CN102481127B - 呼吸波形信息的运算装置和利用呼吸波形信息的医疗设备 - Google Patents
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Abstract
本发明提供不需要脑波或心电图的计测，能够在家中测定的、可执行包含睡眠质量的舒适度的检测检查的结构。本发明根据呼吸气流等持续地计测记录睡眠中的被测定者的呼吸波形，针对各计测时刻进行傅里叶窗口变换来生成频谱，提取包含呼吸频率的频带。此外，本发明在睡眠中的各时刻计算表示被测定者的呼吸周期的规律性的指标，将该指标的睡眠中的时间推移表示为图形。进而，本发明是具备控制单元的睡眠评价系统等，该控制单元如果在被测定者的包含睡眠质量的舒适度良好的情况下，以能明确地观察到以大约90分钟周期进行反复睡眠周期的方式进行控制。
Description
技术领域
本发明涉及呼吸波形信息的运算装置、对包含睡眠质量的舒适度进行评价的装置、生理数据的运算装置、用于使用呼吸波形信息进行运算的计算机程序、用于对包含被测定者的睡眠质量的舒适度进行评价的计算机程序、呼吸辅助装置、慢性心脏疾病的治疗装置、用于在滴定作业中使用的检查装置、血压检查装置、用于进行血压检查的计算机程序、多导睡眠检查装置等，特别提供一种通过采用比现有技术简洁、简便的结构，从而不需要医疗机构的住院检查就能够对包含被测定者的睡眠质量的舒适度可靠地进行评价的结构。
背景技术
评价作为被测定者的舒适度的一种的睡眠质量，对于各种疾病的诊断和治疗是重要的。
包括清醒的期间，人的睡眠中包含清醒期、REM期（Rapid
Eye Movement，快速眼动：可看到眼球运动的睡眠期间）、NREM（non-REM）期第1阶段（轻度睡眠初期）、NREM期第2阶段（轻度睡眠期）、NREM期第3阶段（中度睡眠期）、NREM期第4阶段（深度睡眠期）的6种阶段。
在正常的睡眠中，当从清醒期进入睡眠状态时，以被称为睡眠周期（ultradian rhythm，亚日节律）的典型是90分钟、通常是60分钟~120分钟的周期在一晚反复进行3周期的睡眠状态的转移，在各周期中包含上述REM期、NREM期睡眠的各阶段的一部分或全部，在各周期中睡眠深度循环地（周期地）变化，并且作为一晚的睡眠整体以从睡眠初期的深度睡眠状态逐渐地变浅的倾向进行推移。
因此，包含睡眠质量的舒适度，通过是否能明确地观察到以该亚日节律反复的睡眠的周期，是否能够在各周期中明确地确认循环的睡眠阶段推移，是否作为一晚的睡眠整体从睡眠初期朝向终期以睡眠的深度逐渐变浅的方式进行推移，等来进行评价。
在质量不良的睡眠中，在睡眠状态的推移中，亚日节律不明确，例如有在睡眠初期观察不到深度睡眠阶段，相反在终期变成更深的睡眠阶段的情况。
成为阻碍优质睡眠的原因的疾病有各种各样的，例如在阻塞性睡眠呼吸暂停综合症（OSAS：Obstructive sleep apnea syndrome）中，就寝中的患者的舌部由于重力而下垂而物理地阻塞呼吸道，由此阻塞呼吸而导致被唤醒，阻碍进入深度睡眠阶段。
此外，在慢性心力衰竭（充血性心力衰竭，CHF：congestive
heart failure）疾病患者的大约40%中能够见到的潮式呼吸症状（CSR：Cheyne-Stokes Respiration）也是使包含睡眠质量的舒适度降低的原因。
CSR是从小呼吸起一次换气量逐渐增大，在变成大呼吸后一次换气量逐渐减少产生呼吸停止（10-20秒的呼吸暂停），之后在反复同样的周期的呼吸。
在CHF患者中显现CSR的原因被理解为下述那样。
大脑的呼吸中枢在正常时感测血液中的CO2分压，进行呼吸控制。CHF患者在清醒时大脑对CO2分压的感受性高，成为过度换气状态。
可是在睡眠中，该感受性少许恢复并降低，血液中的CO2分压与清醒时相比不上升时（即不变成呼吸暂停时）就不开始呼吸，因此显现上述的CSR。
在CHF中常常观察到潮式呼吸症状，伴随夜间低氧状态和唤醒导致的睡眠障碍。夜间低氧状态和唤醒是使肺动脉压和交感神经活性增大的原因，使运动耐量降低，使预后恶化。
像这样由于以各种各样的疾病为原因，产生包含睡眠质量的舒适度的降低，因此需要对包含被测定者的睡眠质量的舒适度进行评价，在诊断和治疗中有效利用。
首先，说明在现有技术中对包含睡眠质量的舒适度进行评价的方法。
历来，为了对包含睡眠质量的舒适度进行评价，通常使用被称为“PSG（Polysomnography：多导睡眠检查装置：）”的装置进行下述的睡眠检查（以下，将该睡眠检查称为“PSG”或“PSG检查”）。PSG是在被测定者的睡眠期间中对呼吸气流、鼾声、血中氧饱和度（SpO2）、脑波、肌电图、眼球的运动等进行测定，医务人员对睡眠的深度（睡眠阶段）、睡眠的分裂化、唤醒反应的有无等定量地进行评价的检查。
医务人员使用PSG的测定结果，例如以根据脑波波形的变化来识别睡眠周期期间，根据眼球运动、表面肌电的有无来进行REM期和NREM期的辨别等的方法来进行评价。关于这些PSG例如在下述的专利文献1、专利文献2中进行了公开。
此外，虽然与PSG不同，在专利文献3中，如其0023段落所示那样，有使用PSG预先蓄积被测定者的各睡眠阶段的呼吸数据、翻身等的动作数据，在没有使用PSG的检查中根据这些呼吸数据、动作数据等来识别当前的睡眠阶段的方法。在最初的识别用数据的制作中需要PSG的实施，此外在根据测定数据进行睡眠阶段的识别的作业中，其识别的精度成为课题。
接着，说明与潮式呼吸症状的观察、发现相关的现有的技术。
潮式呼吸症状的发现，在现有技术中通常也使用上述的PSG。即，使用PSG，在夜间的睡眠期间中对脑波、眼球运动、呼吸气流、根据胸腹的动作的换气运动、动脉血氧饱和度、心电图（包含心跳数）等进行测定，医务人员进行：根据测定结果报告，如果在NREM睡眠1~2（浅睡眠）时反复出现呼吸气流和呼吸努力的渐增渐减的话，怀疑发现潮式呼吸等的诊断。
以简便、可靠地发现这样的潮式呼吸症状为目的，帝人株式会社在以前提出了一种用于根据基于心跳变动解析的自主神经改变状态的解析结果、呼吸气流、呼吸努力（换气运动）的测定结果，使医务人员能够观察潮式呼吸症状的生物体信息监视器装置，在专利文献4中公开了其结构。
可是，这些用于发现潮式呼吸的现有技术结构，全部是医务人员观察生理数据来发现潮式呼吸的结构。即，尽管认识到潮式呼吸是慢性心力衰竭的重要的危险因素，但迄今为止还没有提出一种自动地检测潮式呼吸的产生的结构。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本专利第2950038号公报；
专利文献2：日本特开2004-305258号公报；
专利文献3：日本特开2008-301951号公报；
专利文献4：日本特开2004-283194号公报。
发明内容
发明要解决的课题
先前说明的PSG需要脑波的测定，被使用的PSG用装置是大规模的，因此需要设置在医疗机构，并且对被测定者粘贴脑波检查用电极要求高度的技巧，因此专业的技师进行粘贴作业，被粘贴电极后的被测定者难以移动。
因此为了进行PSG，被测定者在大多情况下需要以3天2夜（第一晚实施PSG，第二晚决定治疗的处方）的日程在专业的医疗机构、被称为睡眠实验室的专用的检查设施中住院，在这些医疗机构内接受检查。在作为需要住宿的检查的PSG中，由于需要准备包含脑波检查部的高度/复杂的装置和专业技师进行应对，所以没有解决导致检查费用增大的问题。
此外，在上述专利文献3中公开的技术中，在最初的识别用数据的制作中需要PSG的实施，此外在装置根据测定数据自动进行睡眠阶段的识别的作业中，其识别算法的妥当性和精度成为课题。
进而，当在数据中包含在CHF患者频繁观察到的脉律不齐时，难以高精度地进行评价。
进而，因为需要根据心电图波形通过作业者的观察来识别尖峰的作业，用于测定心电图的电极粘贴需要精度和技能，所以存在需要在医疗机构中安装检查装置等的问题。
此外在现有技术中，完全没有公开医务人员能够仅从作为睡眠中的被测定者的重要的生理数据的呼吸气流波形直接基于生理学的根据，对包含睡眠质量的舒适度、潮式呼吸症状的产生进行观察的结构、以及对其进行自动评价或自动提取的结构。
本发明正是鉴于上述情况而完成的，其目的在于提供一种不需要住院检查，可靠且简洁，并且通过仅使用呼吸波形对包含睡眠质量的舒适度进行评价，为了发现潮式呼吸症状而使用的呼吸波形信息的运算装置、对包含睡眠质量的舒适度进行评价的装置、生理数据运算装置、用于使用呼吸波形信息进行运算的计算机程序、用于对包含被测定者的睡眠质量的舒适度进行评价的计算机程序、呼吸辅助装置、慢性心脏疾病的治疗装置、用于在滴定作业中使用的检查装置、血压检查装置、用于进行血压检查的计算机程序、多导睡眠检查装置。
用于解决课题的方案
本发明为了解决上述的课题，提供下述1）到42）记载的呼吸波形信息的运算装置、对包含睡眠质量的舒适度进行评价的装置、生理数据的运算装置、用于使用呼吸波形信息进行运算的计算机程序、用于对包含被测定者的睡眠质量的舒适度进行评价的计算机程序、呼吸辅助装置、慢性心脏疾病的治疗装置、用于在滴定作业中使用的检查装置、血压检查装置、用于进行血压检查的计算机程序、多导睡眠检查装置。
1）一种呼吸波形信息的运算装置，其中，具备：（1）计测单元，在包含睡眠中的规定的计测期间中，对被测定者的呼吸气流的推移进行计测；（2）运算单元，对以所述计测单元计测的呼吸气流的波形，进行包含下述的步骤A~C的运算；以及（3）输出单元，针对通过所述运算单元运算的运算结果的信息，进行显示、印刷或向装置外部送出中的至少任一种处理。
步骤A：对所述呼吸波形，依次执行以规定的移位时间间隔使起点移位了的傅里叶窗口变换，生成各个时刻的频谱的工序。
步骤B：在上述各个时刻，生成表示在所述傅里叶窗口时间内的该被测定者的呼吸周期的规律性的指标的工序。
步骤C：作为所述运算结果的信息，生成表示所述指标的时间推移的波形信息的工序。
2）一种呼吸波形信息的运算装置，其中，具备：（1）计测单元，在规定计测期间中，对被测定者的呼吸气流的推移进行计测；（2）运算单元，对以所述计测单元计测的呼吸气流的波形，进行包含下述的步骤A~C的运算；以及（3）输出单元，针对通过所述运算单元运算的运算结果的信息，进行显示、印刷或向装置外部送出中的至少任一种处理。
步骤A：对所述呼吸波形，依次执行以规定的移位时间间隔使起点移位了的傅里叶窗口变换，生成各个时刻的频谱的工序。
步骤B：在上述各个时刻，生成表示在所述傅里叶窗口时间内的该被测定者的呼吸周期的规律性的指标的工序。
步骤C：作为所述运算结果的信息，生成表示所述指标的时间推移的波形信息的工序。
3）根据1）或2）所述的呼吸波形信息的运算装置，其特征在于，所述表示呼吸周期的规律性的指标，构成为与固定期间中的呼吸频率变动的标准偏差成反比例的值。
4）根据1）~3）的任一项所述的呼吸波形信息的运算装置，其特征在于，还包含：作为所述运算结果的信息，生成对所述表示呼吸周期的规律性的指标的时间推移进行表示的波形中包含的亚日节律的功率的、（a）表示时间推移的波形、（b）最大值、（c）平均值、以及（d）从睡眠开始至到达最大值的时间内的至少任一种信息的工序。
5）一种呼吸波形信息的运算装置，其特征在于，以呼吸波形记录计进行1）~4）的任一项所述的（1）的计测单元进行的工作，呼吸波形解析装置基于所述呼吸波形记录计中记录的波形，进行1）~4）的任一项所述的（2）的运算单元和（3）的输出单元进行的工作。
6）根据5）所述的呼吸波形信息的运算装置，其特征在于，在所述呼吸波形记录计中记录的呼吸波形的信息，经由记录介质或通信路径向所述呼吸波形解析装置传输。
7）一种对包含睡眠质量的舒适度进行评价的装置，其中，具备：（1）计测单元，在包含睡眠中的规定的计测期间中，对该被测定者的呼吸气流的推移进行计测；（2）运算单元，对以所述计测单元计测的呼吸气流的波形，执行包含下述的步骤A~步骤C的运算；以及（3）评价单元，基于以所述运算单元获得的、对表示呼吸周期的规律性的指标的时间推移进行表示的波形中包含的亚日节律的功率的、（a）最大值、（b）平均值、以及（c）从睡眠开始至到达最大值的时间内的至少任一个数值的大小，进行包含睡眠质量的舒适度的评价。
步骤A：对所述呼吸波形，依次执行以规定的移位时间间隔使起点移位了的傅里叶窗口变换，生成各个时刻的频谱的工序。
步骤B：在上述各个时刻，生成表示在所述傅里叶窗口时间内的该被测定者的呼吸周期的规律性的指标的工序。
步骤C：作为所述运算结果的信息，生成表示所述指标的时间推移的波形信息的工序。
8）一种对包含睡眠质量的舒适度进行评价的装置，其特征在于，以呼吸波形记录计进行7）所述的（1）的计测单元进行的工作，呼吸波形解析装置基于所述呼吸波形记录计中记录的波形，进行7）所述的（2）的运算单元和（3）的输出单元进行的工作。
9）根据8）所述的对包含睡眠质量的舒适度进行评价的装置，其特征在于，在所述呼吸波形记录计中记录的呼吸波形的信息，经由记录介质或通信路径向所述呼吸波形解析装置传输。
10）一种生理数据的运算装置，其中，具备：计测单元，在规定的计测期间中，对被测定者的生理数据进行计测；生成单元，在各计测时刻生成所述计测期间中的各计测时刻的表示该计测值的稳定度的指标，生成该计测期间中的该指标的时间推移的数据；以及输出单元，针对所述生成的数据，进行显示、印刷或向装置外部的送出中的至少任一种输出处理。
11）一种生理数据的运算装置，其特征在于，以生理数据记录计进行10）所述的计测单元进行的工作，生理数据解析装置基于所述生理数据记录计中记录的波形，进行10）所述的生成单元和输出单元进行的工作。
12）根据11）所述的生理数据的运算装置，其特征在于，在所述生理数据记录计中记录的生理数据的信息，经由记录介质或通信路径向所述生理数据解析装置传输。
13）一种呼吸波形信息的运算装置，其中，至少具备：（1）计测单元，在包含睡眠中的规定的计测期间中，对被测定者的呼吸气流的推移进行计测；（2）运算单元，对以所述计测单元计测的呼吸气流的波形进行包含下述的步骤A和B的运算；以及（3）输出单元，针对通过所述运算单元运算的运算结果的信息，进行显示、印刷或向装置外部送出中的至少任一种输出处理。
步骤A：对所述呼吸波形，依次执行以规定的移位时间间隔使起点移位了的傅里叶窗口变换，生成各个时刻的频谱的工序。
步骤B：从在所述步骤A中获得的各时刻的频谱，提取生成作为特定频率区域的功率随时间推移的波形数据的、呼吸气流波形的特定频率区域功率波形，作为所述运算的结果的信息的工序。
14）根据13）所述的呼吸波形信息的运算装置，其特征在于，所述特定频率区域包含人体的呼吸频率。
15）根据13）或14）所述的呼吸波形信息的运算装置，其特征在于，所述特定频率区域包含人体的潮式呼吸症状的发生频率。
16）根据13）~15）的任一项所述的呼吸波形信息的运算装置，其特征在于，所述运算单元进一步生成并输出从所述呼吸气流的波形提取了起因于所述计测单元进行计测的噪声分量后的波形。
17）根据13）~16）的任一项所述的呼吸波形信息的运算装置，其特征在于，还具有：从所述输出处理的特定频率区域功率波形，选择所述计测期间内的任意的时刻的单元；以及
作为所述运算的结果的信息，进一步生成（i）在包含所述选择的时刻的附近区域中，放大了所述特定频率区域功率波形的波形信息，和/或，（ii）包含所述选择的时刻的附近区域中的所述频谱的信息的单元。
18）一种呼吸波形信息的运算装置，其特征在于，以呼吸波形记录计进行13）~17）的任一项所述的计测单元进行的工作，呼吸波形解析装置基于所述呼吸波形记录计中记录的波形，进行13）~17）的任一项所述的运算单元和输出单元进行的工作。
19）根据18）所述的呼吸波形信息的运算装置，其特征在于，在所述呼吸波形记录计中记录的呼吸波形的信息，经由记录介质或通信路径向所述呼吸波形解析装置传输。
20）一种用于使用呼吸波形信息进行运算的计算机程序，其中，具备：（1）计测步骤，计测单元在包含睡眠中的规定的计测期间中，对被测定者的呼吸气流的推移进行计测；（2）运算步骤，运算单元对在所述计测步骤中计测的呼吸气流的波形，进行包含下述的步骤A~C的运算；以及（3）输出步骤，输出单元针对通过所述运算单元运算的运算结果的信息，进行显示、印刷或向装置外部送出中的至少任一种处理。
步骤A：对所述呼吸波形，依次执行以规定的移位时间间隔使起点移位了的傅里叶窗口变换，生成各个时刻的频谱的工序。
步骤B：在上述各个时刻，生成表示在所述傅里叶窗口时间内的该被测定者的呼吸周期的规律性的指标的工序。
步骤C：作为所述运算结果的信息，生成表示所述指标的时间推移的波形信息的工序。
21）根据20）所述的用于使用呼吸波形信息进行运算的计算机程序，其特征在于，所述运算步骤还包含：作为所述运算结果的信息，新生成对所述表示呼吸周期的规律性的指标的时间推移进行表示的波形中包含的亚日节律的功率的、（a）表示时间推移的波形、（b）最大值、（c）平均值、以及（d）从睡眠开始至到达最大值的时间内的至少任一种信息的工序，执行所述运算。
22）一种用于为了对包含被测定者的睡眠质量的舒适度进行评价而执行的计算机程序，其中，具备：（1）计测步骤，计测单元在包含睡眠中的规定的计测期间中，对该被测定者的呼吸气流的推移进行计测；（2）运算步骤，运算单元对在所述计测步骤中计测的呼吸气流的波形，进行包含下述的步骤A~步骤C的运算；以及（3）评价步骤，评价单元基于在所述运算步骤中获得的、对表示所述呼吸周期的规律性的指标的时间推移进行表示的波形中包含的亚日节律的功率的、（a）最大值、（b）平均值、以及（c）从睡眠开始至到达最大值的时间内的至少任一个数值的大小，进行包含睡眠质量的舒适度的评价。
步骤A：对所述呼吸波形，依次执行以规定的移位时间间隔使起点移位了的傅里叶窗口变换，生成各个时刻的频谱的工序。
步骤B：在上述各个时刻，生成表示在所述傅里叶窗口时间内的该被测定者的呼吸周期的规律性的指标的工序。
步骤C：作为所述运算结果的信息，生成表示所述指标的时间推移的波形信息的工序。
23）一种用于使用呼吸波形信息进行运算的计算机程序，其中，至少具备：（1）计测步骤，计测单元在包含睡眠中的规定的计测期间中，对被测定者的呼吸气流的推移进行计测；（2）运算步骤，运算单元对在所述计测步骤中计测的呼吸气流的波形，进行包含下述的步骤A和B的运算；以及（3）输出步骤，输出单元针对通过所述运算单元运算的运算结果的信息，进行显示、印刷或向装置外部送出中的至少任一种输出处理。
步骤A：对所述呼吸波形，依次执行以规定的移位时间间隔使起点移位了的傅里叶窗口变换，生成各个时刻的频谱的工序。
步骤B：从在所述步骤A中获得的各时刻的频谱，提取生成作为下述（i）或（ii）的特定频率区域的功率随时间推移的波形数据的、呼吸气流波形的特定频率区域功率波形和/或下述的（iii）的提取波形，作为所述运算的结果的信息的工序。
（i）包含人体的呼吸频率的频带。
（ii）包含人体的潮式呼吸症状的发生频率的频带。
（iii）从所述呼吸波形提取了起因于在所述计测步骤中执行的计测的噪声分量后的波形。
24）一种呼吸辅助装置，具备：压缩空气用送风单元，构成为送出比大气压高的压缩空气，且能够变更该送出压力；导管单元，与所述压缩空气用送风单元的送出侧连结；以及面罩单元，配备在所述导管单元的另一端部，对治疗患者安装并将所述压缩空气向该患者供给，该呼吸辅助装置用于对处于睡眠状态的该患者经由所述面罩单元持续地供给所述压缩空气，其特征在于，还具有：
（1）生物体信息取得单元，持续地取得被供给所述压缩空气的患者的生物体信息；以及（2）控制单元，使用所述取得的生物体信息，向提高包含该患者的睡眠质量的舒适度的方向，对所述压缩空气用送出单元的送出压力进行变更控制，并且所述生物体信息是与该患者的呼吸波形相关的信息，并且所述控制单元基于持续地取得的表示该被测定者的呼吸周期的规律性的指标的时间推移，进行所述送出压力的变更控制。
25）一种慢性心脏疾病的治疗装置，具备：压缩空气用送风单元，构成为送出比大气压高的压缩空气，且能够变更该送出压力；导管单元，与所述压缩空气用送风单元的送出侧连结；以及面罩单元，配备在所述导管单元的另一端部，对治疗患者安装并将所述压缩空气向该患者供给，该慢性心脏疾病的治疗装置构成为对处于睡眠状态的该患者经由所述面罩单元持续地供给所述压缩空气，其特征在于，还具有：
（1）生物体信息取得单元，持续地取得被供给所述压缩空气的患者的生物体信息；以及
（2）控制单元，使用所述取得的生物体信息，向提高包含该患者的睡眠质量的舒适度的方向，对所述压缩空气用送出单元的送出压力进行变更控制，并且所述生物体信息是与该患者的呼吸波形相关的信息，并且所述控制单元基于持续地取得的表示该被测定者的呼吸周期的规律性的指标的时间推移，进行所述送出压力的变更控制。
26）根据24）或25）所述的装置，其特征在于，所述压缩空气用送风单元构成为，以治疗患者的肺换气量和/或治疗患者的呼吸数接近预先决定的固定量的方式，自动变更控制所述送出压力。
27）一种装置，其特征在于，以呼吸波形记录计进行24）~26）的任一项所述的（1）的生物体信息取得单元进行的工作，送出压力变更控制装置基于所述呼吸波形记录计中记录的波形，进行24）~26）所述的（2）的控制单元进行的工作。
28）根据27）所述的装置，其特征在于，在所述呼吸波形记录计中记录的呼吸波形的信息，经由记录介质或通信路径向所述送出压力变更控制装置传输。
29）一种用于在滴定作业中使用的检测装置，其中，呼吸辅助装置具备：压缩空气用送风单元，送出比大气压高的压缩空气；导管单元，与所述压缩空气用送风单元的送出侧连结；以及面罩单元，配备在所述导管单元的另一端部，对治疗患者安装并将所述压缩空气向该患者供给，所述呼吸辅助装置用于对该患者经由所述面罩单元以固定压力或可变压力持续地供给所述压缩空气，医务人员以适于治疗的方式，决定（1）所述压缩空气的压力值，（2）所述压缩空气的压力值的变化模式，以及（3）多个所述呼吸辅助装置中的选择，中的至少任一个，该用于在滴定作业中使用的检查装置的特征在于，具备：检测单元，持续地检测治疗患者的呼吸波形信息；计算单元，根据所述呼吸信息，对表示该患者的呼吸周期的规律性的指标进行计算；以及输出单元，以能够同时观察所述压缩空气的压力的时间推移和表示所述呼吸周期的规律性的指标的时间推移的方式，进行显示、印刷和向外部输出中的至少任一种。
30）一种用于在滴定作业中使用的检查装置，其特征在于，以呼吸波形记录计进行29）所述的检测单元进行的工作，呼吸波形解析装置基于所述呼吸波形记录计中记录的波形，进行29）所述的计算单元和输出单元进行的工作。
31）根据30）所述的用于在滴定作业中使用的检查装置，其特征在于，在所述呼吸波形记录计中记录的呼吸波形的信息，经由记录介质或通信路径向所述呼吸波形解析装置传输。
32）一种血压检查装置，其中，具备：（1）呼吸气流计测单元，在第1规定计测期间中，对被测定者的呼吸气流的推移进行计测；（2）运算单元，对以所述呼吸气流计测单元计测的呼吸气流的波形，进行包含下述的步骤A~C的运算，将其结果作为信息进行输出；（3）血压值计测单元，在与所述第1规定期间之间具有一致的期间的第2规定计测期间中，对所述被测定者的血压值的推移进行计测；以及（4）输出单元，将所述输出的运算结果的信息和所述计测的血压值的推移的信息，以能够相互对照的方式进行显示、印刷或向装置外部送出中的至少任一种处理。
步骤A：对所述呼吸波形，依次执行以规定的移位时间间隔使起点移位了的傅里叶窗口变换，生成各个时刻的频谱的工序。
步骤B：在上述各个时刻，生成表示在所述傅里叶窗口时间内的该被测定者的呼吸周期的规律性的指标的工序。
步骤C：作为所述运算结果的信息，生成表示所述指标的时间推移的波形信息的工序。
33）根据32）所述的血压检查装置，其特征在于，所述第1规定计测期间和/或所述第2规定计测期间构成为包含所述被测定者的睡眠中。
34）一种血压检查装置，其特征在于，以呼吸波形记录计进行32）或33）所述的呼吸气流计测单元进行的工作，和/或，以血压值记录计进行所述血压值计测单元进行的工作，并且解析装置基于所述呼吸波形记录计中记录的波形和/或所述血压值记录计中记录的值，进行32）或33）所述的运算单元和输出单元进行的工作。
35）根据34）所述的血压检查装置，其特征在于，在所述呼吸波形记录计中记录的呼吸波形的信息和/或在所述血压值记录计中记录的血压值，经由记录介质或通信路径向所述解析装置传输。
36）一种血压检查装置，其特征在于，具备：（1）血压值计测单元，根据取得指令对被测定者的血压值进行计测取得；（2）呼吸气流计测单元，对所述被测定者的呼吸气流的推移进行计测；（3）运算单元，对以所述呼吸气流计测单元计测的呼吸气流的波形，进行包含下述的步骤A~C的运算；以及（4）取得指令生成单元，在所述运算单元运算的信息中包含的、在下述的步骤B中记载的表示呼吸周期的规律性的指标超过预先设定的阈值的情况下，生成所述取的指令。
步骤A：对所述呼吸波形，依次执行以规定的移位时间间隔使起点移位了的傅里叶窗口变换，生成各个时刻的频谱的工序。
步骤B：在上述各个时刻，生成表示在所述傅里叶窗口时间内的该被测定者的呼吸周期的规律性的指标的工序。
步骤C：作为所述运算结果的信息，生成表示所述指标的时间推移的波形信息的工序。
37）根据32）~36）的任一项所述的血压检查装置，其特征在于，所述表示呼吸周期的规律性的指标，构成为与固定期间中的呼吸频率变动的标准偏差成反比例的值。
38）一种用于进行血压检查的计算机程序，具备：（1）呼吸气流计测单元在第1规定计测期间中，对被测定者的呼吸气流的推移进行计测的步骤；（2）运算单元对以所述呼吸气流计测单元计测的呼吸气流的波形，进行包含下述的步骤A~C的运算的步骤；（3）血压值计测单元在与所述第1规定期间之间具有一致的期间的第2规定计测期间中，对所述被测定者的血压值的推移进行计测的步骤；以及（4）输出单元将所述运算的运算结果的信息和所述计测的血压值的推移的信息，以能够相互对照的方式进行显示、印刷或向装置外部送出中的至少任一种处理的步骤。
步骤A：对所述呼吸波形，依次执行以规定的移位时间间隔使起点移位了的傅里叶窗口变换，生成各个时刻的频谱的工序。
步骤B：在上述各个时刻，生成表示在所述傅里叶窗口时间内的该被测定者的呼吸周期的规律性的指标的工序。
步骤C：作为所述运算结果的信息，生成表示所述指标的时间推移的波形信息的工序。
39）根据38）所述的用于进行血压检查的计算机程序，其特征在于，所述表示呼吸周期的规律性的指标，构成为与固定期间中的呼吸频率变动的标准偏差成反比例的值。
40）一种具备对被测定者的血压值进行计测的计测单元的多导睡眠检查装置。
41）一种血压检查装置，其特征在于，具备：（1）计测单元，在包含睡眠中的第1规定计测期间中，对被测定者的单个或多个生理数据的推移进行计测；（2）判定单元，基于以所述计测单元计测的生理数据，持续地判定在各计测时刻中该被测定者是否处于慢波睡眠的状态；（3）血压值计测单元，在与所述第1规定计测期间之间具有一致的期间的第2规定计测期间中，对所述被测定者的血压值的推移进行计测；以及（4）输出单元，将所述判定结果的信息和所述计测的血压值的推移的信息，以能够相互对照的方式进行显示、印刷或向装置外部送出中的至少任一种处理。
42）一种血压检查装置，其特征在于，具备：（1）血压值计测单元，根据取得指令对被测定者的血压值进行计测取得；（2）计测单元，对所述被测定者的单个或多个生理数据的推移进行计测；（3）判定单元，基于以所述计测单元计测的生理数据，持续地判定在各计测时刻中该被测定者是否处于慢波睡眠的状态；以及（4）取得指令生成单元，在所述判定单元判定为处于慢波睡眠的状态的情况下，生成所述取得指令。
43）一种供氧装置，将吸入用氧气或吸入用氧浓缩气体对患者供给，其中，具备：（1）生物体信息取得单元，持续地取得被供给所述气体的对象患者的生物体信息；以及（2）控制单元，使用所述取得的生物体信息，向提高该患者的舒适度的方向，对所述气体的供给流量进行变更控制。
44）根据43）所述的供氧装置，其特征在于，所述生物体信息是该患者的与呼吸波形相关的信息，并且，所述控制单元基于根据该与呼吸波形相关的信息获得的呼吸周期稳定度的信息，进行所述供给流量的控制。
45）根据44）所述的供氧装置，其特征在于，还具备：呼吸同步单元，基于对所述患者的吸气或呼气的至少一个状态进行检测的传感器的信号，进行对应于使用者的吸气来供给所述气体的控制，并且，所述控制单元基于该传感器的信号取得所述与呼吸波形相关的信息。
46）根据43）~45）的任一项所述的供氧装置，其特征在于，所述气体的供给源，是在该装置内部或外部设置的下述（A）到（D）的任一种，
（A）分离空气中的氧，生成所述氧浓缩气体的单元；
（B）对所述氧气进行压缩储藏，根据操作进行放出的高压气体容器；
（C）对液化的所述氧气进行储藏，根据操作作为氧气进行放出的液体氧容器；以及
（D）一端连接于所述高压气体容器，另一端连接于该供氧装置的配管单元。
47）一种检查系统，其中，具备：传感器单元，对被测定者的吸气和/或呼气的状态进行检测；第1生成单元，基于所述传感器单元的输出信号，生成该被测定者的呼吸波形信息；以及第2生成单元，根据所述生成的呼吸波形信息，生成呼吸周期稳定度的信息。
48）一种患者监视系统，其中，具备：传感器单元，对被测定者的吸气和/或呼气的状态进行检测；第1生成单元，基于所述传感器单元的输出信号，生成该被测定者的呼吸波形信息；以及第2生成单元，根据所述生成的呼吸波形信息，生成呼吸周期稳定度的信息；以及发送单元和接收单元，将所述呼吸波形信息和/或所述呼吸周期稳定度的信息，经由通信路径进行发送接收。
49)一种医疗设备系统，其特征在于，具有：医疗设备，设置在患者家中或医疗机构内；以及发送终端，连接于或内置于所述医疗设备，从所述医疗设备取得信息，经由通信介质向设置在远离该医疗设备的场所的接收终端进行发送，并且，所述发送的信息包含：基于检测该患者的吸气和/或呼气的状态、在所述医疗设备中内置或分离设置的传感器单元的输出信号的呼吸波形信息，和/或根据所述生成的呼吸波形信息获得的呼吸周期稳定度的信息。
50）根据49）所述的医疗设备系统，其特征在于，所述发送的信息还包含所述医疗设备的运行信息。
再有，以上叙述的各结构只要不脱离本发明的主旨的话，能够相互组合
发明的效果
本发明通过采用上述的结构，从而能够发挥如下显著的效果，即，提供一种不需要住院检查，可靠且简洁，并且通过仅使用呼吸波形对包含睡眠质量的舒适度进行评价，为了发现潮式呼吸症状而使用的呼吸波形信息的运算装置、对包含睡眠质量的舒适度进行评价的装置、生理数据运算装置、用于使用呼吸波形信息进行运算的计算机程序、用于对包含被测定者的睡眠质量的舒适度进行评价的计算机程序、呼吸辅助装置、慢性心脏疾病的治疗装置、用于在滴定作业中使用的检查装置、血压检查装置、用于进行血压检查的计算机程序、多导睡眠检查装置。
附图说明
图1是本发明的基于呼吸波形的睡眠评价系统的结构图。
图2是表示图1的系统进行测定时的原理的示意图。
图3是使用了图1的系统的测定波形的例子。
图4是使用了图1的系统的测定波形的例子。
图5是使用了图1的系统的测定波形的例子。
图6是用于说明使用图1的系统生成噪声波形的方法的波形图。
图7是表示使用图1的系统制作的表示多个指数的时间推移的波形图。
图8是用于说明使用图1的系统计算变动指数的原理的示意图。
图9是用于根据脑波SWA波形和睡眠阶段的推移来说明优质睡眠的典型例的图。
图10是用于说明使用图1的系统计算呼吸周期的标准偏差的原理的示意图。
图11是图1的系统生成的、被选择的时间区域中的各波形频谱图的例子。
图12是第1病例的各指标图。
图13是第1病例的各指标图。
图14是第1病例的各指标图。
图15是第1病例的各指标图。
图16是第1病例的各指标图。
图17是第2病例的各指标图。
图18是第2病例的各指标图。
图19是第2病例的各指标图。
图20是第2病例的各指标图。
图21是第2病例的各指标图。
图22是第3病例的各指标图。
图23是第3病例的各指标图。
图24是第3病例的各指标图。
图25是第3病例的各指标图。
图26是第3病例的各指标图。
图27是第4病例的各指标图。
图28是第4病例的各指标图。
图29是第4病例的各指标图。
图30是第4病例的各指标图。
图31是第4病例的各指标图。
图32是第5病例的各指标图。
图33是第5病例的各指标图。
图34是本发明的CPAP装置的结构图。
图35是本发明的睡眠导入装置的结构图。
图36是本发明的按摩装置的结构图。
图37是本发明的血压设定系统的结构图。
图38是表示图37的系统输出的图形的示意图。
图39是例示了作为本发明的一个实施例的压力变动吸附型氧浓缩装置的概略装置结构图。
图40是表示本实施例的医疗支援系统的一例的图。
具体实施方式
以下，与各附图一起说明作为本发明的实施方式的最优结构的基于呼吸波形的睡眠评价系统（以下，也称为本系统、睡眠评价系统）。
再有，本实施方式的睡眠评价系统的主要目的在于，基于被测定者的呼吸波形生成输出波形信息，医务人员基于该波形信息进行诊断。
此外，在以下的说明中，包含各变形例，关注作为专用于呼吸波形的解析目的的一个实施方式的睡眠评价装置，但在这里公开的技术特征、效果并不被呼吸波形的解析目的所限定。也能够在其他的人体的生理数据的解析中使用，在以下说明的呼吸波形的周期这一计测值之外，也能够对其他的生理数据的周期或振幅和其他的计测值应用本实施方式的结构。根据本实施方式的记载能够充分理解这些应用结构的具体的结构。
此外，虽然在使用呼吸波形等的生理数据观察被测定者的身体的状态，或装置进行自动评价，或使用自动评价的结果自动控制医疗设备时，构成为使用睡眠中的被测定者的生理数据这一点是最重要的，但不过是各种各样的实施方式中的一个例示。即使在昼间或夜间使用处于清醒状态的被测定者的生理数据的情况下，也示出在以下的各实施方式中表示的本发明的特征的效果。
[基于呼吸波形的睡眠评价装置的结构]
本睡眠评价系统1如图1的结构图所示那样，具备可搬运型呼吸波形记录计2，和呼吸波形解析装置3。
可搬运型呼吸波形记录计2是能够搬运的可记录呼吸波形的装置，典型的是优选由医疗机构借给被测定者，被测定者回家后在一夜的睡眠中连续地对记录波形进行记录保持，之后搬运到医疗机构的方式。例如，生物体信息监视器“Morpheus（注册商标）R装置”（制造销售 帝人制药、医疗设备批准号码
21300BZY00123000 级别分类 管理医疗设备 特定维护管理医疗设备），构成为在气流/打鼾的检测中采用压力传感器（鼻套管），能够细致地检测呼吸暂停、低通气、打鼾，因此可以采用该装置。
再有，当然也可以在医疗机构内进行呼吸波形的记录，记录波形的数据当然也可以记录在磁盘、光盘等的记录介质中进行输送，或经由通信路径传输而送至用于进行解析的装置。通信路径例如可以举出因特网通信网、专用通信线路、拨号电话线路等，有线/无线均可。
为了实现上述功能，可搬运型呼吸波形记录计2具有：粘贴在被测定者的鼻腔附近的皮肤面的呼吸气流传感器2-1、呼吸波形检测放大部2-2、A/D变换部2-3、将呼吸波形记录保持为数字信号的存储器部2-4、用于将来自存储器部2-4的数字呼吸波形数据向外部输出的输出端子2-5。
上述的呼吸气流传感器2-1是热传感器，粘贴在被测定者的鼻腔附近，用于例如通过判别呼吸气流的温度和其他的外部大气的温度来进行测定感测，从而测定该被测定者的呼吸的气流的有无、强弱。
再有，作为用于测定被测定者的呼吸气流的结构，除了上述的热传感器之外，还有起因于长条状构件由呼吸气流导致的变形的电阻变化方式、利用风车结构的由气流导致的旋转的方式等，只要是能够感测呼吸气流的有无和强度的方式的话就能够使用。
特别是作为检测呼吸的压力传感器，优选方式是使用具备PVDF（聚偏氟乙烯）压电膜等的压力感测呼吸传感器。
进而，也可以不直接测定呼吸气流，而对卷绕在被测定者的胸部、腹部的带子由于呼吸动作而伸长的张力进行测定，或在敷设在被测定者下的垫子中设置压感式传感器等，对被测定者的呼吸动作（换气运动）进行测定记录。
这些各种各样的呼吸传感器是为了感测患者的呼吸气流或患者的呼吸努力（换气运动）而安装在患者的规定部的装置，其安装方法应该在检查之前由医疗机构等对患者进行指导。可是，与将用于测定心电图的电极粘贴在患者的胸部表皮的特定位置的情况相比，安装该呼吸传感器的位置、方向等的容限比心电图用传感器大，按照医疗机构的指导，患者或患者家属能够容易地安装这些传感器，获得正确的计测值。
进而，近年来，提出了许多不是上述那样的对被测定者安装某种传感单元来感测呼吸动作的方式，而是从离开的位置对被测定者照射电磁波，通过解析反射波来感测被测定者的身体动作、呼吸动作的非接触式的呼吸传感器。
例如，在万维网上刊登的能够阅览的文章“评价用微波呼吸传感器”（http://www3.ocn.ne.jp/~mwlhp/kokyu.PDF）中，公开了使用微波的非接触式呼吸传感器，说明了结构、原理、效果，即，“从高增益定向天线向被测定者发射微弱的微波脉冲。透过寝具和衣服而在被测定者的皮肤表面反射的微波脉冲作为微动反射信号在选通时间（gate
time）中被高灵敏度接收器接收。通过尖锐的天线指向性和距离开关接收（distance gate
reception）来特别指定感测空间，由此能够不受外部干扰的影响 ，实现微动传感器的高灵敏度化。评价用演示机中，感测距离是大约2m直径60cm左右的圆状，但通过天线设计能够设成覆盖床宽度的椭圆形的感测面。”，“因为是不需要许可证的能够满足微弱无线标准的微波微动传感器，所以在商品化中也没有取得许可证等的问题。此外，微弱无线微波的辐射电场强度是卫星广播的电场强度以下，因此对人体无害。因为不受寝具被褥、衣服的影响而非接触地对皮肤表面的微动进行感测，因此对被测定者完全不造成负担。由于能够以石膏纤维板等的微波通过损失少的天花板材料设置在在天花板里，所以不会对被测定者造成心理的负担。与多普勒方式微动检测方法相比较，通过特别指定感测距离和感测范围，能够不受外部干扰的影响而实现高灵敏度化，此外即使多台接近配置也相互不干扰。”。
同样地，在公知文献的日本特开2002-71825号公报“利用微波的人体感测装置”中，公开了如下利用微波的人体感测装置，在厕所、盥洗室、厨房、浴盆、淋浴等的生活场景中将微波作为发射波，具有接收微波的单一的天线、对以上述天线接收的微波进行检波的检波单元、比较变化分量检测单元的输出和规定位置的比较单元、根据来自上述比较单元的信号来检测人的存在和人的生物体信息的单元，上述利用微波的人体感测装置的特征在于，上述检波单元具备感测相对于发射的反射波的多普勒频移的多普勒传感器，上述利用微波的人体感测装置的特征在于，通过上述检波单元和比较单元获得的信号是与人的脉搏同步的信号，上述利用微波的人体感测装置的特征在于，通过上述检波单元和比较单元获得的信号是与人的呼吸动作同步的信号。
同样地，在作为公知文献的日本特开2005-237569号公报“便携式测定设备、健康管理系统和健康管理方法”中，公开了如下内容，即“图2所示的微波多普勒传感器10a的发射部11a朝向利用者Pa（参照图1）发射微波。在这里，发射部11a朝向利用者Pa（参照图1）的心脏附近发射微波。再有，微波具有透过利用者Pa（参照图1）的衣服材料的木棉、尼龙等，在身体表面、金属等进行反射的性质。接收部12a接收反射波。在这里，反射波是微波在利用者Pa（参照图1）的心脏附近的身体表面反射的波。放大部15a从发射部11a接收微波的信号。放大部15a从接收部12a接收反射波的信号。放大部15a对微波的信号和反射波的信号进行放大。运算部16a经由处理部13a从放大部15a接收与微波相关的信号。在这里，与微波相关的信号是将微波的信号放大后的信号。运算部16a经由处理部13a从放大部15a接收与反射波相关的信号。在这里，与反射波相关的信号是将反射波的信号放大后的信号。运算部16a对变化信息（参照图7）进行运算。变化信息（参照图7）是与反射波相关的信号相对于与微波相关的信号的变化所相关的信息。提取部14a经由处理部13a从运算部16a接收变化信息（参照图7）。提取部14a基于变化信息（参照图7）提取频带信息。频带信息是规定的频带（参照图7的P1~P4）的信息。分析部17a经由处理部13a从提取部14a接收频带信息（参照图7的P1~P4）。分析部17a基于频带信息（参照图7的P1~P4）对利用者Pa（参照图1）的心跳导致的微弱的体动进行分析。由此，分析部17a基于频带信息（参照图7的P1~P4）对心跳信息（参照图8）进行分析。在这里，心跳信息（参照图8）是与压力度相关的信息。判定部18a经由处理部13a从分析部17a接收心跳信息（参照图8）。判定部18a基于心跳信息（参照图8）对利用者Pa（参照图1）的异常进行判定。当判定部18a判断为利用者Pa（参照图1）有异常时，处理部13a从分析部17a接收心跳信息（参照图8），向输出装置20a传递。并且，处理部13a参照存储装置40a，从存储装置40a接收识别信息41a，将识别信息41a向输出装置20a传递。当判定部18a判断为利用者Pa（参照图1）没有异常时，处理部13a不向输出装置20a传递任何信息。输出装置20a的发送输出部21a从微波多普勒传感器10a接收心跳信息（参照图8）和识别信息41a。发送输出部21a经由无线电话线路向管理中心60发送心跳信息（参照图8）和识别信息41a。其它的便携式电话机50b，...也与便携式电话机50a相同。”，也可以使用该结构，代替心跳动作而根据呼吸动作来进行呼吸感测。
同样地，在作为公知文献的日本特开2005-270570公报“生物体信息监视器装置”中，公开了“一种通过非接触地取得生物体的表面位移的信息来监视该生物体的信息的装置，其特征在于，具备：产生高频的电磁波并向空间辐射的单元；对在生物体的表面散射的该电磁波进行检测的单元；以及根据该电磁波的传播状况对该生物体表面的位置位移的时间变动进行运算的单元，具备根据该时间变动将脉搏、呼吸等的振动的特性量作为生物体信息进行运算的单元，上述生物体信息监视器装置的特征在于，上述生物体信息是脉搏、脉波、呼吸、心电波、血压或根据它们进行解析而获得的信息，上述生物体信息监视器装置的特征在于，上述高频的电磁波是从毫米波到太赫兹波段（30GHz~30THz），透过有机纤维等构成的衣服而取得生物体表面的信息，上述任一项所述的生物体信息监视器装置的特征在于，上述的高频的电磁波是反复产生的短脉冲，脉冲的半值宽度是33psec以下，上述生物体信息的监视器装置的特征在于，通过利用上述的电磁波对该生物体表面的位置位移的时间变动进行运算的单元，同时运算生物体的多处位置移位的时间变动，能够根据该时间变动检测运算的特性量在生物体内传播的样子，上述生物体信息监视器装置的特征在于，在生物体信息监视器装置中还具备存储单元，使用预先存储的特性量、使从运算上述生物体信息的单元获得的输出信号持续地存储的特性量、和运算生物体信息的单元输出的实际的信号，判定生物体的身心状态，上述生物体信息监视器装置的特征在于，上述判定的身心状态是通过脉搏的振动解析获得的血压、动脉硬化度等的健康状态，将判定结果直接以文字或声音显示，或经由网络在终端上提示，上述生物体信息监视器装置的特征在于，上述判定的身心状态是通过脉搏的振动解析和呼吸的振动解析而获得的放松度、压力度、喜怒哀乐等的感情状态，将判定结果对机械装置或电子设备反馈，作为操作该机械装置或电子设备的接口的控制信号而利用，上述生物体信息监视器装置的特征在于，内置于盥洗台、厕所、椅子等的人在一定时间停留的处所，在该处所中非安装、远程地取得生物体信息。，也可以利用这些结构。利用这些非接触型呼吸传感器的结构包含在本发明的范围中，这对全部实施例都是同样的。
同样地构成本睡眠评价系统1的呼吸波形解析装置3，典型地是通过包含显示画面、打印机的个人计算机系统和在该计算机中安装并进行工作的计算机程序而实现的，设置在医疗机构等中，与完成了从被测定者的呼吸波形取得的便携式呼吸波形记录计2连接，传输该呼吸波形数据，安装后面说明的顺序，执行使用了上述呼吸波形数据的运算。进而将这些呼吸波形、作为基于呼吸波形进行运算的结果的波形的时间（经时）推移以时间序列在显示画面中显示，或通过打印机进行印刷，或执行这两者，结果，观察画面显示、印刷结果的医务人员能够进行睡眠评价。
为了实现这些功能，呼吸波形解析装置3具备：用于从外部导入呼吸波形数字数据的输入端3-1；暂时对导入的数据进行记录保持的存储器部3-2；读出记录的数据，使用其进行后述那样的运算操作的解析部3-3；将从解析部3-3输出的作为运算结果的时间序列数据在显示画面中显示的显示部3-4；对同样输出的时间序列数据进行印刷的打印机部3-5；将运算结果的数据向外部送出的数据送出端3-6。
[呼吸波形解析装置的工作]
接着，说明作为本系统1的特征结构的呼吸波形解析装置3进行的呼吸波形的运算的工作。
呼吸波形解析装置3具备的上述解析部3-3，从根据输入的呼吸波形针对5分钟的傅里叶窗口期间按每5秒使时间移位执行高速傅里叶变换（FFT）而获得的、在各傅里叶窗口期间的起点的时刻的多个傅里叶谱，例如提取以下那样的各个频率区域，生成并输出以上述的50秒期间的移位间隔与时间一起推移变化的波形。
0．11～0．5Hz（相当于呼吸频带）
0．012～0．04Hz（相当于潮式呼吸频带）
更具体地说明上述的工作，在按每个阶段示意地表示本系统1解析或生成的波形的图2中，包含各种频率分量的未处理的呼吸波形如图2（A）所示，相对于此，解析部3-3从该波形的起点2a起设定窗口时间tFFT，具体地例如是5分钟的变换窗口2b1，对该区间内包含的波形执行高速傅里叶变换（FFT）。窗口时间tFFT不限于5分钟，例如从30秒到30分钟能够举出各种各样的范围，只要能够观察被测定者的睡眠期间中的频带功率的推移的话即可。执行的结果，是生成该区间的波形的傅里叶谱2c1。
接着，解析部3-3从波形的起点2a以移位时间ts，具体来说例如50秒向时间的正方向移位的位置起，同样地设定窗口时间tFFT的傅里叶变换窗口2b2，再次执行高速傅里叶变换，结果获得该区间的傅里叶谱2c2。
与窗口时间同样地，移位时间ts不限于50秒，例如从2秒到5分钟能够举出各种各样的范围，只要能够观察被测定者的睡眠期间中的频带功率的推移的话即可。
以下同样地，使傅里叶变换窗口的起点移位，在按时间ts的各整数倍的移位的各个傅里叶变换窗口执行高速傅里叶变换而生成傅里叶谱，到傅里叶变换窗口的终点到达呼吸波形的终点2d为止持续进行该操作。在实际的运算工作中，在包含被测定者的一晚的睡眠时间的规定计测期间、例如8小时中，进行呼吸波形的测定，波形的起点2a相当于该测定期间的开始时刻，终点2d相当于该测定期间的结束时刻。
接着，解析部3-3针对以上述的操作获得的多个傅里叶谱的全部，在各傅里叶谱中包含的频率中，例如提取0.11~0.5Hz（相当于呼吸频带）、0.012~0.04Hz（相当于潮式呼吸频带）、或其它的频率区域，获得在各个傅里叶窗口的起点的时刻对其功率进行描绘的波形，即表示上述的特定提取频带的功率根据睡眠中的时刻推移怎样进行推移的波形的、特定频带的功率推移波形（以下，也称为特定频率波形）2e。
再有，在提取特定频率波形时，可以仅选择提取上述任一个频率区域，也能够使用其它的频率区域。此外，上述示出的频率区域均是一个例子，在本发明的实施方式中能够进行适宜变更，上述的记载并不是限定。
该特定频率功率的时间推移波形，是在从呼吸波形计测开始时刻到计测结束时刻的例如8小时中，表示与呼吸频率分量、潮式呼吸频率分量、或起因于计测的噪声分量的频率分量与时间一起变化的推移的波形。
因此，要诊断被测定者的睡眠时的状态的医务人员通过观察被画面显示、印刷的能够确认的这些特定频率波形的推移，从而能够从呼吸波形数据这一与被测定者的睡眠状态直接关联的重要的生理数据，基于直接且生理学的根据，明确地观察睡眠中的呼吸功率的推移、潮式呼吸症状的有无及其功率的推移、伴随计测的噪声量的有无及其功率的推移。
并且，该观察所需要的生理数据仅是呼吸波形这一个渠道就足够了，没有像心电图那样不剥离地使许多电极接触等麻烦的问题，也没有电极那样需要医务人员进行安装的传感器部，计测比较容易。
结果，代替PSG这一对被测定者和社会整体来说费用和时间负担大的住院检查方法，或者以在那样的住院检查前的筛选检查为目的，通过进行使用了本系统的检查，能够获得上述那样的巨大的效果。
此外，本系统在上述的功能之外，也可以构成为还具有下述的功能。在医务人员观察显示部3-4显示的计测呼吸波形、呼吸频率提取波形、提取了潮式频率的波形，进行各种诊断的诊断时，有时不希望观察全部计测期间而特别希望扩大特定的计测时刻区域的数据，观察该时刻附近、即包含选择的时刻的附近区域的情况。
因此在本系统1中，通过操作者在显示部3-4上移动光标，或者从打印出的波形中读取特定的时刻，以附属的键盘输入该时刻等，首先选择希望放大显示的时刻。
解析部3-3能够采用如下结构，即生成选择的时刻或其附近、即包含选择的时刻的附近区域中的上述那样的呼吸波形的频谱、短时间间隔中的放大的各波形的放大图等，同样地进行显示、印刷、外部输出。
[病例数据]
以下，与例示的波形数据一起，说明根据原始的测定呼吸波形，生成各频带提取波形、各运算波形的过程。再有，下述的数值不过是例示，能够适宜地实施变更。
（a）原始呼吸传感器输出波形Org Resp（图3（a））
横轴是从测定开始起的时间，单位是hours。纵轴是测定的功率的大小。（以下相同）
该原始呼吸传感器输出波形的采样频率所示16Hz。
（b）4次平均的原始测定呼吸波形 Resp、Res（图3（b））
为了抑制伴随采样的突发噪声，对过去的4个数据进行平均，将该4Hz的波形作为以后的频带提取、数据加工的原波形进行使用。
即，相当于先前说明的图2（A）的未处理的呼吸波形。
（c）呼吸动作周期波形 mean lung power（图3（c））
从上述的4次平均的原始测定呼吸波形Resp提取作为相当于呼吸频带的高频区域的0.11~0.5Hz分量，进而是其最大功率的周期的前后0.08Hz的频带的平均功率。如果追踪观察该波形的时间推移的话，就能够获知被测定者的呼吸动作的大小的推移。
该呼吸动作周期波形mean lung power和后述的标准化了的潮式呼吸功率波形CSR/mean
lung power，相当于图2（B）所示的特定频率区域的功率推移波形2e。
（d）标准化了的潮式呼吸功率波形CSR/mean lung
power（图4（d））
这是从4次平均的原始测定呼吸波形
Resp4，提取的相当于CSR的周期的频带的0.012~0.04Hz的范围的波形。再有，以呼吸动作周期波形的功率mean lung power进行除法来进行标准化。
（e）潮式呼吸发生评价等级CS grade（图4（e））
将上述标准化了的潮式呼吸功率波形根据振幅的大小例如分为0到5的6个阶段，表示该阶段（等级）的时间推移。
（f）标准化了的噪声分量功率波形Noise/mean lung
power（图4（f））
是表示虽然以上述说明的呼吸传感器检测出、但不起因于呼吸气流的噪声分量的推移的波形。该噪声分量例如起因于被测定者的体动，能够观察睡眠期间中的被测定者的体动的大小推移。并且，不需要呼吸传感器以外的体动传感器、压感式垫子、体动检测带等。
作为该噪声分量波形的生成方法，可以提取特定频率，但在本实施方式中，对呼吸波形Res4进一步进行移动平均来平滑化，从平滑波形检测更突出的部分来生成。
按照图5、图6说明该方法。
图5中并排图示了4次平均的呼吸传感器输出波形（Res4），和求取了该Res4的过去5秒间的移动平均的平滑波形（Smooth）。这是在全部睡眠期间的测定波形中取出一部分而表示的，横轴是经过时间（Sec，104刻度）。
图6进一步表示生成噪声分量波形（Noise）的方法，首先生成4次平均了的呼吸传感器输出波形（Res4）的下部包络线（底部，bottom），从该bottom减去平滑波形（Smooth），将结果作为噪声波形（Noise）。
也就是说比照表示呼吸波形的趋势的平滑波形（Smooth），将从该趋势偏离的传感器输出作为噪声部分而提取。
图4（f）表示先前说明的以Mean lung power进行除法而标准化了的、标准化的噪声分量功率波形Noise/mean
lung power在睡眠期间中的推移。
（g）呼吸周期的变动指数 var（图7（g））
接着，按照图8，针对用于观察被测定者的呼吸周期的变动的推移的、呼吸周期的变动指数var进行说明。
在图8中，首先示意地图示了前面说明的呼吸动作周期波形mean
lung power。按照前面的定义，该频带如图示那样是0.11~0.50Hz。再有图8的横轴是频率，纵轴是功率。
在这里，将在mean lung power看到的尖峰频率即呼吸周期的中心频率定义为HF（high frequency），将在该HF的两侧以0.08Hz的宽度定义的区域设为中心频带区域（B）。而且，将比中心频带区域低频的区域设为左方侧频带区域（A），将比中心频带区域高频的区域设为右方侧频带区域（C）。
在这里，如果成为被测定者的呼吸周期的变动大的状态的话，在图8的频谱图中，左方侧频带区域（A）和右方侧频带区域（C）的谱功率即以频率对A和C区域进行积分后的值，除以整体的谱功率即对A、B、C区域进行频率积分后的值的商，应该变高。将该值称为呼吸周期的变动指数（var），在图7（g）中示出实测值的推移。
（h）呼吸周期的标准偏差RespHzSD（图7（h））
接着，针对用于观察被测定者的呼吸周期的变动的推移的、通过与先前说明的呼吸周期的变动指数var不同的途径选定的2个指标进行说明。
本发明者在许多的病例中进行上述的使用被测定者的呼吸波形计测信息的睡眠评价诊断中，获得了如下那样的发现。
如最初说明的那样，睡眠由6种睡眠阶段构成的一个周期典型的是以大约90分钟周期在一晚反复3次，各周期中的生理数据的变化如下述那样能够以脑波的慢波分量（SWA：Slow Wave Activity）来明确地观察。而且，在由于睡眠时呼吸暂停等某种原因而使包含睡眠质量的舒适度下降的被测定者的情况下，通过前面的本发明者的研究可知，该SWA的睡眠阶段的周期损坏，不能明确地观察。
图9是使用典型的模式，说明脑波的慢波分量（SWA）和在包含睡眠质量的舒适度良好的被测定者的情况下的睡眠阶段的关系的图。横轴是测定时间，表示一晚的睡眠全部期间（在图示中是8小时）。从图9明确可知，周期地反复的睡眠阶段的推移与SWA的功率的变化同步，特别在睡眠最深的阶段IV中，SWA的功率也变得最大。
再有前面说明的图3~图7的数据，是根据认为没有心脏疾病且包含睡眠质量的舒适度也良好的同一被测定者的同一呼吸传感器输出波形而生成的数据，图9的数据不是该被测定者的数据，而是表示一个典型例的数据。
本发明者着眼于睡眠中的被测定者的呼吸动作，发现只要着眼于计测获得的呼吸周期的变动的稀少，如果改变看法而着眼于呼吸频率的稳定性或者呼吸周期的规律性的话，就能进行该睡眠周期的观察，进而进行包含睡眠质量的舒适度的评价，从而完成了本发明。在以下，设使用“呼吸周期的规律性”这一语句，包含呼吸周期的变动的稀少、呼吸频率的稳定性的性质。
使用先前说明了的系统，从计测获得的呼吸波形例如提取先前说明的呼吸动作周期波形mean lungpower作为呼吸周期的频带，首先计算呼吸频率的平均值（X bar），进而使用已知的统计手法，计算呼吸频率的标准偏差（SD），就能获知呼吸周期的变动的大小。进而通过取得该标准偏差（SD）的倒数，就能够表示呼吸周期的稳定度。再有，代替使用呼吸频率的平均值（X bar），也可以使用先前说明的呼吸周期尖峰频率（HF）等其他的指标。
在这里，将计测的呼吸波形的标准偏差的倒数称为RSI（Respiration
Stability Index，呼吸稳定度指数）。如果对该RSI进行图形化，使得能理解一晚的睡眠的时间推移的话，医务人员就能进行观察而容易地判断，或根据其规律，诊断装置能够进行自动判定如下内容，即，睡眠周期明确地显现，包含睡眠质量的舒适度良好，或者是不能明确地观察，包含睡眠质量的舒适度差。
另一方面，在与上述的本发明实施方式不同结构的、例如对被测定者的睡眠中的呼吸数的推移或者心跳数的推移进行记录并观察的方法中，这些推移波形与脑波慢波分量（SWA）的推移不一致，因此可知作为对包含睡眠质量的舒适度进行评价的方法是不适合的。
因此在本发明的变形例的系统中，如已经说明的那样，从根据输入的呼吸波形针对5分钟的傅里叶窗口期间按每5秒使时间移位执行高速傅里叶变换（FFT）而获得的、在各傅里叶窗口期间的起点的时刻的多个傅里叶谱，提取包含作为典型的人体的呼吸周期的0.4Hz的0.11~0.50Hz的频率区域。
进而在本发明的变形例的系统中，解析部3-3对以上述的50秒期间的移位间隔获得的每个傅里叶窗口的呼吸频带中包含的频率的平均值（X bar）和标准偏差（SD）进行计算。
图7（h）是图示了现有技术的被测定者的呼吸周期标准偏差RespHzSD的图。作为该SD的倒数的上述RSI按具有该50秒期间的移位间隔的各个傅里叶窗口期间进行计算，在相对于时间轴正交的轴上对其功率进行描绘，制作表示RSI的时间推移的图形，能够将其作为运算结果的信息进行显示、印刷或向外部输出。如果观察该RSI的图形的话，就能够容易地观察、诊断睡眠周期的稳定性，进而包含睡眠质量的舒适度。
图7（i）是同样地图示了现有技术的被测定者的呼吸周期标准偏差RespHzSD的图。
从其它的观点定性地说明对上述的RSI进行观察的意思。
在示意地表示作为呼吸频率提取后的频谱的、例如呼吸动作周期波形mean lung power的频谱的图10中，在睡眠较深、被测定者的呼吸缓慢（slow）、其频率的位移也少、呼吸动作稳定的状态下的频谱中，如图形10a所示那样，频率平均值fxbar-s的周围的包络线的图形的宽度窄，作为fSDs表示的其标准偏差也小。
另一方，在睡眠更浅的状态下，呼吸的速度变快（rapid），呼吸频率向更高的频率平均值fxbar-r移位，并且呼吸频率的变动也变得更大，依次包络线图形的宽度变宽，该状态下的标准偏差fSD-r也成为更大的值。
因此如上述那样，如果调查作为标准偏差的倒数的RSI的时间推移的话，能够从视觉上容易地观察、诊断处于稳定器（regular
period 图形10a）的期间，和作为不稳定期（irregular
period 图形10b）的期间。
再有，上述的傅里叶窗口期间等的数值分别仅是例示，能够适当地根据其他的值来实施，关于根据标准偏差的倒数来计算RSI的上述方法，当然也可以使用通过表示呼吸周期的规律性的其他算法而获得的指标，这也是本发明的一部分。
此外如图10中图示的那样，也可以仅使用从呼吸频率图形的尖峰到95%的数据进行SD、RSI等的计算，舍弃下位5%的数据来抑制噪声的影响。
进而，在像上述说明的那样在被测定者的一晚的睡眠期间全部区域中显示各图形波形之外，也可以是医务人员观察这些图形波形而特别制定希望扩大观察的时间区域，使该时间区域的各图形的波形、以及该时间区域中的各波形的频率分布（频谱图）显示。
图11是其一个例子，医务人员进行睡眠全部区域的各波形的观察，特别选择CSR大的特定区域，因此如图11（2）中图示的那样，能够显示在300秒的选择区域中的各波形图形，以及如图11（1）图示的那样，显示该选择时间区域中的各波形的频谱图。根据图11，根据（1）能够容易地观察确认CSR的谱功率大，根据（2）能够容易地观察确认CSR波形周期地反复进行增减。即在该区域中在被测定者观察到CSR。
上述说明的使用操作单元选择特定时间区域的结构，用于显示该区域中的频谱图、功率波形的结构由公知技术能够容易地实现，因此为了避免烦杂，在这里省略详细说明。
[关于公知文献解析]
接着，说明在基于前面说明的呼吸波形的生成波形中，特别是使用了RSI（Repiration Stability Index）的病例的比较研究结果。
在说明之前，作为准备，说明公知文献解析（wavelet analysis），公知文献解析是高精度地解析作为睡眠的基本生理周期的亚日节律（大约90分钟）那样的特定的频率分量的功率如何与时间一起进行变化的数学手法。
历来，作为对包含生物体信号的不规律连续信号序列的传统的解析手法，傅里叶解析是为人熟知的。
傅里叶解析例如在下述公知文献1中具体公开的那样，是将对具有周期的函数进行傅里叶级数展开的手法进一步扩展到非周期性函数，通过包含正弦波波形这一具有周期性和自相似性的函数波形的无限次数的重叠，从而表现任意的不规律连续信号序列的手法。
公知文献1：城戸健一「デジタル信号処理入門」１３～１５页（昭和６０年７月２０日发行、丸善株式会社）
即能够以下述数式1和数式2成立的方式，对将在时间轴上的无线区间中存在的时间t作为变量的函数x（t）、和将在频率轴上的无线区间中存在的频率f作为变量的函数X（f）进行选择，这时将这2个数式成为傅里叶变换对，将X（f）称为x（t）的傅里叶变换。
[数1]
（数式1）
[数2]
（数式2）
即，傅里叶变换对，表示在将作为时间t的函数的波形x（t）设成作为频率f的函数的复振幅X（f）的复指数函数（在这里因为将频率区域设为复数区域，所以代理实正弦函数或实余弦函数而使用复指数函数）exp（j2πft）的集合来表示时的、x（t）和X（f）的关系。数式1所示的傅里叶变换，是根据时间函数求取频率函数的变换，数式2所示的傅里叶逆变换是根据频率函数求取时间函数的变换。也就是说，将时间区域作为变量区域的函数，通过进行傅里叶变换，从而向将时间区域作为变量区域的函数变换。
作为使用上述的傅里叶变换的解析手法的傅里叶解析，将作为解析对象的函数波形在全部变量区域中进行频率解析，因此在时间轴上的局部的倾向不是问题的不连续信号的解析中极其有效，但如下述公知文献2所示那样，在具有特定的特征的不连续信号的解析中使用的情况下，存在难以解决的问题，作为对该情况的解析的一个手段，近年来提出了公知文献解析。
公知文献2：山田道夫：ウェーブレット変換とは何か（「数理科学」１９９２年１２月号、１１～１４页、サイエンス社）
根据上述的公知文献2，作为以傅里叶变换而获得的频率区域中的信息的傅里叶谱丢失了与时刻相关的信息，因此难以找出频谱与局部的事项的对应关系。
例如，即使在频率与时刻一起单调地增加的情况下，仅观察频谱也不能判断频率变化的倾向。此外即使在各时刻中在具有明确的局部相似性的数据、即仅观察各个时刻附近而明确地显现频谱的幂定律的情况下，在时间序列中掺杂有具有不同相似性的时刻时，不能期待频谱的明确的幂定律，仅以频谱的形状几乎不能判断相似性的特征。
傅里叶变换的这样的不适当的特质，是由于其是积分核exp（j2πft）同样地扩展的函数。
因此，有时使用在时间轴上的局部部分限定变换对象数据来进行傅里叶变换的手法（窗口傅里叶变换），但由于傅里叶解析的不确定性原理，存在不能针对时间和频率同时提高精度的问题。即，窗口傅里叶变换相当于使周期性和相似性的双方部分地损坏并且局部化的变换，不是根本的解决方案。
相对于此，使傅里叶变换局部化并且使周期性部分损坏但严格地保持相似性的是公知文献（wavelet：小波，子波）变换。
该公知文献变换的频率的分辨能力虽然不太高，但由于核函数的局部性和相似性，非常适于数据具有的局部相似性的解析。该公知文献解析可以说是将傅里叶解析中的周期性置换为局部性的工具。
接着按照公知文献2的记载来说明具体的公知文献解析的顺序，在1维的情况下，选择一个函数φ（ｔ），将其称为解析公知文献（analyzing wavelet）或者母小波（mother wavelet）。定性地描述该φ（ｔ）要满足的条件的话，是“比较远但充分快地衰减的函数”。作为解析小波的具体例子，提出了Mexican
Hat函数等多种函数并在实际的解析中使用。
使用该解析小波制作数式3那样的2个参数的函数系统（由许多函数构成的集合），将其称为小波。
[数3]
（数式3）
小波由相互相似的函数构成，与傅里叶变换相比较，a对周期（频率的倒数）起作用，b是时刻的参数，在傅里叶变换中不存在对应的参数。
参数a、b是连续的情况下的连续小波变换，能够看作是将上述的解析小波（数式3）像傅里叶变换中的积分核exp（j2πft）那样使用，与傅里叶变换同样地存在正变换和逆变换，分别以数式4、数式5表示。
[数4]
（数式4）
[数5]
（数式5）
其中，
[数6]
（数式6）
在这里，T（a，b）被称为作为解析对象函数的f（t）的（连续）小波变换，以下也称为“小波系数”。
在连续的小波变换中，与傅里叶解析中的Parseval的关系相似的数式成立，也就是说作为“能量均分定理”的关系式的数式7成立。
[数7]
（数式7）
根据该数式7，能够设为“在时刻b具有频率1/a的分量的能量”是|Ｔ（ａ，ｂ）｜２来讨论时间序列的特性。此外也有如下使用方法，例如将|Ｔ（ａ，ｂ）｜２（将其称为“功率”）在ab平面上以俯视图或者彩色绘图方式进行显示，使用在其观察到的模式对时间序列中包含的各种现象进行分类，。
也就是说，通过对解析对象的波形进行小波变换，计算频率1/a和时刻b这两个变量空间中的各个点所对应的小波系数，能够使用该小波系数计算功率，作为对各频率1/a、时刻b的能量的指标。
此外在下述的公知文献3中，针对小波解析的应用，特别是不连续信号检测功能进行了解说。
公知文献3：芦野隆一、山本鎮男「ウェーブレット解析～誕生・発展・応用」２３～２５页、１３１～１３3页（１９９７年６月５日发行、共立出版）
在考虑小波解析的应用时，其第一功能是不连续信号的检测。在自然现象中观察到的不连续信号极其小，并且被噪声覆盖。小波变换具有感测该信号的不连续的能力。这是因为作为时间轴上的不连续点的小波系数的绝对值，与其它的点相比更加大，能够检测出该不连续点。
像这样，在各种频率分量具有局部的倾向而重叠的多个不连续信号波形的解析中，认为小波解析有效地发挥作用，本发明者着眼于这一点而达到了以下说明的发现和本发明。
[各病例]
以下，针对2组病例组的全部4种病例，说明使用RSI和亚日节律功率推移波形、其它的解析结果的对照比较的结果。病例组是以下的2种。
病例组
I
（健康组）
病例数：1（第1病例 图12~图16）
心脏疾病：无
显著的CSR：无
睡眠质量：良好
病例组
II
（疾病组）
病例数：3（第2病例 图17~图21，第3病例 图22~26，第4病例 图27~图31）
心脏疾病：慢性心力衰竭
显著的CSR：有
睡眠质量：不良
病例组II（疾病组）中包含的病例的疾病状态如下所述。
第2病例：NYHA I度，BNP=47pg/ml
第3病例：NYHA
II度，BNP=115pg/ml
第4病例：NYHA
III度，BNP=1000pg/ml
在这里，NYHA是纽约心脏协会（New
York Hart Association：NYHA）制定的心力衰竭症状的程度的分类，以下述方式将心力衰竭的重症度分类为4种类。
NYHA
I度：无症状，通常的日常生活不被限制。
NYHA
II度：日常生活被轻度至中度限制。在安静时无症状，但在普通的行动中产生疲劳/心悸/呼吸困难/心绞痛。
NYHA
III度：日常生活被高度限制。在安静时无症状，但由于平地的步行、日常生活水平以下的劳作也产生症状。
NYHA
IV度：即使是非常轻度的活动也产生某种症状。即使在安静时也产生心力衰竭/心绞痛症状。
此外，BNP检查（脑促尿钠排泄肽）是计测当对心脏施加负担时从心脏（主要是心室）分泌到血液中的荷尔蒙的量的检查，该BNP的数值越高，越对心脏施加负担。在临床上，对于心肌梗塞、心力衰竭的诊断/预后判定是有用的，是能够以血液检查来测定心脏疾病的唯一的检查。
使用BNP检测值的心脏疾病疾病状态的把握的基准如下所述。
18.4
pg/ml以下：基准范围内。
18.4
pg/ml以上：超过基准范围。根据疾病状态的恶化，值上升。
此外，在用于说明各病例的图12~图31中，共同地示出了用于说明本发明的特征的下述图形。
（i）脑波SWA趋势：是根据5分钟期间的脑波来计算上述SWA，将其按每50秒进行移位，到8小时为止反复执行的数据的趋势图形。因此，该图形的采样频率是每50秒（0.02Hz）。
（ii）呼吸周期RSI趋势：是根据5分钟期间的呼吸曲线来计算上述RSI，将其按每50秒进行移位，到8小时为止反复执行的数据的趋势图形。因此，该图形的采样频率是每50秒（0.02Hz）。
（i）（ii）均附加对波形进行滤波而获得的包络线，使得容易观察波形趋势的节律。
（iii）脑波SWA和呼吸周期RSI的频率分布
对上述大约8小时的SWA和RSI（0.02Hz）的数据，进行利用最大熵法（Maximum Entropy Method：MEM）的频率分析，提取在这些时间序列信号中包含的主要的振动分量。重视频率区域的把握，以各个最大功率进行标准化来显示。
（iv）脑波SWA自相关函数
上述的SWA波形的自相关函数，即是表示SWA波形彼此的移位比较导致的相关系数的推移的函数。是用于统计学地证明潜入在波形中的重要的节律的存在的函数。
再有，为了省略重复的图示而使说明明确，在第1病例中省略（xi）、（xii），在第2~第4病例中省略（ix）（x）。
（v）呼吸周期RS自相关函数
同样地是表示上述的RSI波形的自相关函数，即通过RSI波形彼此的移位比较来表示相关系数的推移的函数。
（vi）脑波SWA和呼吸周期RSI的互相关函数
表示上述的SWA波形和RSI波形相互的移位比较导致的相关系数的推移。是用于统计学地证明两者的相关是否高的图形。
（vii）脑波SWA趋势
将（i）的波形做成连续波形。
（viii）脑波SWA趋势中包含的亚日功率的推移
将（vii）的波形中包含的脑波SWA亚日节律功率的推移，使用上述的小波解析手法进行图形化，即追踪0.0001~0.0003Hz（90分钟周期）的功率的平均值，示出睡眠深度的推移。
（ix）呼吸周期RIS趋势
将（ii）的波形做成连续波形。
（x）呼吸周期RSI趋势中包含的亚日功率的推移
将（ix）的波形中包含的亚日节律功率的推移，使用上述的小波解析手法进行图形化，即追踪0.0001~0.0003Hz（90分钟周期）的功率的平均值，示出睡眠深度的推移。
（xi）脑波SWA趋势中包含的亚日功率的推移
与（viii）相同。
（xii）呼吸周期RSI趋势中包含的亚日功率的推移
与（x）相同。
根据与上述第1~第4病例相关的（i）~（xii）的各图形，发现以下方面。
首先，根据（i）、（ii），可知脑波SWA趋势与呼吸周期RSI趋势的时间相位一致。同样地根据该数据，能够理解当变为某种程度的睡眠深度时，呼吸规律正确地稳定化，即使睡眠变得更深，呼吸的规律性也固定（规律性达到上限）。为了使RSI在睡眠中变得规律正确，预想有SWA的阈值。这是因为在第1病例的最右边的SWA尖峰出现时，RSI没有反应。
接着，根据（iii），0.0001~0.0003Hz（大约90~100分钟周期）的亚日节律在脑波SWA趋势、呼吸周期RSI趋势的两者可明确地识别。
此外，根据（iv）、（v）、（vi），可知在自相关函数中，在脑波SWA趋势、呼吸周期RSI趋势的两者中有周期性，根据自相关函数波形的尖峰间隔，其周期是大约90~100分钟，与亚日节律一致。在互相关函数中，两者的最大相关示出0.9左右的高值，这意味着两者密切地关联。
特别要留意的方面是，脑波SWA趋势、呼吸周期RSI趋势中包含的亚日节律的周期性，在健康者的情况下更大，伴随着NYHA阶段的发展，心脏疾病变得越重，周期性的显现变得越小。这能够根据在各个趋势波形的自相关函数中看到的尖峰大小的差异而获知。
此外，当比较睡眠良好的健康者的数据（第1病例）和心力衰竭患者的数据（第2~第4病例）时，可知脑波SWA和呼吸周期RSI各自的特征，能够理解以下的有意思的性质。
脑波SWA根据睡眠深度而功率变大，但在呼吸周期RSI中，预想存在某种在一定以上的深度睡眠中规律性变得明确的阈值。这是因为当变为某种程度的睡眠时，急剧地变得规律正确，不能变得规律更正确（规律性有上限值）。
因此，呼吸周期RSI的尖峰的大小在某种程度以上变为固定，因此在脑波SWA那样的小波解析中有可能难以找到最大值。
特别是在健康者那样一晚中睡眠较深的病例中，呼吸周期RSI的wavelet容易表现出梯形那样的亚日功率（第1病例）。
这与有睡眠障碍的重症患者有时出现的深度睡眠一致，呼吸周期RSI容易示出尖峰（第2、第3病例）。
根据以上情况，认为呼吸周期RSI敏锐地反映了某种程度以上的深度睡眠（非REM睡眠，需要与深度的对比）。
以上的考察是将各病例的脑波SWA趋势、呼吸周期RSI趋势的对比作为主要视点来进行的。
接着，着眼于各病例的呼吸周期RSI趋势、和在其中包含的亚日节律功率的推移，针对病例组I（健康组）、病例组II（疾病组）的组间的差异进行考察。
当将该2个组根据各图示的RSI、亚日节律功率的推移进行比较对照时，在组间的下述差异点变得显著。因此，使用RSI、该亚日节律波形推移或其双方，能够诊断识别“没有慢性心力衰竭和显著的CSR，睡眠质量良好的组”，和“有慢性心力衰竭和显著的CSR，睡眠质量不良的组”。
特别明确的差异点如下所述。
[表1]
[供氧导致的指标的变化]
在使用病例进行的说明的最后，使用图32、图33说明第5病例。
该第5病例罹患慢性心力衰竭，有显著的潮式呼吸，睡眠质量不良。
图32表示该第5病例患者的供氧疗法前的RSI和亚日节律的睡眠中的推移。
图33同样地表示持续供给90%的氧的供氧疗法开始后的第5病例患者的RSI和亚日节律的睡眠中的推移。
通过对比图32和图33，能够明确地理解在供氧开始后，伴随RIS的值增大，RSI的值显著大的时间区域即患者的呼吸周期稳定、睡眠深度深的时间区域，比供氧前扩大。
进而，同样地通过对比双方的图，能够理解亚日功率的大小比供氧前增大，由此通过供氧改善了患者的睡眠质量。
[变形例1~向远程医疗的应用]
在本发明的实施时，在上述的实施方式以外也有各种各样的变形。
例如在以可搬运型呼吸波形记录计对呼吸波形进行计测记录，之后不向医疗机构搬送，而在经由通信路径直接向解析装置发送的远程医疗系统中的实施，也可以是不仅显示呼吸波形中的各频率分量的推移，而且根据尖峰的数量、大小、明确度、位置进行诊断的自动评价（但是由医务人员进行确诊）的结构等。
[变形例2~显示呼吸频率稳定度的推移]
接着，说明作为本发明的系统的变形例特别具有重要度的结构。
本发明者在许多的病例中进行上述那样的使用被测定者的呼吸波形计测信息的睡眠评价诊断中，获得了如下那样的发现。
如上述那样，睡眠是6种睡眠阶段典型地以90分钟周期在一晚反复3次，该各周期中的生理数据的变化如下述那样能够以脑波的慢波分量（SWA：Slow Wave Activity）来明确地观察。而且，在由于睡眠时呼吸暂停等某种原因而使包含睡眠质量的舒适度下降的被测定者的情况下，该SWA的睡眠阶段的周期损坏，不能明确地观察。
因此，着眼于睡眠中的被测定者的呼吸动作，只要着眼于计测获得的呼吸周期的变动，特别是呼吸周期的稳定性的话，就能进行该睡眠周期的观察，进而进行包含睡眠质量的舒适度的评价。
呼吸周期的稳定性能够通过如下方式表示，即，从计测获得的呼吸波形提取呼吸周期的频带，首先计算呼吸频率的平均值（X bar），进而使用已知的统计手法，计算呼吸频率的标准偏差（Sd），取得该标准偏差（Sd）的倒数。
与先前说明的实施方式同样地，在这里将计测的呼吸波形的标准偏差的倒数称为RSI（Respiration Stability Index，呼吸稳定度指数）。如果对该RSI进行图形化，使得能理解一晚的睡眠的时间推移的话，医务人员应该能进行观察而容易地判断如下内容，即，是睡眠周期明确地显现，包含睡眠质量的舒适度良好，或者是不能明确地观察，包含睡眠质量的舒适度差。
因此在本发明的变形例的系统中，从根据输入的呼吸波形针对5分钟的傅里叶窗口期间按每5秒使时间移位执行高速傅里叶变换（FFT）而获得的、在各傅里叶窗口期间的起点的时刻的多个傅里叶谱，提取包含作为典型的人体的呼吸周期的0.4Hz的0.1~0.5Hz的频率区域，这与前面说明的结构相同。
进而在本发明的变形例的系统中，解析部3-3计算以上述的50秒期间的移位间隔获得的每个傅里叶窗口的呼吸频带中包含的频率的平均值（X bar）和标准偏差（Sd），按具有该50秒期间的移位间隔的各个傅里叶窗口期间的每一个计算作为该Sd的倒数的上述RSI，在与时间轴正交的轴上进行描绘，制作表示RSi的时间推移的图形，将其作为运算结果的信息，进行显示、印刷或向外部输出。
如果观察该RSI的图形的话，就能够容易地观察、诊断睡眠周期的明确度，进而包含睡眠质量的舒适度。
[变形例3~自动评价包含睡眠质量的舒适度的装置]
在上述说明的变形例中，是根据呼吸频率的标准偏差的倒数等，计算表示呼吸周期的规律性的指标RSI，显示该RSI的时间的推移等，由医务人员等进行观察、诊断的方法。
可是，因为知道包含睡眠质量的舒适度良好，睡眠周期明确地显现的情况下的RSI的推移图形，因此能够根据获得的RSI推移图形自动地判定包含睡眠质量的舒适度。
具体地，有RSI图形的尖峰的大小，图形与时间轴之间夹着的面积即RSI图形的时间积分值，从预想的RSI推移图形上升时刻即呼吸稳定期开始时刻起的偏离，从来自该被测定者或一般的被测定者的包含理想的睡眠质量的舒适度优良的情况下的RSI图形的几何学的数值起的图形的位移量等。此外也能使用其它的。
根据这些途径，能够利用上述的本发明的睡眠评价系统1的结构，容易地达到对包含睡眠质量的舒适度进行自动评价的结构，因此省略详细具体的结构的说明。
接着，作为本发明的其它变形例，说明将上述说明的基于呼吸波形解析的睡眠评价技术具体地应用患者的治疗中使用的治疗设备等的实施例等。
[变形例4~关于呼吸道正压式呼吸辅助装置的发明的实施方式]
首先，针对将本发明应用于作为起因于呼吸道堵塞的睡眠时呼吸暂停综合症（以下，也称为SAS：Sleep Apnea Syndrom）的治疗装置的呼吸道正压式呼吸辅助装置（以下也称为“CPAP装置”或“呼吸辅助装置”）的实施方式进行说明。
再有，在以下说明的CPAP装置相关的实施例中，在装置内部设置的控制部进行向患者送出的气体的送出压力控制。
可是，将向患者进行气体送出的装置和进行其送出压力的控制的装置不整体化而做成分离的装置的结构，已经被导入到市场上。因此，在以下说明的在CPAP装置内部整体地设置进行气体送出的功能部和进行送出压力控制的功能部的结构之外，也可以采用分离的装置进行送出控制，在以下的说明中，也将这样的变形例包含在范围内进行结构的说明。
CPAP装置是将大气升压到30cmH2O左右并使用鼻罩作为呼吸的辅助单元向鼻孔部供给的呼吸道正压式呼吸辅助装置。
具体来说，是作为睡眠时呼吸暂停综合症的治疗手段的一个方法，用于在睡眠时将升压空气通过鼻孔部送气到呼吸气管内，使呼吸道内持续地维持正压，使呼吸气流导通到呼吸道内，防止起因于呼吸道部的堵塞的呼吸停止导致的血液中的氧浓度降低而提供的医疗用具。CPAP装置的具体的结构，例如在日本特开平7-275362号公报中公开。
睡眠时呼吸暂停综合症（SAS）是在睡眠中断续地反复呼吸暂停，结果呈现昼间嗜睡等各种症状的疾病的总称。
呼吸暂停（apnea）定义为10秒以上的气流停止，SAS在一晚7小时的睡眠中有30次以上的呼吸暂停的情况下，在呼吸暂停指数AI（apnea index：睡眠每一小时的呼吸暂停的次数）是AI≥5（次/小时）的情况下，或者在实际的临床中，使用对呼吸暂停添加了低通气的呼吸暂停低通气指数（AHI）。
呼吸暂停低通气指数(Apnea hypopnea Index):睡眠每一小时的将呼吸暂停和低通气合起来的次数。
低通气（hypopnea）：呼吸道没有完全封闭，因为狭窄化而换气量变少的状态。伴随换气50%以上的下降，有氧饱和度（SPO2）的3%以上的下降。
SAS根据其原因，分类为堵塞型（也称为堵塞性）（Obstructive Sleep apnea=OSA，在睡眠中上呼吸道堵塞而气流停止，在呼吸暂停的期间虽然能确认胸壁和腹壁的呼吸运动，但示出运动相互变反的奇异的运动）、中枢型（也称为中枢性）（Central
Sleep apnea=CSA，由于呼吸中枢的功能异常，在以REM期为中心的睡眠中，向呼吸肌的刺激消失而变为呼吸暂停）、以及OSA和CSA的混合型（多是以中枢型呼吸暂停开始，在后半部分转移到堵塞型呼吸暂停的情况。多被分类为堵塞型呼吸暂停的一种）。
在这些类型中，成为利用CPAP装置的治疗对象的患者是OSA的患者。
OSA由于通过上呼吸道的堵塞而产生呼吸停止、低通气而发病。
堵塞的原因是（A）形态的异常（由于肥胖导致脂肪沉积在呼吸道中的、扁桃体肥大、巨舌症、鼻中隔偏曲、腺样增殖体、小颌症（颌部小）等），和（B）功能性异常（构成呼吸道的肌肉的保持能力下降）。
健康人的睡眠模式是在睡眠开始时观察到深度睡眠（非REM睡眠），相对于此，OSA患者由于呼吸暂停，血中的氧降低，胸腔内压力变为负压，在睡眠中多次产生唤醒反应，不能获得深度睡眠，因此呈现昼间嗜睡等的症状。
对于这样的OSA患者，CPAP装置以如下方式进行工作，即经由鼻罩送入固定正压的空气，扩张上呼吸道，结果消除呼吸道堵塞，防止呼吸暂停。用于扩张呼吸道的压力（以下也称为“正压”）对每个患者都不同。
此外，对于在心力衰竭等的特定的疾患中特征性地观察到的CSA等的呼吸衰减，除了将对患者呼吸道施加的压缩空气的压力水平（正压）保持为固定的压力的CPAP以外，也有在患者的呼气期间和吸气期间采用2个不同压力的装置（称为Bilevel-PAP）、常时监视患者的呼吸状态（有无、气流水平、间隔等），按其每个瞬间一边使最适合的压力变化一边进行施加的装置（称为伺服型自动控制辅助换气）等的互助人工呼吸装置的情况，其最适合压力根据各个患者、症状而不同。
不管哪种方法，正压水平的决定是是基于医生的见解作为处方而决定的。在现有技术中，不知道直接评价治疗对象患者的包含睡眠质量的舒适度，为了良好地保持包含睡眠质量的舒适度而决定最适合的正压水平的结构。
为了解决该现有技术的课题，本实施方式的CPAP装置21a如图34所示，具有如下结构。
首先CPAP装置主体21b是构成为能够可变控制上述的正压水平的装置，具有生产压缩空气并向装置外送出的鼓风机21b-1，包含该鼓风机21b-1送出的压缩空气的压力（正压水平）的变更控制、进行CPAP装置主体21b的运行控制的CPAP控制部21b-2。
从CPAP装置主体21b送出的压缩空气（正压空气）经由导管21e从面罩21f向患者的呼吸道供给。
再有，CPAP装置主体21b的 结构除了以下叙述的特征结构之外，也能使用已经公开的现有技术结构。
呼吸传感器21d具有与上述的睡眠评价系统1的呼吸传感器同样的结构。
睡眠状态解析部21c与CPAP装置主体21b分离或整体地设置，具有接受呼吸传感器21d输出并放大的呼吸波形检测放大部21c-1；将其模拟输出数字化的AD变换部21c-2；蓄积数字化了的波形的信息，能够访问的存储器部21c-3；以及以下叙述的睡眠状态解析部21c-4。
睡眠状态解析部21c-4如上述那样获得从呼吸传感器21d输入的检测波形的数字化信号，依次执行傅里叶窗口期间中的傅里叶变换，能够实时地生成呼吸频带的提取信号和由此获得的RSI的时间推移。
本实施例CPAP装置21a的工作原理如下所述。
睡眠是6种睡眠阶段典型地以90分钟周期在一晚反复3次，该各周期中的生理数据的变化如下述那样能够以脑波的慢波分量（SWA：Slow Wave Activity）来明确地观察。而且，在由于睡眠时呼吸暂停等某种原因而使包含睡眠质量的舒适度下降的被测定者的情况下，该SWA的睡眠阶段的周期损坏，不能明确地观察。
因此，着眼于睡眠中的被测定者的呼吸动作，只要着眼于计测获得的呼吸周期的变动，特别是呼吸周期的稳定性的话，就能进行该睡眠周期的观察，进而进行包含睡眠质量的舒适度的评价。
呼吸周期的稳定性能够通过如下方式表示，即，从计测获得的呼吸波形提取呼吸周期的频带，首先计算呼吸频率的平均值（X bar），进而使用已知的统计手法，计算呼吸频率的标准偏差（Sd），取得该标准偏差（Sd）的倒数。
与先前说明的实施方式同样地，在这里将计测的呼吸波形的标准偏差的倒数称为RSI（Respiration Stability Index，呼吸稳定度指数）。如果将该RSI以在一晚的睡眠中可知时间推移的方式进行图形化的话，医务人员就能够进行观察而容易地判断睡眠周期明确地显现，包含睡眠质量的舒适度良好，或者不能明确地观察，包含睡眠质量的舒适度差，并且如果以获得的被测定者的RSI的时间推移接近优质睡眠的推移的方式，利用先前说明的包含睡眠质量的舒适度自动评价装置的结构，控制正压空气的压力的话，就能配合各个患者或者配合患者的该日的状态，以最适合的CPAP治疗条件向患者供给正压空气，获得最适合的睡眠状态。
在该正压水平控制中，进行反馈控制是有效的。睡眠状态解析部21c-4和CPAP控制部21b-2可以在睡眠中的单个或多个时间点进行正压水平的变更，也可以常时监视RSI的时间推移波形，以实时地成为最适合的正压水平的方式持续控制。
此外，该正压水平控制可以是作为用于决定该患者的正压水平的检查而仅在该情况下执行的方法，或者在使用该CPAP装置21a进行OSA患者的治疗时总是进行控制的方法的任一种。
可是，在上述的说明中，作为使用CPAP装置21a进行治疗的对象的患者类型，说明了与现有结构的CPAP装置同样地是睡眠时呼吸暂停综合症的患者。
另一方面，在本发明实施方式的CPAP装置21a中，根据其结构上的特征，在上述睡眠时呼吸暂停综合症患者之外，也能将对象扩展到慢性心脏疾病患者，特别是心力衰竭患者。
即，对于慢性心脏疾病患者、特别是心力衰竭患者，已知利用辅助呼吸泵功能的Bilevel-PAP的治疗能够改善血流动态。
可是，由于慢性心脏疾病患者由于心力衰竭等而交感神经活性过度上升，即处于兴奋状态，因此有入睡障碍的情况较多，在该情况下，需要安装面罩的Bi-PAP治疗有可能进一步使包含入睡/睡眠质量的舒适度恶化，有时避免长期使用。
如果为了消除该问题,使用本实施方式的CPAP装置21a的话,将呼吸波形解析的结果进行反馈,对压力水平、压力波形的调整进行调整，使夜间的使用成为可能，能够进行长期治疗。
接着，说明在本实施方式的呼吸道正压式呼吸辅助装置中，在与向患者施加的压力是固定的CPAP装置、压力变化仅有二相的Bilevel-PAP不同，将常时监视患者的呼吸状态（有无，气流水平，间隔等），一边按其每个瞬间使最适合的压力变化一边进行施加，以患者的肺换气量、呼吸数的双方或任一方接近预先决定的固定量的方式进行自动控制的伺服型自动控制辅助换气装置（Adaptive
Servo Ventilator：ASV）作为前提而构成的情况下，进一步增进了本发明的效果的方面。
在正常呼吸（每分钟8~15次），心跳数在吸气时增大，在呼气时减少。因为该呼吸性窦性心律不齐（由于呼吸而产生的心跳数的变化）利用阿托品来阻断心脏迷走神经而几乎完全消失，所以可知主要是心脏迷走神经活动主要参与。
迷走神经活动与吸气时相位同步地减弱的一个原因，是通过来自呼吸中枢的干扰，抑制心脏迷走神经活动的中枢性机制（Hamlin
RL, Smith CR, Smetzer DL. Sinus arrhythmia in the dogs. Am J Physiol
1966;210:321-328. Shykoff BE, Naqvi SJ, Menon AS, Slutsky AS. Respiratory sinus
arrhythmia in dogs. J Clin Invest 1991;87:1612-1627.）。
这是基于即使没有肺、胸廓的活动，与吸气时的横膈膜神经的活动同步的心跳增加也被确认的这一事实。
另一方面，作为引起呼吸性心跳变动的末梢性机制，有由于来自肺的牵张感受器的传入输入，迷走神经活动与吸气时同步地被阻断的gating
effects。在保持向心脏的迷走神经传出通路但阻断来自肺的迷走神经传出通路的肺移植患者的情况下，已知呼吸性心跳变动明显减弱（Tara
BH, Simon PM, Dempsey JA, Skatrud JB, Iber C. Respiratory sinus arrhythmia in
humans: an obligatory role for vagal feedback from the lungs. J Appl Physiol
1995;78:638-645.）。
因此，如上述说明的那样，在将呼吸气的压力作为指标进行控制的CPAP装置中，在治疗患者的呼吸动作的周期、换气量在睡眠的过程中不是固定而变动的情况下，有可能对呼吸频率的推移造成影响。
可是，伺服型自动控制辅助换气装置如先前说明的那样，常时监视治疗患者的呼吸的状态（有无，气流水平，间隔等）并按其每个瞬间以一边使最适合的压力变化，一边使肺换气量和患者的呼吸数的双方或任一方接近预先决定的固定值的方式进行控制，因此在使用该伺服型自动控制辅助换气装置的情况下，能够以睡眠中的患者的呼吸动作中的动作周期、肺换气量的变动相对变少的方式，进行利用换气装置的控制。
因此，在将伺服型自动控制辅助换气装置作为前提，构成具有上述说明的特征的本实施例的呼吸道正压式呼吸辅助装置的情况下，能够使用表示患者的呼吸周期的规律性的指标、例如RSI的时间推移，以包含睡眠质量的舒适度提高的方式进行控制，因此控制环仅经由患者的呼吸频率而是直接的，响应性变好，结果能够获得更高精度的睡眠评价结果，执行使用该结果的控制，因此与其他类型的CPAP装置（不是伺服型自动控制辅助换气装置的类型）相比，能够进一步增进作为本实施方式特有的效果的、对治疗患者提供更优质的睡眠这一方面。
再有，上述的伺服型自动控制辅助换气装置以“AutoSet CS”的商品名已经由帝人制药株式会社在2007年导入市场。
上述的“AutoSet CS”通过使用下述号码列举的各国的专利或专利申请等，覆盖了其结构的技术特征部分。
AU
691200, AU 697652, AU 702820, AU 709279, AU 724589, AU 730844, AU 731800, AU
736723, AU 734771, AU 750095, AU 750761, AU 756622, AU 761189, AU 2002306200,
CA 2263126, EP 0661071, EP 1318307, JP 3635097, JP 3737698, NZ 527088, US
4944310, US 5199424, US 5245995, US 5522382, US 5704345, US 6029665, US
6138675, US 6152129, US 6240921, US 6279569, US 6363933, US 6367474, US
6398739, US 6425395, US 6502572, US 6532959, US 6591834, US 6659101, US 6945248,
US 6951217, US 7004908, US 7040317, US 7077132。
[呼吸辅助装置的滴定中使用的检查装置相关的发明的实施方式]
接着，说明在作为上述说明了的实施方式的、在包含CPAP的呼吸辅助装置的滴定中有效使用的、与检测装置相关的发明的实施方式。
这些呼吸辅助装置的滴定，是医务人员等决定CPAP等呼吸辅助装置的适当压力（治疗压力）的作业，例如在万维网上以可阅览的方式配置的信息“神户共同医院 睡眠时呼吸暂停综合症”<http://homepage3.nifty.com/SAS-kyo/titration.pdf#search='タイトレーション'>中进行了详细的说明。
历来，有整夜一边进行多导睡眠（PSG）检查一边使呼吸辅助装置的动作压力从最小压开始，一边观察呼吸状态一边调整动作压力，在每次观察到呼吸暂停、低通气状态时以手动使压力进行上升/下降等变化，从而消除呼吸暂停、低通气、打鼾（手动滴定：手动压力调整）的方法，最终患者的睡眠状态良好、消除呼吸障碍的最小的压力是最佳压力（治疗压力）。该方法是需要整夜观察的巨大劳力的作业，也有使用器械自动地使压力可变并进行记录的Auto-CPAP装置来使人的劳力省力化的自动滴定的方法。
此外，在如上述那样将睡眠中的被测定者作为对象进行滴定作业的方法之外，也有对清醒中的被测定者安装假定使用的呼吸辅助装置等的医疗设备，进行短期间的试行使用，决定该医疗设备对被测定者的适合性或者设定条件等的方法。
在以后的说明中，不限于对睡眠中的被测定者的滴定作业，也包含上述那样的对清醒中的被测定者的滴定作业，使用“滴定”这一词语进行说明。
本发明实现了对该滴定作业的更符合人的生理的、精度高且作业效率好的改良，具体来说，使对睡眠中或清醒中的被测定者送出的呼吸辅助装置的动作压力以手动或自动进行变化，并且持续地记录被测定者的呼吸波形，对上述的RSI的时间变化波形进行生成记录。
动作压力和RSI的时间变化，可以由进行滴定的医务人员实时地观察并在诊断中使用，也可以记录这些波形，或基于记录的数据之后生成波形，将这些波形在监视器装置中显示，或以打印机装置印刷，或者向外部发送。
医务人员同时对可观察的动作压力变化波形和RSI波形进行比较，例如在每5分钟使动作压力变化的情况下，在伴随于此进行变化的RSI波形具有极大值的情况下，能够将此时的动作压力决定为适当的治疗压力。这是因为人体的呼吸动作周期的举动受到来自大脑中枢的直接支配，外部干扰要素少，因此与观察其它的生理信息例如心跳数等相比较，能够直接观察呼吸辅助装置的压力施加的效果，能够进一步提高滴定的精度。
除此之外，也可以由医务人员决定（1）压缩空气的压力值，（2）压缩空气的压力值的变化模式，以及（3）上述说明的CPAP装置、二水平PAP装置、ASV（伺服型自动控制辅助换气装置）等多个呼吸辅助装置中的装置的选择，中的任一个来配合治疗。
此外，由于观察呼吸周期的举动，所以不限于睡眠中，也能够根据清醒中的观察来进行适当的滴定，在不需要住院的外来诊疗的情况下，或者在患者家中的出诊诊疗的情况下，能够在短时间内完成滴定，因此能够减轻患者的负担，并且使医疗经济效果提高。
再有，本发明的滴定不限于CPAP，在患者的自主呼吸下送出加压空气、其它的呼吸气体的各种呼吸辅助装置中也有效，但上述的使用现有技术的滴定仅在为了滴定的测定时有效，在参数症状的变化的情况下除了再住院再实施滴定之外没有其它办法。
相对于此，通过进行本发明实施方式的滴定，能够直接评价睡眠质量、舒适度，不限于住院时，在家中也能够在症状变化等的期望的时刻由患者自身进行开关操作来任意地实施滴定，发现与症状对应的最佳条件，自动地进行设定。
[与睡眠导入装置相关的发明的实施方式]
接着，作为本发明的另一个实施方式，说明将本发明应用于以将失眠症患者或者健康者导入睡眠状态实现良好的睡眠为目的的睡眠导入装置的例子。
这种睡眠导入装置例如在日本专利第3868326号公报中公开，使要睡觉的患者听到从扬声器发出声音，分析患者对该声音操作摇杆的动作的内容，对发出的声音进行选择控制，使得患者更早进入睡眠。
此外，在日本特开2003-199831号公报中有如下技术，从装入枕头的扬声器发出超声波，按时间顺序改变该超声波的形态，由此先使对象者放松，然后逐渐导入睡眠。
可是根据这些现有技术结构，虽然向对象者施加了声音、超声波等某种物理刺激，但这些物理刺激是预先作为程序而决定的，或者仅是根据不能睡眠的对象者的动作估计睡眠的进行来选择的，并不是直接评价对象者的睡眠的状态、包含睡眠质量的舒适度，使用反馈控制来选择最适合的物理刺激的形态的技术。
相对于此本实施方式的睡眠导入装置22a具有图35例示的下述结构。
首先，物理刺激装置22b构成为对要进入睡眠的对象者从输出部22b-1施加光、声音、超声波、热、风、图像、气味、接触刺激、电刺激、磁刺激等某种物理刺激，并且能够根据物理刺激控制部22b-2的功能时该物理刺激的形态变化。例如如果物理刺激是光的话，能够使其强度、波长（颜色）、有无闪烁或间隔、发光体的面积或形状或位置、进而光的发光的有无进行变化。
或者如果物理刺激是声音的话，能够使其强度、波长（音程）、发声模式或间隔、发声的方向或位置、进而发声的有无进行变化。
呼吸传感器22d具有与上述的睡眠评价系统1的呼吸传感器同样的结构。
睡眠状态解析部22c与物理刺激装置22b分离或整体地设置，具有接受呼吸传感器22d输出并放大的呼吸波形检测放大部22c-1；将其模拟输出数字化的AD变换部22c-2；蓄积数字化了的波形的信息，能够访问的存储器部22c-3；以及以下叙述的睡眠状态解析部22c-4。
睡眠状态解析部22c-4如上述那样获得从呼吸传感器22d输入的检测波形的数字化信号，依次执行傅里叶窗口期间中的傅里叶变换，能够实时地生成呼吸频带的提取信号和由此获得的例如上述的RSI的时间推移。
因此构成为观察该RSI等的推移，以充分了解包含睡眠质量的舒适度的方式，控制睡眠导入装置22a的运行条件。
[与按摩装置相关的发明的实施方式]
接着，作为本发明的另一个实施方式，说明在机械的附属部对对象者自动地进行按揉动作等的按摩装置中应用本发明的例子。
这种按摩装置例如在日本特开2007-89716号公报中公开了如下按摩装置，在平行链接机械式按摩装置中，能够将治疗部对人体独立地在上下方向、左右宽度方向、以及进出方向稳定地再现性良好地进行移动控制，使治疗部进行所希望的按摩动作。
此外，在日本特开2003-310679号公报中，公开了一种足部按摩装置，其具有：以能够与腿肚、脚跟、脚尖同时密接的方式形成为大致靴状，并且具有以在从脚尖起将脚放入时打开的方式使接合部开闭自由地设置的腿肚用夹层部的足部用按压袋；在足部用按压袋2的表皮材料的大致整个面粘贴的空气填充用袋体；对空气填充用袋体进行空气的供给和排气的气泵；对设置在空气填充用袋体的给排气孔和气泵进行连结的连结管。
可是根据这些现有技术结构，按摩的动作是预先作为程序而决定的，或基于按摩的对象者所持的主观的快感、不快感而选择的，并不是直接评价对象者的生理状态，使用反馈控制来选择最佳的按摩模式的技术。
相对于此本实施方式的按摩装置23a如图36例示的那样具有下述结构。
首先，按摩主体23b具如下的按摩刺激部23b-1、按摩模式控制部23b-2。
按摩刺激部23b-1是对按摩对象者使用辊、带、气袋等附属品进行按摩动作的结构，具体地能够使用与公知的按摩装置同样的附属品。
按摩模式控制部23b-2对上述按摩刺激部23b-1执行的按摩的方式进行变更控制，按摩动作的有无、按摩的强度、模式等动作全部是控制对象。
呼吸传感器23b具有已经说明的结构。
睡眠状态解析部23c与物理刺激装置23b分离或整体地设置，具有接受脉冲血氧仪23d的输出并放大的呼吸波形检测放大部23c-1；将其模拟输出数字化的AD变换部23c-2；蓄积数字化了的波形的信息，能够访问的存储器部23c-3；以及以下叙述的睡眠状态解析部23c-4。
睡眠状态解析部23c-4如上述那样获得从呼吸传感器23d输入的检测波形的数字化信号，依次执行傅里叶窗口期间中的傅里叶变换，能够实时地生成呼吸频带的提取信号和由此获得的例如上述的RSI的时间推移。
因此构成为观察该RSI等的推移，以充分了解包含睡眠质量的舒适度的方式，控制按摩装置23a的运行条件。
[与血压测定系统相关的发明的实施方式]
接着，作为本发明的另一个实施方式，说明用于可靠性、再现性良好，并且以简洁的方式测定被测定者的血压的、将本发明应用于血压测定系统的例子。
根据岛田和幸等，关于循环器官病的诊断和治疗的指导方针１９９８－１９９９年度合同研究班报告「关于24小时血压计的使用（ABPM）基准的指导方针」（Japanese
Circulation Journal Vol. 64, Suppl. V, 2000。以下称为“指导方针”。），已知人体的血压值在活动时、安静时、睡眠时等众多条件下，血压值变动，这些血压和在诊疗室中随时测定的血压并不一定相关。
如上述的指导方针中示出的那样，为了测定高血压患者的血压值，使用24小时血压测定法（ambulatory
blood pressure monitoring：ABPM法）。
1）在诊疗室或者家庭中的血压变动较大的情况下
2）怀疑是白衣高血压（White coat hypertension：在通常的日常生活中是正常的血压，但在医疗环境中再现性良好地反复呈现高血压）的情况下
3）药物治疗抵抗性高血压的情况下
4）在服用降压药中观察到表现低血压的症候的情况下
5）在早晨示出高血压的情况下
ABPM法的概要，是对被测定者安装血压计，典型地以15分钟~30分钟间隔在包含睡眠中的期间中进行血压测定的方法。
此外夜间血压的评价仅能通过该ABPM法来进行。
可是，关于该在夜间测定的血压值的可靠性、精度，在上述的指导方针中说明了下述内容。
“仅能利用ABPM法来测定夜间睡眠血压。“夜间”的意思包含睡眠这一生理的状态。可是，夜间血压和睡眠血压并不一定一致。此外，血压根据脑波上的睡眠时相位而不同，血压在慢波睡眠相位（深度睡眠）最低，在REM睡眠中观察到大的血压变动。因此，如果虽然是夜间但清醒时间带多的话，夜间血压与真的睡眠血压相比变得相当高。
特别是在高龄者的情况下，在夜间由于尿而起床的情况较多，在评价上必须考虑这个情况。此外，由于ABPM法进行上臂气袋加压，所以在初次进行ABPM法的人的情况下，有时因为加压而被唤醒或睡眠深度变浅，血压上升，特别在有睡眠障碍的患者的情况下，报告了在气袋加压时被唤醒而血压上升（14/4mmHg）的情况。
夜间血压由于根据睡眠深度而变化，所以其再现性并不一定良好。因此，考虑将血压日内变动分为昼间血压（BP high）和夜间血压（BP low）的2相的矩形波，根据最适合的计算2相矩形波的方法（squarewave fit）、累计加法（cumulative sums）来再现性良好地估计夜间血压（BP
min）的方法。枥久保们提倡一种根据心跳数和血压的相关数式和最小心跳数导出的夜间的随机的“基础血压值”。”
即，在就寝中的（夜间的）被测定者的血压的情况下，睡眠的深度影响测定值。
因此，为了再现性良好地对被测定者的基础血压值进行计测，为了测定处于非REM期的深度睡眠状态的被测定者的血压值，使用先前说明的通过住院进行的多导睡眠监测（PSG检查）那样的大规模的检测装置，例如根据先前说明的脑波SWA波形的推移，诊断确定被测定者的慢波睡眠（非REM期）的期间，采用该慢波睡眠期间的血压测定值也可，或者获知被测定者当前处于慢波睡眠期，控制血压测定装置进行血压测定工作也可。通过这样构成，能够在基于被测定者的生理数据医学地确认被测定者处于慢波睡眠状态的基础上，稳定地测定血压值。
可是，PSG检查如先前说明的那样需要住院，被测定者不能没有负担地在家中一边睡眠一边进行检查。
虽然提倡了根据各种各样的统计手法来估计夜间的基础血压值的方法，但其根本上不能直接测定处于基础状态的被测定者的血压值。
因此，在本发明的实施方式的血压测定系统24a中，着眼于先前说明的表示呼吸周期的稳定度的指标例如RSI，能够以不需要住院而能在家中进行的简洁方法来直接测定处于非REM期的被测定者的血压值。
按照图37，说明本实施方式的血压测定系统24a的结构，首先本系统24a具备可构成为可搬运型的呼吸波形记录计24b，和同样可构成为可搬运型的血压值记录计24c，以个人计算机等实现的解析装置24d。
呼吸波形记录计24b是构成为能够搬运的可记录呼吸波形的装置，典型的是优选由医疗机构借给被测定者，被测定者回家后在一夜的睡眠中连续地对记录波形进行记录保持，之后搬运到医疗机构的方式。
再有，当然也可以在医疗机构内进行呼吸波形的记录，记录波形的数据当然也可以记录在闪速存储器等中进行输送，或通过经由通信路径传输而送达用于进行解析的装置、即解析装置24d。
为了实现上述功能，呼吸波形记录计24b具有：粘贴在被测定者的鼻腔附近的皮肤面的呼吸气流传感器24b-1、呼吸波形检测放大部 24b-2、A/D变换部24b-3、将呼吸波形记录保持为数字信号的存储器部24b-4、用于将来自存储器部24b-4的数字呼吸波形数据向外部输出的输出端子24b-5。
上述的呼吸气流传感器24b-1粘贴在被测定者的鼻腔附近，例如可以是通过判别呼吸气流的温度和其它的外气的温度进行测定感测，从而测定该被测定者的呼吸的气流的有无、强弱的热传感器，或者起因于长条状构件的由于呼吸气流导致的变形的电阻变化方式、利用风车构造的气流导致的旋转的方式等，只要是能够感测呼吸气流的有无和强度的方式的话就能够使用。
特别是作为检测呼吸的压力传感器，优选方式是使用具备PVDF（聚偏氟乙烯）压电膜等的压力感测呼吸传感器。
进而，也可以不直接测定呼吸气流，而对卷绕在被测定者的胸部、腹部的带子由于呼吸动作而伸长的张力进行测定，或在敷设在被测定者下的垫子中设置压感式传感器等，对被测定者的呼吸动作（换气运动）进行测定记录。
这些各种各样的呼吸传感器是为了感测患者的呼吸气流或患者的呼吸努力（换气运动）而安装在患者的规定部的装置，其安装方法应该在检查之前由医疗机构等对患者进行指导。可是，与将用于测定心电图的电极粘贴在患者的胸部表皮的特定位置的情况相比，安装该呼吸传感器的位置、方向等的容限比心电图用传感器大，按照医疗机构的指导，患者或患者家属能够容易地安装这些传感器，获得正确的计测值。
进而，近年来，提出了许多不是上述那样的对被测定者安装某种传感单元来感测呼吸动作的方式，而是从离开的位置对被测定者照射电磁波，通过解析反射波来感测被测定者的身体动作、呼吸动作的非接触式的呼吸传感器。
如在先前的实施方式中说明过的那样，在万维网上公开的可阅览的文书“评价用微波呼吸传感器”（http://www3.ocn.ne.jp/~mwlhp/kokyu.PDF），同样作为公知文献的日本特开2002-71825号公报“利用微波的人体感测装置”，日本特开2005-237569号公报，日本特开2005-270570号公报“生物体信息监视器装置”中公开的基于来自被照射了电磁波的被测定者的反射波的解析结果来检测呼吸动作的传感器，当然也可以作为呼吸传感器。
此外，本系统24a的血压值记录计24c，是能够基于与包含先前说明的24小时血压测定法（ABPM）中使用的装置的公知的自动血压计同样的测定原理而构成的、用于进行被测定者的血压测定的装置。
具体的测定原理，是将下述的间接听诊式的血压测定方法自动化了的结构。
即，在被测定者的上臂等安装气袋，以根据患者的状态预测的血压的中央值程度、例如100mmHg（毫米汞柱）程度，施加气袋压力，确认能够听到科罗特科夫音。如果听到科罗特科夫音的话，到听不到为止提高气袋压力，一边观察显示一边缓慢地降低气袋压力。最初听到的脉动音是科罗特科夫音的第1相位，当在该时刻读取刻度时，得到最高血压。接着，声音突然变得清楚的是第2相位。此外音调变化是第3相位。科罗特科夫音变得听不到的时刻是最低血压。
为了基于该原理进行测定，血压值记录计24c具备气袋24c-1。气袋224c-1具备用于对上臂等施加压力的气袋部，和用于听诊的声音传感器部（传声器）。
再有，气袋24c-1除了如上述那样将手动的听诊法置换为传声器，自动地判定血管音（科罗特科夫音）来测定血压的传声器（KM）法之外，也可以基于对气袋压力的由脉搏压导致的压振动（oscillation）进行分析来测定血压的示波（OS，oscillometric）法或者其他的代替方法来构成。
此外，血压值检测控制部24c-2为了使气袋24c-1进行上述的动作，进行气袋的加压压力控制、科罗特科夫音的听取和解析、全部基于解析的科罗特科夫音的加压控制、和以上述顺序测定的血压值的取得和送出。
再有，血压值的测定在夜间、包含睡眠中的期间中，持续地进行。血压计测的时间间隔典型地是15分钟到30分钟。
AD变换部24c-3将取得的模拟值的血压值变换成数字信号，存储器部24c-4具有该数字化了的血压值的临时存储、和用于向外部送出的接口功能。再有，数字血压值数据的向解析装置24d的传递，经由通信路径也可，存储在可搬运型存储介质中，再安装该介质的介质传递的方法也可。
同样地构成本血压测定系统24a的解析装置24d，典型地是通过包含显示画面、打印机的个人计算机系统和在该计算机中安装并进行工作的计算机程序而实现的，设置在医疗机构等中，进行来自被测定者的呼吸波形数据和血压值数据的传输、或者进行上述的介质传递，之后安装说明的顺序，执行使用了上述呼吸波形数据的运算。进而将这些呼吸波形、作为基于呼吸波形进行运算的结果的波形的时间（经时）推移和要与该呼吸波形推移对照的血压值的推移以时间序列在显示画面中显示，或通过打印机进行印刷，或执行这两者，结果，观察画面显示、印刷结果的医务人员能够进行基础血压值的诊断。
为了实现这些功能，解析装置24d具备：用于从外部导入呼吸波形数字数据的输入端24d-1；用于同样地从外部导入血压值数字数据的输入端24d-7；暂时对导入的这些数据进行记录保持的存储器部24d-2；读出记录的数据，使用其进行后述那样的运算操作的解析部24d-3；将从解析部24-3输出的作为运算结果的呼吸周期稳定度指数或者血压值推移波形等的时间序列数据在显示画面中显示的显示部24d-4；对同样输出的时间序列数据进行印刷的打印机部24d-5；将这些时间序列数据向外部送出的数据送出端24d-6。
[解析装置的工作]
接着，说明作为本系统24a的特征结构的解析装置24d进行的呼吸波形的运算以及血压值的能对照的输出等的工作。
解析装置24d具备的上述解析部24d-3，按照与使用图1说明的基于呼吸波形的睡眠评价装置1同样的原理，根据计测获得的呼吸波形，作为呼吸周期的频带例如提取先前说明的呼吸动作周期波形mean lung power，首先计算呼吸频率的平均值（X bar），进而使用已知的统计手法，计算呼吸频率的标准偏差（SD），就能获知呼吸周期的变动的大小。进而通过取得该标准偏差（SD）的倒数，就能够表示呼吸周期的稳定度。
再有，代替使用呼吸频率的平均值（X bar），也可以使用先前说明的呼吸周期峰值频率（HF）等其他的指标。
与先前说明的实施方式同样地，在这里将计测的呼吸波形的标准偏差的倒数称为RSI（Respiration Stability Index，呼吸稳定度指数）。如果对该RSI进行图形化，使得能理解一晚的睡眠的时间推移的话，医务人员就能进行观察而容易地判断，或根据其规律，诊断装置能够进行自动判定如下内容，即，睡眠周期明确地显现，包含睡眠质量的舒适度良好，或者是不能明确地观察，包含睡眠质量的舒适度差，并且在明确地观察到睡眠周期的RSI推移波形中，在RSI的值大的时间区域中，能够感测被测定者当前处于非REM期、即深度睡眠的状态。
在示意地说明本系统24a进行显示、印刷等输出的图形的图38中，横轴是被测定者的生理数据的计测时刻，纵轴是RSI的大小和血压值的大小。
以能够对照地观察相同时刻的RSI和血压值的方式，使该2个生理数据的计测时刻相同，在上下并排显示RSI和血压值。
观察到图38所示的图形的观察者，首先观察RSI的推移波形25a，识别RSI大的时间区域（图38Ta～Tb 25a-1），理解在该区域中被测定者处于深度睡眠状态。
接着在血压值推移波形25b中，观察相同时刻的Ta~Tb的血压值推移波形25b-1，能够判断应该将该区域的低血压值采用为基础血压值。
结果，不使用PSG那样的大规模检查设备，或者不依赖于统计的手法那样的间接地手段，能够直接获得处于深度睡眠的被测定者的血压值，能够再现性良好地、高精度地简便地测定基础血压。
因此在本发明的系统中，如已经说明的那样，从根据输入的呼吸波形针对5分钟的傅里叶窗口期间按每5秒使时间移位执行高速傅里叶变换（FFT）而获得的、在各傅里叶窗口期间的起点的时刻的多个傅里叶谱，提取包含作为典型的人体的呼吸周期的0.4Hz的0.11~0.50Hz的频率区域。进而在本发明的变形例的系统中，解析部24d-3对以上述的50秒期间的移位间隔获得的每个傅里叶窗口的呼吸频带中包含的频率的平均值（X bar）和标准偏差（SD）进行计算。而且构成为根据标准偏差的倒数来计算上述的RSI，以能与血压值进行对照的方式进行显示等。
再有，优选同时并行地计测呼吸波形和血压值，但如果在两者有一致的期间的话，以在一致期间中能够对双方的数据进行对照评价的方式构成即可，双方的计测期间不同也可。
此外，不限定于被测定者处于睡眠状态的夜间，针对清醒中的被测定者，以上述的方法持续地计测呼吸波形和血压值，以测定在RSI大的状态、即被测定者的生理状态处于稳定期的情况下的血压值的方式进行使用也可。
作为将这些实施方式扩展了的结构的优点，在下述变形例中也是同样的。
[血压测定系统的变形例]
在先前说明的实施方式中，说明了血压测定在被测定者的睡眠中持续地进行，其计测间隔典型地是15分钟到30分钟，与ABPM法相同。
可是自动血压计将气袋对被测定者的上臂等进行加压并系紧来进行血压测定，因此由于进行测定有可能唤醒被测定者。
因此作为上述的本发明实施方式的变形例，也可以构成为不对睡眠中的被测定者持续地进行血压测定，而仅在RSI超过预先设定的阈值、睡眠深的状态下，进行利用气袋加压的血压测定。
或者，也可以构成为虽然在被测定者的睡眠中持续地进行血压测定，但仅在RSI超过预先设定的阈值的情况下，执行测定的血压值数据向存储器的存储、信息送出、或者显示等的输出。通过这样构成，能够使存储器的容量降低，减少消息发送时的通信错误风险，使观察者观察波形数据时的作业效率提高。
这些变形例的结构除了上述的差异点之外，与先前说明的血压测定系统24a相同，因此考虑麻烦，在这里不反复进行说明。
[本发明向多导睡眠检查（PSG检查）的应用]
上述说明的血压测定系统，作为呼吸周期的稳定度的指标例如根据RSI获知处于徐波睡眠状态，能够检测基础血压值，因此具有基于计测容易的呼吸波形容易在家进行运用的优点。
可是，在实施本发明时，用于获知处于慢波睡眠的状态的指标和生理数据并不仅限定于呼吸波形和根据其获得的RSI的指标。
例如，如先前说明的那样，根据脑波SWA波形的推移，医务人员能够诊断睡眠的深度即慢波睡眠的存在，因此针对包含睡眠中的期间，并行地持续计测脑波波形和血压值，医务人员根据脑波波形特别是脑波SWA波形的推移，确定被测定者处于慢波睡眠的状态的时间区域，将该区域中的血压测定值作为基础血压值而采用也可。
或者，在包含睡眠中的规定期间中持续地测定被测定者的脑波波形，持续地监视例如作为提取了其低频区域的分量的脑波SWA波形的功率，如果脑波SWA波形的功率超过预先决定的阈值时，判断为该被测定者当前处于慢波睡眠的状态，检测装置自动地指示执行血压值的测定，自动地计测慢波睡眠区域中的血压值即基础血压值，也可以这样构成血压测定系统。
进而，也可以构成为作为用于检测被测定者的慢波睡眠状态的生理数据也可以采用脑波波形以外的单个或多个生理数据，或者分别持续地计测这些多个生理数据进行显示，根据将这些多个生理数据组合起来的规定条件，装置自动地判断慢波睡眠的存在。
因为睡眠能够看作是大脑的生理的、功能的状态，所以例如采用在计测中使用脑波波形的结构的话，能够观察大脑本身的状态，计测、决定基础血压值来作为确诊。
作为能成为这样的本发明的实施方式的前提的结构，在以下说明为了检测被测定者的慢波睡眠状态，在现有技术中使用的多导睡眠检查装置（PSG检测装置）。
PSG检测装置是如下装置，用于在呼吸气流、鼾声、动脉血氧饱和度（SpO2）等基础的项目之外，还测定脑波、肌电图、眼球的运动等详细的生物体信息，由此配合呼吸状态的细节来定量地计算睡眠的深度（睡眠阶段）、睡眠的断裂化、唤醒反应的有无、睡眠构筑、睡眠效率等。
为了进行PSG检测，患者在医疗机构、被称为睡眠研究室的专用的检查设施中住院，将在被称为多导睡眠测定记录装置（以下称为PSG检查装置）的检查器具中附属的各种传感器安装在患者的各体位部，使患者就寝。而且在睡眠中将来自上述各传感器的输出信号连续地记录在规定的记录介质（个人计算机的硬盘、存储器卡等）中。
记录后的数据，由医务人员使用直接对检查数据进行解析的手动解析，或被称为多导睡眠自动解析装置的专用的装置来进行解析。在上述自动解析的情况下，自动地生成汇总了针对多个项目的评价的报告。上述多个评价项目例如是下述的各项目。
[表2]
作为PSG检测装置的制品例子，举出“Sleep
Watcher E Series”（制造销售 帝人制药、医疗设备批准号码21400BZY00026000，级别分类 管理医疗设备，特定维护管理医疗设备）。
该“Sleep Watcher E Series”的特征在于，以基于脑波计的设计，最大能够测定55通道，高采样率（最大512Hz），能够以A/D分辨能力14bit来显示纤细的波形，在主体内置有脉冲血氧仪、压力传感器，通过简单的设计能够简单地进行操作，对应于LAN能够应对各种各样的检查环境，具备系统的扩展性，能够经由HUB简单地向2头系统扩展，也对应于数字视频图像输入（选择项），是日语显示并可进行容易理解的操作，能够使检查/诊断的作业效率提高，以报告布局为首，能够以多信息文本格式自由自在地对各种各样的解析结果进行布局。
此外，“Sleep Watcher E Series”作为输入检查通道、即成为计测对象的生理数据，能够处理以下的数据。
AC电极（脑波睡眠诊断通道）：32ch
AC输入（呼吸、四肢运动通道）：8ch
DC输入（体位、其它的通道）：4ch
血氧仪：1ch
压力传感器：2ch
外部DC输入（选择项）：8ch
再有，在这些现有的PSG检测装置中，在计测对象的生理数据中没有包含血压值。
睡眠脑波的阶段判定，是基于观察将脑波（EEG）、眼球运动（EOG）、颌肌电图（EMG）等合在一起的多种波动图而判定的。作为睡眠阶段的判断基准，制定有国际基准（Rechtshaffen
& Kales, 1968）。
因此，能够构成为在这样的现有技术的PSG检测装置的计测对象生理数据中新添加血压值作为睡眠中的被测定者的计测对象生理数据，由医务人员综合地解析这些多个生理数据，确定慢波睡眠中的血压值，决定基础血压值。
或者，也可以构成为装置根据这些生理数据内的一个或多个的组合，在规定的条件下自动判定慢波睡眠的存在，以能够将该慢波睡眠的存在的有无和计测的血压值相互对照的方式进行显示、印刷、向外部送出等的输出。
或者，也可以构成为在装置自动判定慢波睡眠的存在时，执行被测定者的血压值计测。
这些本发明实施方式的具体的结构，根据先前说明的本发明的其它实施方式的结构、以及上述PSG检测装置的结构是很明显的，因此为了避免繁杂，在这里不反复进行说明。
[本发明向氧浓缩器的应用]
接着，作为本发明的另一个侧面，使用附图说明使用呼吸周期的稳定性等进行人体的生理状态、特别是舒适度评价的本发明的供氧装置的实施方式例。
图39是例示了作为本发明的一个实施例的压力变动吸附型氧浓缩装置的概略装置结构图。
本实施例的氧浓缩装置1作为其特征结构，具备：对患者的呼气、吸气的至少一种进行检测的呼吸同步部201；和控制部401。呼吸同步部201通过仅在患者的吸气期间中供给氧浓缩气体，从而能够发挥实现氧浓缩装置的运行所需要的电量的削减、氧浓缩装置的结构小型化等的、在现有技术中使用的功能，并且发挥利用该呼气、吸气的检测功能，生成患者的呼吸波形信息的功能。控制部401根据获得的呼吸波形信息，计算先前说明的被称为RSI的呼吸周期稳定度的指数，持续地监视该RSI的推移，向RSI变为高值的状态即患者的舒适度提高的方向，变更控制吸入用氧浓缩气体的流量的控制阀110的开度，对氧浓缩气体的供给流量进行变更控制。结果，根据本实施例，能够更细致地根据实际的患者的生理状况来供给最适合的氧气量，并且为了对氧浓缩器附加该功能，主要是变更氧浓缩器的运行控制程序，不需要大幅追加机械的或电子控制的结构部件，能够在使装置保持简洁、低成本的状态下附加新的高功能。
以下，包含与现有技术的带有呼吸同步功能的氧浓缩器重复的部分，说明本实施例的氧浓缩器1。
在本实施例的概略结构图的图39中，1表示氧浓缩装置，3表示吸入被加湿的富氧空气（也称为“氧浓缩气体”）的使用者（患者）。压力变动吸附型氧浓缩装置1具备：通过原料空气导入口具备的空气过滤器，除去细微的尘埃的HEPA过滤器101；吸气消音器102；压缩机103；流路切换阀104；吸附筒105；止回阀107；制品罐108；调压阀109；流量设定单元110；微粒过滤器111。由此，能够从由外部导入的原料空气，制造将氧气浓缩后的氧浓缩气体。
此外，在氧浓缩装置的壳体内，内置有：用于对生成的氧浓缩气体进行加湿的加湿器（未图示）；使用上述的流量设定单元110的设定值和氧浓度传感器301、流量传感器302的测定值，对压缩机、流路切换阀104进行控制的控制部401；用于防止压缩机的噪声的压缩机盒501；用于冷却压缩机的冷却风扇502。
首先从外部导入的原料空气，从具备用于除去尘埃等的异物的外部空气导入过滤器101、吸气消音器102的空气导入口被导入。这时，在通常的空气中，包含大约21%的氧气，大约77%的氮气，0.8%的氩气、1.2%的二氧化碳等其它气体。在该装置中，仅取出作为呼吸用气体所需要的氧气进行浓缩。
该氧气的取出，是对填充有由对原料空气中选择性地吸收氮气分子而不是氧气分子的沸石等构成的吸附材料的吸附筒，一边通过流路切换阀104依次切换作为对象的吸附筒，一边通过压缩机103对原料空气进行加压供给，在吸附筒内选择性地吸附除去原料空气中包含的大约77%的氮气。
作为这样的吸附筒，以填充有上述吸附材料的圆筒状容器形成，通常在1筒式、2筒式之外使用3筒以上的多筒式，但为了连续地高效地从原料空气制造富氧空气，优选使用多筒式的吸附筒。此外，作为上述的压缩机，除了使用摆动型空气压缩机之外，也有使用螺杆式、回转式、涡旋式等的旋转型空气压缩机的情况。此外，驱动该压缩机的电动机的电源可以是交流，也可以是直流。
将没有被所述吸附筒105吸附的氧气作为主成分的氧浓缩气体，经由以不向吸附筒回流的方式设置的止回阀，流入到制品罐108。
此外，为了从新导入的原料空气中再次吸附氮气，被填充在吸附筒内的吸附材料吸附的氮气需要从吸附材料解吸附。因此，从通过压缩机实现的加压状态通过流路切换阀切换到减压状态（例如大气压状态或负压状态），使吸附的氮气解吸附，使吸附材料再生。在该解吸附工序中，为了提高其解吸附效率，也可以从吸附工序中的吸附筒的制品端侧或者制品罐使氧浓缩气体作为净化气体而回流。
通常，由于在使氮解吸附时产生大的气流音，所以一般使用氮排气消音器503。
从原料空气生成的氧浓缩气体蓄积到制品罐108。在该制品罐中蓄积的氧浓缩气体例如包含95%的高浓度的氧气，通过调压阀109、流量设定单元110等一边控制其供给流量和压力，一边向加湿器（未图示）供给，对患者供给被加湿了的氧浓缩气体。该加湿器能够使用通过具有水分透过膜的水分透过膜模块，从外部空气导入水分向干燥状态的氧浓缩气体供给的无供水式加湿器,使用水作为加湿源的鼓泡式加湿器,或表面蒸发式加湿器。
在流量测定单元110中使用控制阀。在选择以手动设定氧浓缩气体的供给流量的第1模式时，通过设置在氧浓缩装置的供氧流量的上下按钮402，利用控制部401控制控制阀的开度，使流量变更为规定流量。除了该第1流量设定模式之外，作为本发明的特征的第2流量设定模式，向提高患者的舒适度的方向，监视作为生物体信息的一种的呼吸波形信息中包含的呼吸周期的稳定度，向根据该呼吸周期稳定度能够评价的患者的舒适度提高的方向，控制氧浓缩气体的供给流量。上述2个模式能够通过模式选择开关403的选择操作，由患者或其看护人员进行选择操作。
呼吸同步部201是该第2流量设定模式的主要结构要素，并且是用于仅在患者的吸气期间中供给氧浓缩气体，实现氧浓缩装置的运行所需要的电量的削减、氧浓缩装置的结构小型化等的、实现呼吸同步功能的主要要素。首先针对呼吸同步功能进行说明。
配置在呼吸同步部201中的高灵敏度的压力传感器（例如半导体压力传感器），感患者通过被称为套管的导管对氧浓缩气体吸气时的少许的负压，基于该传感器输出的信号，控制部401以在患者的呼吸循环中的吸气的全部期间或一部分期间中供给氧浓缩气体的方式，控制开闭控制阀110。再有，在本实施例中，控制阀110采用兼作为所谓的双位阀的结构，但也可以采用将用于决定流量的控制阀和切换气体的切断和流动的切换阀分离的结构。
通常，在人的呼吸循环中，吸气占1/3、呼气占2/3的时间，因此仅在该吸气期间的全部期间或其一部分期间中，通过连续基础流量来供给高流量的氧浓缩气体，从而仅在患者实际吸氧时供给氧浓缩气体。此外，因为呼气期间停止氧浓缩气体的供给，所以节约（conserving）了要向患者供给的氧浓缩气体的量，结果削减了运行电量，能够以更小型的氧浓缩器结构进行同样的氧气供给。
如上所述，呼吸同步部201在内部具备压力传感器，感测患者的呼气吸气定时，结果能够生成呼吸波形信息。
因此本实施例的氧浓缩器1根据这样获得的呼吸波形信息，调查患者的呼吸周期，例如作为先前示出的RSI计算出其稳定度，持续地记录RSI的推移的话，控制部401就能检测患者的生理稳定度或者舒适度处于哪个水平，以什么方式推移。
因此在选择了上述的第2供给流量设定模式时，控制部401持续地监视该RSI的推移，向RSI变为高值的状态即患者的舒适度提高的方向，变更控制阀110的开度，对氧浓缩气体的供给流量进行变更控制。
虽然医生作为处方来对各患者决定氧疗法的供氧量，但人体生理上需要的氧量根据人体的活动状况、其它的状况而不同，例如对于劳作时（活动活跃的状态）、安静时、睡眠时医生分别以不同的值决定处方流量，但根据本实施例，能够更细致地，根据实际的患者的生理状态来供给最适合的氧气量。
此外，在患者牵引便携型氧浓缩器步行，到医院去、进行步行运动（康复治疗）时，本实施例特别有用。
当然，这样的供给量控制应该在医生的指示和管理下进行。
此外根据本实施例，因为利用呼吸同步式的氧浓缩器已经具有的呼吸压传感器，所以不需要用于测定呼吸波形的进一步的结构，具有氧浓缩器的结构简洁且低成本的优点。
本实施例能够在上述说明的方式亦为进行各种变形来实施，这些也相当于本发明的实施。
例如在氧浓缩器以外，能够应用于从氧气罐、液体氧瓶供给吸入用氧的装置，只要是能够持续地计测呼吸波形以外的各种各样的生理数据，例如心跳数、心电图、脑波、体温、血液中的氧饱和度、呼吸体积量、步行速度、血压值等，可评价人体的生理状况、舒适度的方式的话，能对其全部进行应用。
此外作为用于获得呼吸波形的传感器，除了用于呼吸同步功能的压力传感器之外，也可以使用气流传感器、温度传感器、声音传感器等。
[本发明向医疗监视系统、远程医疗系统的应用]
接着，针对向各种医疗设备、特别是将设置在患者家中的氧浓缩器的运行信息等向处于远方的监视中心发送的医疗设备监视系统，或者进行生理数据的发送接收的远程医疗系统应用本发明的实施例，基于附图进行说明。
历来，将患者的血压、体温、呼吸频度、血中氧饱和度等的测定生理数据（重要数据）经由通信路径向接收终端发送的远程系统、所谓远程医疗系统，在患者的远程诊断或者患者的状态观察中使用。
可是，不将这些直接的生理数据，而将患者的生理稳定度或者舒适度的指标经由通信路径向接收终端发送，或者基于经由通信路径接收的生理数据生成这些患者的生理稳定度或者舒适度的指标，在现有技术中没有提出，也不为人所知。
此外，提出了如作为申请人的帝人制药株式会社使用的氧浓缩器运转监视系统（Teijin
Oxygen-concentrator Monitoring System：TOMS（トムス）（注册商标））那样，由监视中心对患者在自家中使用的医疗设备的运转状况进行监视的系统，并在实际中使用。也提出了使这样的医疗设备的运行监视具有患者的生理数据例如血中氧饱和度的发送功能，能够在监视中心进行患者的状态观察的结构。可是，与上述同样，不是发送接收和利用直接的生理数据，而是将患者的生理稳定度或者舒适度的指标经由通信路径向接收终端发送，或者基于经由通信路径接收的生理数据生成这些患者的生理稳定度或者舒适度的指标，这并不为人所知，也没有提出。
本实施例构成为，能够发送以先前说明的作为呼吸周期稳定度的指标的RSI例示的、患者的生理稳定度或者舒适度的指标，或者为了生成该指标而使用的生理数据。
通过监视中心或医务人员把握这样的患者的生理稳定度或者舒适度，从而能够灵活运用仅以单纯的生理数据的计测值不能了解的患者的状态、状态的推移（趋势）、在家氧疗法那样的在患者家中进行的治疗效果的确认、在实际发生状态的恶化之前利用趋势观察的预防保全。
图40是表示本实施例的医疗支援系统的一例的图。
在实施本实施例时，不限于图40所示那样的在医疗设备运行信息的监视系统中加载RSI等的信息的结构，当然也可以如现有的远程医疗系统那样，构成为主要发送生理数据、根据该生理数据生成的各种指标值的系统。在这样的系统中，构成为以测定气流、温度变化、胸廓或腹部的运动、睡眠时的体动或重心位置的变化等的方法来取得患者的呼吸波形信息，将该呼吸波形信息经由通信路径进行发送，或在发送前变换成RSI，经由通信路径发送RSI。
在作为应用于医疗设备运行信息的监视系统的实施例的图40中，在包含患者家、老人院、儿童福利设施、患者住院、常去的医疗机构等的患者所在地100、110，设置先前说明的医疗用氧浓缩装置等的在家疗法中使用的医疗设备10、经由通信电缆11等与医疗设备10连接的通信终端子机12、与通信终端子机12能够经由无线通信介质或有线通信介质进行信息通信的通信终端母机14。而且，通信终端母机14经由公用电话线路150等的公用通信网，对处于从医疗设备10离开的场所的数据中心200内的服务器20进行信息的上传。在数据中心内的服务器20，连接有储存医疗设备和患者的信息、和该医疗设备的运行信息等的数据库DB。该服务器20例如设置在从患者家远离的地方，或设置在从医疗机构内的医疗设备远离的地方。
通信终端子机12也有时收容在医疗设备10的壳体内，经由通信连接构件连接。而且，通信终端母机14通过将电话线路电缆15连接到患者家内设置的电话的标准组合插口，从而连接到公用通信网150。由此，通信终端母机14与患者家内的固定电话等的通信设备共享公用通信网150。
在通常状态下，作为医疗设备10的氧浓缩装置对空气中的氧进行浓缩，生成例如90%的高氧浓度气体，患者按照医生的处方进行氧吸入。医疗设备10制作其运行信息，例如何时、以多长期间、多大的量进行供氧等的信息，对通信终端子机12输出。然后，通信终端母机14取得该运行信息，在预先设定的上传定时向服务器20上传。该上传定时例如是以24小时一次的周期对多个医疗设备分别固有地决定的定时。通过像这样对多个医疗设备决定各自的上传定时，从而避免向服务器的上传集中。此外，因为通信终端母机14与患者家中的通信设备共享公用通信网150，所以上传定时设定在夜间的时间带。
医疗设备10当发生异常时制作紧急信息。例如是氧浓度或氧流量等变为异常值，或医疗设备的各结构部件变为脱离正常状态的状态的情况等。该紧急信息经由通信终端子机12对通信终端母机14供给。然后，通信终端母机14不等待上传定时，而实时地将该紧急信息对服务器20上传。
以上，是在本医疗设备监视系统中对医疗设备的运行信息进行发送接收的工作的说明。如以上说明的那样，通过氧浓缩器的呼吸同步部的压力传感器或其他的传感器单元，能够获得患者的呼吸波形信息。根据该呼吸波形信息，如已说明的那样，能够作为呼吸周期的稳定度信息而生成例如RSI。因为RSI等成为表示患者的舒适度的指标，所以如果通过利用该医疗支援系统，实时地监视处于远方的患者家中的患者的RSI，或蓄积记录到服务器20的话，对于画着的状态观察、恶化预测、氧疗法的治疗效果的确认是非常有效的。
因此，本实施例系统构成为将这些RSI等的信息加入氧浓缩器等的医疗设备运行信息中，从医疗设备侧向服务器侧发送。该医疗设备不限于氧浓缩器，只要是利用RSI等的信息的医疗设备即可。
考虑系统的结构是各种各样的，例如也可以向服务器发送呼吸波形信息，在服务器生成RSI，也可以在医疗设备侧生成RSI，或者在RSI经过特定的阈值的情况下发送信息。
此外，本实施例的说明不过是一个方式，通信终端母机子机是一个终端也可，内置于医疗设备内部也可。
此外发送信息的通信路径是便携式电话线路也可，当然也可以经由USB存储器等的记录介质向服务器送交信息。
或者，也可以在一周、一日等固定的期间中，将RSI以什么方式进行推移、这时氧浓度气体的供给流量是什么样的等的信息作为期刊数据在纸面、画面中汇总，以医务人员等能够阅览的方式做成报告书形式。
产业上的利用可能性
根据本发明，提供一种不需要住院检查，可靠且简洁，并且通过仅使用呼吸波形对包含睡眠质量的舒适度进行评价，为了发现潮式呼吸症状而使用的呼吸波形信息的运算装置、对包含睡眠质量的舒适度进行评价的装置、生理数据运算装置、用于使用呼吸波形信息进行运算的计算机程序、用于对包含被测定者的睡眠质量的舒适度进行评价的计算机程序、呼吸辅助装置、慢性心脏疾病的治疗装置、用于在滴定作业中使用的检查装置、血压检查装置、用于进行血压检查的计算机程序、多导睡眠检查装置。
附图标记说明
1 睡眠评价系统（呼吸波形信息的运算装置）；
2-1 呼吸传感器（计测单元）；
3-3 解析部（运算单元）；
3-4 显示部（输出单元）；
3-5 打印机部（输出单元）；
3-6 输出端（输出单元）。
Claims (12)
1.一种呼吸波形数据的运算装置，其特征在于，具备：
计测单元，在规定的计测期间中，对被测定者的呼吸波形数据进行计测；
生成单元，在各计测时刻生成所述计测期间中的各计测时刻的表示该计测值的稳定度的指标，生成该计测期间中的该指标的时间推移的数据；以及
输出单元，针对所述生成的数据，进行显示、印刷或向装置外部的送出中的至少任一种输出处理，
表示所述计测值的稳定度的指标是呼吸频率的标准偏差的倒数（RSI）。
2.一种呼吸波形数据的运算装置，其特征在于，以呼吸波形数据记录计进行权利要求1所述的计测单元进行的工作，呼吸波形数据解析装置基于所述呼吸波形数据记录计中记录的波形，进行权利要求1所述的生成单元和输出单元进行的工作。
3.根据权利要求2所述的呼吸波形数据的运算装置，其特征在于，在所述呼吸波形数据记录计中记录的呼吸波形数据的信息，经由记录介质或通信路径向所述呼吸波形数据解析装置传输。
4.根据权利要求1所述的呼吸波形数据的运算装置，其特征在于，所述指标的时间推移的数据是从RSI趋势、RSI的频率分布、RSI的自相关函数以及RSI趋势中包含的亚日节律的推移中选择的1个以上的数据，所述呼吸波形数据的运算装置对呼吸波形信息进行运算。
5.根据权利要求1~4的任一项所述的呼吸波形数据的运算装置，其中，所述计测期间是包含睡眠中的规定期间。
6.根据权利要求1~4的任一项所述的呼吸波形数据的运算装置，其中，具备：通过将所述生成的数据与睡眠质量良好的数据进行比较，从而自动判定睡眠的质量的单元。
7.一种呼吸辅助装置，其中，具有：
权利要求6所述的所述呼吸波形数据的运算装置；
压缩空气用送风单元，构成为送出比大气压高的压缩空气，且能够变更该送出压力；
导管单元，与所述压缩空气用送风单元的送出侧连结；以及
面罩单元，配备在所述导管单元的另一端部，对治疗患者安装并将所述压缩空气向该患者供给；以及
控制单元，向提高该患者的睡眠质量的方向，变更控制所述压缩空气用送出单元的送出压力，
所述呼吸辅助装置用于对处于睡眠状态的该患者经由所述面罩单元持续地供给所述压缩空气。
8.根据权利要求7所述的呼吸辅助装置，其特征在于，所述压缩空气用送风单元构成为，以治疗患者的肺换气量和/或治疗患者的呼吸数接近预先决定的固定量的方式，自动变更控制所述送出压力。
9.一种用于在滴定作业中使用的检查装置，其特征在于，具备：
权利要求1~6的任一项所述的呼吸波形数据的运算装置；以及
呼吸辅助装置，
所述呼吸辅助装置具备：
压缩空气用送风单元，送出比大气压高的压缩空气；
导管单元，与所述压缩空气用送风单元的送出侧连结；以及
面罩单元，配备在所述导管单元的另一端部，对治疗患者安装并将所述压缩空气向该患者供给，
所述呼吸辅助装置用于对该患者经由所述面罩单元以固定压力或可变压力持续地供给所述压缩空气。
10.一种血压检查装置，其特征在于，具备：
权利要求1~6的任一项所述的呼吸波形数据的运算装置；
血压值计测单元，根据取得指令对被测定者的血压值进行计测取得；以及
取得指令生成单元，在表示所述计测值的稳定度的指标超过预先设定的阈值的情况下，生成所述血压值的取得指令。
11.一种供氧装置，将吸入用氧气或吸入用氧浓缩气体对患者供给，其中，具备：
权利要求1~6的任一项所述的呼吸波形数据的运算装置；以及
控制单元，使用所述生成的数据，向提高该患者的舒适度的方向，对所述气体的供给流量进行变更控制。
12.一种患者监视系统，其中，具备：
权利要求1~6的任一项所述的呼吸波形数据的运算装置；以及
发送单元和接收单元，用于将从在所述运算装置中计测的呼吸波形数据、生成的指标及生成的数据中选择的1个以上，经由通信路径向从所述运算装置离开的处所进行发送接收。
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