TW201544134A - 呼吸異常改善裝置 - Google Patents

Abstract

本發明提供一種可有效地改善在睡眠時的呼吸異常的呼吸異常改善裝置。其為，作為電刺激對患者施加由刺激發生單元所產生的刺激信號的呼吸異常改善裝置。在此，包括探測患者的呼吸狀態的呼吸探測單元，且以作為對裝著在患者的治療電極的刺激信號，進而發生以已設定在所定時刻的電流位準所發生的第1刺激信號，及基於來自呼吸探測單元的探測信號且在所述患者被判斷為呼吸異常時的與所述第1刺激信號不同的電流位準的第2刺激信號的方式構成刺激發生單元。

Description

呼吸異常改善裝置

本發明關於通過對患者肉體施加電刺激，進而防止或減輕睡眠中的呼吸暫停或低通氣等的呼吸異常狀態的呼吸異常改善裝置。

在對頦（mentum）肌肉施加電刺激，進而治療睡眠中的呼吸異常狀態的呼吸異常改善裝置中，被提示著在發生呼吸暫停或低通氣的同時施加電刺激的方法，以及與發生呼吸暫停或低通氣無關而連續施加單調的電刺激的方法。

例如，在專利文獻1中表示為，作為前一種方法，用感測器監視患者的呼吸用力和胸前內壓，且通過感測器的感知狀態和閥值的比較，當患者處於呼吸困難的狀況時，於所定時間給予電信號進而刺激患者肌肉的想法。另外，在另一專利文獻2中表示為，作為後一種方法，以在一定時間重複發生由多數的電脈衝組成的電脈衝組的通電期間，和不發生電脈衝組的休止期間的方式，進而對患者施加與呼吸暫停狀態不同期的刺激信號的想法。

專利文獻1 美國專利5190053號說明書 專利文獻2 日本專利第4960704號說明書

在上述以往技術中，其前一種的同期方式的方法，相對未習慣電刺激的患者，由於具有在與呼吸暫停探測的同時作為電信號輸送電流，因此導致皮膚神經過剩反應，進而多有發生即使為弱電流也導致覺醒的實例的問題。

再者，其後一種的非同期方式的方法，由於以單調地節拍（定時發生器）輸出於睡眠時不被覺醒的最大的電流，進而導致身體與其發生適應，從而即使傳送覺醒界限的電流也刺激感不足。在這種情況下，則電流積算值（時間×電流量）具有向需要以上變大的傾向，進而具有由於長時間通電所帶來的弊病。進一步，由於在覺醒臨界的電流設定中因人而異具有差異，因此難以設定最佳電流值。

與此相關，一旦對為肉體的人體施加急電刺激，則尚未適應電刺激的肉體（神經）顯示出過剩反應。因此，在為通常的電刺激裝置的低頻治療儀等中，即使在治療開始時被設定為將刺激電流為零的零始動，且間歇性地輸送刺激電流的間歇通電中，也由於急劇地電流增加而導致劇痛，因此，使其增加緩和刺激電流。

再者，與此相反，若持續施加強電刺激，則肉體（神經）適應了其刺激，進而感覺麻痺，若無更大的電刺激則不能達到所需的滿足。

在此，鑒於上述問題點，本發明的目的在於，通過在平常施加不影響睡眠品質的程度的電刺激去防止呼吸異常，而在已發生呼吸異常時，直至其異常被改善為止對其施加適宜的電刺激，進而提供一種能夠有效地改善睡眠時的呼吸異常的呼吸異常改善裝置。

本發明為一種呼吸異常改善裝置，其將在刺激發生單元所發生的刺激信號作為電刺激施加於患者，其特徵在於包括探測所述患者的呼吸狀態的探測單元。其中，所述刺激發生單元被構成為如下。即，作為所述刺激信號，所述刺激發生單元以已設定在所定時刻的電流位準產生第1刺激信號；並基於來自所述探測單元的探測信號，在所述患者被判斷為呼吸異常時，發生與所述第1刺激信號不同的電流位準的第2刺激信號。進一步，所述第1刺激信號和所述第2刺激信號各重複通電期間，其產生超過成為一定位準的電脈衝組；和休止期間，其產生一定位準以下的電脈衝組或完全不發生電脈衝組。各所述通電期間存在有第一區間，其所述刺激信號的電流位準以隨著時間的推移漸漸地成為緩慢的方式增加及上升；以及第二區間，其出現於所述第一區間之後並使所述刺激信號的電流位準成為一定。並且，將重複增減所述刺激信號的電流位準或頻率，或重複增減所述刺激信號的電流位準和頻率的高頻振動，插入在所述通電期間的所述第一區間中或所述第二區間中。

在上述構成中，也可在所述休止期間，以將電流位準降低在從0至所述患者肌肉無緊張的值的範圍內的方式構成所述刺激發生單元。

再者，也可，以在所述第一刺激信號發生時的休止期間，將所述電脈衝組的電流位準保持在0以外的一定值；在所述第二刺激信號發生時的所述休止期間，將電脈衝組的電流位準歸0的方式構成所述刺激發生單元。

再者，所述刺激發生單元也可被構成為，在所述第一刺激信號發生時的通電期間，不將高頻振動插入在所述第一區間中，而僅將高頻振動插入在所述第二區間中；在所述第二刺激信號發生時的通電期間，將所述高頻振動插入在涉及從所述第一區間的途中至所述第二區間中。

再者，所述刺激發生單元也可被構成為，在所述高頻振動的插入期間，所述刺激信號的電流位準以隨著時間的推移漸漸地成為緩慢的方式上升。

再者，所述刺激發生單元也可被構成為，在所述第一刺激信號發生時的所述高頻振動的插入期間，僅在所述刺激信號的電流位準上升期間中，重複增減所述刺激信號的頻率。

再者，所述刺激發生單元也可被構成為，在所述第二刺激信號發生時的所述高頻振動的插入期間，僅在所述刺激信號的電流位準上升前的，且被保持在一定的期間中，重複增減所述刺激信號的頻率。

再者，本發明也可包括：治療電極，其用於將所述刺激信號輸出於所述患者並且被裝著在所述患者上，；及電極監視單元，其監視被施加在所述治療電極的電流和電壓，並且感知所述治療電極的異常狀態。

再者，本發明也可包括治療電極，其用於將所述刺激信號輸出於所述患者並且被裝著在所述患者上，所述治療電極由：被供給所述刺激信號的電極；及已被安裝於所述電極的粘著性的覆蓋物所構成，所述覆蓋物由具有透濕性的構件所組成。

再者，本發明也可包括治療電極，其用於將所述刺激信號輸出於所述患者並且被裝著在所述患者上，所述治療電極由：被供給所述刺激信號的電極；及已被安裝於所述電極的粘著性的覆蓋物所構成，所述覆蓋物形成有通氣孔。

再者，本發明也可包括：治療電極，其用於將所述刺激信號輸出於所述患者並且被裝著在所述患者上；和一對軟線，其連接在所述刺激發生單元與所述治療電極之間，其中，所述治療電極由：被供給所述刺激信號的一對電極；及已安裝所述電極的粘著性的覆蓋物所構成，且從所述一對電極的不同側分別拽出所述一對軟線。

再者，也能夠以對患者每日施加所述刺激信號的方式構成所述刺激發生單元。

根據本發明，通過來自刺激發生單元的作為第1刺激信號施加通常不影響患者的睡眠品質的程度的電刺激，由於不施加所需以上的大電流位準的電刺激，進而在不使患者覺醒的情況下能夠防止或減輕呼吸暫停或低通氣等的呼吸異常。再者，在一邊對患者施加第1刺激信號，一邊輸出由探測單元在呼吸暫停或低通氣時特有的探測信號的情況下，以直至不呈現這種特有的探測信號為止，或者在一定的期間增強電刺激的電流位準，以及使其變化電流位準的強弱的方式對患者施加另外的第2刺激信號。這樣，在已發生呼吸異常時，直至該異常被改善為止，通過作為適宜的電刺激，進而施加與第1刺激信號不同的電流位準的第2刺激信號，從而能夠有效地改善在睡眠時的患者的呼吸異常。進一步，由於刺激發生單元在通電期間的上升時，生成並輸出其電流位準隨著時間的推移漸漸地變緩和的刺激信號。因此，能夠以使其不產生由於刺激信號的電流位準急劇上升而導致劇痛。而且，在刺激信號的通電期間，通過在短時間內插入增減電流位準或頻率，或者同時增減電流位準和頻率的高頻振動，進而能夠將刺激感保持在一定的位準。

以下，參照附圖，對在本發明中的呼吸異常改善裝置的適宜的一實施例加以說明。

圖1為表示裝置的整體結構的程式框圖。在同圖中，本實施例的呼吸異常改善裝置包括：主體1，其形成裝置的主要部分；電極3，其介於為連接單元的一對的軟線2A、2B ，並被電氣連接於該主體1。

首先，從主體1的結構加以說明。11為可充放電的鋰二次電池；12為將由裝置外部的商用電源輸入的交流（AC）電力轉換且輸出為直流（DC）電力的AC適配器；13為電性的連接這些鋰二次電池11和AC適配器12的電源單元。這些構成電力供給單元14，其將所定的直流電力供給於在後面所述的控制CPU 21和輸出振幅控制單元22。

電源單元13，包括：電池電壓監視電路16，其監視鋰二次電池11的充放電電壓；充電控制電路17，其控制鋰二次電池11的充電；以及穩定化電路18，其將來自鋰二次電池11的直流電壓穩定化且輸出。特別是本實施例的AC適配器12，僅在鋰二次電池11的充電時被連接在商用電源而使用，且一旦直流電力從AC適配器12被輸出於電源單元13，則接受來自電池電壓監視電路16的監視結果，進而充電控制電路17用所定的電流和電壓對鋰二次電池11進行充電。相對於這些，在將AC適配器12不連接在商用電源的情況下，將發生在鋰二次電池11的，例如DC3V～4.2V的端子電壓原封不動地輸出於輸出振幅控制單元22，並且通過穩定化電路18將例如DC＋３V的已穩定的直流電壓供給於控制CPU21。

作為控制單元的控制CPU21內藏有周知的輸出入單元、存儲單元以及運算處理單元等。這些單元除了來自穩定化電路18的直流電壓之外，還接受來自晶體振盪器23的基準時鐘信號啟動。在此，依據已被存儲在存儲單元的控制程式， 以將所定的模式的刺激電流從電極施加於為活體的人體（未圖示）的方式進而構成控制CPU 21。

由多數開關組成的輸入單元25、依據感知器的呼吸探測單元26以及監視電極3的狀態的電極監視單元27，被分別連接在所述控制CPU21的輸入側埠。輸入單元25除指示刺激電流的輸出起始和輸出停止外，還指示刺激電流的強度（振幅）和時間等，伴隨對輸入單元25的手動操作所發生的指示信號被收進於控制CPU 21。呼吸探測單元26，為了能夠將呼吸暫停或低通氣的狀態，或者疑似呼吸暫停或低通氣的狀態作為呼吸異常狀態去感知，由探測加速度、流通量、音量、以及氧飽和度等的多數或單獨的感測器所構成。電極監視單元27，在主體1側監視流通在電極3的電流和外施在電極3的電壓，為了感知電極3的脫離和短路以及斷線，而由例如電流探測單元和電壓探測單元所構成。

另一方面，除了所述的輸出振幅控制單元22外，輸出脈衝幅控制單元28和例如由LED或LCD等組成的表示單元29被分別連接在控制CPU 21的輸出側埠。輸出振幅控制單元22內藏有產生為了決定刺激信號的各個電脈衝的振幅的可變輸出信號的單元，在此內藏有升降壓電路31，該升降壓電路31接受來自控制CPU 21的第1控制信號，進而將來自鋰二次電池11的端子電壓，變換且輸出為例如在DC OV～10V的範圍的可變輸出信號。再者，輸出脈衝幅控制單元28內藏有產生為了決定在刺激信號中的各個電脈衝的接通時間和關閉時間的脈衝輸出信號的單元，在此內藏有波形生成CPU 32，該波形生成CPU 32接受來自控制CPU 21的第2控制信號，進而在所定時間生成且輸出所定的時間幅的脈衝輸出信號。

35為刺激信號生成單元。其接受從輸出振幅控制單元22輸出的可變輸出信號，及被輸於輸出脈衝幅控制單元28的脈衝輸出信號，從而將一種刺激信號輸出於電極3，該刺激信號重複通電期間，其連續性或間歇性地產生超過一定位準（於圖4～圖7所示的第一位準L1）的電脈衝組；以及休止期間，其產生一定位準以下的電脈衝組或完全不產生電脈衝組。本實施例的刺激信號生成單元35，除作為開關單元的FET 36、37外，還包括已絕緣初級端和二級端的變壓器38。變壓器38的一級線圈39，其中心分接頭被連接在輸出振幅控制單元22的可變輸出信號系統，且一端連接在已被共源極的FET36的汲極；另一端被連接在已被共源極的其它的FET 37的汲極。再者，變壓器38的二級線圈40，其電極3的電極41A通過一方的軟線2A被連接在其一端；電極3的另外的電極41B通過另一方的軟線2B被連接在其另一端。而且，成為以下方式，即來自控制CPU 21的+側脈衝輸出信號被供給於為FET 36的控制端子的閘波電路；來自控制CPU 21的-側脈衝輸出信號被供給於為FET 37的控制端子的閘波電路。

所述控制CPU 21，其作為內藏於存儲單元的控制程式的機能構成，包括：第1控制信號生成單元43，其生成為了決定可變輸出信號的振幅的第1控制信號；第2控制信號生成單元44，其在將脈衝輸出信號輸出於FET 36、37的任意一方的閘波電路的同時，並且生成為了決定其脈衝輸出信號的接通時間和關閉時間的第2控制信號；以及運作條件管理單元45，其存儲輸於電極3的刺激信號的運作條件的同時，依其需要將該運作條件表示在表示單元29，進一步接受來自輸入單元25的指示信號，從而進行該運作條件的設定更新。在此所說的運作條件，除已所述的電脈衝組的通電期間和休止期間外，還包括例如，其呼吸探測單元26為在未探測患者的呼吸異常狀態時的刺激信號的電流位準；以及呼吸探測單元26為在已探測患者的呼吸異常狀態時的刺激信號的電流位準等。

在此，接受來自第1控制信號生成單元43的第1控制信號，進而從輸出振幅控制單元22將所定的電壓位準的可變輸出信號輸出於變壓器38的一級線圈39的中心分接頭的同時；且接受來自第2控制信號生成單元44的第2控制信號，並且通過從輸出脈衝幅控制單元28向FET36、37的任意一方輸出具有所定的接通時間和關閉時間的矩形波的脈衝輸出信號，從而能夠將刺激信號發生在變壓器38的二級線圈40。總而言之，包括第1控制信號生成單元43和第2控制信號生成單元44的控制CPU21；輸出振幅控制單元22；輸出脈衝幅控制單元28；以及含有FET36、37和變壓器38的刺激信號生成單元35，其相當於對從電極3對患者活體施加刺激信號的刺激發生單元51。

刺激發生單元51，其從為感測器的呼吸探測單元26接受裝著電極3的患者的呼吸異常狀態，且控制輸出於電極3的刺激信號的強度（電流），進而預防或減輕呼吸暫停或低通氣等。該情況下，來自呼吸探測單元26的資訊，依其個人的病狀和身體狀況的差別而多有不確定因素。因此，雖可將這些認識為補助的要素從而利用，但在此基本上還是提倡一種呼吸異常改善裝置，該裝置的目的為不拘於呼吸暫停或低通氣的同期或不同期，而從電極3對活體施加通過內藏在控制CPU21的計時器所控制的伴隨從0%直至100%的強弱的電刺激。

其基本的運作為如下。即，將在睡眠時不影響睡眠品質的程度的電刺激作為第1刺激信號施加於使用者，從而預防呼吸暫停或低通氣。並且，當從呼吸探測單元26收入呼吸暫停或低通氣特有的資訊時，直至該資訊被改善為止，或者，在一定的時間增強電刺激的電流位準，或使其強弱變化，從而對使用者施加與第1刺激信號不同的電流位準的第2刺激信號。在本實施例的呼吸異常改善裝置中，將實現這樣的運作的刺激發生單元51設置在主體1。

如上所述，來自探測患者的呼吸狀態的呼吸探測單元26的感測器資訊，由於其探測準確度的原因僅作為補助性的資訊而利用。因此，其探測精度大致程度即可，其優選為簡便，即通常將被搭載在主體1的G（加速度）感測器作為呼吸探測單元26，通過感觸患者的體動進而依據其加速度的變化探測出呼吸異常。再者，若將利用壓力感測器的流量感測器作為呼吸探測單元26利用，則能夠以相當高的精度探測出呼吸異常。但是，由於每晚都要將套管（管）裝著在鼻孔附近，因此，導致認可性變低。

再者，雖然也希望呼吸探測單元26為能夠感知患者的聲音，但是，由於其它聲音的混入和打鼾的方式使其判定困難。雖然感知患者的血液中氧飽和度的呼吸探測單元26有望作為感測器，但由於數十秒的反應遲鈍以及需要在手指和耳朵上裝著感測器，進而導致認可性低下。此外，也有感知腦波和心電圖波形的呼吸探測單元26，但由於電極的裝著等導致粘貼和設定變得困難。總之，作為呼吸探測單元26可利用能夠探測患者的呼吸異常狀態的所有的感測器。

以下，根據圖2和圖3，對在本裝置中所使用的軟線2A、2B和電極3的結構加以說明。

在這些的各個圖中，41A、41B為作為已所述的一對輸出端子的電極，且各自的電極41A、41B通過用於連接的具有可撓性的一對軟線2A、2B與主體內的刺激發生單元51電性連接著。再者，52為將俯視為矩形的電極41A、41B保持為平行狀態的覆蓋物。該覆蓋物52以能夠裝拆在患者的頦部的方式由富有柔軟性和粘著性的材料所構成。在此的覆蓋物52，也被用在使用於裝置的電極3的粘附增強和保護，尤其是通過使粘著性的覆蓋物52保有適度的透濕性（通氣性），則能夠減輕已在患部貼敷且使用覆蓋物52時的濕悶和發癢等的不適感。相反，若於覆蓋物52無通氣性，則由於發汗的濕悶會導致覆蓋物52容易從患部脫落。

在本實施例中，為了提供將兒童至成人作為物件，且不問性別的呼吸異常改善裝置，作為平面狀的電極3的覆蓋物52，其優選為伸縮性也優越的不織布。其理由為，睡眠呼吸暫停綜合症的適應患者不僅為成年人，也多見於兒童。因此，其現狀為，骨骼形成不充分的兒童尚不能夠使用nCPAP（經鼻性持續氣道正壓呼吸）。但是，若使用不論於哪個方向都具有伸縮性的覆蓋物52，則會發生電極41A、41B的「折曲」，進而電極41A與電極41B接觸，從而導致發生異常電壓（短路）。在此本實施例中為了避免這樣的現象發生，以在縱向（垂直方向）具有充分的伸縮性的一方，在橫向（位準方向）具有非伸縮性的方式去調整不織布的形成。尚，一般被用於貼紮等的為紗布，但通過作為覆蓋物52使用不織布，則可得到提高通氣性和防止發汗等的效果。

覆蓋物52形成有狹縫53，該狹縫53作為連通在露出於外部的表面和朝向患部的裝著表面之間的通氣孔。該狹縫53被開口形成在已被並列配置為平面狀的一對電極41A、41B之間。再者，替代狹縫53，也可將缺口作為通氣孔形成在覆蓋物52。尚，依據電極41A、41B的形狀和大小，也可適宜地改變通氣孔的形狀。在本實施例中，通過將缺口和狹縫形成在用於電極3的粘著性的覆蓋物52，進而在考慮到電極3的三維性的屈曲的容易度和濕悶的解除以及使用後的剝離容易度的同時，進一步，可使其減低在患部裝著治療電極3時的不適感。

在圖2和圖3中，連接在電極41A一側的軟線2A與連接在另一側的電極41B的軟線2B的拽出方向不同。具體說來，表示在圖2的軟線2A、2B，雖然從成對的電極41A、41B的同側的邊端各自拽出，但在表示在圖3的軟線2A、2B，則從電極41A、41B的不同側的邊端各自拽出。尤其是在圖3中，將電極41A、41B為中心，相對一方的軟線2A的拽出方向，另一方的軟線2B於正相反的180度的方向被拽出，但軟線2B也可在90度或者這些以外的角度的方向拽出。通過這些，來自軟線2A、2B的拉力成為分散且施加在電極41A、41B，即電極3的不同側，進而可防止由於軟線2A、2B的拉力而導致的電極3的剝離。

接下來，關於上述結構，根據表示在圖4～圖7的各個波形例對其作用加以說明。在這些圖中，以將橫軸作為時間，將相當於輸出電流的刺激電流的輸出位準的變化作為電平表的值的方式用波形圖表示。因此，實際的刺激電流的波形由在下側（-側）以相似形存在的細小的電脈衝的集合組成。

在使用本裝置時，利用覆蓋物52的粘著性，事先將電極3裝著在患者的頦部。為了保持在此時電極3的裝著的方向性，將覆蓋物52形成為橫寬狀，這樣，覆蓋物52的縱向就必然地貼敷在頦部的左右方向，進而成為電極41A、41B並列被配置在頦部的前後方向的方式。

這樣，若對患者的電極3的裝著結束，則壓動操作輸入單元25的開關，進而指示為了開始治療的刺激信號的輸出始動。依據這些，輸出振幅控制單元22接受來自第1控制信號生成單元43的第1控制信號，且將在DC OV～10V的範圍的可變輸出信號輸出於變壓器38的一級線圈39的中心分接頭的同時，且輸出脈衝幅控制單元28，接受來自第2控制信號生成單元44的第2控制信號，將脈衝輸出信號輸出於FET36、37的任意一方的閘波電路。

一旦從輸出脈衝幅控制單元28將+側脈衝輸出信號施加於FET36的閘波電路，則在該+側脈衝輸出信號的開啟脈衝期間中，FET36啟動，進而一級線圈39的一端側（短點側）被接地，與可變輸出信號的電壓位準成比例，電壓被誘發在二級線圈40的一端側（短點側）。再者，在可變輸出信號被輸出在相同變壓器38的一級線圈39的中心分接頭的狀態下，一旦-側脈衝輸出信號從輸出脈衝幅控制單元28被施加在FET37的閘波電路，則在該-側脈衝輸出信號的開啟脈衝期間中，FET37啟動，進而一級線圈39的另一端側（非短點側）被接地，與可變輸出信號的電壓位準成比例，電壓被誘發在二級線圈26的另一端側（非短點側）。因此，可變輸出信號的電壓位準，只要不是0V，則從刺激發生單元51對電極3的電極41A、41B施加由對應可變輸出信號的電壓位準的正極性或負極性的電脈衝組成的刺激電流。

刺激發生單元51一旦從輸入單元25接受開始輸出刺激信號的指示信號，則隨時納入來自呼吸探測單元26的探測信號，且呼吸探測單元26只要未感知患者的呼吸異常狀態，在所定的時刻並以所設定的電流位準，將第1刺激信號發生在電極3的電極41A、41B。相對於這些，在呼吸探測單元26已感知患者的呼吸異常狀態的情況下，刺激發生單元51判斷患者為呼吸異常，進而以比第1刺激信號高的電流位準將第2刺激信號發生在電極3的電極41A、41B。

再者，刺激發生單元51隨時讀取來自電極監視單元27的監視信號，且電極監視單元27在感知電極3的剝離和短路以及斷線等的異常的情況下，則與設定時的值相比略下降刺激信號的電流位準，若已不感知異常，則將刺激信號返回到原來所設定的電流位準。進一步，若電極監視單元27已感知到流在電極3的電流減少，或者外施於電極3的電壓上升，以及包括軟線2A、2B的電極3的電阻值大幅度上升的狀態，則在未圖示的告知單元使其告知輸出警報音，並且也可停止刺激信號的輸出運作。通過這些，能夠消除伴隨電極3的異常所產生的種種隱患。

在本實施例中，雖然輔助性地利用呼吸探測單元26的感測器，當考慮感測器的探測準確度的問題時，為了確保安全性的基本的刺激動作，其通過由計時器主導從電極3將第1刺激信號施加於患者而進行。通過該第1刺激信號來防止或減輕患者的呼吸暫停或低通氣。總之，雖然第1刺激信號的發生時機通過內藏在控制CPU 21的計時器所控制，但在本裝置的基本刺激動作中，不涉及呼吸暫停或低通氣的同步和不同步。若呼吸探測單元26檢出呼吸暫停或低通氣等的呼吸異常，比基本刺激動作強的刺激動作作為第2刺激信號僅被施加。

圖4表示從刺激信號的輸出開始所經過所定時間後的波形例。在同圖中，T1為第1刺激信號的通電期間；T2為第1刺激信號的休止期間；T3為第2刺激信號的通電期間；T4為第2刺激信號的休止期間。雖未在該圖表示，但治療開始，其刺激電流的位準從0開始啟動，即，以可變輸出信號的電壓從0V開始啟動的方式進行，則一旦對電極3的輸出開始，則在這些以後，以刺激電流的大體位準不落入0的模式的方式在刺激發生單元51生成刺激信號。但是，對於患者若希望改變刺激感的情況下，也可在刺激發生單元51組合為刺激電流的位準落入0的模式。在圖4所表示的波形例中，由於在呼吸探測單元26已不能夠探測出呼吸暫停之後立即，為了使刺激感變化，在第2刺激信號的休止期間T4將刺激電流的位準落入0。

在本實施例中的刺激發生單元51，基本上基於1個計時器決定所有的刺激信號的動作時間。這些包括例如，刺激電流的增減的時間（例如，在圖4所表示的「習慣性防止高頻振動」）和時間間隔（將刺激電流的位準落入0或接近0的第一位準L1為止的休止期間T2、T4，及相當於對患者施加所定的刺激的刺激期間的通電期間T1、T3）以及整體的通電時間等。

第1刺激信號的刺激電流位準，其最大值被設定為低於患者將覺醒的覺醒界限位準。刺激發生單元51也能夠被形成為，能夠由來自輸入單元25的指令信號改變該設定值的方式。刺激發生單元51從治療開始時，通過以覺醒界限位準以下的輸出電流持續施加第1刺激信號，從而在治療中不會施加所需要以上的大電流位準的電刺激，因此既能夠不覺醒患者而又能夠防止或減輕呼吸暫停或低通氣等的呼吸異常。

再者，在週期性發生的第1刺激信號的通電期間T1中的刺激電流位準，伴隨時間的推移其最大值增加。總之，在第1刺激信號的輸出開始之後立即，即就寢之後立即，在第1刺激信號的通電期間T1中的刺激電流位準小至對患者基本不感覺的程度，之後隨著時間的推移陷入睡眠狀態，則在第1刺激信號的通電期間T1中的刺激電流位準增大至適合於治療的值。

尚，由於患者直至進入睡眠狀態為止的時間因人而異其差別非常大，因此，其優選為，通過對輸入單元25的操作能夠改變從第1刺激信號的輸出開始直至刺激電流位準增大到已適合治療的時間幅。再者，作為其它的變形例，在其時間幅中，不是將增加刺激電流位準的比例設為一定，而也可隨著時間增大該增加的比例。這樣一來，在從第1刺激信號的輸出開始的一段期間，在通電期間T1中的刺激電流位準並不那麼增大，因此，患者能夠在不怎麼受刺激信號的影響的情況下處於睡眠狀態。再者，如圖4～7所示，一旦從治療開始經過所述時間幅，則在第1刺激信號的通電期間T1中的刺激電流位準的最大值被固定為一定（即，第2位準L2）。

這樣，一邊刺激發生單元51在對患者施加第1刺激信號，一邊呼吸探測單元26在時刻t1已探測出患者的呼吸暫停的情況下，則在經過第1刺激信號的休止期間T2後，對通電期間T3中的電極3輸出比第1刺激信號的通電期間T1已增大刺激電流位準的最大值的第2刺激信號。這些，作為比通電期間T1中的第2位準L2高的通電期間T3中的第3位準L3，被表示在圖4～圖7。在本實施例中，即使當呼吸探測單元26探測呼吸暫停或低通氣等的呼吸異常，進而對第2刺激信號增加輸出的情況下，由於事先流通弱的刺激電流（第1刺激信號），身體已對其適應，進而痛感和不適感被抑制在最小限度，與急速輸送刺激電流的情況相比，可輸送比這些還大的電流。

在圖4所示的波形例中，在呼吸異常時所增加的第2刺激信號的通電期間T3中的刺激電流位準，雖被設定在即使最大也為低於覺醒界限位準的不發生覺醒的範圍（即，第3位準L3比覺醒界限位準低），但在若施加一定時間的該刺激也不見呼吸暫停或低通氣改善的情況下，如圖5的其它的波形例所示，為了避免危險，可以設定為更大的電流位準（參照在第2刺激信號的通電期間T3’中的第4位準L4）。尚，此時為了促使患者的醒悟，其輸出的目的在於，使患者覺醒。

再者，在圖4所示的波形例中，呼吸探測單元26直至在時刻t2探測不出患者的呼吸暫停為止，持續在通電期間T3中向電極3輸出比第1刺激信號的通電期間T1已增大刺激電流位準的第2刺激信號。因此，通電期間T3的長短依存於來自呼吸探測單元26的檢查結果。另一方，在圖5所示的波形例中，不限於來自呼吸探測單元26的探測結果，第2刺激信號的通電期間T3成為一定長度，在其後的休止期間T4中，一旦呼吸探測單元26探測出患者的呼吸暫停，則第2刺激信號由休止期間T4重新返回通電期間T3，而若在呼吸探測單元26繼續探測患者的呼吸暫停的情況下，將下一回的通電期間T3’中的第2刺激信號的刺激電流位準設定為高於覺醒界限位準。這樣，呼吸探測單元26在時刻t2直至不再探測出患者的呼吸暫停為止，重複在通電期間T3、T3’ 對患者施加刺激電流位準的輸出已被增大的第2刺激信號。這樣，刺激發生單元51在呼吸異常發生時，直至該異常被改善為止，通過從電極3對患者活體持續施加與第1刺激信號不同的刺激電流位準的第2刺激信號，進而有效地改善在睡眠時的患者的呼吸異常。

在輸出刺激信號的期間中，設置適宜將刺激電流從0降低至肌肉不緊張的位準（在圖4和圖5中為0.5～1的第一位準L1）的休止期間T2、T4。該休止期間T2、T4是為了防止由於疲勞所帶來的肌肉內的乳酸發生和由肌肉連續緊張所帶來的麻痺。再者，通過將相當於休止期間T2的最大的刺激電流位準的第一位準L1，降低至相當於通電期間T1的最大刺激電流位準的第二位準L2，及相當於通電期間T3的最大刺激電流位準的第三位準L3的幾分之一以下，雖然患者基本上不再得到刺激感，但能夠期待通過通電習慣於電刺激，進而能夠減輕由在下一回的通電期間T1、T3的大的電刺激所帶來的痛感。

尤其是，在第1刺激信號的休止期間T2中，雖然對患者施加基本上感知不到在通電的程度的刺激電流，但由於在該期間中流通著電流，即能夠得到皮膚習慣於電；以及電極監視單元27能夠以電流和電壓去判明電極3的裝著狀態的優點。再者，在第2刺激信號的休止期間T4中，刺激電流位準為0，因此，在休止期間T4能夠有效地緩解基於對至此的通電期間T3中所施加的第2刺激信號的肌肉的強烈緊張。

刺激發生單元51，雖進行通過計時器進而自動性地（程式裝入）降低第1刺激信號的刺激電流位準的休止期間T2、T4，但其時間長短不固定，在入眠時和其它的期間改變通電期間T1、T3和休止期間T2、T4的各個時間長度，或在已具有動向的時間（1/f）變化這些時間的長短，盡最大可能不降低睡眠的品質。刺激發生單元51也能夠被形成為，以通過來自輸入單元25的指令信號能夠改變這樣的時間長短的設定。

再者，刺激發生單元51，在通電期間T1、T3的上升時間時，以刺激電流位準隨著時間的推移漸漸地變緩和的方式生成並輸出刺激信號。其理由為，一旦在通電期間T1、T3急速地上升刺激電流位準，則是發生強烈痛感的原因（人體與電容器相似，一旦急速啟動則微分電流變大，與此成比例刺激也變大）。關於通電期間T1、T3的上升方法和下降方法，也可以以通過將相對於時間的刺激電流位準的變化設定為直線、LOG以及逆LOG等，且由於感受刺激的方法有變化，在刺激發生單元51事先準備多數的模式，且從其中用優選的模式，在通電期間T1、T3的上升和下降時，改變刺激信號的輸出位準。

在圖4～圖7，分別表示著在通電期間T1中的第一區間S1和第二區間S2。第一區間S1為在刺激電流位準從0或第一位準L1上升，直至達到最大的第二位準L2的區間；第二區間S2為繼續在第一區間S1，其刺激電流位準維持最大的第二位準L2，且直至移動到下一階段的休止期間T2的區間。同樣，在圖4～圖7，分別表示在通電期間T3中的第一區間S3和第二區間S4。第一區間S3為刺激電流位準從0或第一位準L1上升，直至達到最大的第三位準L3和第四位準L4的區間；第二區間S4為繼續在第一區間S3，其刺激電流位準維持最大的第三位準L3和第四位準L4，且直至移動到下一階段的休止期間T4的區間。

可是，電刺激若為同樣的電流則導致身體對其產生習慣，進而皮膚感覺和肌肉麻痺且反應遲鈍。在以往的方法中需要更為強刺激的情況下，只能進一步增加刺激電流，這樣又產生了由於過度的電流所帶來的各種擔心。在此，在本實施例中，為了防止這些擔心，其刺激強度的上升不僅僅是單純地增加刺激電流位準，而是以一邊重複增加和減少的方式，提升刺激電流位準。即使在將連續發生的電脈衝的振幅已設為一定的連續刺激期間中，通過重複電流的增減，進而以即使為少的電流也能有效地施加刺激為目的，刺激發生單元51將為了防止習慣性的高頻振動插入在刺激信號的通電期間T1、T3中。在該通電期間T1、T3，在正負交互地連續發生的電脈衝的電流振幅已緩慢地上升的第一區間S1、S3之後，雖然存在成為一定值的第2區間S2、S4，但由於以同樣波形且一定位準的連續，其刺激感減弱（感覺麻痺），在通電期間T1、T3內需要一定的刺激的情況下，不使平均電流產生變化，在短時間內（通常為0.1秒以內），在所定期間插入增減成為刺激信號的輸出位準的電流的高頻振動，進而將對患者的刺激感保持在一定。

再者，即使在施加所定的刺激強度（刺激電流位準）的情況下，施加本實施例方式的高頻振動，且通過微微地重複的患部的收縮和弛緩，從而緩和肌肉的動作，進而能夠防止和改善呼吸暫停或低通氣等的呼吸異常。這些，應用了用於順暢例如重機械的油壓缸和螺管的初始運動的技術，由於在人體（肌肉）的初始運動時也需要大的力，可以說是同樣道理。

尚，在圖4和圖5中所示的波形例，雖然以不使患者感覺到需要以上的強刺激的方式，在高頻振動的插入期間設置著緩和地進行刺激電流位準的上升時的始動的位準上升期間D1，但不妨使其刺激電流位準急速地變化，並進一步加強施加於患者的刺激感。在此所說的高頻振動，其通過微微地使來自控制CUP21和波形生成CPU32的A/D（模擬 /數字）值變化而實現。

如圖4和圖5中所示，在第1刺激信號發生時的通電期間T1中，高頻振動不插入在第一區間S1中，而僅插入在第二區間S2中。在該通電期間T1的高頻振動的插入期間中，重複所述位準上升期間D1和位準上限期間D2。所述位準上升期間D1為刺激電流位準從下限值直至上升至上限值的期間；位準上限期間D2為繼續位準上升期間D1且刺激電流位準在一定時間維持在與所述的第二位準L2一致的上限值的期間。在從位準上限期間D2向位準上升期間D1的移動時，刺激電流位準從上限值變化為下限值。

相對於這些，在第2刺激信號的發生時的通電期間T3中，涉及從第一區間S3至第二區間S4的全部，被連續插入高頻振動。在該通電期間T3的高頻振動的插入期間中，重複所述位準上升期間D1和位準上限期間D2以及位準下限期間D3。位準上限期間D2為，繼續位準上升期間D1，且刺激電流位準在一定時間維持在與所述的第三位準L3和第四位準L4一致的上限值；位準下限期間D3為，繼續位準上限期間D2，且刺激電流位準在一定時間維持在比所述的第三位準L3和第四位準L4低的下限值。總而言之，位準下限期間D3僅被設置在第2刺激信號的發生時的通電期間T3中，而不被設置在第1刺激信號的發生時的通電期間T1中。

圖4和圖5的高頻振動，雖為使其增減在通電期間T1中的第1刺激信號和在通電期間T3中的第2刺激信號的刺激電流位準，但由於刺激感通過頻率的增減也會變化，因此，如果插入已施加頻率的變化的高頻振動也會得到同樣的效果。

圖6表示為在通電期間T1、T3已插入可變刺激信號的頻率的高頻振動的波形例。刺激發生單元51，其將如下的刺激信號輸出於電極3，該刺激信號的頻率在作為「頻率A」以實線所表示的區域內為一定，而在作為「頻率B」的以斜線所表示的區域內微微地增減。

再者，如圖7的波形例所示，也可在通電期間T1、T3插入可使刺激信號的電流位準和頻率變化的高頻振動。該情況下的刺激發生單元51將如下的刺激信號輸出於電極3，該刺激信號的頻率在作為「頻率A」以實線所表示的區域內為一定，而在作為「頻率B」的以斜線所表示的區域內增減。

尚，在圖4～圖7中所示的波形例，也可將為了防止習慣化的高頻振動插入在通電期間T1、T3初期的增加刺激電流位準的期間中。在高頻振動的期間中的電流和頻率的變化，不需要為一定的重複，也可對作為需要的刺激模式進行組合且自由地進行設定。再者，電流和頻率的變化也可不與用呼吸探測單元26所探測的患者的呼吸同步。

尤其是，若著眼於圖7的「頻率B」，則在通電期間T1，僅在高頻振動插入期間中的位準上升期間D1進行重複增減第一刺激信號的頻率；相對於這些，而在通電期間T3，僅在高頻振動插入期間中的位準下限期間D3進行重複增減第二刺激信號的頻率。

在治療中醒來的情況下，若操作輸入單元25進而指示刺激信號的輸出停止，則來自輸出振幅控制單元22的可變輸出信號，及來自輸出脈衝幅控制單元28的脈衝輸出信號也迅速停止輸出，進而對頦部的刺激信號的輸出馬上被切斷。通過這些，能夠解除在患者覺醒時由一直施加刺激信號所帶來的不適感。再者，在其後要睡眠的情況下，僅再次按動操作輸入單元25就能夠對控制CPU21指示刺激信號的輸出開始，並且，由於就寢之後不再施加強的刺激信號，因此，能夠排除由該刺激信號對睡眠所產生的不良影響。

其他，雖未圖示，不僅所述的通電期間T1、T3、T3’和休止期間T2、T4，若通過輸入單元25從外部也能夠隨意地改變習慣防止高頻振動的時間設定等，從而就能夠得到更有效的治療效果。而且，這些僅靠變更控制CPU21內的控制程式就能輕易實現。

作為本裝置的優選的使用方法，通過對人體施加每日長時間的電刺激，進而能夠解消或改善頸部的肥滿，且鍛煉通電部分的肌肉，從而能夠塑造不易發生呼吸暫停的體質。睡眠呼吸暫停綜合症其原因多為由於身體老化導致肌肉衰退以及由於肥胖導致脂肪的蓄積。相對這些進行長時間的電刺激，則如以EMS機械所實證的那樣，具有強化肌肉和減少脂肪的可能性。通過定期性使用本裝置進而解除這樣的睡眠呼吸暫停綜合症的一個原因，且即使在一定期間中斷相同的治療，也能夠期待效果的持續。總而言之，若依據使用方法使用本實施例的裝置，則在使用者（患者）每晚的就寢之間會必然性地鍛煉頦部肌肉和其附近的肌肉，且通過每天使用該裝置，進而進行持續性地重複由電刺激的運動（EMS），也能夠期待富有成效的瘦身效果。

以上方式的本實施例，在作為電刺激對患者施加由刺激發生單元51所發生的刺激信號的呼吸異常改善裝置中，具有呼吸探測單元26，其作為探測患者的呼吸狀態的探測單元，且使用感測器。刺激發生單元51對裝著於患者的電極3產生作為刺激信號的第1刺激信號和第2刺激信號。第1刺激信號，其在已決定的時刻所設定的電流位準而發生；第2刺激信號，其基於來自呼吸探測單元26的探測信號，且在所述患者已被判斷為呼吸異常時所產生，並且具有與所述第1刺激信號不同的電流位準。

這時，通常通過作為來自刺激發生單元51的第1刺激信號施加不影響患者的睡眠品質的程度的電流位準的電刺激，而不施加需要以上的大電流位準的電刺激，進而能夠不使患者覺醒而防止或減低呼吸暫停和低通氣等的呼吸異常。再者，在一邊對患者施加第1刺激信號，一邊從探測單元26輸出呼吸暫停和低通氣所特有的探測信號的情況下，直至這樣的特有的探測信號消失為止，或者在一定的期間，以一邊增強電刺激的電流位準，或者一邊使其變化電流位準的強弱的方式對患者施加其它的第2刺激信號。這樣，在已發生呼吸異常時，直至該異常被改善為止，通過將與第1刺激信號不同的電流位準的第2刺激信號作為適宜的電刺激施加，進而能夠有效地改善在睡眠時的患者的呼吸異常。

另外，刺激發生單元51被構成為如下。即，所述第1刺激信號和所述第2刺激信號各自重複通電期間T1、T3和休止期間T2、T4。其中，通電期間T1、T3為產生超過成為一定位準的第一位準L1的電脈衝組的期間；休止期間T2、T4為產生第一位準L1以下的電脈衝組，或完全不發生電脈衝組的期間。在各通電期間T1中，存在有第一區間S1以及第二區間S2。其中，第一區間S1為，刺激信號的電流位準以隨著時間的推移漸漸地成為緩慢的方式增加及上升；第二區間S2為在該第一區間S1之後其刺激信號的電流位準成為一定（各個通電期間T3也同樣存在第一區間S3和第二區間S4）。

通過這些，由於在通電期間T1、T3的上升時，由於生成和輸出其刺激電流位準隨著時間的推移漸漸地成為緩慢的刺激信號，進而能夠不發生由於刺激電流位準急劇上升所帶來的劇痛。

再者，在本實施例中，刺激發生單元51被構成為，在從0至患者的肌肉不緊張的閾值之間的範圍內使電流位準降低的刺激休止期間，其作為第1刺激信號的休止期間T2和第2刺激信號的休止期間T4被形成。

這時，在對患者施加刺激信號的通電期間T1、T3中，通過設置將從0至患者的肌肉不緊張的閾值為止使電流位準降低的刺激休止期間T2 、T4，進而能夠防止由疲勞所導致的肌肉內的乳酸發生，或能夠防止由肌肉的連續緊張所導致的麻痺。再者，若將在休止期間T2、T4中的電流位準減低到至今的刺激信號的電流位準的幾分之一以下，則患者基本上得不到刺激感，但能夠期待通過通電的電刺激的習慣化。因此，能夠減輕由下一回的大電刺激所帶來的痛感。

另外，在本實施例中，由以下方式構成刺激發生單元51：即，一方面在第一刺激信號發生時的休止期間T2，將電脈衝組的電流位準保持在為0以外的一定值的第一位準L1；另一方面，在第二刺激信號發生時的休止期間T4，將電脈衝組的電流位準為0。

這時，通過在第一刺激信號的休止期間T2，對肉體稍施加刺激電流，進而肉體能夠習慣於電流。在第二刺激信號的休止期間T4，刺激電流位準成為0，從而能夠在休止期間T4有效地緩和自此為止的已被施加於基於通電期間T3中的第二刺激信號的肌肉的激烈緊張。進一步，在呼吸探測單元26探測不出無呼吸狀態後，通過將在休止期間T4的刺激電流位準歸0，進而能夠對患者有效地進行變化刺激感。

再者，在本實施例中，在發生比所述第一位準L1大的電流位準的刺激信號的通電期間T1、T3中，其在為增加刺激信號的電流位準的期間的第一區間S1、S3中，或在為已增加後的一定的期間的第二區間S2、S4中，以插入重複增減該刺激信號的電流位準的高頻振動的方式構成刺激發生單元51。

這時，在刺激信號的通電期間T1、T3中，在為刺激強度的上升時的第一區間S1、S3中不僅是單純地並單方面地增加刺激信號的電流位準，而是通過一邊重複增減電流位準一邊使其上升，在將其後的電流位準控制在一定的持續期間的第二區間S2、S4中，也通過重複增減電流位準，進而即使用少的電流也能夠施加有效的刺激。總而言之，若以相同的波形單方面地增加或者用一定的電流位準連續施加刺激信號，則會造成刺激感減弱且感覺麻痺，所以，在這些通電期間T1、T3內需要一定的刺激的情況下，以不使平均電流變化的方式，通過插入在短時間（通常為0.1秒以內）增減電流位準的高頻振動，進而能夠將刺激感保持在一定。

再者，在本實施例，在刺激信號的通電期間T1、T3中，其在為增加刺激信號的電流位準的期間第一區間S1、S3中，或者在為已增加後的一定的期間的第二區間S2、S4中，以插入重複增減該刺激信號的頻率的高頻振動的方式構成刺激發生單元51。

這時，在刺激信號的通電期間T1、T3中，由於在為刺激強度的上升時的第一區間S1、S3中不僅是單方面地增加刺激信號的電流位準，而是通過一邊重複增減頻率一邊上升電流位準，並且在將其後的電流位準控制在一定的持續期間的第二區間S2、S4中，也重複增減頻率，進而即使用少的電流也能夠施加有效的刺激。總而言之，若以相同的波形單方面地增加或者用一定的電流位準連續施加刺激信號，則會造成刺激感減弱且感覺麻痺，所以，在這些通電期間T1、T3內需要一定的刺激的情況下，通過插入在短時間增減頻率的高頻振動，進而能夠將刺激感保持在一定。

再者，在本實施例，在刺激信號的通電期間T1、T3中，其在為增加刺激信號的電流位準的期間的第一區間S1、S3中，或者在為已增加後的一定的期間的第二區間S2、S4中，也可以插入重複增減該刺激信號的電流位準和頻率的高頻振動的方式構成刺激發生單元51。

這時，在刺激信號的通電期間T1、T3中，由於在為刺激強度的上升時的第一區間S1、S3中不僅是單方面地增加刺激信號的電流位準，而是通過一邊重複增減電流位準和頻率的雙方且一邊使電流位準上升，並且通過在將其後的電流位準控制在一定的持續期間的第二區間S2、S4中，也重複增減電流位準和頻率，進而即使用少的電流也能夠施加有效的刺激。總而言之，若以相同的波形單方面地增加或者用一定的電流位準連續施加刺激信號，則會造成刺激感減弱且感覺麻痺，所以，在這些的通電期間T1、T3內需要一定的刺激的情況下，通過插入在短時間增減電流位準和頻率的雙方的高頻振動，進而能夠將刺激感保持在一定。

再者，在本實施例中，由以下方式構成刺激發生單元51：一方面，在第一刺激信號發生時的通電期間T1，不將高頻振動插入在第一區間S1中，而僅將高頻振動插入在第二區間S2的全部或一部分中；另一方面，在第二刺激信號發生時的通電期間T3，將高頻振動連續地插入在涉及從第一區間S3的途中至第二區間S4的全部的範圍。

通過所述構成，在患者不發生呼吸異常的情況下，在第一刺激信號的通電期間T1中，通過將高頻振動插入在其刺激電流位準已達到且已穩定在第二位準L2後的第二區間S2中，進而能夠對患者不降低睡眠品質，且能夠將刺激感保持在一定。另外，在已判斷患者發生呼吸異常的情況下，在第二刺激信號的通電期間T3中，通過從刺激電流位準達到第三位準L3和第四位準L4前的第一區間S3開始插入高頻振動，進而能夠在早期階段抑制對患者減弱刺激感之事，進而能夠有效地實現預防和改善呼吸異常。

再者，在本實施例中，以將位準上升期間D1設置在通電期間T1、T3的高頻振動的插入期間中的方式構成刺激發生單元51。其中，位準上升期間D1為其刺激電流位準隨著時間的推移而緩慢地柔和地上升。

通過所述構成，能夠不損害通過將高頻振動插入在通電期間T1、T3中的效果，而且患者感覺不到需要以上的強烈刺激。

如圖7所示，在第一刺激信號發生時的通電期間T1中的高頻振動的插入期間，以僅在為刺激電流位準上升期間的位準上升期間D1中，重複刺激信號的頻率的增減的方式構成刺激發生單元51。

通過所述構成，在患者不發生呼吸異常的情況下，僅在位準上升期間D1中重複增減刺激信號的頻率。通過這些，能夠在患者感覺不到需要以上的強烈刺激之間，實現通過變化刺激信號的頻率而得到的一定的刺激感，及通過這些實現防止和改善呼吸異常。

如圖7所示，在第二刺激信號發生時的高頻振動的插入期間，以僅在刺激電流位準上升前的，且為被保持在一定的期間的位準下限期間D3中，重複刺激信號的頻率的增減的方式構成刺激發生單元51。

通過所述構成，在已判斷為患者不發生呼吸異常的情況下，僅在移動至位準上升期間D1前的位準下限期間D3中重複增減刺激信號的頻率。通過這些，在位準上升期間D1中，能夠一邊以對患者不施加需要以上的強刺激的方式，一邊尤其是在刺激電流位準被保持在下限值的特別的位準下限期間D3中，通過變化刺激信號的頻率，能夠有效地施加一定的刺激感。

再者，本實施例設置有電極3，其為了對患者輸出刺激信號而被裝著在該患者上；以及電極監視單元27，其監視被施加於電極3的電流和電壓，從而感知電極3的異常狀態。

這時，由於患者的在睡眠中的無意識的體動，其應力容易被施加於電極3；以及連接電極3和刺激發生單元51的軟線2A、2B，這樣，即使將電極3牢固地裝著在患者上，也會在途中發生脫落。這種電極3的局部性的通電，由於電流集中在患部，通過由電極監視單元27 暫態感知電極3的脫落和短路以及斷線等的異常，進而能夠事先預防由電極3的異常所造成的擔心。

再者，在本實施例設置有，為了對患者輸出刺激信號而被裝著在該患者上的電極3，及監視被施加於電極3的電極41A、41B的電流和電壓，且感知電極3的異常狀態的治療電極監視單元27。

這時，由於睡眠中的無意識的體動，其應力容易被施加於電極3以及；以及連接電極3的電極41A、41B和刺激發生單元51的軟線2A、2B，這樣，即使將電極3牢固地裝著在患者上，也會在途中發生脫落。這種電極3的局部性的通電，由於電流集中在患部，通過由電極監視單元27 暫態感知電極3的脫落和短路以及斷線等的異常，進而能夠事先預防由電極3的異常所造成的擔心。

再者，在本實施例，為了對患者輸出刺激信號，設置有被裝著在該患者上的電極3。該治療電極3由被供給刺激信號的電極41A、41B，及已安裝有電極41A、41B的粘著性的覆蓋物52所構成，且該覆蓋物52由具有透濕性的例如不織布等的材料所構成。

這時的電極3，雖可以將粘著性的覆蓋物52貼敷在患者上的方式使用，但由於在無通氣性的情況下，覆蓋物52起因於發汗的濕悶會容易脫落。因此，通過使覆蓋物52具有適度的透濕性，進而能夠減輕由濕悶和發癢等所帶來的不快感。

再者，在本實施例，為了對患者輸出刺激信號，設置有被裝著在該患者上的平面狀的電極3。該電極3由被供給刺激信號的電極41A、41B，及已安裝有電極41A、41B的粘著性的覆蓋物52所構成，且覆蓋物52具有：形成在一對電極41A、41B之間的為通氣孔的狹縫53；和缺口等。

這時的電極3，雖可以將粘著性的覆蓋物52貼敷在患者上的方式使用，作為如何將平面狀的電極3貼敷在立體性的局部的創意，通過在覆蓋物52形成缺口和狹縫53等的通氣孔，則容易實現電極3的三維性的屈曲，進而能夠減低在裝著時的不適的堅硬感。再者，得以實現，在使用時，通過通氣孔解消發汗的濕悶，進一步在使用後容易將易屈曲的電極3剝離。

再者，在本實施例，具有一對可撓性的軟線2A、2B，其電性連接刺激發生單元51和電極3的電極41A、41B。所述電極3由被供給刺激信號的一對電極41A、41B，及已安裝有該電極41A、41B的粘著性的覆蓋物52所構成。尤其是如圖3所示，從一對的電極41A、41B的不同側分別拽出一對的軟線2A、2B。

這時的治療電極3雖可將粘著性的覆蓋物52以貼敷在患者上的方式使用，若從一對的電極41A、41B的同側分別拽出的軟線2A、2B，則起因於軟線2A、2B的拉力被施加在電極的同側，進而導致電極3容易從患者脫落。在此，以來自軟線2A、2B的拉力施加在電極3的不同側的方式，即通過從一對的電極41A、41B的不同側分別拽出軟線2A、2B，進而能夠防止由軟線2A、2B的扯曳而導致的電極3的脫落。

進一步，在本實施例，以對患者每日長時間施加刺激信號的方式構成刺激發生單元51。

這時，每日使用裝置，通過持續性地重複基於電刺激的運動（EMS），進而能夠期待對患者的富有成效的瘦身效果。

本發明並不限定於所述各實施例，在本發明的要旨的範圍內可進行各種變通實施。例如，將所望的刺激信號輸出於電極的刺激發生單元51，也可具有如在本實施例所示的使用FET36、37以及變壓器38的構成以外的構成。再者，還可組合控制CPU21和波形生成CPU32，進而作為一個CPU。進一步，也可利用人體的電容器作用，以刺激信號變為三角波形和各種歪波的方式設定每個電脈衝的接通時間和關閉時間，或者也可將電脈衝使其隨機發生在刺激信號的通電期間中。

1‧‧‧主體
2A、2B‧‧‧軟線
3‧‧‧電極
11‧‧‧鋰二次電池
12‧‧‧AC適配器
13‧‧‧電源單元
14‧‧‧電力供給單元
16‧‧‧電池電壓監視電路
17‧‧‧充電控制電路
18‧‧‧穩定化電路
21‧‧‧控制CPU
22‧‧‧輸出振幅控制單元
23‧‧‧晶體振盪器
25‧‧‧輸入單元
26‧‧‧呼吸探測單元
27‧‧‧電極監視單元
28‧‧‧輸出脈衝幅控制單元
29‧‧‧表示單元
31‧‧‧升降壓電路
32‧‧‧波形生成CPU
35‧‧‧刺激信號生成單元
36、37‧‧‧FET
38‧‧‧變壓器
39‧‧‧一級線圈
40‧‧‧二級線圈
41A、41B‧‧‧電極
43‧‧‧第1控制信號生成單元
44‧‧‧第2控制信號生成單元
45‧‧‧運作條件管理單元
51‧‧‧刺激發生單元
52‧‧‧覆蓋物
53‧‧‧狹縫
D1‧‧‧位準上升期間
D2‧‧‧位準上限期間
L1‧‧‧第一位準
L2‧‧‧第二位準
S1、S3‧‧‧第一區間
S2、S4‧‧‧第二區間
T1、T3‧‧‧通電期間
T2、T4‧‧‧休止期間
t1‧‧‧時刻
t2‧‧‧時刻

圖1為表示在本發明中的呼吸異常改善裝置的整體結構的程式方塊圖。 圖2為表示在本發明中的軟線和治療電極的一例的主要部分的俯視圖。 圖3為表示在本發明中的軟線和治療電極的另一例的主要部分的俯視圖。 圖4為表示在本發明中的由刺激發生單元所輸出的刺激電流的第1波形例。 圖5為表示在本發明中的由刺激發生單元所輸出的刺激電流的第2波形例。 圖6為表示在本發明中的由刺激發生單元所輸出的刺激電流的第3波形例。 圖7為表示在本發明中的由刺激發生單元所輸出的刺激電流的第4波形例。

1‧‧‧主體

2A、2B‧‧‧軟線

3‧‧‧電極

11‧‧‧鋰二次電池

12‧‧‧AC適配器

13‧‧‧電源單元

14‧‧‧電力供給單元

16‧‧‧電池電壓監視電路

17‧‧‧充電控制電路

18‧‧‧穩定化電路

21‧‧‧控制CPU

22‧‧‧輸出振幅控制單元

23‧‧‧晶體振盪器

25‧‧‧輸入單元

26‧‧‧呼吸探測單元

27‧‧‧電極監視單元

28‧‧‧輸出脈衝幅控制單元

29‧‧‧表示單元

31‧‧‧升降壓電路

32‧‧‧波形生成CPU

35‧‧‧刺激信號生成單元

36、37‧‧‧FET

38‧‧‧變壓器

39‧‧‧一級線圈

40‧‧‧二級線圈

41A、41B‧‧‧電極

43‧‧‧第1控制信號生成單元

44‧‧‧第2控制信號生成單元

45‧‧‧運作條件管理單元

51‧‧‧刺激發生單元

Claims (12)

1. 一種呼吸異常改善裝置，其將在刺激發生單元所發生的刺激信號作為電刺激施加於患者，其特徵在於，包括： 探測單元，其探測所述患者的呼吸狀態， 所述刺激發生單元被構成為，作為所述刺激信號，以已設定在所定時刻的電流位準產生第1刺激信號；並基於來自所述探測單元的探測信號，在所述患者被判斷為呼吸異常時，發生與所述第1刺激信號不同的電流位準的第2刺激信號， 進一步，所述第1刺激信號和所述第2刺激信號各重複發生超過一定位準的電脈衝組的通電期間，和發生一定位準以下的電脈衝組或完全不發生電脈衝組的休止期間，且各個的通電期間存在有 第一區間，其所述刺激信號的電流位準以隨著時間的推移漸漸地成為緩慢的方式增加及上升；以及 第二區間，其出現於所述第一區間之後並使所述刺激信號的電流位準成為一定，其中， 將重複增減所述刺激信號的電流位準或頻率，或重複增減所述刺激信號的電流位準和頻率的高頻振動（dither），插入在所述通電期間的所述第一區間中或所述第二區間中。
2. 如請求項1所述的呼吸異常改善裝置，其中，在所述休止期間，以將電流位準降低在從0至所述患者肌肉無緊張的值的範圍內的方式構成所述刺激發生單元。
3. 如請求項2所述的呼吸異常改善裝置，其中，以在所述第一刺激信號發生時的休止期間，將所述電脈衝組的電流位準保持在0以外的一定值；在所述第二刺激信號發生時的所述休止期間，將電脈衝組的電流位準歸0的方式構成所述刺激發生單元。
4. 如請求項2所述的呼吸異常改善裝置，其中，以在所述第一刺激信號發生時的所述通電期間，不將所述高頻振動插入在所述第一區間中，而僅將所述高頻振動插入在所述第二區間中；在所述第二刺激信號發生時的通電期間，將所述高頻振動插入在涉及從所述第一區間的途中至所述第二區間中的方式構成所述刺激發生單元。
5. 如請求項1所述的呼吸異常改善裝置，其中，所述刺激發生單元被構成為，在所述高頻振動的插入期間，所述刺激信號的電流位準以隨著時間的推移漸漸地成為緩慢的方式上升。
6. 如請求項5所述的呼吸異常改善裝置，其中，所述刺激發生單元被構成為，在所述第一刺激信號發生時的所述高頻振動的插入期間，僅在所述刺激信號的電流位準上升期間中，重複增減所述刺激信號的頻率。
7. 如請求項5所述的呼吸異常改善裝置，其中，所述刺激發生單元被構成為，在所述第二刺激信號發生時的所述高頻振動的插入期間，僅在所述刺激信號的電流位準上升前的，且被保持在一定的期間中，重複增減所述刺激信號的頻率。
8. 如請求項1所述的呼吸異常改善裝置，更包括： 治療電極，其用於將所述刺激信號輸出於所述患者並且被裝著在所述患者上，及； 電極監視單元，其監視被施加在所述電極的電流和電壓，並且感知所述治療電極的異常狀態。
9. 如請求項1所述的呼吸異常改善裝置，其特徵在於， 包括治療電極，其用於將所述刺激信號輸出於所述患者並且被裝著在所述患者上，所述治療電極由： 被供給所述刺激信號的電極；及 已被安裝於所述電極的粘著性的覆蓋物所構成，所述覆蓋物由具有透濕性的構件所組成。
10. 如請求項1所述的呼吸異常改善裝置，更包括治療電極，其用於將所述刺激信號輸出於所述患者並且被裝著在所述患者上，所述治療電極由： 被供給所述刺激信號的電極；及 已被安裝於所述電極的粘著性的覆蓋物所構成，所述覆蓋物形成有通氣孔。
11. 如請求項1所述的呼吸異常改善裝置，更包括： 治療電極，其用於將所述刺激信號輸出於所述患者並且被裝著在所述患者上；及 一對軟線，其連接在所述刺激發生單元與所述治療電極之間，其中，所述治療電極由： 被供給所述刺激信號的一對電極；及 已安裝所述電極的粘著性的覆蓋物所構成，且從所述一對電極的不同側分別拽出所述一對軟線。
12. 如請求項1所述的呼吸異常改善裝置，其中 以對所述患者每日施加所述刺激信號的方式構成所述刺激發生單元。