108149的美国专利申请)。
4.为了了解睡眠与醒后状况之间复杂的相互影响关系，研究人员孜孜不倦地对睡眠过程中的多种不同生理状况进行研究。在此类研究当中，目前已提出多种睡眠监测技术。
5.睡眠监测的重要性源于多种原因。其中，最重要的原因在于，其能提供与用户睡眠相关的实际数据——睡眠长度、睡眠深度、入睡时间以及睡醒时间。掌握这些数据后，具有睡眠问题的人即有动力(或被人敦促)去睡眠专家处寻求治疗。
6.心率等生理参数可通过可穿戴电子设备进行测量。然而，这会给用户的睡眠造成不适感，因此对用户的睡眠质量产生负面影响。
7.有鉴于此，需要一种准确且能够提高用户舒适感的改进式睡眠监测手段。


技术实现要素：

8.本发明旨在提供一种用于监测用户的一种或多种生理状态的系统。
9.根据本发明的一个方面，提供一种用于监测用户的一种或多种生理状态的系统，该系统包括一个或多个处理器，该处理器用于：接收表示对用户身体至少一部分进行支承的垫层内压力的压力信号以及表示该垫层内声波振动的声音信号；以及根据所述压力信号和声音信号，确定用户的所述一种或多种生理状态。
10.通过使用表示垫层内振动的压力信号和声音信号，本公开能够在用户坐或卧于垫层上的状态下更加有效地确定一种或多种生理状态。所述垫层可构成床、椅或其他类型家具的一部分。如此，能够通过监测用户移动(如呼吸、心跳及身体移动)所导致的垫层内的自然振动，对用户进行无创监测。
11.所述压力信号可表示频率低于所述声波振动的压力振荡。如此，可将频域内的压力信号和声音信号这两种信号分离开来，从而有助于最大程度减小两种信号之间的相互干扰。通过在频率上将两种信号分离开来，使得这两种信号能够独立处理，无需额外的信号处
理。但是，也可采用额外信号处理(如滤波)。
12.所述压力信号可包括表示用户呼吸的呼吸信号，对用户的所述一种或多种生理状态的确定可基于所述呼吸信号。也就是说，所述压力信号的至少一个分量可以为所述呼吸信号。通过监测所述呼吸信号，可确定各种生理参数(如呼吸率)。
13.用户的所述一种或多种生理状态可包括根据所述呼吸信号的变化确定的该用户的一种或多种异常生理状态，该用户的所述一种或多种异常生理状态可包括以下当中的一者或多者：呼吸暂停；以及呼吸模式不规律。对呼吸暂停的确定可以为对睡眠呼吸中止症的确定，但是呼吸暂停无需一定与用户的睡眠状况相关联。
14.当在预设时间段内检测到所述呼吸信号未发生变化时，可确定发生呼吸暂停。所述呼吸信号可在呼吸暂停过程中存在一定的幅度。如此，通过检测所述呼吸信号是否未发生变化，可提高用户呼吸暂停的判断准确度。
15.当检测到所述呼吸信号的呼吸率发生不规律变化时，可确定发生呼吸不规律。这一点既可通过确定呼吸率的方式实现，也可通过检测呼吸率的变化或波动是否大于阈值的方式实现。作为替代方案，这一点还可通过其他监测技术实现，例如通过使用机器学习分类器的方式实现(如下文所述)。
16.所述声音信号可包括表示用户的一个或多个心搏周期的心脏信号，其中，对用户的所述一种或多种生理状态的确定可基于所述心脏信号。也就是说，所述声音信号的至少一个分量可以为所述心脏信号。通过监测所述心脏信号，可确定各种生理参数(如心率)。
17.用户的所述一种或多种生理状态可包括根据所述心脏信号的变化确定的该用户的一种或多种异常生理状态，其中，所述一种或多种异常生理状态可包括以下当中的一者或多者：心跳暂停；心跳不规律；以及存在一种或多种与用户心跳同步的异常声音。
18.当在预设时间段内检测到所述心脏信号未发生变化时，可确定发生心跳暂停。所述呼吸信号可在心跳暂停过程中存在一定的幅度。如此，通过检测所述心脏信号是否未发生变化，可提高用户心跳暂停的判断准确度。
19.当检测到所述心脏信号体现出的心率的不规律变化时，可确定发生心跳不规律。对心跳不规律的确定可包括对心律失常的确定。
20.心率变化可由所述心脏信号内心搏周期频率的变化体现。
21.可以利用机器学习分类器，确定是否存在一种或多种与心跳同步的异常声音，作为替代方案，当检测到所述声音信号或心脏信号的幅度在所述心脏信号的多个心搏周期中的某一相同时间点反复超出预定阈值时，可确定存在一种或多种与心跳同步的异常声音。所述多个心搏周期中的某个相同时间点无需确切相同，只要处于给定范围内即可。所述多个心搏周期中的某个相同时间点可通过确定所述多个心搏周期中的相同相位范围内上述幅度是否被超过的方式确定。
22.所述压力信号可包括表示用户呼吸的呼吸信号，所述声音信号可包括表示用户的一个或多个心搏周期的心脏信号，其中，对用户的所述一种或多种生理状态的确定可基于所述呼吸信号和所述心脏信号。
23.用户的所述一种或多种生理状态可包括根据所述压力信号和声音信号的变化确定的该用户的一种或多种异常生理状态，其中，所述一种或多种异常生理状态可包括以下当中的一者或多者：存在一种或多种与呼吸同步的异常声音；死亡；疾病发作；以及磨牙。
24.可以利用机器学习分类器，确定是否存在一种或多种与心跳同步的异常声音，作为替代方案，当检测到所述声音信号或心脏信号的幅度在所述呼吸信号的多个呼吸周期中的某一相同时间点反复超出预定阈值时，可确定存在一种或多种与心跳同步的异常声音。与呼吸同步的一种或多种异常声音可以为鼾声。所述多个呼吸周期中的某个相同时间点无需确切相同，只要处于给定范围内即可。所述多个呼吸周期中的某个相同时间点可通过确定所述多个呼吸周期中的相同相位范围内上述幅度是否被超过的方式确定。
25.当在预定时间间隔内检测到在无所述心脏信号或该心脏信号未发生变化的同时，持续检测到所述呼吸信号或持续检测到该呼吸信号的变化时，可确定发生死亡。
26.当检测到所述压力信号或呼吸信号超出幅度阈值且所述声音信号或心脏信号的频率超出频率阈值时，可确定疾病发作。
27.确定用户的所述一种或多种生理状态可包括：获得得自所述压力信号和声音信号当中的一者或两者的输入量；将所述输入量输入机器学习模型，该机器学习模型用于针对一组可能的生理状态当中的每一生理状态，确定所述用户具有该相应生理状态的概率；根据所述机器学习模型输出的每一概率，确定所述一种或多种生理状态。
28.所述机器学习模型可以为神经网络。该神经网络可包括一系列层，每一层均包括具有相应权重的节点。该神经网络可由一组参数(例如节点的权重)表示。该神经网络经训练后，可估测所述一组可能的生理状态当中的每一生理状态的概率，所述训练基于训练数据集，该训练数据集包括标记训练数据。训练可涉及通过更新所述神经网络的参数而减小神经网络输出相对于标记(本底真值)训练数据的误差。
29.可以利用所述机器学习模型，确定是否发生磨牙。其中，所述模型为用于检测所述压力信号或呼吸信号中表示颌部运动的噪音以及所述声音信号或心脏信号中表示磨牙的噪音的分类器。
30.用户的所述一种或多种生理状态可包括基于所述压力信号相对于所述声音信号的相对相位检测到的该用户的身体姿势。
31.所述一个或多个处理器可进一步用于检测所述压力信号中所述用户的心脏压力信号，对所述用户的身体姿势的确定可基于所述心脏压力信号。
32.所述心脏压力信号与所述心脏信号的不同之处在于，所述心脏压力信号从所述压力信号中检测得出，而所述心脏信号含于所述声音信号内。因此，所述心脏压力信号和心脏信号均可用于确定身体姿势。
33.所述心脏压力信号可在始于测量开始时间且终于测量结束时间的测量窗口内检测，其中，所述测量开始时间可由所述心脏信号内表示所述心脏信号收缩期开始的第一特征触发，所述测量结束时间可由所述心脏信号内表示所述心脏信号收缩期结束的第二特征触发。
34.通过对所述心脏压力信号设置窗口，可以有效滤除噪声，以确保仅将源于心脏运动的压力波动纳入考虑之中。如此，还可利用所述声音信号检测所述心搏周期的收缩期，而该声音信号为各种心脏相位的更为准确的一种指标。
35.对所述用户的身体姿势的确定可基于所述心脏压力信号在心搏周期收缩期内的相位，该收缩期呈现于所述心脏压力信号内。
36.所述心脏压力信号在所述测量窗口内的所述相位可以以如下方式对应于所述用
户的所述身体姿势：用户在一侧的侧躺对应于所述心脏压力信号的幅度为收缩期内局部最大值的相位，用户在相反一侧的侧躺对应于所述心脏压力信号的幅度为收缩期内局部最小值的另一相位。
37.对用户身体姿势的确定可进一步基于所述心脏压力信号的相对幅度。所述心脏压力信号在所述测量窗口内的相对幅度可对应于用户心脏离所述垫层的距离。
38.所述一个或多个处理器还可用于，当该系统确定用户身体姿势在预设时间段内保持不变时，输出警告。
39.用户的所述一种或多种生理状态可包括用户的水分充足程度。
40.用户的水分充足程度可通过如下方式确定：针对所述心脏信号的每一心搏周期，检测该心脏信号在心搏周期内的峰值；在包含多个心搏周期的呼吸周期内，确定所述多个心搏周期的各所述峰值当中的最大值，以及所述多个心搏周期的各所述峰值当中的最小值；确定所述最大值和所述最小值之间的差值；确定所述心脏信号在所述呼吸周期内的总幅度；以及确定所述差值与所述总幅度之比，作为所述水分充足程度的指标。
41.对于患有心力衰竭的用户，当所述差值的比例小于10％时，所述水分充足程度可视为最佳。对于肺部或其他器官积水的用户，当所述差值的比例小于20％时，所述水分充足程度可视为最佳。
42.所述一个或多个处理器可进一步用于，当该系统确定用户的所述水分充足程度超出预设水分充足程度阈值时，输出警告。
43.所述一个或多个处理器可进一步用于，根据所述用户的生理状态，输出控制信号，以控制外部设备。
44.所述一种或多种生理状态可包括用户的清醒程度，所述一个或多个处理器可用于在确定所述清醒程度落入阈值范围内时，输出所述控制信号。
45.根据本发明的另一方面，提供一种确定用户的一种或多种生理状态的方法，该方法包括：接收表示对用户身体至少一部分进行支承的垫层内压力的压力信号以及表示该垫层内声波振动的声音信号；以及根据所述压力信号和声音信号，确定所述用户的所述一种或多种生理状态。
46.根据本发明的又一方面，提供一种内含编程指令的非暂时性计算机可读介质，所述编程指令在由计算机执行时，使得该计算机：接收表示对用户身体至少一部分进行支承的垫层内压力的压力信号以及表示该垫层内声波振动的声音信号；以及根据所述压力信号和声音信号，确定所述用户的所述一种或多种生理状态。
附图说明
47.根据以下结合附图仅以举例方式给出的具体描述，可以更为充分地理解和领会本发明的具体安排，附图中：
48.图1为根据一种实施方式的睡眠监测装置的剖视图以及放大剖视图；
49.图2为嵌于垫层内的睡眠监测装置的剖视图；
50.图3为根据本发明一种实施方式包括管状物网络的睡眠监测装置；
51.图4为根据一种实施方式嵌于构成床的一部分的垫层内的睡眠监测装置；
52.图5为图4睡眠监测装置的侧视图；
53.图6所示为管状物在床的长度方向上纵向延伸的一种替代实施方式；
54.图7为图6实施方式的透视图；
55.图8所示为根据一种实施方式由感测单元检测的压力信号的一种典型图形表现形式；
56.图9为感测单元所获得的与心跳和呼吸相关的信号强度-时间图；
57.图10为根据本发明一种实施方式的睡眠监测装置剖视图；
58.图11a和图11b所示为根据本发明一种实施方式睡眠监测装置可采取的床垫内设置方式；
59.图12为图11a睡眠监测系统的侧视图；
60.图13a至图13f所示为根据各种实施方式的不同管状物截面示例；
61.图14所示为根据一种实施方式的感测单元；
62.图15所示为容于垫层内的睡眠监测装置的制造过程；
63.图16所示为根据一种实施方式确定用户睡眠阶段的方法的详细说明表；
64.图17为根据一种实施方式基于所确定的睡眠阶段确定警报启动时间的方法流程图；
65.图18所示为表示支承用户身体至少一部分的垫层内的压力的压力信号，以及表示垫层内声波振动的声音信号；
66.图19所示为表示用户呼吸暂停的压力信号和声音信号的一种图形表现形式；
67.图20所示为表示用户呼吸不规律的压力信号和声音信号的一种图形表现形式；
68.图21所示为表示用户心跳暂停的压力信号和声音信号的一种图形表现形式；
69.图22所示为表示用户心跳不规律的压力信号和声音信号的一种图形表现形式；
70.图23所示为与用户心跳同步的异常声音的一种图形表现形式；
71.图24所示为表示与用户呼吸同步的异常声音的压力信号和声音信号的一种图形表现形式；
72.图25所示为表示与用户呼吸同步的异常声音的压力信号和声音信号的另一图形表现形式，其中，异常声音为鼾声；
73.图26所示为表示用户死亡的压力信号和声音信号的一种图形表现形式；
74.图27所示为表示用户疾病发作的压力信号和声音信号的一种图形表现形式；
75.图28a和图28b所示为表示用户身体姿势的压力信号和声音信号的图形表现形式；
76.图29所示为在多用户操作模式下使用的睡眠监测装置；
77.图30为在多用户操作模式下使用的睡眠监测装置的平面图；
78.图31所示为清醒程度随时间的变化曲线，该曲线分为各种睡眠状态；
79.图32所示为表示用户水分充足程度的压力信号和声音信号的一种图形表现形式。
具体实施方式
80.根据第一方面，提供一种监测用户的一种或多种生理参数的系统。该系统包括：含至少一个振动传感器的至少一个感测单元；以及用于嵌入对用户身体至少一部分进行支承的垫层内的至少一条弹性管状物。所述至少一条管状物的一端密封，该至少一条管状物的另一端由所述至少一个感测单元封闭，以形成内充流体且由所述管状物的一个或多个内壁
以及所述至少一个感测单元的表面限定的容积。所述至少一条弹性管状物用于将振动从该至少一条管状物的一个或多个部分传递至所述至少一个感测单元，以供所述至少一个振动传感器检测。
81.通过设置用于传递振动的弹性管状物，可将所述感测单元设于远离用户身体的位置，从而避免垫层内的感测单元因机械应变而损坏，而且进一步避免感测单元对垫层的舒适度造成影响。通过以弹性材料制造所述管状物，不但可以更加有效地传递机械振动，而且还使得该管状物能够在压力解除后恢复初始形状，从而使得该管状物能够继续发挥作用。
82.所述管状物无需一定为圆柱形，而是可以为任何细长的中空结构。该管状物既可以为直管，也可沿其长度具有一个或多个弯段。所述流体可以为气体或液体。该流体可以为空气或能够传递振动的任何其他气体。所述管状物可由橡胶(如天然橡胶、合成橡胶、硅酮橡胶等)，氨酯或聚二甲基硅氧烷等弹性材料制成。
83.根据一种实施方式，所述至少一个振动传感器包括麦克风和压力传感器当中的一者或多者。所述至少一个振动传感器可工作于0～200hz这一频率采集范围。也就是说，所述麦克风和/或所述压力传感器可工作于0～200hz这一频率采集范围。
84.根据一种实施方式，所述至少一条弹性管状物沿其长度具有均一截面。如此，有助于避免该管状物内部的反射。
85.根据一种实施方式，所述至少一条弹性管状物包括沿该管状物的一个或多个内壁延伸的一条或多条凹痕，以有助于防止该管状物在压瘪时因粘连而封死。所述一条或多条凹痕的形式可以为沿所述管状物长度延伸的一条或多条棱脊。所述一条或多条凹痕可包括沿所述管状物圆周均匀间隔的多条凹痕。如此，有助于即使沿多个角度发生压瘪时也能避免粘连封死。
86.根据一种实施方式，所述至少一条弹性管状物包括多条弹性管状物，这些弹性管状物连接至公共节点，以形成用于将振动传回所述感测单元的单个容积。如此，可以增大垫层的检测体积。
87.根据一种实施方式，该系统还包括控制器，该控制器用于以下当中的一者或多者：根据所检测到的振动，确定用户的一项或多项生理参数；根据所检测到的振动，确定用户的一种或多种生理状态。
88.在一种实施方式中，所述控制器构成外部设备的一部分，其中，所述至少一个感测单元用于向所述外部设备发送与所检测到的振动有关的数据，以供所述控制器处理。所述外部设备可以为计算机、服务器、移动设备或者任何形式的具有处理能力的设备。
89.在一种替代实施方式中，所述控制器构成所述感测单元的一部分。
90.所述至少一个振动传感器可用于生成振动信号(电信号等数据传输形式，其表示所检测到的振动的幅度)，并将该振动信号发送给所述控制器。该振动信号可以为模拟信号或数字信号。在所述控制器构成外部设备的一部分的情形中，所述感测单元可将所述振动信号发送给所述控制器，也可先对该振动信号进行处理(如压缩处理)，然后将处理后的信号发送给所述控制器。
91.根据一种实施方式，所述控制器用于根据所检测到的振动，确定用户心率、用户呼吸率、用户身体姿势以及用户移动当中的一者或多者。
92.根据一种实施方式，所述控制器用于确定用户心率。该心率的确定可包括：对所检
测到的振动进行滤波处理，以形成处于预定频率范围内的滤波后振动数据；检测所述滤波后振动数据中的局部最大值；以及根据所检测到的局部最大值，确定所述心率。所述预定频率范围可以为在保留大部分心跳信息的同时滤除噪音和呼吸率信息的范围。在一种实施方式中，所述预定频率范围为10～30hz。
93.根据一种实施方式，所述控制器用于确定用户呼吸率，其中，该呼吸率的确定包括：检测所检测到的振动当中的局部最大值；以及根据所检测到的局部最大值，确定所述呼吸率。确定呼吸率时的频率范围可与确定心率时的频率范围不同(例如，0～200hz，而非10～30hz)。
94.根据一种实施方式，所述控制器用于根据所检测到的振动，确定用户的移动，其中，确定用户的移动包括：判断所检测到的振动的幅度是否超出预定幅度阈值。
95.根据一种实施方式，所述至少一个振动传感器包括用于根据所检测到的振动生成麦克风信号的麦克风以及用于根据所检测到的振动生成压力传感器信号的压力传感器。所述控制器用于确定用户身体姿势，其中，该用户的身体姿势根据所述麦克风信号和压力传感器信号的相差确定。
96.所确定的身体姿势可表示用户是仰卧，俯卧，左侧卧，还是右侧卧。
97.根据一种实施方式，所述控制器进一步用于根据所检测到的振动中(如所检测的一个呼吸周期中)反复出现的特定噪音，确定用户的生理状态(如呼吸率和/或睡眠阶段)。
98.根据一种实施方式，该系统用于仅在当满足某些条件时，导出或存储与所检测到的振动(如原始振动信号)相关的数据。所述条件可包括以下当中的一者或多者：
99.(1)用户的睡眠状态(如用户处于深度睡眠阶段)；
100.(2)之前的一段预定时间(如前五分钟)内未检测到移动；
101.(3)之前的一段预定时间内振动的波动度(如预定时长(如前五分钟的20％)内信号的滚动平均均方根(rms)值的变化不大于预定量)；以及
102.(4)该系统检测到了心跳或呼吸周期(心率和呼吸率可例如根据振动信号确定)。
103.根据一种实施方式，所述控制器用于根据用户心率、用户呼吸率以及用户移动当中的一者或多者，确定用户睡眠状态。睡眠状态可以为清醒状态、轻度睡眠、深度睡眠和快速眼动(rem)睡眠当中的一者。
104.根据一种实施方式，所述控制器用于执行以下当中的一者或多者：当确定心率和呼吸率当中的一者或两者高于相应第一阈值且心率和呼吸率当中的一者或两者的波动低于相应波动阈值时，确定用户处于清醒状态；当确定心率和呼吸率当中的一者或两者高于所述相应第一阈值且心率和呼吸率当中的一者或两者的波动高于所述相应波动阈值时，确定用户处于快速眼动(下称rem)睡眠状态；当确定心率和呼吸率当中的一者或两者低于所述相应第一阈值且高于小于该相应第一阈值的相应第二阈值时，确定用户处于轻度睡眠状态；以及当确定心率和呼吸率当中的一者或两者低于所述相应第二阈值时，确定用户处于深度睡眠状态。
105.相应第一/第二阈值表示，可针对心率和呼吸率设定不同的第一阈值或不同的第二阈值。
106.根据一种实施方式，该系统还包括警报系统，该警报系统用于在当确定预定警报开始时间和预定警报结束时间之间的警报时段内达到预定睡眠状态或预定睡眠状态变化
时发出警报。该警报系统既可集成于所述感测单元内(即采用控制器设于所述感测单元内的形式)，也可以为处于所述感测单元之外的外部设备(无需为与以上就生理参数的确定所描述的同一外部设备)。
107.根据一种实施方式，所述警报系统用于执行以下当中的一者或多者：当确定用户在所述警报时段内从快速眼动睡眠阶段转变至轻度睡眠阶段时发出所述警报；当确定当前时间处于警报结束时间前的预定时间段内且用户在所述警报时段内处于轻度睡眠阶段时发出所述警报，所述预定时间段短于所述警报时段；以及当确定达到所述警报结束时间且在所述警报时段内未检测到所述预定睡眠状态或预定睡眠状态变化时发出所述警报。
108.根据另一方面，提供一种计算机系统，包括一个或多个处理器，该处理器用于：接收表示在对用户身体至少一部分进行支承的垫层内检测到的振动的一个或多个振动信号；以及根据所述一个或多个振动信号，确定用户心率、用户呼吸率、用户身体姿势以及用户移动当中的一者或多者。
109.根据一种实施方式，所述一个或多个处理器还用于根据用户心率、用户呼吸率以及用户移动当中的一者或多者，确定该用户的睡眠状态。
110.根据一种实施方式，所述一个或多个处理器还用于在当确定预定警报开始时间和预定警报结束时间之间的警报时段内达到预定睡眠状态或预定睡眠状态变化时发出警报。
111.根据另一方面，提供一套部件，用于监测用户的一项或多项生理参数。该套部件包括：含至少一个振动传感器的至少一个感测单元；以及用于嵌在对用户身体至少一部分进行支承的垫层内的至少一条弹性管状物，其中，所述至少一条管状物的一端密封，该至少一条管状物的另一端开放，以接收所述至少一个感测单元。该套部件构造为，当所述至少一个感测单元容纳于所述至少一条弹性管状物的另一端内时，该管状物的一个或多个内壁与所述至少一个感测单元的表面限定出用于内盛流体的容积，以使得所述至少一条弹性管状物具有将振动从该至少一条管状物的一个或多个部分传递至所述至少一个感测单元以供所述至少一个振动传感器检测的构造。
112.本文所述实施方式可实现为装置、系统、成套部件、方法或非暂时性计算机可读介质。
113.本文所描述的实施方式涉及监测躺卧于床上的用户的生理参数的系统，尤其睡眠监测系统。
114.为了避免要求用户穿戴任何监测系统或与任何监测系统连接，本发明实施方式将传感器容于床身之内。如此，可以实现一种打扰程度更低的用户睡眠监测手段，并避免因可穿戴技术的应用而造成用户的不适。此外，由于传感器容于床身中，因此可以通过以市电(电网)供电，或者通过配置可穿戴设备因尺寸和舒适度限制而只能另行设置的更大电池，向传感器提供更为可靠的电源。如此，可以降低因掉电而发生漏测的风险——由于感测时间相对较长，而且用户因处于睡眠当中而一般无法意识到已掉电，因此这一风险有可能会产生问题。
115.对于躺卧在床上的监测对象，目前提出的睡眠监测方法总体为以下两种：通过与床和监测对象分离设置的噪声传感器或光学摄像头等传感器，测量睡眠节律；将运动传感元件直接放置为与监测对象身体接触，或极为靠近监测对象身体。在后一种方法中，传感器例如放置于床垫的躺卧高度之下。
116.第一种方法的缺点在于，离处于睡眠状态的监测对象的距离过远，因此缺乏准确性。当传感器未处于感测对象近处时，难以获得准确的测量结果。将传感器设于对象身体近处的第二种方法能够实现更为准确的测量，例如，甚至可以对睡眠状态下的对象心率和呼吸进行监测。虽说如此，紧邻测量对象身体放置(例如，紧邻就睡面下方放置)的传感器易于在躺卧于床上的对象引起的机械应力下损坏，因此这一方法仍然存在问题。当需要该系统提供长期质保时，这一问题将变得尤为严峻。然而，当通过改进传感器而使得其能够承受更大应力时，可能会大幅增加传感器的复杂性和成本。另外，将此类传感器直接容于床垫内的做法有可能会对床垫的舒适度产生负面影响。
117.睡眠数据不仅有助于识别身体状况，而且还可用于控制有可能在用户睡眠过程中对其造成打扰的其他用户设备。例如，某些设备会在用户睡着时或用户就寝前发出噪音或光线，从而打扰用户睡眠。通过获取高质量的睡眠数据，可以对智能设备进行控制，通过改善并优化卧室环境而促进用户的睡眠。例如，需要启动电机或执行元件的设备通常会在启动过程中产生噪音。因此，当将此类设备控制为仅在无人在床上睡觉时或仅在用户熟睡后(因此不太可能被吵醒)才打开时，可以改善用户的睡眠。
118.在需要使用按照上述方式打开/关闭的智能设备的情形中，其中一项问题例如为与卧室空气中粉尘所致睡眠质量不佳相关的问题。对粉尘过敏的人常常会有打喷嚏以及其他的不舒服症状。粉尘过敏还会导致充血(从而引起呼吸困难)，或者导致眼睛发痒、变红或渗泪。大约10％的人对空气中的花粉、霉菌、宠物毛发、尘螨等粉尘过敏。此类症状会显著降低睡眠质量。因此，通过进行能够消除导致上述问题的粉尘颗粒的空气过滤，可以实现睡眠质量的大幅提升。然而，用于除尘目的的空气过滤会产生机械噪音，从而对睡眠质量产生负面影响。
119.鉴于上述问题，需要一种以更为准确且打扰程度更低的方式监测生理参数及状况，尤其监测睡眠的改进式手段。
120.虽然以上就睡于床垫上的睡眠监测对上述问题进行了探讨，但是在欲以通过将感测技术融合于坐椅(扶手椅、沙发等)等其他类型家具而对生理状况(如心率、呼吸率、压力等)进行监测时，也可能会遇到类似问题。例如，可通过将传感器容于椅子或其他形式坐椅的座垫或靠背中，以对呼吸率和心率等生理变量以及压力等生理状况进行监测。虽说如此，当将传感器直接容于坐椅支承面附近时，可能会产生不适感，并增大传感器所受的机械应力。
121.本文所描述的实施方式旨在提供上述问题的一种解决方案。本技术提出借助基于气态流体振动传导介质的采集器(机械振动导体)，将信号从床或坐椅引出，而非将传感器直接置于床垫内(就睡面下，或置于坐椅内的就坐面下)，其中，所述采集器在本文中称为信号采集器，而且置于就睡面/就坐面下。
122.信号采集器为一种弹性容器，内充振动传导流体介质，优选空气等气态介质。该信号采集器可由高分子材料制成，例如橡胶或pdms。该信号采集器可以为将流体(如气体或液体)内封作为振动传导介质的管状物。
123.本系统可将气体或液体用作振动传导介质。基于气体的介质比基于液体的介质更加具有优势，这是因为基于液体的系统耐久性较差，而且在当信号采集器未能有效密封时，存在液体随时间流逝而蒸发的风险，因此在技术上存在更多问题。采集器表面受到的外力
(如躺卧于床上的人)会产生信号，该信号由储槽(采集器的中空区域)内所充的流体传导，并沿细长形的采集器从床垫引出后，例如由采集器内的压力传感器检测。信号采集器由弹性材料制成，这是因为该材料有助于将外部机械振动传递至流体传导介质。
124.信号采集器可用于将睡在床上的人所引起的机械振动从床垫中引出。当将信号从床垫中引出后，便可易于通过将传感器与信号采集器连接而实现对机械振动或压力的变化的测量。如此，可实现在床垫之外，或者至少在离人体一定距离处进行测量，从而防止机械应力作用在传感器上，并且防止对床垫的舒适度造成负面影响。与直接将传感器置于就睡面下的做法相比，这一构造具有许多优点：
[0125]-将传感器置于床垫之外或床垫外周，从而更加易于实现信号采集器与传感器的连接；
[0126]-降低传感器受到的机械应力，从而不但减小损坏的风险，而且允许使用耐用性较低(因此较为便宜)的传感器；
[0127]-性价比高——通过使用散布于就睡面下方的采集器系统，可以以单个传感器感测较大的感测区域内的信号。
[0128]
借助设置于信号源与传感器之间的采集器测量信号时，有可能会导致信号的品质和大小有所损失。然而，传感器质量方面的最新技术进展表明，在睡眠监测方面，传感器所具有的灵敏度远远高于所需要的灵敏度，此方面的传感器例如包括加速度传感器、压力传感器、光学传感器、(光学)位置传感器等。此外，信号采集器还可在测量前通过将更大的力转换为更强烈的机械运动而使得该力产生较小的振动。
[0129]
图1为根据一种实施方式的睡眠监测装置10的剖视图和放大剖视图。睡眠监测装置10包括内含流体20的管状物12和感测单元14。
[0130]
管状物12形成用于将机械振动传递至感测单元14的信号采集器。管状物12呈沿其纵向轴线的细长形。管状物12一端(远端)本身封闭，以保持流体20，而另一端(近端)通过管状物12的连接部分通入感测单元14。连接部分12构造为与感测单元14连接，以使得感测单元14封闭管状物12的开放近端，从而将流体20盛纳于管状物12的内部容积(由管状物12的内壁限定)中。感测单元14可通过密封部分、锁定机构或任何其他合适手段与管状物12的近端连接，以防止流体20从管状物12中逸出。
[0131]
流体20可以为气体或液体。优选地，流体20为空气。
[0132]
管状物12由柔性材料制成，以使得外部压力能够有效地传递给流体20。优选地，管状物12为弹性管状物。该管状物可由橡胶、聚二甲基硅氧烷(pdms)或任何其他适于将外力30作为有用信号传递给感测单元14的材料制成。对于管状物12，重要的一点是，其能够在外力消除后，立刻重新保有其初始的大小和形状。通过以弹性材料制成管状物12，可以使得管状物12在作用力消除后即刻恢复其初始形状的复原能力。
[0133]
感测单元14包括检测流体20压力变化的压力传感器。当外力30施加在管状物12上时，该外力通过管状物12管壁的变形而传递给流体20。外力30在流体内产生振动34，尤其在流体20内产生压力变化。该振动34沿管状物12长度方向传播至设有感测单元14的管状物12近端。随后，感测单元14便对振动34进行感测。
[0134]
在一种实施方式中，感测单元14包括用于根据所感测的振动确定生理参数的控制器。在另一实施方式中，感测单元14包括输出模块(如无线发送器)，该输出模块用于向外部
系统发送振动测量值，所述外部系统用于根据振动感测结果，确定生理参数。
[0135]
图2为嵌于垫层40内的睡眠监测装置10的剖视图。睡眠监测装置10位于垫层40内，且处于接触面42下方。垫层40为用于支承人体一部分的可变形可复原层。该垫层可内充缓冲材料，内充缓冲流体(如空气)，和/或可包括用于提供支承的一个或多个弹性片层或索条。例如，垫层40可构成床的床垫或床垫衬面的一部分，或椅子的座垫或靠背的一部分。接触面42为用于在使用时承受人体一部分所施加的压力的表面。
[0136]
当外力30施加在垫层40的接触面42上时，外力30传递至管状物12的管壁。如此，外力30所致管状物12的振动34会导致流体20内产生压力变化。
[0137]
在本实施方式中，感测单元14设于垫层40外部。然而，如下所述，感测单元14还可嵌于垫层40内部。理想地，感测单元14偏离垫层40用于承受用户体重的支承部分。例如，感测单元14可位于垫层40外周。与此相对，管状物12设于支承部分下方，以将振动传递给感测单元14。在一种实施方式中，感测单元14至少偏离所述支承部分5cm以上。
[0138]
垫层40可以为，但不限于，床垫、坐椅、垫子或任何其他用于长时间支承或抵靠人体大部分或主要部分的物体(或者，构成此类物体的一部分)。理想地，所述垫层用于支承或抵靠用户的躯干，以有助于呼吸率和心率的检测。
[0139]
接触面42(或支承面)为垫层40表面的任何部分，该部分可以为，但不限于，就睡面、就坐面、躺卧面、休憩面或任何其他用于长时间与人体大部分或主要部分接触的表面。
[0140]
根据感测单元14从外力30所致管状物12的振动34中接收的信号，睡眠监测装置10可确定监测对象的睡眠相关生理特性，如身体移动，身体姿势(例如，确定对象是处于仰卧、侧卧还是俯卧姿势)，呼吸率以及心率。作为替代方案，可以将测量结果(或推导出的生理参数)导出(例如，经无线连接)至用于确定所述生理特性的外部系统。
[0141]
虽然图1实施方式涉及一种含单根长管12的采集器，但是该采集器还可由各种不同形状构成。
[0142]
图3所示为根据本发明一种实施方式包括管状物网络112的睡眠监测装置110。其中，三根相互分开的管状物112构成采集器，该采集器能够在更大的区域内进行振动的采集和传输。所述三根管状物112与公共节点并联，该公共节点与感测单元114连接，从而使得管状物网络112彼此连接形成单个容积。也就是说，所述三根管状物112彼此流体连通，并与感测单元114流体连通。图3中的管状物112具有相同尺寸。虽然图中示出了三根管状物，但是显而易见的是，还可采用任何数量的管状物，并按照任何适于采集振动并将其回传至感测单元114的方式(例如，具有多个分支，在不同部位上分支等)设置。
[0143]
图4所示为根据一种实施方式嵌于构成床344的一部分的垫层340内的睡眠监测装置310。垫层340(如床垫)置于床344上，以供人在其上休息。垫层340用于以靠近垫层340上接触面中心设置的支承部分支承人体。
[0144]
睡眠监测装置310与图3睡眠监测装置类似，但含有四根管状物312而非三根。管状物310嵌于垫层340内部，并位于接触面下方。管状物312横向延伸于垫层340的大部分宽度上，以在垫层340上提供可用于检测振动的感测区域。管状物310靠近垫层340顶端设置，以使得当人躺卧在床344上后，管状物310位于人体躯干下方，而其头部靠近所述顶端。如此，有助于实现心率和呼吸率的检测。
[0145]
一旦人体与感测区域相接触(如躺在其上)，将会有外力30施加在管状物312上，从
而使得振动传递至感测单元314。
[0146]
虽然图4所示设置方式中将睡眠监测装置以特定方式嵌于床内，但是睡眠监测装置310还可置于垫层内的任何部位，以从床的该部位采集信号。例如，可将一根或多根管状物312容于用于支承用户双腿的区域下方，以检测睡眠过程中的腿部移动。
[0147]
本系统所检测的振动可以为机械振动，而感测单元314可从床344中接收机械振动。
[0148]
在一种实施方式中，感测单元还包括麦克风。在一些实施方式中，感测单元同时使用压力传感器和麦克风。在一些实施方式中，感测单元可在给定时间中仅使用压力传感器和麦克风当中的一者。在一些实施方式中，不同传感器可独立地和/或同时采集不同信号。例如，可在以压力传感器检测呼吸和身体移动的同时，以麦克风检测心跳。
[0149]
感测单元可进一步包括能够检测弹性信号采集器内的振动、振荡或脉冲的其他传感器。感测单元还包括加速度计。其中，可以使用的一种压力传感器例如为40kpa mps20n0040d压力传感器。
[0150]
图5为图4睡眠监测装置310的侧视图。如图5所示，睡眠监测装置310可用于监测躺卧于床344上的人的心率和/或呼吸率。在本实施方式中，睡眠监测装置310设于垫层340内，而且位于在人躺于垫层340上后处于人体躯干下方的垫层340区域下，从而确保心脏产生的振动可传递至感测单元314，以进行心率的检测。同样地，呼吸运动(如横隔膜和肋骨架的运动)产生的振动传递至感测单元，以进行呼吸率的检测。心率和呼吸率均为睡眠阶段(如深度睡眠、轻度睡眠、快速眼动睡眠或清醒状态)的良好指标。
[0151]
图6所示为管状物412沿床的长度方向纵向延伸的一种替代实施方式。其中，垫层440为矩形床垫形式。管状物412沿其长度方向设有弯段，以使得管状物412的大部分可沿垫层440长度方向延伸，而非沿垫层440的宽度方向延伸。感测器件414靠近垫层440的一端设置，而管状物412朝垫层440的中心延伸(并延伸超出该中心)。
[0152]
图7为图6实施方式的透视图。如图所示，感测单元414嵌于垫层440的侧面。
[0153]
图8所示为根据一种实施方式感测单元所检测到的压力信号的典型图形表现形式。该图示出了身体移动、心跳以及呼吸的特征信号模式。
[0154]
管状物12的长度影响感测单元14所接收信号的绝对幅度。根据不同生理特性所对应的相对信号幅度，可以采集并区分这些生理特性。
[0155]
如图8所示，当发生转身或头、腿、手或肩的移动等身体移动时，其所对应的振动34会使得幅度变大。上述图形表现形式的首尾两个最大的峰与上床(躺下)和下床(起床)动作相关。
[0156]
呼吸导致的振动具有平均幅度。如图9所示，虽然心跳对应的幅度相对较小，但是仍然可以清晰辨认。
[0157]
图9为感测单元14所获得的心跳与呼吸相关信号的强度-时间图。
[0158]
与心跳相比，呼吸所致振荡的特征在于，波长更长，且幅度更大。心跳对应的信号幅度大约五倍弱于呼吸对应的信号幅度。图9所示为以上两种信号同时测量时的强度状况。心率大约六倍高于呼吸率。
[0159]
由上可知，本系统能够根据所检测到的振动的幅度和频率，实现对心跳、呼吸周期以及身体移动的检测。如果振动信号幅度超出第一预定限值，则检测结果为身体移动。如果
振动信号幅度低于第一预定限值，但高于第二预定限值(该第二预定限值低于第一预定限值)，而且落于第一预定波长或频率范围内，则检测结果为呼吸。如果振动信号幅度低于第二预定阈值，而且落入第二预定波长或频率范围内，则检测结果为心跳。第二预定阈值波长范围小于(即所覆盖的波长低于)第一预定波长范围。相反地，如果监测对象为频率，则第二预定阈值频率范围高于(即所覆盖的频率高于)第一预定频率范围。
[0160]
本系统用于根据所检测到的移动、呼吸及心跳，确定呼吸率、心率及移动频率。通过这种方式，本系统可对用户的睡眠阶段(或清醒水平)进行表征。
[0161]
以下，将对一种实施方式中的组合操作进行描述。
[0162]
在一种实施方式中，睡眠监测系统10包括垫层40(如床垫或坐垫)。睡眠监测系统10置于接触面42之下且内充流体20(一般为空气)，并用于采集(由管状物12)垫层40内的机械振动34，并将其传导(由管状物12)至远处(离信号源至少5cm以上)的感测单元14，以实现对睡眠监测对象所致振动34的检测目的(见图5)。
[0163]
当外力30作用于睡眠监测系统10管壁外侧时，其将沿管壁传输，并转化为管状物12内所充流体(见图1)的机械振动34。由弹性管状物12组装而成的睡眠监测系统10选择为能够使得其将振动从源头部位传递至(或引至)目标部位的形状，以实现由感测单元14对振动进行检测的目的(见图1和图2)。弹性管状物12容于垫层40内部，并可用作睡眠监测系统10，用以对包括呼吸和心跳在内的身体移动所导致的振动34或振荡进行采集，并将此类振动34沿弹性管状物12传输而出，从而实现检测目的。
[0164]
睡眠监测系统10由一根或多根由橡胶、聚二甲基硅氧烷(pdms)或任何其他能够传递信号并将信号转化为管状物12内流体的机械振动34的弹性材料制成的弹性管状物12组装而成。其中，对于管状物12，重要的一点是，其能够在外力30消除后，立刻恢复其最初的尺寸和形状，以确保检测能够持续进行。为了使信号能够在传输一段距离后进入感测单元14，睡眠监测系统10的弹性管状物12的形状可以为任何形状(但一般为长条形)，只要允许充于弹性管状物12内的流体(空气，或者任何其他稳定气体或气体混合物)能够应用即可。
[0165]
此类系统(弹性管状物12与其内流体的组合)可以用作机械振动信号的采集器，以将此类信号以流体振动34的形式，从振动34的源头(如垫层40上的睡眠监测对象)引出至一段距离之外。由此可见，睡眠监测系统10用于采集信号，并将信号从垫层40引出，以实现检测目的。检测可在床垫的旁侧进行，或者至少在离开人体之处(如离开人体5cm以上的地方)进行。如此，可以避免人体重量所导致的机械应力对感测单元14造成损害，并且避免对垫层40的舒适度造成负面影响。
[0166]
由于睡眠监测系统10与振动感测元件相连，因此当设于垫层40内部时，其可专门用于检测并随后区分与身体移动、身体姿势(仰卧、侧卧以及俯卧)、呼吸以及/或者心跳相关联的信号。睡眠监测系统10的一项优点在于，其允许易碎的电子器件设置为远离垫层40上的监测对象，从而实现安全和耐用目的，这是因为该监测对象所产生的机械作用力有可能会使易碎电子器件变形甚至损坏。另一项优点在于，通过将电子器件远离用户设置，可以消除电气测量系统产生的电磁场可能对人体健康造成的任何负面影响，或者仅仅在于降低心理对身体产生的效应——例如，对靠近电子设备睡觉是否有可能会对健康造成某些负面影响的担心。
[0167]
形成睡眠监测系统10的弹性管状物12例如为置于床垫增柔材料之间的弹性管，以
使得垫层40上的监测对象的身体移动、心跳以及呼吸会在其表面上产生机械作用力。管状物12另一端的信号检测可例如由压力传感器、麦克风或适于检测机械振动34的某种其他传感器实现。出于信号检测目的，可以在睡眠监测系统10上连接一个以上的传感器。通过同时使用不同传感器，例如，同时使用麦克风和压力传感器，可例如同时采集具有不同频率的信号。由于不同类型的外力30会在采集器内产生具有不同频率的信号，因此这一做法较为重要。如此，呼吸可仅由压力传感器检测，而心率可进一步由麦克风检测。
[0168]
在一种实施方式中，形成弹性管状物12的管件为气密管件，但是在替代实施方式中，弹性管状物12不为气密管件，而是例如可在管壁上设有孔洞。通过这些孔洞，管内部的气氛(空气)与管状物12外部的气氛(空气)物理连通。将内外气氛连通的用处可在于能够在测量过程中保持与环境气压的相应值接近的基本信号。如此，举例而言，在人上床睡觉后，外力导致的弹性管状物12内的压力增大会在适当的时间内消弭，而后续测量可在接近环境气压的条件下进行。如此，能够将腔内压力保持于感测单元14的最佳感测范围内(避免出现压力过高的情形)，因此具有极大的用处。否则的话，当人上床睡觉或醒后离床时，将使得压力超出传感器的最佳感测范围。由此可见，通过在管状物12的管壁上设置泄漏点，可使得本系统能够将感测单元14保持于最佳工作压力范围内。
[0169]
弹性管状物12在垫层40内设置于特定深度，以不但能够引出最佳信号，而且还能保持垫层40的柔软度。睡眠监测系统10的具体深度取决于睡眠监测系统10的机械特性以及垫层40的材料。
[0170]
考虑到垫层40处于人体和睡眠监测系统10的弹性管状物12之间，因此包括管状物12或管状物网络12的信号采集器应靠近信号源设置。虽说如此，在一些情形中，举例而言，当使用低弹性材料时，睡眠监测系统10在与人体直接接触时最为有效，与此同时，人体和采集器之间不设垫层40(其中，信号采集器可例如直接置于垫层之上)。
[0171]
睡眠监测系统10的位置可具有多种不同的具体形式。在一种实施方式中，管状物12彼此平行地沿垂直于人体的方向设置，并在垫层40的侧面以t形接头连接在一起。此外，管状物12离垫层40表面的距离大约为2～3cm，并且设置于垫层40内的弹性泡沫层下。当以这一方式设于垫层40内时，管状物12内部的流体(优选空气)会在垫层40的顶部受到按压时产生机械振动34。除了管状物12之外，压力传感器也用于信号的检测(图8和图9)。
[0172]
就感测单元14而言，压力传感器、麦克风、加速度计等任何能够检测弹性介质的振动、振荡或脉冲的传感器均可使用。在一种实施方式中，采用40kpa mps20n0040d压力传感器。上述管件的长度对信号绝对幅度的影响甚大。从这一点可知，身体(如头、腿、手、肩)移动所导致的振动幅度相对较大。呼吸所致振动幅度相对中等。心跳所致振动幅度相对较低，但仍能清晰地检测得到。相应信号可见图8和图9。
[0173]
实施方式的例示用途
[0174]
将由橡胶、聚二甲基硅氧烷(pdms)或某种其他弹性材料制成且内充作为气态流体的空气的弹性软管(直径8mm，壁厚2mm，长度1m)设置于床垫内的就睡面下方。该管状物以由约2cm厚的柔软材料层覆盖的方式设置于床垫的柔软弹性填充材料之间。该管状物内部以空气作为信号传导介质。该管状物设于床垫的增柔材料之间，以使得躺卧于垫床上的人所导致的振动会使得该管件产生机械振动，而该机械振动由管件内的流体传递出床垫外部。传感器设置于床垫外部，且位于管件的远端内。
[0175]
该示例出于公开目的，不旨在对本发明构成限制。对于本领域技术人员而言，各种具体的修改方式和尺寸是显而易见的。
[0176]
其他实施方式
[0177]
以下描述涉及本发明的其他实施方式。
[0178]
图10为根据本发明一种实施方式的睡眠监测装置10的剖视图。其中，与图1相对应的部件以类似附图标记表示。该睡眠监测装置包括管状物12和感测单元14。管状物12为流体密封管。管状物12的一端本身密封，而另一端通过插入感测单元14完全封闭。管状物12的长度足以在管状物12的两个封闭端之间产生一定容积。该容积内充有流体20。流体20可以为任何液体或气体，但优选空气。
[0179]
管状物12的弹性足以使得该弹性管状物12能够在外力30施加在其外表面上时变形，并且在外力30撤除后恢复至原始形状。弹性管状物12的杨氏模量可处于0.1～100mpa范围。弹性管状物12优选由柔软材料制成，以实现机械振动的有效采集。管状物12的材料例如包括，但不限于，天然橡胶、合成橡胶、硅酮橡胶、氨酯以及聚二甲基硅氧烷(pdms)。
[0180]
压力传感器的频率采集范围为0～200hz。这一范围可实现呼吸率、心率的有效采集。麦克风的频率采集范围也为0～200hz。上限频率200hz为心跳、呼吸及移动所致振动的最佳检测范围。此外，这一范围滤除了可能导致干扰的更高频率，并且防止检测到有可能导致隐私问题的语音。语音信息一般以更高的频率传播，上述范围(0～200hz)内的语音几乎无法为人所理解。
[0181]
在本实施方式中，感测单元14将振动测量结果(来自麦克风和压力传感器)输出至用于处理的外部设备。这一点可通过无线连接实现。所述外部设备可以为计算机，智能手机等移动设备，或中央服务器。然而，在替代实施方式中，所述处理由感测单元14的处理器执行。
[0182]
本系统能够根据心率、呼吸率以及移动频率随时间的变化状况，确定用户的睡眠状态，或者清醒或压力水平。除了压力变化，如结合图8和图9所述，以麦克风(用于识别各个呼吸周期或心跳)检测呼吸时相中的特定重复性噪音可有助于呼吸率和心率的检测。此类噪音还可作为某些疾病或睡眠状况的指标。
[0183]
麦克风和压力传感器信号的相差用于确定用户的身体姿势。这些传感器所采集的信号与用户在垫层40上的姿势和朝向有关。如此，可以检测用户是仰卧，俯卧，左侧卧，还是右侧卧。
[0184]
随着具体姿势的不同，心跳所致信号的形状和幅度也不同。其中，关键的一点是，用户的仰卧和俯卧使得麦克风和压力传感器的信号分别为同相和异相。利用此类变化，仅根据管状物12采集的信号，便可确定躺卧于床垫上的人的姿势，无需进一步的测量值。
[0185]
例如，可利用麦克风信号识别各次心跳(或者心跳/心跳周期的时相)。源于心跳的压力信号在整个心跳周期内的变化谕示着心脏的运动方向(心脏的运动转换为床的振动)。由于心脏在人体内的常见位置以及心脏在心跳周期内的常见运动模式已为人所知，因此通过比较声音和压力信号的时相，可以判断用户的身体姿势。例如，人右侧躺时测得的压力信号与人左侧躺时测得的信号具有相反的时相/方向。因此，可以在分析中将声音信号用作标志物(触发物)，其中，压力传感器的读数表示右心室(代表心脏在床上的位置)的运动方向。
[0186]
用户可以对不同卧姿进行校准，以增进这些卧姿的检测。
[0187]
通过在床垫中设置多个感测单元和/或多条管状物，可以增大进一步判断床上人体四肢姿势的可能性，例如，双腿相对于身躯是伸展姿势，还是蜷曲姿势。通过设置多条管状物，可以实现在床垫更大的表面区域上进行振动采集。这些管状物既可与同一感测单元相连(如以上参考图3至图7所述)，也可分别与相应的感测单元相连。通过为每一管状物分别设置感测单元，可更加容易区分来自床垫/垫层不同部分的振动信号。
[0188]
为了增进对人的睡眠状态的判断，还可以对环境噪音进行测量。环境噪音包括，但不限于，道路交通噪音以及空调、风扇、冰箱等电器用品产生的噪音。
[0189]
图11a和图11b所示为根据本发明一种实施方式睡眠监测系统在床垫40内的设置方式。
[0190]
图11a所示为包含多个彼此独立的睡眠监测装置的系统，而图11b所示为包含一个睡眠监测装置的系统。
[0191]
每一睡眠监测装置10均置于床垫内部，而且朝向设置为沿床垫宽度方向延伸，其中，感测单元设于床垫侧面。在本实施方式中，睡眠监测装置包括沿床垫整个宽度延伸的管状物12。虽然图11a中示出四个睡眠监测装置，但是也可设置任意数目的此类装置，以在床垫的目标位置进行检测。
[0192]
较大的床垫/垫层40可以包括多个感测单元和/或睡眠监测装置，以更为有效地进行机械振动的采集。此外，可通过设置多组感测单元和/或睡眠监测装置，对同一垫层40上的多个用户进行振动采集。例如，可以在双人床中设置两列感测单元和/或睡眠监测装置，以对两个用户进行振动采集。在该情形中，所述两组的感测单元可设于垫层的相对两侧，而垫层40相对两半中的管状物可朝中心方向延伸。
[0193]
图12为图11a睡眠监测系统10的侧视图。管状物12在垫层10的长度上以定常间隔设置。然而，在一些实施方式中，管状物12也可以令振动34的采集集中于某些接触区域42的方式设置。例如，可以将更多的管状物12设置于床垫的顶端部分，以采集源自对象的头部和躯干的振动34。
[0194]
图13a至图13f为根据各种实施方式的管状物12的不同截面示例。管状物的形状对振动34经流体20内压力变化的传输非常重要。例如，沿管状物长度方向保持规则的截面有助于避免经流体20内的压力变化传输振动34时发生反射和/或噪音。
[0195]
图13a所示管状物截面为圆形。图13b所示管状物截面中央具有长条形部分，两端为圆形。在类似实施方式中，所述截面为椭圆形。图13c所示管状物截面中央具有长条形部分，两端为尖角状。
[0196]
图13d至图13f所示管状物截面与图13a至图13c类似，但内部设有凸起，以降低管状物粘连封死的风险。
[0197]
由于可能施加于管状物12上的潜在外力30较强，因此管状物12可能会在沿其长度的某些位置上受迫完全封闭。在该情况中，管状物有可能会在塌瘪时因粘连而封死。通过在管状物12内部设置内部凸起13，可以解决这一问题，其中，所述内部凸起可以减小管状物12受迫封闭时发生接触的内壁表面积。
[0198]
图13d所示圆形管状物具有沿管状物圆周均匀间隔分布的四个凸起13。图13e所示管状物与图13b类似，但是在中央长条形部分的相对面上设有两个凸起。同样地，图13f所示管状物与图13c类似，但是在中央长条形部分的相对面上设有两个凸起。
[0199]
每一凸起均为沿管状物长度延伸的棱脊。如此，可以使得管状物沿其长度具有恒定的截面，从而减小管状物内发生的后向反射。
[0200]
图14所示为根据一种实施方式的感测单元。感测单元14包括压力传感器，麦克风，控制器，串行闪存形式的存储器，usb端口，以及wi-fi和蓝牙模块形式的输入/输出模块。
[0201]
麦克风用于检测管状物内声音形式的振动。压力传感器用于检测管状物内的压力。麦克风和压力传感器与控制器相连，并向控制器报告其测量结果。控制器用于将测量结果存入存储器(串行闪存)，并经输出模块(如wi-fi和蓝牙模块)或经usb模块输出测量结果。该系统由电池或市电例如经usb端口供电。
[0202]
虽然图14实施方式包括串行闪存，但是也可使用任何形式的存储器。同样地，虽然图14实施方式包括usb、wi-fi及蓝牙模块，但是也可使用任何适当形式的输出端口/输出模块。
[0203]
存储器存有计算机可执行指令，这些指令在执行时，使得控制器实施本文所述的功能。虽然本实施方式将振动测量结果输出至用于分析的外部系统，但是在替代实施方式中，也可由感测单元的控制器进行测量结果的分析。
[0204]
感测单元14的截面可与管状物12的内截面相对应，以使得单元14易于装配在管状物12内。虽说如此，本发明并不要求感测单元14的截面与管状物12的内截面精密对应，这是因为感测单元14只需至少其连接部分构造为能够例如通过至少装入管状物12内(截面的宽度/高度等尺寸小于管状物的内直径)而插入管状物12中即可，无需一定具有与管状物12对应的截面。例如，连接部分可具有正方形或矩形截面，而连接部分外周与管状物12之间的缝隙可例如通过胶水进行密封。
[0205]
在本系统组装时，首先将感测单元14插入管状物12一端，而该管状物12的另一端封闭。感测单元14的插入深度足以使得其一端(设置usb端口的一端)与管状物的开放端齐平。随后，将管状物插有感测单元14的一端气密密封(例如，通过热缩或不导电胶密封，或者同时使用此两者密封)。在密封之前，可在管状物内充入各种气体。作为替代方案，感测单元14也可通过过盈配合保持于管状物12内。然而，这一做法可能会导致空气在使用过程中从管状物14中逸出。
[0206]
图15所示为将睡眠监测装置10设置于垫层40内的制造过程。该制造过程包括：以专门设计的切割工具在垫层40内切出通道50。
[0207]
床垫等垫层因具有可压缩性和形状复原力而可能较难切割。因此，其中使用更加易于切割此类垫层的定制切割工具。
[0208]
所述切割工具包括外覆金刚石且例如由钢制成的切割丝。该切割丝形成环形，且由电机驱动(例如，通过一组滑轮进行驱动)。通过在切割丝上外覆金刚石(或者其他具有合适硬度的物质)，可以获得极为坚硬且锋利的切割边缘。
[0209]
该切割工具的工作原理类似于带锯，具有外露区域，该外露区域具有穿过其的切割丝，以提供用于切割垫层40的区域。
[0210]
图15所示为沿垫层40(床垫)长度方向看过去时的视图。在该图中，切割工具的切割丝走丝方向垂直于观看方向(贯出纸面)。通过将垫层朝切割丝推抵，并沿图15所示路径移动，可以切出沿垫层40长度方向的通道。切割丝先从垫层的顶部切入，以形成笔直的进出路径，然后形成环形/圆形路径来切割通道，最后再从所述进出路径退出。
[0211]
在使用过程中，可将切割工具保持不动(同时，以电机驱动切割丝索动)，并且可将垫层40朝切割丝的方向推抵，以切出所需的形状(用于容纳管状物的通道50的形状)。垫层40既可以手推动，也可通过机械平台(如计算机控制的平台)推动。作为替代方案，也可将垫层40保持不动，通过令切割工具沿所需的路径移动，从而切出通道50。
[0212]
在切割时，可将垫层40压缩，以使得床垫泡沫的实际切割厚度大于切割丝的外露长度。在一种实施方式中，管状物12通道50的切割方式使得通道50顶部与垫层40顶部之间的距离不但足以避免管状物14对垫层的舒适度造成影响，而且浅至足以确保管状物仍能对振动进行采集(例如，离垫层表面的距离至少为5cm)。
[0213]
最后，将管状物12插入垫层40内的通道50中。管状物12可无束缚地置于通道50内(例如，凭借过盈配合固定)，或者，作为替代方案，可在管状物插入前，在通道50内壁或管状物12的管壁上涂敷胶水，以固定其位置，从而避免管状物12在垫层40使用过程中发生非所望的移位和瘪塌。
[0214]
通道50切割时形成的进出点可保持敞开(与此同时，例如，管状物12通过胶水或过盈配合固定在通道50内，或者垫层40通过包于外罩内等其他方式密封)。作为替代方案，所述进出路径也可通过胶水等方式封合。
[0215]
原始数据的分析和数据串流
[0216]
感测单元的控制器能够通过蓝牙或wi-fi通信等无线通信方式，与移动设备、计算机或服务器等外部计算系统直接通信。在一种实施方式中，感测单元与用户移动设备(如智能手机)通信。当外部设备不在通信范围内或者由于其他原因丢失连接时，则可先将数据储存，并在连接恢复后再发送给外部设备。
[0217]
感测单元14可对信号进行处理，以例如去除噪声且将信号压缩。处理后的信号可发送给外部设备，以完成需要额外计算能力的任务。在一些替代实施方式中，将未处理的原始数据馈送至外部设备，以供其对感测数据进行更为精确的分析。
[0218]
根据感测单元14采集的信号，还可进行心脏和呼吸相关疾病的检测。此类病症的检测所需的计算能力可能高于感测单元14的片上微处理器所能提供的能力，而且还有可能需要与外部数据库进行比较。其中，可例如需要进行需对原始传感器信号实施傅立叶变换的频谱分析。此外，与正常的健康状态相比，此类病症在声谱上呈现的偏差较为复杂而且有时非常细微，因此应该尽可能地减小此类分析所使用的原始数据中的噪声。
[0219]
在进行此类分析时，控制器运行的软件彻夜检测感测单元14的信号。为了避免导出或存储的数据量太大，系统可对原始数据进行监测，并仅在某些条件得到满足时(如当所检测的信号质量较好时，并且/或者当检测到特定的睡眠阶段时)，才导出或存储预定时长的原始数据(如短时间内的一连串数据)。
[0220]
所述一连串数据的跨越时间可以为五分钟以内。原始数据既可由上述外部设备分析，也可发送至远程服务器，以由额外的计算能力进行分析。鉴于原始数据的高数据传输速率，因此应该为高质量数据的采集确保最佳条件，以避免将精力和存储空间浪费在可能与进一步分析无关的数据上。
[0221]
数据串流进程的开始时间根据四种参数的监测结果确定。当所有的四种条件均超过相应阈值时，启动数据串流。所述阈值可随所分析的对象为心音还是呼吸声音而变。
[0222]
对于心脏/呼吸状况分析，当以下四种参数获得满足时，向电话或远程服务器发送
数据串流：
[0223]
(1)睡眠状态为深度睡眠；
[0224]
(2)在预定时长(如前五分钟内)内未发生移动；
[0225]
(3)信号的预定时长内滚动平均均方根(rms)值的变化量不超出预定量(如在最近五分钟内不超20％)；
[0226]
(4)检测对象为心率/呼吸率。
[0227]
条件(2)和(3)中的时间和百分比值可有所变化(例如，1～20分钟，5～50％)。当满足这些条件时，感测单元14可记录并导出信号(如预定时间段内的信号，或者一连串信号)，以供进一步分析，例如，导出至存储器和/或外部设备。
[0228]
心率测量
[0229]
在心率检测中，从原始心跳信号中滤出(例如，通过带通滤波器)处于10～30hz频率范围内的信号。也就是说，阻止频率处于10～30hz范围之外的信号。所得心跳信号(10～30hz范围内)通过滚动平均法进行平滑处理。为了提高性能，可以进行两轮平滑处理。在所得信号中，对局部最大值进行检测。每次心跳均产生两个峰(局部最大值)，其中一峰为幅度较大的主峰，另一峰为幅度较小的次峰。主峰用于心率的确定，次峰舍弃。也就是说，每一主峰表示相应的一次心跳。通过测定不同主峰之间的时间，可确定频率(例如，以一段时间内测得的主峰数除以该段时间的长度)。其中，可以使用将窗口内的心率平均化的滚动窗口。
[0230]
呼吸率测量
[0231]
呼吸率的测量无需截取频率范围，而且原始信号通过上述滚动平均法(如两轮)进行平滑处理。其中，通过识别峰值(局部最大值)的方式，计算呼吸率。在确定峰值时，将幅度低于特定阈值幅度且/或频率高于特定阈值频率的峰作为噪声舍弃。这一点通过如下方式实现：确定各峰之间的相对幅度和时间间隔，以将与较小的高频波动相关的峰(即不大可能与呼吸相关)滤除。在此之后，利用过滤后信号内的峰确定呼吸率。也就是说，每一峰均表示相应的一次呼吸(一个呼吸周期)。通过测定不同峰之间的时间，可确定频率(例如，以一段时间内测得的峰数除以该段时间的长度)。其中，可以使用将窗口内的呼吸率平均化的滚动窗口。
[0232]
睡眠阶段分类
[0233]
图16所示为根据一种实施方式确定用户睡眠阶段的方法的详细说明表。人在夜里睡觉时，会经历若干睡眠阶段，这些阶段大致分为：轻度睡眠；深度睡眠；以及快速眼动(rem)睡眠。这些睡眠阶段循环往复——从轻度睡眠转变至深度睡眠，然后再次返回轻度睡眠；每一睡眠周期均以快速眼动睡眠阶段结束。每一睡眠阶段均伴随着心率和呼吸率的变化。其中，也可存在清醒阶段。与清醒状态相比，轻度和深度睡眠的特点为心率和呼吸率的降低，其中，深度睡眠的此两值最低(大约比清醒状态下低20～30％)。
[0234]
对于每一用户，可以在其上床睡觉后且入睡前的时间段内，测定清醒状态基线心率和呼吸率。其中，可以将长期记录的清醒状态心率和呼吸率平均值用作确定睡眠状态的参数。在快速眼动睡眠阶段，心率和呼吸率升高至与清醒状态相当的水平，与此同时心率和呼吸率的波动幅度也高于平均值。根据心率与呼吸率的升降规律，并考虑到快速眼动睡眠阶段中心率和呼吸率的波动均更大这一现象，可以对各个睡眠阶段进行设定。深度睡眠阶段对应于以30～60秒时段平均化的心率和呼吸率曲线的局部最小值。类似地，快速眼动睡
眠阶段对应于伴随》10％的较大短时段波动的局部最大值。轻度睡眠阶段在心率和呼吸率方面介于深度睡眠阶段和快速眼动睡眠阶段之间。与轻度和深度睡眠阶段相比，清醒状态的特点为心率和呼吸率的增大，但无快速眼动睡眠的波动特征。
[0235]
根据以上数据以及感测单元14获得的数据，外部设备或感测单元内的软件能够确定睡眠阶段(如深度睡眠、轻度睡眠、快速眼动睡眠、清醒状态)曲线。
[0236]
由上可知，针对心率和/或呼吸率，可以设定第一组阈值。如果心率和/或呼吸率高于第一阈值，而且心率和/或呼吸率的波动度低于相应的波动度阈值，则系统可将用户状态分类为清醒状态。如果心率和/或呼吸率高于第一阈值，而且心率和/或呼吸率的波动度高于相应的波动度阈值，则系统可将用户状态分类为快速眼动睡眠状态。如果心率和/或呼吸率低于第一阈值且高于第二阈值(第二阈值低于第一阈值)，则系统可将用户状态分类为轻度睡眠状态。如果心率和/或呼吸率低于第二阈值，则系统可将用户状态分类为深度睡眠状态。
[0237]
如果心率和呼吸率当中的一者或两者落入上述相应限值内时，系统可将状态分类为以上各种类别之一。
[0238]
睡眠者唤醒时间的确定方法
[0239]
本文中描述的系统可用于根据睡眠者的睡眠状态确定最佳唤醒(通过警报器)时间。当将处于深度或快速眼动睡眠阶段的人唤醒时，其将感到昏沉和发懵。因此，对于睡眠状态的监测而言，有利的一点是，确保在睡眠周期中合适的时间唤醒用户，以保证其醒来后会感到已获得了良好的休息。
[0240]
用户可以按照喜好设定唤醒时间窗口，具体指警报鸣响的最早和最晚时间，也可分别称为开始时间和结束时间。预定结束时间确保用户不会过度睡眠，和不会错过任何预先安排的约定。预定开始时间确保在最大程度延长睡眠时间的同时，还留出一段时间，以允许根据睡眠状态选择最为合适的唤醒时间。
[0241]
睡眠阶段的监测彻夜持续，而优选唤醒时间为监测对象完成快速眼动睡眠阶段且进入轻度睡眠阶段后的时间。当快速眼动睡眠阶段不完整或被打断时，将导致醒后的长时间内仍有睡意。
[0242]
作为替代方案，如果未观察到上述睡眠状态的转变(从快速眼动睡眠阶段转变至轻度睡眠阶段)，则仍旧优选在轻度睡眠阶段而非深度或快速眼动睡眠阶段唤醒用户，这是因为如此仍旧能够减小用户的醒后睡意。
[0243]
因此，如果在预定唤醒时间段中，用户在不晚于结束时间前15分钟时处于或进入快速眼动睡眠阶段，则警报将在以下两时间点当中的较早一者到达时响起：完成快速眼动睡眠阶段且进入轻度睡眠阶段的瞬间；预定的最晚警报时间。
[0244]
如果用户在预定结束时间前的预定时间段(如15分钟)内处于轻度睡眠阶段(在警报时段内不处于快速眼动睡眠阶段)，警报将在最晚时间的前15分钟响起，以避免在短时间内进入快速眼动睡眠阶段。
[0245]
如果用户在预定结束时间前15分钟时处于深度睡眠状态(在警报时段内不处于快速眼动睡眠阶段)，则警报将在以下两时间点当中的较早一者到达时响起：进入轻度睡眠阶段的瞬间；预定的最晚警报时间。
[0246]
上述的15分钟时间点出于说明目的，其可例如在5～30分钟范围内变化。可供用户
设置的最早时间和最晚时间之间的差值应大于或等于这一时间点。
[0247]
警报器可增加贪睡功能，该功能在警报响起后启动，以停止警报鸣响，并且在一定预设时间(如1～15分钟)之后令警报再次鸣响。
[0248]
图17为根据一种实施方式基于所确定的睡眠阶段确定警报启动时间的方法流程图。
[0249]
该方法既可由感测单元内的控制器执行，也可由用户的智能手机等外部设备执行，该外部设备要么在接收振动测量结果后自行确定睡眠阶段，要么从另一设备接收睡眠阶段报告(基于上述对振动测量结果所做的判断)。
[0250]
第一步骤602包括设置唤醒时段。该时段为监测对象希望被睡眠监测系统10唤醒的时间段(警报时段)。其中，设置确定允许发出警报的最晚时间的结束时间，并且设置确定允许发出警报的最早时间的开始时间。开始时间和结束时间经用户输入内容接收(例如，通过键盘或触摸屏等输入设备，或者通过与其他设备的连接，如无线通信连接)。
[0251]
随后，系统接收用于启动604警报功能的输入内容。该内容指示系统监测与报警时段相关的睡眠活动和睡眠时间，并在所定的准则满足后，通过发出警报而唤醒用户。
[0252]
系统随后开始等待606，并监测当前时间，直至到达警报时段的开始时间(也就是说，直至当前时间等于或晚于所述开始时间)。
[0253]
此后，系统判断608当前时间是否处于警报时段。如果否，则系统返回步骤606，并继续等待。如果当前时间处于警报时段608内，则系统判断是否通过发出警报而唤醒用户。
[0254]
之后，系统判断当前时间离结束时间610的长度是否短于预设时间段(如15分钟)。该预设时间段短于警报时段，因此该步骤仅在当前时间处于警报时段内时执行。该步骤检验唤醒时段是否正在接近其终点，如果是，则只要用户不处于深度或快速眼动睡眠阶段，系统即发出警报，而非等待用户从快速眼动睡眠阶段向轻度睡眠阶段的转变(如下所述)，以避免用户进入快速眼动睡眠阶段并在结束时间之前尚未脱离快速眼动睡眠阶段。上述15分钟为任意选择的时间段，旨在表示用于避免快速眼动睡眠阶段一直持续至结束时间的合适时间。除此之外，还可利用其他长度的预设时间段实现这一功能。
[0255]
如果当前时间处于预设时间段内，则系统判断612用户是否处于深度睡眠或快速眼动睡眠阶段。如果否(例如，处于清醒状态或轻度睡眠阶段)，则系统发出614警报。如果用户处于深度或快速眼动睡眠阶段，则系统判断616是否已经到达结束时间。如果否，系统返回步骤606，并再次重复该方法。如果已经到达结束时间，则系统发出614警报。
[0256]
在步骤610中，如果确定当前时间不处于预设时间段内，则系统判断618用户是否处于快速眼动睡眠阶段。如果否，则系统返回步骤606。如果用户当前处于快速眼动睡眠阶段，则系统开始等待620，以观用户是否会在结束时间之前脱离快速眼动睡眠阶段。
[0257]
随后，系统检验622用户是否已进入轻度睡眠阶段。如果是，则发出614警报。如果否，则系统判断624是否已经到达结束时间。如果是，则发出614警报。如果否，则系统返回步骤620，以继续等待，以观用户是否会进入轻度睡眠阶段。
[0258]
警报的鸣响既可指系统以物理方式发出的警报(如声和/或光)，也可指通过发送至另一设备而唤醒用户的电子警报(例如以无线方式发送至警报器，以令其发出声和/或光，从而唤醒用户)。
[0259]
上述步骤的顺序并不一定为可供各实施方式采用的唯一顺序，其中某些步骤的顺
序可以互换，但仍能实现相同的技术效果。
[0260]
由上可知，本发明实施方式提供一种睡眠监测系统，该系统用于检测机械振动，以确定位于垫层上的用户的一项或多项生理参数(如心率或呼吸率)以及/或者一种或多种生理状态(如睡眠阶段)。这一点通过内充流体且与感测单元连接的弹性管状物实现，所述感测单元能够检测作用于弹性管状物上的外力导致的流体内的振动。此外，控制器(既可设于感测单元内，也可设于外部设备内)能够根据所述弹性管状物感测的振动，确定取决于用户心率、呼吸率、身体姿势和/或身体移动的生理状态。通过采用弹性管状物形式的信号采集器，可以将振动传递至偏离用户身体之处，从而使得感测单元能够设于用户身体之外。如此，可以保护感测单元，使得其免受机械应力的影响。此外，还可防止当将硬质感测单元内嵌于垫层中靠近用户身体之处时对垫层舒适度造成的任何负面影响。
[0261]
其他实施方式包括一种根据睡眠中的人的生理状态而将该人唤醒的警报系统，其中，该人的生理状态可包括睡眠阶段，这些睡眠阶段包括深度睡眠、轻度睡眠、快速眼动睡眠以及清醒状态，而且同样根据上述流体的振动确定。通过对睡眠状态加以使用，该警报的时间能够设定至在睡眠周期内的最佳时间点将用户唤醒，以避免其醒后仍有睡意。
[0262]
应该注意的是，虽然以上大部分实施方式涉及睡眠监测，但上述数据和睡眠监测装置10还可用于不同类型的生理监测，并且用于不同用户，包括但不限于：
[0263]
·
个人自用目的(健康和生活方式)的睡眠监测；
[0264]
·
外部设备控制目的的睡眠监测——关闭有可能在轻度睡眠阶段因发出声或光而打扰睡眠的设备(如风扇、空调等)；
[0265]
·
老年人监测(自行监测或由看护人监测)；
[0266]
·
冥想(如正念)的监测；
[0267]
·
疾病和健康问题(如癫痫、失眠、打鼾、睡眠呼吸暂停、心脏病发作、中风)的监测。
[0268]
虽然以上参考在床或床垫内的实现方式对本文实施方式进行了描述，但是本文所述方法还可应用于其他形式的带垫家具或带垫产品。例如，本文实施方式可设于椅子的靠背之内，以对心率、呼吸率、身体运动等进行监测，从而有助于确定压力水平以及清醒水平。同样地，本文实施方式还可设于背包衬垫中，以进行心率和呼吸率的监测。更概括性地说，本文实施方式可设置于构造为抵靠用户身体(或者说令用户身体抵靠于其上)，尤其抵靠用户躯干(以改善呼吸率和心率的检测)的任何垫层内。
[0269]
信号处理
[0270]
以下，描述压力信号180和声音信号182的处理方法。该处理可由睡眠监测装置10、移动设备、与睡眠监测装置10连接的其他计算装置或作为睡眠监测装置10报告对象的外部服务器执行。
[0271]
如上所述，睡眠监测装置10通过信号采集器检测压力信号180和声音信号182。作为信号采集器的弹性管状物12对声音信号182的传送以及对声音信号182与压力信号180的共同传送由弹性管状物12的光滑内表面完成。具有光滑表面的信号采集管状物12通过改善声波的传播方式，不但使得声波能够在该管状物的内表面上反射，而且还能最大程度减小信号损失。通过改善弹性管状物12的弹性，可以为用户提供最佳舒适度。
[0272]
本文提及的数据分析和确定可由传统的确定性计算方法或机器学习算法等概率
性和随机性更高的方法完成。
[0273]
图18所示为表示支承用户身体至少一部分的垫层40内的压力的压力信号180，以及表示垫层40内声波振动的声音信号182。压力信号180和声音信号182由用于监测用户的一种或多种生理状态的系统(如以上结合图1至图17所述的系统)内的一个或多个处理器接收。
[0274]
用于监测用户的一种或多种生理状态的系统通过多个传感器的协同使用实现。表示垫层40内压力的压力信号180可由能够检测压力的传感器提供，此类传感器包括，但不限于，电容传感器、压电传感器以及加速度计。表示垫层内声波振动的声音信号182可由能够检测声波振动的传感器提供，此类传感器包括，但不限于，麦克风。
[0275]
压力信号180和声音信号182均含有呼吸，呼气，呼吸率，与呼吸、心跳、心率同步的声音，与心率同步的声音等用户各种生理参数的信息，但是取决于检测自压力信号180还是声音信号182，这些信息具有不同的幅度水平。
[0276]
此外，所述用于监测用户的一种或多种生理状态的系统还可进行环境噪音的检测。例如，可以在用户不在时，通过传感器的测量确定环境噪音水平。该环境噪音可从用户生理参数信息中减去或滤除，以获得结果的改善。此外，还可在提供与睡眠质量较差相关的反馈时，或者在控制打扰睡眠的设备(例如，将在用户睡眠时和/或在特定睡眠阶段(如快速眼动睡眠)内造成过高噪音水平的设备关闭)时，将环境噪音考虑在内。在提供与睡眠质量较差相关的反馈时，还可将与系统环境无关的其他噪音纳入考虑。
[0277]
压力信号180表示频率低于声波振动的压力振荡。相应地，所述一个或多个处理器所接收的压力信号180的频率低于声音信号182。这一点通过使压力信号180和声音信号182频率采集范围不同实现。作为替代方案，可以对压力信号180和声音信号182进行滤波处理，以将这些信号滤入不同频率范围。通过协同使用不同的频率采集范围，使得所述一个或多个处理器能够从压力信号180和声音信号182中获得与用户不同生理参数相关的信息，以根据压力信号180和声音信号182高效且有效地确定用户的一种或多种生理状态。
[0278]
压力信号180和声音信号182的不同频率采集范围使得所述一个或多个处理器能够在使表示待监测生理参数的信号具有更高幅噪比/信噪比的频带接收表示待监测生理参数的信号。
[0279]
在确定各种异常生理参数时，例如需要使用用户的呼吸和心跳信息。举例而言，系统可检测与用户呼吸同步的异常声音，而压力信号180和声音信号182的协同使用使得能够分别通过其各自的频率采集范围高效且有效地确定该生理参数。
[0280]
与呼吸同步的异常声音包括，但不限于，鼾声、喘息声、爆鸣声、喘鸣声、干啰音或胸膜摩擦音。这些异常声音表明用户的各种疾病状况及异常生理状态，例如包括气道阻塞、哮喘、肺炎、支气管炎、炎症、肺内或周围存在空气或液体、慢性阻塞性肺病、支气管扩张、以及尤其会引发肺部异常声音的任何其他阻塞性肺病。
[0281]
用户呼吸时，由于其肺部的扩张和收缩，会使得垫层40压力发生显著变化。用户的呼吸虽然能够通过垫层40内的声波振动得到检测，但是其幅度可能不足以使得其在声音传感器所工作的频率采集范围内可能存在的噪音当中凸显而出。因此，用户的呼吸信息根据压力信号180获得。
[0282]
这一点可通过从压力信号180中提取呼吸信号(例如，进行令呼吸信号通过但阻止
其他压力信号通过的一种或多种滤波处理)的方式实现。虽说如此，根据压力传感器和声音传感器有效频率的不同，也可能无需进行滤波处理。类似地，如果用户例如因处于深度睡眠状态而使得其在垫层40上的移动可忽略不计，直接从压力传感器获得的原始压力信号180本身便可能能够单纯反映呼吸信号。呼吸率通过对呼吸信号的频率进行测量的方式确定。呼吸信号为压力信号内与呼吸相关的分量。
[0283]
此外，心率通过从声音信号182中提取心脏信号(或心信号)的方式进行监测。同样地，这一点可通过进行令心脏信号通过但阻止其他声音信号(如外部噪音)通过的方式实现。虽说如此，根据压力传感器和声音传感器有效频率的不同，也可能无需进行滤波处理。类似地，如果睡眠监测装置10周遭环境的噪音可忽略不计且用户因处于深度睡眠状态而使得其身体移动产生的噪音可忽略不计，直接从声音传感器获得的原始声音信号182本身便可能能够单纯反映心脏信号(或心信号)。心率通过对心脏信号内的跳动频率进行测量的方式进行确定。心脏信号为声音信号内与用户心脏活动相关的分量。
[0284]
举例而言，心率可通过如下方式确定：对所接收的声音信号182进行平均化和滤波处理；检测平均化和滤波后信号中的最大值；识别所检测到的最大值信号(如有)的起点和终点；以及通过对声音信号进行扩展或压缩等幅度阈值滤波，去除导致心脏信号质量下降的任何噪音。
[0285]
作为对压力信号180和/或声音信号182进行一种或多种滤波处理的替代方案或追加方案，可通过机器学习算法提取呼吸信号和心脏信号，以将此两种信号分别与其源信号区别开来。
[0286]
例如，可通过用于以心率(如处于每分钟50～90次心跳范围内)识别心脏信号的机器学习分类或聚类算法确定心率。
[0287]
用户的心跳可通过如下两种方法进行检测：心音描记术(pcg)及心冲击描记术(bcg)。心冲击描记术可通过按如上方式检测睡眠监测装置10中弹性管状物12的压力变化的方式加以使用。心音描记术利用麦克风的低频操作对用户的心跳进行检测和监测。
[0288]
用户发出的异常声音会因用户独特的心脏或呼吸声音而使垫层的声波振动产生显著变化。用户发出的异常声音虽然能够通过垫层内的压力得到检测，但是其幅度可能不足以使得其在压力传感器所工作的频率采集范围内可能存在的噪音当中凸显而出。因此，用户的异常声音信息根据声音信号获得。
[0289]
所述一个或多个处理器通过协同使用压力信号180和声音信号182，确定与用户呼吸同步的异常声音。以下，结合图24，对与用户呼吸同步的异常声音的确定方式进行进一步详细描述。
[0290]
需要注意的是，通过协同使用压力信号180和声音信号182，可以并行确定一种或多种生理状态。此外，还可并行采用不同的频率采集范围。这一点对于需要对多种生理状态进行监测的情形而言尤为有利。
[0291]
图19所示为表示用户呼吸暂停的压力信号180和声音信号182的一种图形表现形式。呼吸暂停包括呼吸的中断或变浅。当在预设时间段内未检测到用户呼吸信号发生变化时，即确定发生呼吸暂停。
[0292]
所述一个或多个处理器仅在当其所接收的声音信号182内仍存在心脏信号时，才确定用户的呼吸暂停。心脏信号的缺失可能表明需要确定其他生理状态(或者表明用户未
处于垫层40上)。
[0293]
在呼吸暂停时，心率可能会有所变化。例如，心率可能会有所增大，以补偿血氧含量的下降。
[0294]
此外，用户的呼吸暂停可能表明用户存在睡眠呼吸中止症。睡眠呼吸中止症可以为通过检测用户处于睡眠状态时(通过监测用户的清醒程度或睡眠阶段)发生的呼吸暂停而检测到的一种特定呼吸暂停情形。在确定用户呼吸暂停的同时，可并行确定的睡眠呼吸中止症副效应为与呼吸同步的鼾声及呼吸噪音。
[0295]
图20所示为表示用户呼吸不规律的压力信号180和声音信号182的一种图形表现形式。呼吸不规律包括呼吸频率的变化。当根据压力信号180检测到用户呼吸信号的频率发生不规律变化时，即确定呼吸不规律。此外，也可在根据压力信号检测到用户呼吸信号的频率波动超出频率波动阈值时，确定呼吸不规律。
[0296]
所述一个或多个处理器仅在当其所接收的声音信号182内仍存在心脏信号时，才确定用户的呼吸不规律。心脏信号的缺失可能表明需要确定其他生理状态(如以下结合图26描述的用户死亡的状况)(或者表明用户未处于垫层40上)。
[0297]
在呼吸不规律时，心率可能会有所变化。例如，心率可能会有所增大，以补偿血氧含量的下降。
[0298]
图21所示为表示用户心跳暂停的压力信号180和声音信号182的一种图形表现形式。心跳暂停包括心跳的中断或减弱。当在预设时间段内根据声音信号182检测到用户心脏信号的暂时缺失时，即确定发生心跳暂停。
[0299]
所述一个或多个处理器仅在当其所接收的声音信号182内仍存在呼吸信号时，才确定用户的心跳暂停。呼吸信号的缺失可能表明需要确定其他生理状态(或者表明用户未处于垫层40上)。
[0300]
图22所示为表示用户心跳不规律的压力信号180和声音信号182的一种图形表现形式。心跳不规律包括心跳频率的变化。当检测到用户心率发生不规律变化时，即确定心跳不规律(如心律失常)。心率的不规律变化可以为心率发生超出阈值的变化或波动。例如，当确定心率波动度超出心率波动度阈值时，可以确定发生心率波动，并可检测到心率的不规律变化。
[0301]
用户心率的不规律变化可例如为用户心率增至心率波动度阈值之上，该现象为可能会在用户体内引发血栓的房颤的征兆。
[0302]
在用户处于深度睡眠状态时，心率波动度正常应该保持于5％以内，而且s1和s2心脏信号应彼此分隔。通过对声音信号182内检测到的心率波动进行分析，可以对可能存在的心律失常进行检测。某些波动与用户的吸气和呼气相关，这一点可通过压力信号180纳入考虑当中。
[0303]
另外，也可在检测到s1和s2心脏信号之间的时间间隔内检测到额外心跳时，确定心律失常导致的心跳不规律。除此之外，还可在用户虽拥有健康规律的心率但检测到其心跳发生不规律变化时，确定心律失常导致的心跳不规律。用户心跳的不规律变化例如为心跳幅度的异常波动，该现象为窦性心动过缓的征兆。
[0304]
所述一个或多个处理器仅在当其所接收的压力信号180内仍存在呼吸信号时，才确定用户的心跳不规律。呼吸信号的缺失可能表明需要确定其他生理状态(或者表明用户
未处于垫层40上)。
[0305]
作为追加方案或替代方案，可通过机器学习模型对所述声音信号或心脏信号进行处理，以识别(例如，通过分类)不规律的心跳。该机器学习模型可通过表示不规律和规律心脏信号的标记训练数据进行训练。
[0306]
图23所示为表示与用户心跳184同步的异常声音的图形表现形式。
[0307]
与心跳184同步的异常声音能够检测得到。这些可能源自心脏本身，并可能是心脏发生异常状况的迹象。异常声音也可能源自血管阻塞所致错误血流方向，或者源自心脏本身的物理缺陷。根据用户是吸气还是呼气(可通过压力信号180确定)，部分心音能够为人所听到。
[0308]
当麦克风感测到异常声音且该异常声音在与用户心率相同或相近的频率(同步)下以及心搏周期内的相同或相近位置处反复发生时，可以确定与用户心跳184同步的异常声音。虽说如此，与心跳184同步的异常声音无需发生于每一心搏周期。相反地，只要在预设数目或比例的心搏周期内检测到反复发生的异常声音即可。与心跳184同步的异常声音无需与用户心率具有确切相同的频率，两者之间可存在一定差异。
[0309]
与心跳184同步的异常声音可以为持续音，也可以为瞬时音。与心跳184同步的瞬时异常声音可通过与长期平均心音模式进行比较的方式检测。与心跳184同步的持续异常声音可通过与心音数据库进行比较的方式检测。例如，将用户的心脏信号例如通过机器学习方法存储和分类后，可通过与相应数据库进行比较的方式检测与心跳184同步的持续异常声音。
[0310]
通过提取心脏信号，可以确定异常声音在用户心搏周期内发生的相位或相位范围。相应地，当确定异常声音在相应心搏周期内的相同心搏相位下(或相同心搏相位范围内)重复发生一次或多次后，可确定与心跳同步的异常声音。
[0311]
可能发生的与心跳184同步的异常声音例如为心脏杂音、急跳音、悸动音及摩擦音。除此之外，还可存在与其他心跳不规律相关的其他异常声音。
[0312]
图24所示为表示与用户呼吸186同步的异常声音的压力信号180和声音信号182的一种图形表现形式。当麦克风感测到异常声音且该异常声音在与用户心率相同的频率(同步)下反复发生时，可以确定与用户呼吸同步的异常声音。虽说如此，与呼吸186同步的异常声音无需发生于每一呼吸周期。相反地，只要在预设数目或比例的呼吸周期内检测到反复发生的异常声音即可。
[0313]
通过协同使用压力信号180和声音信号182，可以确定异常声音在用户呼吸周期内发生的相位或相位范围。相应地，当确定异常声音在相应呼吸周期内的相同呼吸相位下(或相同呼吸相位范围内)重复发生一次或多次后，可确定与呼吸同步的异常声音。
[0314]
与呼吸同步的异常声音包括，但不限于，鼾声188、喘息声、爆鸣声、喘鸣声、干啰音或胸膜摩擦音。这些异常声音表明用户的各种疾病状况及异常生理状态，例如包括气道阻塞、哮喘、肺炎、支气管炎、炎症、肺内或周围存在空气或液体、慢性阻塞性肺病、支气管扩张、以及尤其会引发肺部异常声音的任何其他阻塞性肺病。
[0315]
图25所示为表示与用户呼吸同步的异常声音的压力信号180和声音信号182的另一图形表现形式，其中，所述异常声音为鼾声188。
[0316]
取决于与呼吸186同步的异常声音所表现出的声音信号182的各种特性，鼾声188
和其他与呼吸186同步的异常声音彼此不同。所取决的特性为所检测到的与呼吸186同步的异常声音在呼吸信号的呼吸周期内发生的相位(或相位范围)、与呼吸186同步的异常声音的幅度及持续时间以及与呼吸186同步的异常声音的频谱组成等。与鼾声关联的特性主要为，其在呼吸过程中的呼吸周期相位范围内可为人所听到。鼾声的幅度往往大于用户睡眠过程中的典型呼气声音，而且持续时间往往长于此典型呼气声音。鼾声可具有特定的关联频谱组成。
[0317]
虽说如此，与呼吸186同步的异常声音不可避免地随用户的不同而不同，因此可将与呼吸186同步的异常声音与含与呼吸186同步的异常声音的声音参数的数据库相比较，所述声音参数例如为以上所列参数(相位、幅度、持续时间及频谱组成)。与本文所述的其他异常声音的检测相一致，可以利用一种或多种机器学习模型，实现与呼吸同步的异常声音的检测。
[0318]
图26所示为表示用户死亡的压力信号180和声音信号182的一种图形表现形式。通过协同使用压力信号180和声音信号182，能够确定用户在垫层40上的死亡。一般情况下，人死后，心跳将会停止跳动，这一点表现为声音信号182中心脏信号的消失。与此同时，压力信号180中的呼吸信号会在心脏信号消失后仍旧持续一段时间。相应地，在检测到心脏信号缺失且呼吸信号仍旧在预定时间间隔内存在时，可确定死亡。在确定用户死亡后，可向第三方(如护理人员)发送警报或警讯。
[0319]
图27所示为表示用户疾病发作的压力信号180和声音信号182的一种图形表现形式。例如，在癫痫发作期间，通常会发生肌肉收缩和抖动。抖动可牵及身体的一部分或整个身体，并且可持续数秒至数分。此类身体的猛然移动和抖动可通过压力信号180检测而出。心率可在疾病发作期间有所增大，而且可通过麦克风信号检测而出。相应地，根据本发明实施方式，当压力信号180的幅度超出疾病发作压力阈值且根据声音信号182确定的心率超出疾病发作心率阈值时，可检测到疾病的发作。
[0320]
在一种实施方式中，仅在当疾病发作压力阈值和疾病发作心率阈值被超出的时间达到预定时长时，才确定检测到疾病发作。当检测到疾病发作时，可向护理人员等第三方发送警报或警讯，以提醒护理人员可能需要进行处理。
[0321]
在一种实施方式中，在检测到疾病发作后，为了消除用户身体移动导致的噪音，可以进一步对声音信号进行放大和/或滤波处理，以实现对用户心脏信号的持续检测。例如，可将声音信号的频率采集范围缩窄至与心跳声音频率响应更加接近的范围。根据滤波后声音信号的频率响应，可以将声音信号向上和/或向下压缩。
[0322]
源自心脏的声音通常处于4～70hz范围。所有与心脏相关的声波振动，包括异常声音在内，均处于0.1～200hz。然而，在一些情形中，还可采用更窄的频率范围。例如，如果只需确定用户的心率，则所述频率范围可窄至5～12hz。这一情形可采用于上述与用户疾病发作相关的示例中。通过将频率范围进一步缩窄和具体化，可消除与缩窄后频率范围之外的信号关联的噪音。相应地，对心脏信号进行检测的频率范围可选自：0～15hz，5～15hz，0～70hz，5～70hz，0～150hz及0～200hz。
[0323]
本生理监测系统可检测睡眠过程中的磨牙。磨牙的原因通常与压力、焦虑及睡眠呼吸中止症等睡眠障碍有关。磨牙的症状可下至面部区域的轻微疼痛，上至严重的牙齿磨损。
[0324]
根据声音信号182，可检测到磨牙噪音。根据压力信号180，可检测到颌部运动。在检测睡眠状态、生命体征及睡眠障碍的同时，可确定磨牙与其他生理状况及生理失调之间的关系，这是因为磨牙往往因压力、焦虑、打鼾、睡眠呼吸中止症、梦话、睡眠不宁、酒精及药物的使用以及含咖啡因饮料的过量饮用而致——所有这些现象均伴随着可由本传感器系统检测的生理参数(如心率和呼吸率变高、身体移动变多以及噪音变大)。
[0325]
磨牙噪音和颌动噪音可根据其特征频谱组成进行检测。其中，可通过对机器学习分类器进行训练而同时检测声音信号182中的磨牙噪音以及压力信号180中的颌动噪音。
[0326]
磨牙噪音和颌动噪音也随用户的不同而不同，因此可根据含表示磨牙噪音和颌动噪音的声音参数的数据库进行分类，以检测用户是否磨牙。
[0327]
图28a和图28b所示为表示用户身体姿势的压力信号180和声音信号182的图形表现形式。在该图形表现形式示出的压力信号180和声音信号182中，压力信号180在声音信号182的x轴上的两点之间存在相对于时间的幅度变化。
[0328]
所述一个或多个处理器进一步用于检测压力信号180中用户的心脏压力信号。从压力信号180中检测出的心脏压力信号作为从声音信号182中检测出的心脏信号的补充。该心脏压力信号既可从总压力信号180中提取，也可从呼吸信号中提取，该提取例如通过以高通滤波滤除呼吸压力变化的方式实现。
[0329]
在确定用户身体姿势时，来自声音传感器的信号用于触发压力信号180的监测。其中，根据麦克风捕获的声音信号检测心脏运动，该心脏运动还伴随着压力信号的相应较小变化。然而，源自心脏运动的压力信号变化远小于呼吸所致压力信号变化。源自心脏运动的压力信号180的形状随躺于垫层40上的用户的身体姿势变化。通过分析测量窗口190内压力信号180的形状，可以确定躺于垫层40的用户的身体姿势。
[0330]
具体而言，声音信号182中表示的心音分为若干不同种类。其中，最重要的为第一心音(s1)和第二心音(s2)。s1心音为表示心搏周期中收缩期开始的声音。s1心音由二尖瓣和三尖瓣的闭合在心内造成的扰动所致。s2心音为表示收缩期结束和舒张期开始的声音。s2心音由主动脉瓣和肺动脉瓣的闭合所致。在s1和s2的发生时间之间，右心室的运动使得压力信号180产生变化。通过以s1和s2心音启动对心脏压力信号的采集，可以更佳地从总压力信号180内的噪音当中提取心脏压力信号。
[0331]
压力变化的相位/方向指示用户的身体姿势。例如，当用户侧卧时，右心室的运动导致压力信号180上升。当用户侧卧于另一侧时，右心室的运动使得压力信号180下降。压力信号180在心搏周期的收缩期内上升至达到局部最大值，而且压力信号180在心搏周期的收缩期内降至局部最小值。
[0332]
s1心音可用于在测量开始时间192下触发测量窗口190的开启，s2心音可用于在测量结束时间194下触发测量窗口190的关闭。通过分析测量开始时间192和测量结束时间194此两时间点之间的压力信号180，可提供与相对于垫层40表面的心脏位置相关的信息，从而能够确定用户的身体姿势。
[0333]
在一个示例中，尤其对于解剖结构正常的健康人而言，用户身体的左侧卧对应于s1心音之后压力信号的上升，用户身体的右侧卧对应于s1心音之后压力信号的下降。
[0334]
为了提高用户身体姿势的判定，可通过机器学习算法识别心脏瓣膜工作的致动方式及其运动方向。
[0335]
在一些实施方式中，鉴于不同用户具有不同的心脏位置和心脏运动，因此对于监测一种或多种生理状态的本系统而言，重要的一点是，针对每一用户进行系统校准。例如，对于具有右位心等异常生理状况的用户而言，其心脏运动对应的压力信号响应可能有所不同。相应地，通过对系统进行校准，可将这种差异考虑在内。
[0336]
举例而言，当用户具有右位心或可能对用户心脏位置和/或心脏运动具有影响的其他状况时，有利的一点可以为，将用户身体的左侧卧校准至与s1心音之后压力信号的下降相对应，并且将用户身体的右侧卧校准至与s1心音之后压力信号的上升相对应。这一点可通过先令用户左侧卧后进行测量且然后令用户右侧卧后进行测量的方式实现。随后，系统可确定哪一信号曲线(如压力的上升或下降)与哪一身体姿势相关联。
[0337]
此外，可以对用户的身体姿势进行记录，并可根据用户身体姿势的历史记录，提醒用户或护理人员，用户已在预设时间段内保持同一身体姿势不变。这一功能可例如用于防止患者发生褥疮。
[0338]
图29所示为在多用户操作模式510下使用的睡眠监测装置。图30为在多用户操作模式下使用的睡眠监测装置的平面图。
[0339]
用于监测一种或多种生理状态的本系统的睡眠监测装置10可具有针对多用户操作510的构造。对于处于同一测量面上(如处于两人床上)的两名用户，可利用两种不同的构造对其进行同时监测。具体而言，如图29和图30所示，其中一种构造涉及在垫层540内安装两套单独的传感器系统，另一种构造涉及安装具有一条以横跨垫层540整个宽度的方式延伸的信号采集管状物512的传感器系统。
[0340]
在采用单独传感器系统的情形中，每一用户的侧面均安装相应的睡眠监测装置10(在本例中，共两套)，每一信号采集管状物12延伸横跨垫层宽度的大约一半。
[0341]
在采用单条管状物512的情形中，同一条长的信号采集管状物512延伸横跨垫层540的整个宽度。在该构造中，睡眠监测装置510包括具有声音传感器516和压力传感器518的两个单独控制器(图29中的详示分图a和c，以及图30中的详示分图d和e)，以及将管状物512分为两个独立分隔体的分隔塞560(图29中的详示分图b及图30中的详示分图f)。
[0342]
两个独立控制器可彼此共享所采集的数据，或者分享同一套用于分析的计算系统。通过将各传感器系统分隔开来，或者通过使用分隔塞560，可以消除来自另一用户的信号伪影，并使得两名用户的信息均可纳入任何进一步分析的考虑之内。与提供两套单独的系统相比，采用同一根管状物512且在其中央进行密封，可提供一种性价比更高且易于制造的解决方案。
[0343]
本文描述的系统可对睡眠状态(清醒程度)进行监测，并向外部设备发送指令，以根据睡眠状态对这些设备进行控制。例如，对于可能会造成打扰的设备，如在工作时会发出声音或光线的设备，可以在用户处于特定睡眠状态(如快速眼动睡眠状态)时关闭，并在用户处于不同清醒程度/睡眠状态(如清醒状态、深度睡眠状态等)时打开。所述睡眠状态/清醒程度可根据心率和呼吸率判断，其中，心率和呼吸率越高，表明清醒程度越高；心率和呼吸率越低，表明清醒程度越低。
[0344]
图31所示为清醒程度随时间的变化曲线，该曲线分为各种睡眠状态。各种睡眠状态通过阴影区域表示。
[0345]
与用户心跳和/或呼吸相关的数据可用于构建描述用户睡眠状态随时间变化的睡
眠曲线。表示用户睡眠状态随时间变化的实时信息可由生理状态监测系统用于向外部设备发送控制信号，尤其向家中的智能设备发送控制信号。
[0346]
外部设备例如包括，但不限于，风扇、恒温器(加热/冷却系统)、扩音器、水壶、空气过滤器、空调及冰箱等家用设备。控制信号可用于控制一种或多种所述外部设备的操作参数。例如，生理状态监测系统可根据用户过去、现在和/或将来的睡眠状态，发送控制信号，以打开或关闭一种或多种所述外部设备，或者调节一种或多种所述外部设备的一项或多项设置内容。
[0347]
某些家用设备(如空气净化器或空调)在用户处于深度睡眠状态时较为有用或不造成干扰，但是在用户处于轻度睡眠和快速眼动睡眠状态时会因所发出的噪音或光线而对其造成干扰。为了最大程度减小唤醒用户或因其他原因造成睡眠质量下降的可能性，可以通过上述控制信号对其进行控制。
[0348]
当处于深度睡眠状态时，用户的警觉性最低，因此噪音对其的干扰影响最小。传感器系统在确定用户的这一睡眠状态后，可向外部设备发送控制信号，以指示其可以打开。
[0349]
某些设备可以在用户醒来后打开。某些电器(如扩音器)最好在用户睡着后关闭。
[0350]
此外，根据用户的睡眠曲线，可以采用智能/软性唤醒系统。用户在入睡前可能会忘记关灯或关闭音乐。此时，可由传感器系统发出的控制信号自动完成这一任务。此外，可根据所确定的用户睡眠状态，打开某些外部设备。例如，在用户早上醒来后，可令厨房内的水壶将一壶水煮沸。某些外部设备(如加热/冷却系统的恒温器)可进行持续控制，以提供睡眠监测系统所确定的最佳睡眠质量。在该情形中，每一睡眠状态均可与给定的设置内容(如给定恒温器温度)相关联。
[0351]
举例而言，在图31中，外部设备控制信号的时间安排划分为三个不同睡眠状态和/或转变区段：t1，t2，t3。在t1中，用户从清醒状态转变至快速眼动睡眠状态，并最终转变至深度睡眠状态，此时，将可能对用户的睡眠造成干扰的所有外部设备关闭。所述转变可根据起始清醒程度(“清醒”——清醒程度高于相应阈值)以及睡眠曲线的倾斜度检测。在t2中，打开在用户处于清醒或快速眼动睡眠状态时可能会对其造成干扰的有用外部设备。这是因为，由于用户处于深度睡眠状态，因此对来自外部设备和/或环境的干扰噪音没有反应。当用户的清醒程度处于某一阈值以下时，可确定其处于深度睡眠状态。在t3中，用户先从深度睡眠状态转变至快速眼动睡眠状态，然后再转变至清醒状态，或者直接从快速眼动睡眠状态转变至清醒状态。在t3中，对上述智能/软性唤醒系统加以使用，其中，举例而言，打开用户清醒时希望使用的设备(或者因会造成干扰而必须在睡眠过程中关闭的设备)，例如，在用户早上醒来之后，通过向水壶发送控制信号而令其煮水。
[0352]
在上述每一情形中，睡眠监测系统均以与待针对特定睡眠状态发送的一条或多条指令相关的规则编程。每一规则均规定了针对一个或多个特定设备的至少一条指令。每一规则可根据无线网络(如wifi网络或蓝牙连接)等网络或其他连接发送至外部设备。
[0353]
图32所示为表示用户水分充足程度的压力信号和声音信号的一种图形表现形式。
[0354]
用户的水分充足程度可利用与分别从压力信号180和声音信号182中检测出的呼吸率信号和心率信号相关的信息估计和监测。
[0355]
当呼吸周期内的心脏信号幅度大幅波动时，则表示用户心血管系统内的流体水平较低。
[0356]
对患有心脏疾病的用户而言，将流体水平保持于可接受的范围内是至关重要的一点。相应地，本系统可对呼吸周期内的血压变化进行监测，以确保其处于可接受的范围内。该监测可通过将用户持续保持于轻微口渴的状态(有助于患有心脏疾病的用户)得到优化。为了能够对是否应该给予流体(例如，通过用户饮用或通过静脉滴注)进行评估，必须对身体内的流体水平进行监测。
[0357]
图32的上半部分表示用户的心脏信号，下半部分表示用户的呼吸信号。一般情况下，对于健康人而言，呼吸周期内的心跳信号幅度变化量(x)应该处于心脏信号总幅度(y)的约10％以内。对于患有心力衰竭(有时也称充血性心力衰竭)的人而言，尤为重要的一点在于，对其流体水平进行监测，并将流体水平保持于上述范围内。
[0358]
如图32所示，心脏信号不仅在每次心跳过程中发生变化，而且还在每一呼吸周期内发生变化。呼吸周期内的幅度变化量(x)应该处于整个呼吸周期内信号总幅度的一定阈值范围(在该情形中为10％)以内。
[0359]
每一心搏周期均存在整个心搏周期内的最大峰值(与收缩期内的心脏收缩相关)。该峰的高度取决于呼吸周期的相对相位。幅度变化量通过从整个呼吸周期内的最高峰值中减去同一呼吸周期内的最低峰值的方式确定。心脏信号总幅度通过从所述呼吸周期内的最高峰值中减去该呼吸周期内的最小信号的方式确定。随后，确定所述变化量(x)与总幅度(y)之比。
[0360]
针对上述比值，可设定一个或多个阈值，并可在这些阈值被超过时，发送警报。例如，当x值高于y值的10％时，表示患病。另一方面，体内水分在肺部或其他器官发生积聚，在该情形中，最好将身体保持于缺水程度更大的状态。在该情形中，x必须处于y的约20％以内。
[0361]
通过分析上述两种信号(心跳和呼吸)，可以对体内水量进行监测，并根据需要发送警报，以指示用户调整其流体水平。
[0362]
本文描述的实施方式不限于对来自睡眠监测装置10的声音信号182和压力信号180的信号处理，其还可实施于其他生理监测装置中。
[0363]
用户生理参数和生理状态的确定可用于大幅改善用户未来或当前生理状态的确定精度。还需要注意的是，上述生理监测系统可以为生理监测系统网络的一部分，以有助于利用数据分析方法改善用户生理状态的确定。
[0364]
本发明的一项优点在于，允许在用户处于自然环境中且处于不被打断的平静状态时采集和分析数据。生理信息的采集无需一定在受控环境中及指定时间段内(如医生的预约时间段)进行。举例而言，如果在用户例如因处于深度睡眠时间内而平静地躺于床上时进行测量，则可更为准确地检测异常心音。如此，可以实现选择更高质量的无噪声数据，供进一步分析之用。此外，非自然环境可引发额外的压力或焦虑，从而不利于睡眠障碍评估等某些测量项目。
[0365]
虽然以上描述了某些安排方式，但是这些安排方式仅以举例方式给出，不旨在限制保护范围。本文中描述的发明构思可以以各种其他形式实现。在不脱离下附权利要求书所限定的保护范围的情况下，还可对本文所述的具体实施方式进行各种精简、替换以及改变。
[0366]
各实施方式可根据以下条项提供：
[0367]
第一条项：
[0368]
1.一种监测和测量睡眠活动的睡眠监测系统，包括：内设信号采集器(2)的床垫或坐垫(1)，所述信号采集器(2)为由非电弹性材料制成的流体(基于气体)信号采集器，用于在就睡面(3)下方发生机械振动，以采集机械振动信号，并将其从床垫引出，以供由传感器(4)进行检测的目的之用，所述传感器(4)与信号采集器处于所述床垫之外的部分连接，或者放置于不受睡眠者直接影响之处或离该睡眠者至少5cm之外处。
[0369]
2.根据条项1的所述睡眠监测系统，具有任何类型的几何形状，其特征在于，所述信号采集器由至少一个弹性材料制成的充气容器(5)组装而成。
[0370]
3.根据条项2的所述睡眠监测系统，其特征在于，所述充气弹性容器为由橡胶或pdms等弹性高分子材料制成的管状物。
[0371]
4.根据条项2或3的所述睡眠监测系统，其特征在于，所述信号采集器为内充气体的管状物，所述气体选自空气、氮气、氩气等。
[0372]
5.根据条项3或4的所述睡眠监测系统，其特征在于，将包括圆形或扁平在内的不同几何形状截面的管状物用作信号采集器。
[0373]
6.根据条项4的所述睡眠监测系统，其特征在于，作为信号采集器的所述管状物以如下方式使用：该管状物的一端封闭，用于信号检测的空气压力传感器与该管状物的另一端连接。
[0374]
7.根据条项1的所述睡眠监测系统，其特征在于，所述信号采集器中形成小孔或空气通道，或者该采集器使用多孔管壁材料，以使得其弹性容器内外的气氛以受控方式交换。
[0375]
8.根据前述条项当中任何一项的所述睡眠监测系统，其特征在于，传感器与位于所述床垫之外的信号采集器牢固连接。
[0376]
9.根据前述条项当中任何一项的所述睡眠监测系统，其特征在于，信号采集器系统容于椅子的坐垫之内。
[0377]
其他实施方式可根据以下额外条项提供：
[0378]
第二条项：
[0379]
1.一种用于监测用户的一种或多种生理参数的系统，该系统包括：
[0380]
含至少一个振动传感器的至少一个感测单元；以及
[0381]
用于嵌在对用户身体至少一部分进行支承的垫层内的至少一条弹性管状物，其中，所述至少一条管状物一端密封，而且该至少一条管状物的另一端由所述至少一个感测单元封闭，从而形成充有流体且由所述管状物的一个或多个内壁以及所述至少一个感测单元的表面限定出的容积，
[0382]
其中，所述至少一条弹性管状物用于将振动从该至少一条管状物的一个或多个部分传递至所述至少一个感测单元，以供所述至少一个振动传感器检测。
[0383]
2.条项1的所述系统，其中，所述至少一个振动传感器包括麦克风和压力传感器当中的一者或多者。
[0384]
3.条项1或2的所述系统，其中，所述至少一个振动传感器工作于0～200hz这一频率采集范围。
[0385]
4.任一前述条项的系统，其中，所述至少一条弹性管状物沿其长度具有均一截面。
[0386]
5.任一前述条项的系统，其中，所述至少一条弹性管状物包括沿该管状物的一个
或多个内壁延伸的一条或多条凹痕，以有助于防止该管状物在压瘪时粘连封死。
[0387]
6.条项5的所述系统，其中，所述一条或多条凹痕的形式为沿所述管状物长度延伸的一条或多条棱脊。
[0388]
7.条项5或6当中任何一项的所述系统，其中，所述一条或多条凹痕包括沿所述管状物圆周均匀间隔的多条凹痕。
[0389]
8.任一前述条项的系统，其中，所述至少一条弹性管状物包括多条弹性管状物，这些弹性管状物与公共节点连接，以形成用于将振动传回所述感测单元的单个容积。
[0390]
9.任一前述条项的系统，其中，该系统还包括控制器，用于以下当中的一者或多者：
[0391]
根据所检测到的振动，确定用户的一项或多项生理参数；
[0392]
根据所检测到的振动，确定用户的一种或多种生理状态。
[0393]
10.条项9的所述系统，其中，所述控制器构成外部设备的一部分，所述至少一个感测单元用于向所述外部设备发送与所检测到的振动有关的数据，以供所述控制器处理。
[0394]
11.条项9的所述系统，其中，所述控制器构成所述感测单元的一部分。
[0395]
12.条项9至11当中任何一项的所述系统，其中，所述控制器用于根据所检测到的振动，确定用户心率、用户呼吸率、用户身体姿势以及用户身体移动当中的一者或多者。
[0396]
13.条项12的所述系统，其中，所述控制器用于确定用户心率，该心率的确定包括：
[0397]
对所检测到的振动进行滤波处理，以形成处于预定频率范围内的滤波后振动数据；
[0398]
检测所述滤波后振动数据中的局部最大值；以及
[0399]
根据所检测到的局部最大值，确定所述心率。
[0400]
14.条项12或13的所述系统，其中，所述控制器用于确定用户呼吸率，该呼吸率的确定包括：
[0401]
检测所检测到的振动当中的局部最大值；以及
[0402]
根据所检测到的局部最大值，确定所述呼吸率。
[0403]
15.条项12至14当中任何一项的所述系统，其中，所述控制器用于根据所检测到的振动，确定用户身体移动，其中，确定该用户的移动包括：判断所检测到的振动的幅度是否超出预定幅度阈值。
[0404]
16.条项12至15当中任何一项的所述系统，其中：
[0405]
所述至少一个振动传感器包括用于根据所检测到的振动生成麦克风信号的麦克风以及用于根据所检测到的振动生成压力传感器信号的压力传感器；
[0406]
所述控制器用于确定用户身体姿势，其中，该用户的身体姿势根据所述麦克风信号和压力传感器信号中的相差确定。
[0407]
17.条项12至16当中任何一项的所述系统，其中，所述控制器用于根据用户心率、用户呼吸率以及用户身体移动当中的一者或多者，确定该用户的睡眠状态。
[0408]
18.条项17的所述系统，其中，所述控制器用于执行以下当中的一者或多者：
[0409]
当确定心率和呼吸率当中的一者或两者高于相应第一阈值且心率和呼吸率当中的一者或两者的波动低于相应波动阈值时，确定用户处于清醒状态；
[0410]
当确定心率和呼吸率当中的一者或两者高于所述相应第一阈值且心率和呼吸率
当中的一者或两者的波动高于所述相应波动阈值时，确定用户处于快速眼动(下称rem)睡眠状态；
[0411]
当确定心率和呼吸率当中的一者或两者低于所述相应第一阈值且高于小于该相应第一阈值的相应第二阈值时，确定用户处于轻度睡眠状态；以及
[0412]
当确定心率和呼吸率当中的一者或两者低于所述相应第二阈值时，确定用户处于深度睡眠状态。
[0413]
19.条项17或18的所述系统，还包括警报系统，该警报系统用于在当确定预定警报开始时间和预定警报结束时间之间的警报时段内达到预定睡眠状态或达到预定睡眠状态变化时发出警报。
[0414]
20.条项19的所述系统，其中，所述警报系统用于执行以下当中的一者或多者：
[0415]
当确定用户在所述警报时段内从快速眼动睡眠阶段转变至轻度睡眠阶段时发出所述警报；
[0416]
当确定当前时间处于警报结束时间前的预定时间段内且用户在所述警报时段内处于轻度睡眠阶段时发出所述警报，所述预定时间段短于所述警报时段；以及
[0417]
当确定达到所述警报结束时间且在所述警报时段内未检测到所述预定睡眠状态或预定睡眠状态变化时发出所述警报。
[0418]
21.一种计算机系统，包括一个或多个处理器，该处理器用于：
[0419]
接收表示在对用户身体至少一部分进行支承的垫层内检测到的振动的一个或多个振动信号；以及
[0420]
根据所述一个或多个振动信号，确定用户心率、用户呼吸率、用户身体姿势以及用户身体移动当中的一者或多者。
[0421]
22.条项21的所述计算机系统，其中，所述一个或多个处理器还用于根据用户心率、用户呼吸率以及用户身体移动当中的一者或多者，确定该用户的睡眠状态。
[0422]
23.条项22的所述计算机系统，其中，所述一个或多个处理器还用于在当确定预定警报开始时间和预定警报结束时间之间的警报时段内达到预定睡眠状态或达到预定睡眠状态变化时发出警报。
[0423]
24.一套部件，用于监测用户的一项或多项生理参数，该套部件包括：
[0424]
含至少一个振动传感器的至少一个感测单元；以及
[0425]
用于嵌在对用户身体至少一部分进行支承的垫层内的至少一条弹性管状物，其中，所述至少一条管状物的一端密封，该至少一条管状物的另一端开放，以接收所述至少一个感测单元，
[0426]
其中，该套部件构造为，当所述至少一个感测单元容纳于所述至少一条弹性管状物的另一端内时，该管状物的一个或多个内壁与所述至少一个感测单元的表面限定出用于内盛流体的容积，以使得所述至少一条弹性管状物具有将振动从该至少一条管状物的一个或多个部分传递至所述至少一个感测单元以供所述至少一个振动传感器检测的构造。