複数の運動信号を発生するためにマットレス上の異なる位置における運動測定用の複数の独立した類似の運動センサー(5)を持つ運動感応マットレス(2)が開示されている。信号は、呼吸数、フェーズ、最大努力および心拍数を含む呼吸変量を得るために処理される。このような変量は無呼吸および喘ぎ呼吸の分類を含む一つ以上の診断変量を得るために結合される。本発明は、呼吸分析マットレスおよびそのシステム、並びにその使用方法に関する。本発明は更に、チェーン・ストークス症候群や、麻酔によって誘起された部分的呼吸障害、ならびに睡眠無呼吸に関連する異常呼吸を含む一連の呼吸症候群の患者における呼吸、心臓および他の関連運動機能に関する測定に関する。睡眠無呼吸は、成人男性人口の約8%および成人女性人口の4%に存在することが知られている呼吸症候群である。この症候群は、それぞれ無呼吸および呼吸低下と呼ばれる、患者が睡眠している間の呼吸作用における反復停止、または大きな低下として顕示されている。無呼吸は更に、無呼吸の原因が、呼吸を司る筋肉を活動させる神経システムの不全である中枢性無呼吸と、患者は呼吸しようとしているが患者の上部気道の吸息に一時的な虚脱によってそうすることを妨げられている閉塞性無呼吸とに分けられる。このような虚脱の原因は完全には理解されていないが、気道を開放状態に保つこれらの筋肉の緊張の喪失、および狭い上部気道への構造上の素因を含むであろう。症候群は、治療に先立って診断されなければならない。呼吸空気流のような生理的変量をモニターするために、患者に電気物理的および呼吸上の測定装置を接続しながら徹夜の調査によって行われた。このようなモニター装置の取付けは熟練したスタッフを必要とし、また、しばしば患者の睡眠を中断させた。総ての生理的変量を記録することはかなりの計算能力を必要とし、コンピュータを利用したとしてもその後の分析はスタッフによるかなりの注意を必要とした。患者の家庭で患者の睡眠をモニターすることは、伝統的に上記装置の簡略形式のものを使用したが、それも依然として複雑で患者の睡眠を中断した。伝統的なものと良く相関する中断の少ない変量の測定が、このような睡眠調査の実施をより簡単にし、また患者に対して中断をより少なくする方法として探求されてきた。anka)等)に記述されている静電荷感応ベッド(SCSB)である。0,766は患者の運動によって変化する単一の電気信号を出力するマットレスを記述している。身体運動の運動信号表示を電気的に適当に濾過することにより呼吸、鼾、および心拍数が後続のディスプレイ用に作り出される。A(1984年)で拡張された。ここでは、ポリフッ化ビニリデン(PVDF)のストリップが、患者の呼吸運動の領域的な適用範囲を占めるために、共通の並列接続に集められた。PVDFは、最小限の厚さのストリップおよびシートに容易に利用可能な、圧電材料である。606,1992の補遺として再発行されたオー・ポロ(O.Polo)博士(フィンランド、トゥルク大学、生理学部)の博士論文に広く記述されている。96/36279号(サリヴァン(Sullivan))に記述されている。SCSBの限界は、その本質的な平面構造のために、それが検出する運動源を特定するために使用できないということである。同様に、上記のデバイスはまた、最小限の空間的情報しか発生しない。このことの重大な結果として、前記デバイスの出力は、患者の定位によってかなり変化する。これはそれらから得られることのできる情報の精度を制限する。本発明は、先行技術の欠陥の或るものを克服し、少なくとも改善する呼吸分析マットレスおよびシステム、ならびに関連する方法を提供することを探求する。本発明によれば、マットレス上に横たわる患者に対して患者の運動をモニターするマットレスを提供し、このマットレスは複数の独立した運動信号を発生するために、マットレス上の異なる位置における運動を測定する少なくとも複数の独立した同様の運動センサーを含む。呼吸分析マットレスは、3乃至10個の範囲のこのような運動センサーを含むことが好ましい。運動センサーは、圧電素子、例えばポリフッ化ビニリデン(PVDF)センサーストリップで形成されていることが好ましい。好ましくは、少なくとも前記圧電素子の或るものは、マットレスを横切る横方向の歪みを測定するように、そして実質的に互いに平行となるように配置される。本発明の一つの実施例では、マットレスは、外側層(最も外側である必要はない)によって囲まれた圧縮性充填物を有し、圧電素子は好ましくは接着剤で外側層の内側表面に取り付けられる。この素子は二つの薄い順応性弾性シート間に積層される。本発明の他の実施例では、マットレスは、各圧電素子が耐水性材料の外被の内部に封入される、薄い運動感応シートの形式を取る。このような運動感応シートは、従来のマットレス上に置けるようにされたキャリヤシートに取り付けられる。好都合なことに、マットレスの使用中は、各圧電素子は、例えばプリント回路ボード(PCB)のような別体の中間コネクターに、素子と中間コネクター間の歪みを避けるようにして接続される。圧電素子は、単一バス中間コネクターに接続され、それは例えば単一バスボードである。本発明の別の実施例では、前記圧電素子は、圧電材料の単一合成シートから一体的に形成される。圧電材料は、PVDFとすることができる。この場合、圧電素子は、圧電材料のシートの中に段違いで平行な一連の経路を以下のような方法で形成することによって、形成される。圧電素子が、前記圧電材料のシートの接続部分によって一体的に共に接続されながら、互いに離隔して置かれ、そして各圧電素子は、このような近接する二つの経路の間に形成され且つ各圧電素子をある角度で折り畳む方法によって形成される。前記角度は実質的に90°が好都合である。一つの実施例では、ストリップを所定位置に保持するために、圧電材料の前記シートの強化部分は折り畳まれて前記圧電素子に取り付けられる。各圧電素子は、素子の折り畳み部分で重畳しないように配置された上部および下部の金属被膜表面層を備え、こうして、その素子の折り畳み部分の如何なる歪みも、その素子によって作り出された電気信号に関与しないことを確実にすることが好ましい。本発明はまた、前記呼吸変量を得るために前記運動信号を受けて処理する処理手段に接続された、上記のようなマットレスを有する呼吸分析システムを提供する。診断変量は呼吸数、呼吸フェーズ、呼吸振幅、および最大呼吸数を含むことができる。各運動センサーからの出力信号は、個別に独立して処理される。その結果得られる処理情報は、次いで別の処理中に、計算手段によって結合される。各圧電ストリップは、電荷増幅器として動作する演算増幅器を有するセンサーバッファを経由して計算手段に接続され、ここで演算増幅器の入力は、圧電ストリップによって作り出される過渡高電圧に対して、演算増幅器の二つの入力を横切って並列に接続された抵抗器手段によって保護され、前記抵抗器は電荷増幅器の仮想接地の入力インピーダンスと比較して大きいインピーダンスを持つ。その上、圧電ストリップの出力インピーダンスと比較して小さいインピーダンスを持つ別の抵抗器が、演算増幅器の入力と直列に置かれる。二つのダイオードが、演算増幅器の入力に加えられる最高電圧を制限するために、演算増幅器の二つの入力を横切って並列かつ反対方向に接続される。本発明は更に、一つの以上の誘導(derived)診断変量を与えるために、一つの、もしくはそれ以上の前記呼吸変量と結合された処理手段を提供する。得られた変量は、無呼吸分類か鼾、または閉塞性呼吸作用を含む。本発明は更に、マットレス上に横たわる患者の運動をモニターする方法を提供し、この方法は、身体の部分の長手方向で独立した複数の位置に、それぞれの個々の身体変位を表す独立した信号を得るために、身体運動に起因する変位を測定するステップを有する。本発明はまた更に、マットレス上に横たわる患者の少なくとも一つの呼吸変量をモニターする方法を提供し、この方法は、身体の部分の長手方向で独立した複数の位置に、それぞれの個々の身体変位を表す独立した信号を得るために身体運動に起因する変位を測定するステップと、前記呼吸変量を得るために前記運動信号を処理するステップとを有する。本発明はまた更に、患者の運動を示す複数の信号を受ける入力手段と、前記呼吸変量を得るために前記受信信号を処理するプロセッサー手段とを有して、患者の少なくとも一つの呼吸変量をモニターする呼吸分析システムを提供する。本発明はまた、閉塞性もしくは中枢性の無呼吸の発生を示す診断信号が欠如している場合に、運動信号の少なくとも高周波成分を検出することによって、非呼吸の突然の身体運動の発生を検出するステップを更に有する方法を提供する。この方法は、少なくとも、鼾信号の振幅を任意にプラスした呼吸変位信号に対する呼吸努力信号の比を検出することによって提供される閉塞性呼吸作用の程度を決定するステップを更に有することもできる。この方法は、持続陽圧気道圧(CPAP)治療機械の出力治療圧を、本方法の先のステップで得られた情報を基礎にして制御するステップを更に有することもできる。このような制御は、リアルタイムに、すなわち呼吸がモニターされる時か、またはか過去の振り返られた時のいずれかで発生し、ここで積み上げられた呼吸データは、後にCPAP機械にプログラムされる治療圧を決定するために処理される。この方法は、上に説明したように無呼吸が検出されたこれらの期間のみ、患者に関するビデオ情報を記憶するステップを更に有することもできる。この方法はまた、本方法の先のステップで得られた如何なる情報も、ポリグラフのディスプレイ上に英数字形式で情報を表示するような方法で、ポリグラフのディスプレイまたはプリンタに、またはアナログ生理的入力チャンネルに出力するステップを更に有することができる。本発明の多くの実施形態が、単なる例示の目的で、添付図面を参照して記述される。図1は、以下に記述する呼吸分析システムの略式全体図である。図2aおよび2bは、それぞれ本システムの一部を形成する運動感応マットレスの平面図および側面図である。図3は、運動感応マットレスの断面図である。図4aは、内部センサーストリップを示す運動感応マットレスの一部を切断して示す略図である。図4bおよび4cは、運動感応マットレスの別の実施例の平面図である。図5は、センサーストリップ付近の患者の身体の変位を示す多重チャンネル電気信号を作り出す運動感応マットレスの使用状況を図示する。図6は、通常の呼吸作用に関する患者身体の一連の変位を図示する。図7は、異常な呼吸作用に関する患者身体の一連の変位を図示する。図8aおよび8bは、それぞれ一つのセンサーストリップの略式断面図および平面図である。図9aおよび9bは、それぞれセンサーストリップをそこに接続する前後のセンサーストリップの接続手段を示す。それぞれ堅い圧力板の取り付けの前後で示す。図11aおよび11bは、接続手段への同軸ケーブルの接続を示す。図12aは、接続手段へのセンサーストリップの取り付けを示す。図12bは、図12aにおいてA−A'に沿う断面図である。図13は、センサーストリップが個々の回路ボードの代わりに単一バスボードに接続された代替実施例を示す。図14aから14dは、(図14aから14dでは割愛しているが図11aおよび11bに示された同軸ケーブルを経由した)センサーストリップをセンサーバッファの四つの代替実施例に対する接続を示す。アナログ/ディジタル変換器を経由したセンサーストリップの計算手段への接続を示す。図16は、出力前処理ディジタル信号を作り出すために入力ディジタル信号をデコンヴォルーションする(deconvolving)ための前処理手段を示す。図17は、チャンネルの空間的応答を鋭敏にするために二つの近接するチャンネルから、そのチャンネル上の信号の一部を減ずることによるチャンネルのデコンヴォルーション(deconvolution)を図示する。図18aは、診断処理手段がその後に続く基礎的処理手段を使用した前処理ディジタル信号からの診断信号の計算を図示する。図18bから18fは、経過時間との相互相関の図表を示す。図19は、ディスプレイ手段への診断信号の出力を示す。図20は、新システムによる持続陽圧気道圧(CPAP)気流発生器の制御を示す。図21は、ポリグラフのアナログ入力用予備チャンネルを使用してポリグラフ上に診断情報を表示させる計算手段に接続されたポリグラフ入力手段を示す。図22aおよび22bは、時間に対する電圧のグラフおよびポリグラフディスプレイ上のシンボルの軌跡を示す。図23は、ポリグラフディスプレイへの診断変量の英数字形式の出力を示す。図24は、センサーストリップが単一PVDFシートから一体的に形成される複数のセンサーストリップを提供する代替手段を示す。図25は、図24の実施例の導電トラックを示す。図26aは、センサーストリップがより狭いPVDFシートから切断され、次いで次図に示されるように90°に折り畳まれる図24および25の実施例の代替を示す。図26bは、テールストリップに一体的につながったままのセンサーストリップの90°の折り畳みを示す。図27aおよび27bは、テールストリップがより強い支えを与えるためにセンサーストリップの下に折り畳まれるように、より広いテールストリップを使用した点を除いて、図26のそれと同じ実施例を示す。図28および29は、図26の実施例での導電ストリップを示す。図30は、一つのセンサーストリップの各側面の金属被覆を示す。図31は、フォームシート18の一つのエッジの周囲に巻き付けられたセンサーストリップを示す。図32a、32bおよび33cは、図24から30のいずれかの実施例を有する運動感応シートを示す。図33は、従来の取り付けシート形式でもあるキャリヤシート上に取り付けられた図32aの運動感応シートを示す。図1は、横になった人物の身体運動を測定し、それらの測定値から彼または彼女の呼吸、心臓および他の関連運動機能に関するパラメータを決定するシステム101の全体図である。前記パラメータは呼吸異常、特に睡眠無呼吸に関する一連の呼吸異常を診断するために使用される。このシステムは、病院および患者の家庭の両方で使用できる。システム101は、横になった人物の運動に対応した電気信号を発生するセンサー手段102と、前記信号を計算手段104によって処理される形式に変換するインターフェース手段103を有する(図1)。計算手段104は、上記の呼吸および運動パラメータを作り出すために前記信号を処理し、そのパラメータは次いで色々なタイプの睡眠無呼吸と関連する呼吸異常の診断パラメータを作り出すために更に結合される。計算手段104の機能は、本システムを管理する医療スタッフによって操作される制御手段105によって決定される。前記記録信号が記憶部から呼び戻され、そしてその収集後の或る時点で処理される検査プロセスで行われる。診断パラメータの成るものまたは総ては、次いでディスプレイ手段106を使用して表示され、記録手段107によって後の検査用にコンピュータディスクに記録され、印刷手段108を使用して印刷され、伝送手段109を使用して別の場所に伝送され、また、ポリグラフ入力手段110によって記録ポリグラフに出力される。その上、もし診断パラメータの特別なプリセット条件が満たされれば、ビデオカメラ111が、患者の身体位置および運動の動作または静止画像を記録するためにスイッチオンされる。代替的に、または選択的に、同様なまたは異なるプリセット条件が、前記プリセット条件の発生を別の人に知らせるために警報手段112を駆動できる。制御手段113を経由して随意に制御される。音声出力手段114が、リアルタイムまたはその後のデータ再生のいずれかで、鼾信号を聴くために使用される。本システムは、センサー手段102からの信号に直ちに応答して診断パラメータを作り出すリアルタイムモード、または前記信号がコンピュータディスクから再生されて診断パラメータが再生の時点で計算される遡及モード、の両方で作動する。図2aおよび2bを参照すると、センサー手段102は、患者1がその上で横たわる従来のマットレス3の上部に置かれる運動感応マットレス2を有している。図2bは、従来のマットレス3の上の運動感応マットレス2を示すが、これは代替的に従来のマットレス3の下にもあり得る。患者の頭は、枕4の上に随意に置かれる。図3に示すように、運動感応マットレス2は、患者身体の運動がネオプレン外被6の伸張を生じさせるような方法で構成されたネオプレン外被6によって囲まれた低密度のポリエチレンフォーム7のサンドイッチ構造を有する。図4aを参照すると、患者身体の殆ど全体に広がる一つもしくはそれ以上のパターンで配置された多数のセンサーストリップ5が、ネオプレン外被6の上側の内側表面に添付されている。パターンは、図示するように運動感応マットレスを横切って横方向に、または頭からつま先へ垂直に伸びるか、またはその両者の組み合わ、または重ね合わせで伸びる。電気信号は、センサーストリップコネクター42によってセンサーストリップ5から導かれる。患者の胸郭区域と同じ高さに配置された最小限3個のセンサーストリップ5が、その後の処理に利用される有用な電気信号を得るために必要である。一般的なセンサー数の範囲は3から10の間である。図4bにおいて、6個のセンサーストリップ5'が離間された形態で配置されている。センサーストリップは図4aに示されたものと同じ方法で形成されているが、マットレス2の幅よりも実質的に短い。この制限的なケースでは、信号はスポット歪み計として作用する。図4cにおいて、6個のセンサーストリップ5'は、各センサーストリップに対して個々の取り出し点を与える共通バスコネクター5aに接続されている。上の手段によって、多重チャンネルの電気信号が得られ、そのチャンネルは図5に示されるように各センサーストリップ5付近の患者身体の局部的な変位を反映する。この手段によって、例えば呼吸時の身体の運動がモニターされる。従ってこれは、特に呼吸に関して、横たわっている患者における体幹の変位を描く手段を提供する。その多くのセンサーストリップによって本システムは、運動感応マットレス2上の患者の定位には極めて鈍感である。患者の種々の呼吸状態は、前記した変位の種々のパターンを作り出す。図6は通常の呼吸時の一般的なパターンを図示し、一方、図7は異常呼吸作用に関連する一般的なパターンを図示する。膜11の層と、支持マイラー膜13と、前記膜を一緒に結合する接着層8と、そして、結果として得られる組立体を、図3に示されるようなネオプレン外被6の内側表面に接着する接着層41とから構成されている。PVDF膜11は、機械的な歪みが膜11の長さに沿って加えられる時、それによって電荷が膜11の面を横切って発生させられる特性を持つ。マイラー膜13は、PVDF膜11用の物理的支えとして作用し、センサーストリップ5が引き伸ばされた時、前記膜に加えられる歪み量を規制する。外部的に接続されている。各センサーストリップ5の一般的な大きさは、長さ650mm、幅12mmである。19482,米国)によって、上記の膜から作られる。図9aおよび9bを参照すると、各センサーストリップ5によって発生された電荷は、センサーストリップ5からセンサーストリップ接続手段42によって導かれている。接続手段42は、PVDF膜11の第1導電層10と第2導電層12およびマイラー膜13の金属被膜層14への接続を行い、並びに電気遮蔽の目的で第1導電層10および金属被膜層14を一緒に接続する。結果的に得られる二つの電気経路はインターフェース手段103への伝送用同軸ケーブル33に接続される。図8aに示すように、センサーストリップ5の一方端部での各種の層は、以下に記述される導電区域15および16を提供するするような方法で段違いにされる。センサーストリップ5への前記電気接触区域に隣接するプリント回路ボード18の表面18aの大部分は、エッチングされておらず、すなわちそれは導電銅として残っている。4とPVDF膜11の第1導電層10間は電気的に接続され、その後その両者は接地される。接触区域20は、前記導電銅からエッチングされた絶縁区域22により電気的に絶縁されている。これにより、PVDF膜11の非接地第2導電層12との接触ができる。8の反対側に置かれた銅通路24を経由して前記接触区域から接続パッド23に導かれる。図9bに示されるように、PVDF膜11の第1導電層10からの電気信号は、その接触側に導電性接着剤を備えた銅テープから構成された導電ブリッジ30によって、プリント回路ボード18の接触区域21の導電銅上面に接続される。プリント回路ボード18の導電銅上面からの電気信号は、プリント回路ボード18上の接続パッド25に導かれる。図10bに示すように、導電ブリッジ30と前記他の二つのセンサーストリップ接続個所とは、二つの押さえばね32で前記の接触組立体上に押さえ付ける非導電性の堅い圧力板31により、そのそれぞれの接触区域19、20、21と強固な接続状態に維持される。図11aを参照すると、プリント回路ボード18の接続パッド23に、同軸ケーブル33の内部導体35が半田付けされるかまたは別に電気的に取り付けられている。接続パッド25に、同軸ケーブル33の外側遮蔽導体34が半田付けされるかまたは別に電気的に取り付けられる。位置決めする方法で回路ボード18に取り付けられる。二つの平行スロット28によって回路ボード18から分岐されたケーブル位置決め舌部27上に(図11aおよび11bに図示されるように)位置決めされる。ケーブル位置決め舌部27上に同時に押し付けられる。ヒートシュリンクスリーブ36の内部の接着剤および縮められた時のその物理的グリップは、同軸ケーブル33が、その内部導体34および35に歪みのないように十分に締め付けられることを確実にする。回路ボード18との間における電気接続個所上の歪みを低減する接着剤の新しい配置を使用したネオプレン外被6の内部に取り付けられている。センサーストリップ5は、位置40に接着剤を使用して回路ボード18に取り付けられる。接着剤バリヤスロット29は、接着剤が位置40から接触区域19に入り込むのを防ぐために、前記回路ボードに切り込まれる。位置40および以下に記述される接着剤は、総て登録商標「ロクタイト(Loctite)454」の名の下に販売されたものと同様な高強度シアノ−アクリリックゲル型である。センサーストリップ5は、例えば登録商標「3Mタイプ9460」の名の下に販売された転移接着剤のような接着ストリップ41によってその長さに沿ってネオプレン外被6に取り付けられる。回路ボード18は、位置37に適用された前記シアノ−アクリリック接着剤を使用してネオプレン外被6の内部表面に取り付けられた、二つの歪み軽減ホーン26と共に構成される。歪み軽減ホーン26の機能は、回路ボード18のセンサーストリップ5への取り付け箇所の近傍でネオプレン外被6の伸張を制限することであり、こうしてストリップ5との前記電気接続個所での歪みを低減する。選択的事項として、センサーストリップ5は、位置39における前記シアノアクリリック接着剤の適用によって追加的に安定化されてもよい。回路ボード18の残りの部分は、少なくとも位置38に前記シアノ−アクリリック接着剤を使用してネオプレン外被6に取り付けられる。一つの長いバスボード94、すなわち回路ストリップに並列に結合している。選択的事項として、下記するセンサーバッファ43は、バスボード94に極く接近して位置してもよい。図14aおよび14bを参照すると、、各センサーストリップ接続手段42からの電気信号は、同軸ケーブル33(図14aおよび14bには図示せず)を経由してそれぞれのセンサーバッファ43に導かれる。電荷増幅器として作動する(図14aに示すように)ところの形式である。571」に参照されている。使用する必要性も示している。ダイオード55の作用は、演算増幅器51の入力電圧を略演算増幅器の供給電圧、図14bに示される+Vおよび−Vに抑えることである。上記構成における保護ダイオード55の使用は、欠点、すなわちダイオード55の逆漏洩電流が演算増幅器51の仮想接地46に流れ、その結果、演算増幅器51の出力54における補償オフセット電圧が生じることである。おける演算増幅器51へのセンサーストリップ5の入力47は、仮想接地46である。入力47における電圧をゼロに維持するように作用する。実際、入力47における入力電圧は演算増幅器51内の構造的不完全さの故に数ミリボルトである。この後者の電圧にも関わらず、このような仮想接地の入力インピーダンスは、非常に低く(何故なら、演算増幅器は仮想接地を維持するために電荷を排出するように作用するから)、せいぜい数十オームであり、従って外部インピーダンスは仮想接地点と大地99間に置かれ、および前記インピーダンスが約1000オームより大きい、すなわち仮想接地インピーダンスに比較して大きいとすると、電荷増幅器の機能は影響を受けない。レール(±V)に接続する上記逆バイアスダイオード55に取って代わる。12オームまでとまた非常に大きい。追加でさえ、ストリップ5を横切って発生する開放回路電圧を劇的に低減する。追加の予防措置として、小さな直列抵抗器57が、過負荷状態下の演算増幅器51入力への如何なる残留電流をも制限するように、センサーストリップ5の出力に直列に挿入される。非過負荷操作の間、これらの構成要素は、電荷増幅器の機能に対して効果上認識できない。12オームの電源インピーダンスと較べて実効的にゼロである。この構成の一つの付随的利点は、並列抵抗器56が演算増幅器47の入力にバイアス電流を供給するということであり、こうして如何なる大きさ制限からもDC帰還安定化抵抗器53を開放する(上記従来の電荷増幅器においては、帰還抵抗器53の大きさは、その増大が増幅器の出力オフセット電圧を増大するので、その大きさに制限があった)。back)使用される(図14dに示されるように)。非過負荷操作の状態で、ダイオード46を横切る電圧は、それらが導通するのに不十分であり、それ故それらは電荷増幅器回路で認識できない。過負荷操作の状態で、ダイオード46の一方はもし電圧が約0.5Vよりも大きく増加すれば導通し、こうして演算増幅器51の入力47に加えられる過電圧を制限する。選択的に、約1Mオームの平行抵抗器47aを、演算増幅器入力に対してバイアス電流を提供するためにダイオード46と平行に置くことができ、それによってDC帰還抵抗器53に掛かる上記大きさ制限を軽減することができる。0.1Hz)を形成する。effects)に大いに依存するこの値よりも低い信号成分は、従って減衰される。この技術は上記「ピエゾ膜センサー技術マニュアルO/N:6571」に参照されている。100Hz)を有する利得段44を通過する(図15参照)。ADC)45に入力される。signal)58に変換する。選択的に、一つまたはそれ以上の外部電気入力48、49が、運動マットレス2から得られた信号の記録およびその後の処理を行うために提供される。外部電気入力48、49は、組み合わせバッファ増幅器および低域通過フィルタ50に接続され、低域通過フィルタの出力は、ディジタル出力45と同様の変換であるがサンプリングレートが一般的に低い、例えば50Hzである上記センサーストリップ利得段44と並列に、ADC45の入力に接続される。前処理手段59は、ディジタル化信号のそれぞれの個別チャンネルにおいて時間的に、且つ、二つもしくはそれ以上のディジタル化信号において空間的に一斉に作用する。第二に、且つ随意的に、隣接ストリップ5の結果(effects)から各センサーストリップ5の信号をデコンヴォルーションするために作用する(図17に示されるように)。前記チャンネル62で測定された信号の事前計算された部分を減ずることを含む。この処理の効果は、各チャンネルに対する空間的応答を局部化する、すなわち「尖鋭化する」ことである。或るものは、前記ディジタル化信号の各個別チャンネルに時間的に作用し、同時に、他のものは、二つもしくはそれ以上の前記前処理ディジタル化信号で空間的に一斉に作用する。64は極性に関係なく、患者の運動の合計の測定である基礎的誘導信号65を作り出すために、一つもしくはそれ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。Rの測定であり、下式で計算される。(t)は時間の関数としてi番目のセンサーストリップ5から得られた信号である。iはi番目のセンサーストリップ5の変位に対応する。基礎的処理手段66は、極性に関係なく、患者の運動の総計である呼吸全体に亘る積分の測定である基礎的誘導信号67を作り出すために、もしくは、吸息フェーズまたは呼息フェーズに亘って合計された個々の積分である基礎的誘導信号67を作り出すために、一つもしくはそれ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。Rの測定であり、下式で計算される。(t)は時間の関数としてi番目のセンサーストリップ5から得られた信号のモジュラス(振幅)である。作り出すために、一つ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。基礎的誘導信号69は、前処理ディジタル化信号60が吸息/呼息サイクルの中のどの点で測定されるかを表示し、そして、時間的に遡及して時間の関数としての正弦波を前処理ディジタル化信号60の振幅最大値に適合させることにより、一つの場合において計算される。上記正弦波上のどの点でのフェーズ角度も前記前処理ディジタル化信号で到達された測定点と時間的に合致するので、特定の前処理ディジタル化信号60に関連する基礎的誘導信号69が次いで計算される。基礎的処理手段70は、患者の空間的呼吸ゼロフェーズ点の測定である基礎的誘導信号71を作り出すために、一つ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。基礎的誘導信号71は、患者の身体が運動感応マットレス2のどの場所で正圧力から負圧力への作動に変化するか、また患者の呼吸作用のモードについてマットレスのどの場所で重大な意味をもって変化するかを示す。信号は、正および負の変位の和が前述した誤差以内で等しいところのセンサーストリップ5インデックス(n)として計算される。)の測定である基礎的誘導信号73を作り出すために、一つ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。基礎的誘導信号73は、患者の胸郭および腹部が互いに独立して運動するのに自由である程度を示し、且つ、こうして非閉塞状態から閉塞状態への移行、すなわちいわゆる逆説的呼吸努力に感応する。(胸郭よりもむしろ)身体の腹部区域と接触するセンサーストリップ5で観察された運動の減少を観察することにより計算される。基礎的処理手段74は、患者の鼾振幅の測定である基礎的誘導信号75を作り出すために、一つ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。Hzとの間の高周波カットオフを持つ低域通過フィルタを通過させることにより計算される。基礎的誘導信号75は前記低域通過フィルタから得られる出力である。基礎的処理手段76は、患者の鼾の高調波純度、すなわち形式的に単純正弦波への近似性の測定である基礎的誘導信号77を作り出すために、一つ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。基礎的誘導信号77は、鼾の種類(閉塞性鼾よりも高調波純度の異なる度合いを持つ非閉塞性鼾)と共に変化する。このような上記鼾高調波純度を示す信号は、前記前処理ディジタル化信号60の各チャンネルに約10Hzの低周波カットオフを持つディジタル高域通過フィルタを通過させ、次いで最高の得られた最高振幅を持つチャンネルを選択し、並びに、例えば入力信号に90°移調器を通過させることにより入力信号から「分析」信号を得、次いで瞬時フェーズを微分し、次いで結果として得られた微分を低域通過濾過し、そして再度微分することにより信号の瞬時フェーズを計算することによって計算される。基礎的誘導信号77は、鼾高調波成分の純度に逆比例する合成出力である。基礎的処理手段78は更に、患者の鼾の安定性、すなわち鼾信号の一サイクルがその先行サイクルと整合する精度の測定である基礎的誘導信号79を作り出すために、一つ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。9は、鼾の種類(閉塞性鼾よりも高調波安定度の異なる度合いを持つ非閉塞性鼾)と共に変化する。示す信号は、前記前処理ディジタル化信号60の各チャンネルに約10Hzの低周波カットオフを持つディジタル高域通過フィルタを通過させ、次いで最高の得られた最高振幅を持つチャンネルを選択し、そして、信号を自動相関させることによって計算される。2秒のプリセット時間のローリングウィンドウに存在する通常0.8のプリセット値よりも大きい、周波数に対して正規化された自動相関ピークの数は、鼾高調波成分の安定度に比例する基礎的誘導信号79を与える。80は、患者の非呼吸運動の測定である基礎的誘導信号81を作り出すために、一つ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。Hzの通過帯域を持つディジタル帯域通過フィルタを通過させ、次いで各合成信号のモジュラスを計算し、次いで全モジュラスを合計し、そしてこの合計に2Hzと10Hzの間の高周波カットオフを持つ低域通過フィルタを通過させることによって計算される。基礎的誘導信号79は、前記低域通過フィルタの合成出力である。82は、患者の心拍数の測定である基礎的誘導信号83を作り出すために、一つ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。基礎的誘導信号83は、前記前処理ディジタル化信号の各チャンネルに約5乃至15Hzの通過帯域を持つディジタル帯域通過フィルタを通過させ、次いで最高の合成最高振幅を持つチャンネルを選択し、および整合フィルタまたは同様な技術を使用して各心拍に関連する心弾動図インパルスを検出することによって計算される。8であるプリセット値よりも大きい整合フィルタ相関出力間の合成時間間隔は、基礎的誘導信号83を与える。前記時間間隔は生理学的可能性の限界内の値を与えるように、2分割されてもよい。基礎的誘導信号83、心拍数、を決定するために、(下記するように)呼吸数を決定するのに使用されるものと同一の方法で、同じ信号の経過時間設定に対して相関させられる。基礎的処理手段134は、患者の心弾動図の振幅の測定である基礎的誘導信号135を作り出すために、一つ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。ある基礎的誘導信号98を作り出すために、一つ以上の前処理ディジタル化信号60に作用する。信号は、センサーストリップ5のインデックスとして計算され、そのインデックスでは、患者の運動の総計である呼吸全体に亘る積分が、極性に関係なく最大である。第一に、各センサーストリップ5の移動の積分は、下記のように別々に計算される。(t)は時間の関数としてのi番目のセンサーストリップ5から得られた信号のモジュラス(振幅)である。iが最大であるiの値である。呼吸数別の基礎的処理手段(図示せず)は、優勢な呼吸数の測定である別の基礎的誘導信号(図示せず)を作り出すために、前処理ディジタル化信号60に作用する。形状」を経過時間のセンサーパターンの「形状」と相関させることにより計算される。最初の発生は、先に何時の時点で同様なパターン、すなわち現在の呼吸数、が発生したかを示す。第一に、前記処理ディジタル化信号60の各チャンネルは、約2Hzの高周波カットオフを持つ低域ディジタルフィルタを通過し、そして選択的に、前記濾過された信号のサンプリングレートは、その後の計算の便利性のために十分の一に縮小されて約20Hzにされる。与えるために、先にサンプルされたセットに対して相互相関される。相関関数Cがそれに対して上記閾値を超えるmの最大値は、先の同様な呼吸フェーズから現在の呼吸フェーズを分離する期間、すなわち呼吸間の間隔である。この測定は各サンプリング期間において行われ、多くの呼吸当たりの呼吸数の評価を発生する。効果を低減するために任意に低域通過濾過される。別の基礎的処理機能は以下のように行われる。'喘ぎ'呼吸呼吸問題を抱える多くの患者は、彼らの状態の症状として'喘ぎ'呼吸を表す。'喘ぎ'呼吸は、通常の呼吸作用の実施よりも極めて大きい吸息または呼息を伴う身体的な実施を意味する。一つの患者のサブグループでは、このような喘ぎ呼吸は特に吸息時の上部気道抵抗の増加によって起こされている。従来技術では、前記高周波成分の処理は、オッシロスコープまたはポリグラフで時間変化軌跡として表示するに先立ち、帯域通過濾過に限られてきた。このような表示を観察する時、訓練された観察者は、或る程度の喘ぎ呼吸があることを目視で判断できるが、信号の大きさは、センサー、彼または彼女の体の大きさおよび体形に関する被検者の定位のようなパラメータと共に変化するので、自動的にそれを定量化しまたはその範囲を診断することはできない。運動感応ベッドセンサーストリップ5または前処理信号60からの一つ以上の電気信号は、基礎呼吸によって優勢(predominantly)に作り出された低周波信号と、鼾および心臓作用によって作り出された高周波信号との両方を除去する通過帯域を持つアナログまたはディジタル努力フィルタを通過する。一般的に努力フィルタの通過帯域は、4乃至10Hzであり、フィルタの後に信号のモジュラスが取られ、そして結果的に得られた信号は、最初に帯域通過したものの振幅に比例する信号を与えるために約4Hzで低域通過濾過される。努力フィルタの出力は、次いで二つの並行な処理に、すなわち、第一に、前記出力は各呼吸フェーズの全期間に亘って、すなわち吸息フェーズおよび呼息フェーズに亘って別個に平均化され、第二に各呼吸フェーズ内の前記出力によって到達された最大振幅が測定されて且つ記憶される、これらの処理に当てられる。これらの測定値は、それぞれ平均呼吸フェーズ努力および最大呼吸フェーズ努力と呼ばれる。前記努力測定値は他に依存せずにそれらのみで表示され、または記憶され、また好ましくは下記する別の処理への入力として使用される。喘ぎ呼吸の範囲を測定し、且つその程度を客観的に決定する方法が提供されている重要な改良が、既存のシステムに対して提案されている。このような本発明の実施例は、自動呼吸診断システム内での使用に適用し得る。呼吸フェーズ変換呼吸機能の自動評価において、二つの呼吸フェーズ、吸息および呼息の各々の立ち上がりを決定することは有利である。この実施例は更に、呼吸数を決定するために使用される相互相関信号の処理より成る。前記信号は、センサーストリップ5からサンプルされた信号のセットを、時間的に後方に記憶された同じ信号の先のセットと相関させるプロセスの出力である。規則的な呼吸作用に対して、センサー信号のサンプリングされたセットの値が、後方一呼吸で現在のセットと殆ど同一である時間的な点がある。出力において明白である。図18bは、過去に遡る前記相互相関の出力を示す。図18bにおいて、呼息または吸息は開始した所であり、そして現信号のセットとその直前の先行信号間との相関は急速に減衰している。