吸息および呼息への時間が進むにつれて、ストリップ信号の各時間サンプルセットは安定し、直前の過去の信号との相関の増加スパンを与える。2が、時間と共に増加する図18b−dに見られる。2は最大である(図18d)。2の値は、図18bに示すフェーズパターンの出発点に向かって大幅に落ちる。重要な過去相関時間における上記低減は呼吸フェーズの変化を示す。処理システムは前記過去相関時間の値をモニターし、およびそれを一般的に到達された最大値の70%の閾値と連続的に比較する。前記時間の値が前記閾値以下に落ちた時、吸息または呼息の終わりが示される。呼吸数本システムは、直前に記した方法の呼吸フェーズ変化の最後の二つの表示間の経過時間を決定する。この経過時間は、半呼吸間隔毎に効果的に測定される現呼吸時間である。異常呼吸作用の検出比較的、閉塞のない気道での呼吸は、上記および図18eに示された経過時間相関パターンを起こす。この相関パターンの特別な特性は呼吸サイクルを通した相関値が+1.0(相関)または−1.0(反相関)のいずれかに近づき、中間値には極く僅かの時間割合しか留まらない傾向があることである。この特性は、比較的制限されていない呼吸と、高度に制限されたまたは、経過時間において相関からのかなりの大きな段階的下落があり、また相関値は、最早−0.1の反相関レベルには近付かない(図18f)全面的に閉塞されたいわゆる逆説的呼吸との間を区別するために使用される。fおよび18gに示される経過時間相関値を取り、そして二つのプロセスを並行して実行する。第一に、前記の値は、現在から前記の値が一般的にはゼロの小さな相関のレベルに落ちる最後の完全な呼吸の前の点へ時間的に戻る期間に亘って平均される。これは図18eおよび18fにおいて時間Tによって示される。第二に、前記値の算術的モジュラスは同じ前記期間に亘って平均化を受ける。上記平均化期間は有意性の閾値以下に相関値の経過時間での第1落下と、過去の一つの呼吸(図示せず)に対する同様の落下間の時間をカバーする。上記平均はそれぞれ過去呼吸相関手段および過去呼吸相関モジュラス手段と呼ばれる。過去呼吸相関手段は次いで、一般的に0.25のゼロに近い閾値と比較される。前記手段が前記閾値を超えれば次いで呼吸は異常と見なされる、すなわち吸息相関プロフィールは呼息のそれと逆フェーズで整合しない。代替的にもしくは追加的に、過去呼吸モジュラス手段は一般的に0.8の1.0に近い閾値と比較される。前記合計が前記閾値を超えれば、その時は呼吸は通常と見なされる、すなわち吸息間の相関は呼息間のそれらと逆フェーズである。作用する(計算手段104の一部を形成する)診断処理手段84に入力される。閉塞性無呼吸の発生診断信号85は閉塞性無呼吸の発生を表示する。下記の状態から決定される。外部電気入力48に接続される外部酸素濃度計によって示されるような動脈酸素飽和度の著しい低減。86は、閉塞性無呼吸の継続時間を表示する。呼吸変位)での低減の一致の時間長と、基礎的誘導信号65(呼吸努力)の5分間運動平均と比較される基礎的誘導信号65(呼吸努力)での増加と、そして基礎的誘導信号75(鼾振幅)のゼロ近傍値とから決定される。心弾動図振幅)の著しい変更が伴ってもよい。選択的には、前記状態(すなわち上の状態1、2および3の一致)は、基礎的誘導信号83(心拍数)の著しい減少が伴ってもよく、そこに著しい増加が続く。87は、上記診断信号85(閉塞性無呼吸の発生)の期待される精度を表示する。下記の状態から決定される時のみ計算される。中枢性無呼吸の発生診断信号88は中枢性無呼吸の発生を表示する。下記の状態から決定される。基礎的誘導信号81(非呼吸運動)の突然の増加。89は上記中枢性無呼吸の継続時間を表示する。基礎的誘導信号75(鼾振幅)のゼロ近傍値とから決定される。90は上記診断信号88(中枢性無呼吸の発生)の期待される精度を表示する。下記の状態から決定される。明白な前記中枢的無呼吸の間の基礎的誘導信号71(ゼロフェーズ点)の著しいシフトのないこと。混合無呼吸の場合に、すなわち両タイプの無呼吸の組み合わせの場合に同時に表される。身体運動の発生診断信号91は、先行する無呼吸なしに突然身体運動の発生を表示する。上記診断信号の下記の状態から決定される。基礎的誘導信号81(非呼吸運動)の突然の増加。閉塞性呼吸作用の程度診断信号92は当面の異常呼吸作用の程度を表示する。下記の状態から計算される。基礎的誘導信号77(鼾高調波純度)の逆数。別の診断処理機能は以下のように実施できる。前記平均呼吸フェーズ努力および最大呼吸フェーズ努力信号は、それぞれ平均努力比および最大努力比の二つの信号を得るために、吸息および呼息の時間的境界を描く呼吸フェーズ変化の上記表示を使用して処理される。平均努力比は、先のフェーズに対して決定されたものによって終了したところの呼吸フェーズに対する平均呼吸フェーズ努力の値を分割することにより決定される。同様に、最大努力比は、継続するのフェーズに対する最大呼吸フェーズ努力の値を分割することにより決定される。喘ぎ状態でない呼吸作用に対して、吸息および呼息用平均呼吸フェーズ努力および最大呼吸フェーズ努力は、吸息および呼息に対して略等しく、略一致する努力比を与える。呼吸の一つのフェーズの実施、例えば吸息が他のフェーズに比較して極めて苦しくなった時、努力比は係数2以上で一致状態から移動する。して連続する呼吸フェーズに対する努力比の偏差が一般的に0.5以下に落ちる、または一般的に2を超える時、異常努力が表示され、呼吸は「喘ぎ状態」と規定される。本発明の二つの特徴は、第一に比の使用は、測定された信号を目盛りで計ること、および被検者の定位の詳細を知ることの必要性を省略し、第二に特別なフェーズが吸息または呼息のいずれであるかの知識を必要としないことである。二つの比それ自身間の比較が、努力は呼吸フェーズの開始において瞬間的(impulsively)にか、またはフェーズを通してより散漫なかたちで発生したものかの表示を与えることができる。effort)を表示し、より高い最高努力比は初期の瞬間的な努力を表示する。Hzおよび100Hzである。そのように決定された比は、平均鼾比、および最大鼾比と呼ばれる。呼息へ被検者が変化する速度の差はこれらの変化のいずれが発生したかを表示するために逆の場合と比較される。間の相関における先の移行に対して取られた時間と比較される。後者の移行がより遅ければ現在のフェーズは吸息であり、より早ければ呼息である。呼吸フェーズの分類−努力比の使用呼吸病気の特別なサブグループは、呼吸の特別なフェーズで喘ぎ呼吸の発生によって特徴付けられる。患者および殆どの上部気道機能不全は、呼息よりも吸息でよりきつく働く。システムは平均努力比、および/または最大努力比を一般的に1.2および0.8の閾値と比較する。比が上部閾値を超えれば最終フェーズは吸息であり、もしそれが下部閾値より少なければ呼息である。追加的に、上記平均鼾比および最大鼾比は、呼吸フェーズの分類にも使用することができる。attempted)吸息は胸郭の拡張に関連するという事実を使用する。ストリップの前記範囲からの信号は合計され、その合計はゼロと比較される。負値から正値への前記合計の移行(前記センサーの引き伸ばしと関連して)は、吸息の表示であり、一方逆の移行、正値から負値、は呼息の表示である。呼吸フェーズの分類−提議(Voting)独特のまたは混合した病理学を持つ特別の患者グループは、呼吸フェーズを決定する上記の幾つかの方法を受ける時、吸息の相矛盾する表示を生み出す。この実施例は、上記方法の選択からの出力を入力として受け取り、且つどのフェーズが存在するかに関して加重票決を得る。前記票決が二つの閾値内にある場合には不確定フェーズが表示される。扱う気流発生器128を有する持続陽圧気道圧(CPAP)治療機械の圧力設定を決定し、および/または制御するために、閉ループの一部として使用されている。モニターシステム101は患者1の呼吸パラメータを上記の方法で測定し、およびもし閉塞性呼吸事象が観察された時、制御信号130をCPAP制御手段113を経由してCPAP気流発生器128に伝送する。制御信号130は、閉塞性事象が観察されれば治療圧を増加し、閉塞性事象のない時にはそれを緩やかに減少させる。上記圧力制御のプロセスは、患者が眠っている時間の間の治療圧を連続的に制御する手段として、または一晩以上の経過に亘ってモニターシステム101がない場合にCPAP気流発生器128がその後の治療の継続用に設定されるべき最適静的治療圧を決定するために使用される。して、追加的にまたは別々に、前記圧力制御のプロセスは、CPAP気流発生器128単独でのその後の夜間治療に対してCPAP治療機械が設定されなければならない圧力を決定するために使用される。この使用において、モニターシステム101は、一般的には1から5の少数の最初の夜を含む診断期間の間、CPAP気流発生器128に取り付けられ、ここでそれは、患者によって経験される呼吸障害の事象の数を制限するために前記CPAP気流発生器128の圧力を制御する。各夜の終わりに、CPAP気流発生器128は、呼吸障害の制限の最適条件としてモニターシステム101によって決定される圧力でプログラムされて残される。診断期間の終わりにモニターシステム101はCPAP機械から外され、前記機械は決定された最適治療圧にプログラムされたまま残る。前記診断期間において、モニターシステム101は、CPAP治療機械用の圧力設定を決定する設定プロトコルに従う。このプロトコルは、医療スタッフによる変更には応じるが、一般的には無呼吸および減呼吸の数を一般的に6回/時間の設定数以下に低減するために、必要な圧力の範囲を決定する。87、90および他の手段を使用する。このプロトコルは有利なことに、数夜に亘って為された診断測定値を考慮に入れる。上記診断期間は、CPAP気流発生器128の設定をその最適条件に維持するために、例えば毎年繰り返される。CPAP治療機械の形式の選定を助ける前記診断フェーズの終わりに報告書を作り出す。その上に、報告書は、従来のCPAP治療に禁忌を示す中枢性無呼吸の発生を含む異常な呼吸行動の発生にハイライトを当てる。夜間、特に顕著な呼吸事象と一致して色々な時に患者の動作または静止画像を得ることは、睡眠調査において時々有利である。再生を行うビデオプレーヤーの必要性である。本発明は、ビデオクリップとして顕著な呼吸事象の直前および直後のフレームのみが記録されるように、患者に照準を定めたビデオカメラを始動するモニターシステム101を使用する。現存するMPEG形圧縮技術を使用して、前記ビデオクリップはディジタル化され、残りの生理学的情報と共にコンピュータディスク107に記憶される。これにより、後の再確認においてビデオプレーヤーの必要のない、生理学的データと同時にコンピュータスクリーン上のウィンドウに、ビデオクリップの再生が観察される。seq.)との組合せを記録する。鼾の記録もまた、部分的に閉塞された呼吸作用のモニターでの要素であり、そして、決定するのに人間の耳を必要とする音声の微妙さを残す。このように、再確認モードでは、高域通過フィルタを使用して鼾検出用に処理された原記録信号の鼾成分を聴くオプションが存在し、基礎的誘導信号75の導出において、計算手段104に接続された一般的にマルチメディア「SoundBlaster」カードである音声出力手段114を経由してリアルタイムで任意に再生することができる。別のオプションにより、鼾信号はリアルタイムよりも早い再確認スピードで聴取することもできる。ような他の診療環境の双方で現存する診療記録システムと共に、上記システムを統合する手段として設けられている。ポリグラフ入力手段110は、診断信号85−92の状態のシステム表示からの出力の方法を、例えばポリグラフの生理学的入力チャンネルを経由してポリグラフ(図23に示す)の記録システムに入力される形式で設ける。ポリグラフ入力手段110の利点は、ポリグラフに専門的インターフェースが利用される必要はなく、ただ約10mVと1Vとの間の入力範囲を持つECGまたはEMGに使用されるような未使用のアナログ生理学的入力チャンネルで良い点である。信号が一旦ポリグラフに入力されると、それは自動的にポリグラフの標準再確認手続きを使用して従来の入力信号と共に再確認される。図21に示すように、ポリグラフ入力手段110は、計算手段104の少なくとも4ビット広さの並列ディジタル出力ポートに接続されるコンピュータインターフェース手段116と、ポリグラフ入力手段の並列ディジタル出力ポートを絶縁されたディジタル出力118から電気的に絶縁する絶縁手段117とを有する。絶縁されたディジタル出力118は、絶縁されたディジタル/アナログ変換器(DAC)119に接続され、その出力120は減衰器121で減衰され且つポリグラフの生理学的信号チャンネル入力への入力122として提出される。ポリグラフ入力手段110は、こうして一連のアナログ電圧ステップのポリグラフに入力を受け入れ、ステップの振幅は絶縁DAC119に加えられたディジタル入力によって決定される。所定のパターンにおけるステップのレベルを急速に変更することにより、ポリグラフ入力手段110の出力電圧は、従来のアナログ入力信号としてポリグラフによって記録された文字および数を追跡するようにさせられる。図22aは英数文字127の一つを構成するために使用される7×5要素マトリックス123の電圧対時間のグラフを示す。基準線124は、システムが無負荷状態の時の電圧出力である。再確認スクリーンでは殆ど見ることができず、電圧がプリセットされた時間一定に保たれる点を残すと、マトリックスとして見える。前記出力電圧は前記点の存続中に基準線124に戻る。この方法で、文字は追跡される。図22bは文字「A」を表示するために必要な追跡を示す。前記設備により計算手段104は、図23に示すようにポリグラフに診断変量85−92の選択の英数形式を出力し、記録される従来の生理学的信号132およびシステムの上記診断133のポリグラフディスプレイ131上に同時比較を行う。CPAP気流発生器による治療を受けている患者にシステム101を使用することにより、治療の効果性は、上記技術を使用して生じた閉塞性無呼吸の残りの数を決定することにより評価される。それを避けているかを実証するためにも使用される。01はまた、CPAP治療用コンプライアンスモニターとして使用される。別の実施例が図24から33を参照して記述される。ダイ切断部分5が図24に見られ、ここで多数のセンサーストリップ5が、それからテールストリップ5Aが形成されるPVDFの一枚のシートから切断されている。各センサーストリップ35(図25)の各面上の別々の導電トラック17および17'は、センサー信号をバスコネクター42Aに接続するためにテールストリップ5Aの金属被膜層に選択的にエッチングされるか、または印刷されことにより形成される。PVDF膜材料は通常、数メータの長さであるが、図24に見られるような形式で大きな一体型多重ストリップ組立体9の製造を行うには狭すぎる制限された幅を持つストリップでのみ作り出すことができる。このように表示される一体型形式は製造の見地からは有利であり、それによってストリップ5総てが単一のダイ切断シートの一部であり、更にそこでは各ストリップ5からの電気接続は、一体型テールストリップ5Aの金属被膜を経由してストリップから導かれる。図24および25の実施例によって与えられる利点は下記の通りである。(d)その上、センサーストリップを安定化し且つ方向付ける一体型の強化および位置決め要素の備え。図26は、PVDF11の比較的狭い(一般的に6cm幅)シートを、各センサーストリップの必要な幅(一般的に1cm)によって分離され、そして前記センサーストリップ5に必要なものと等しい長さの、一般的には60cmの多数の(一般的に4と15の間)の段違いの平行なカット14より成る図26aに図示したパターンで切断することを含む別の実施例を示す。平行カットは、その長さが前記膜の長さによってのみ制限されその幅によってではないストリップ5をPVDF膜から切り裂く。0°の位置に折り畳まれる(図26b)。PVDFシート10の残りの折り畳まれない要素は、前記センサーストリップから遠方の電気コネクターに電気信号を導く一体型テールストリップ5Aとして役立つ。して、制限された幅の膜から一体型のセンサーシステムを作り出すことの目的が達成できる。PVDFシート11は、下に折り畳み、そしてシートと折り畳まれたセンサーストリップ5に密着される前記シート(図27b)の一体型部分より成る安定化要素11a(図27a)により製造される。ストリップ5の前記45°の折り畳みはこうして固定され、それによってストリップ5がその元の定位に弾性的に戻るいかなる傾向をも取り去る。図28は、テールストリップ5Aに沿う各センサーストリップ5からバスコネクター42Aへの電気接続17をより詳細に示す。通常は、各面から一つの、各センサーストリップ5からの二つの分離した接続17および17'がある。別のより簡単な構成では、前記センサーストリップの総てまたは或る上面は共通して接続され、そしてその一つの共通接続は各個々のストリップの反面側からの一つの接続に沿ったバスコネクター42Aに接続される(図29a)。更なる簡素化では、組立体に対する適切な二つの電気接続を与えるために、前記センサーストリップの総てまたは或る上面は共通して接続され、そして総ての反面は別個に同様に共通して接続される(図29b)。このような簡素化により、前記各センサーストリップからの信号は最早別々には記録されず、むしろ出力電気信号は個々の応答総ての合計である。選択的には、別の導電層または膜が、前記接続を外部電気インターフェースからの前記接続を遮蔽するためにPVDFシート11の全域に亘って適用されてもよい。図30aおよび30bは、上面の導電性金属被膜13(図30a)、およびストリップからの歪み発生電荷を収集し且つそれをバスコネクター42Aに導く反対側の導電性金属被膜14(図30b)の設計をより詳細に示す。電荷は、各対立する面が重なり合う導電層で金属被膜される時、センサーストリップ5の面からのみ導かれる。ストリップそれ自身の区域に対して感応性の区域を制限するために、対立する金属被膜パターンは前記の45°折り畳まれた領域15および16で、そしてその後のテールストリップ5A上で段違いにされる。これは、前記の折り畳みおよびテールストリップをその上に加えられる如何なる歪みにも無感応にする。これは、折ることが折り目で経験される不均衡な歪みを起こすので重要である。前記バスコネクターおよび関連する電線を物理的損傷の可能性から保護する。前記運動感応マットレスを従来のマットレスの上に置く時、二つのマットレスの横方向の寸法が異なるとベッド上の患者はよくまごつかされる。上記センサー組立体の固有の厚みを十分に使用することにより、完全な運動感応マットレスが3mm厚未満の組立体で取り付けられ、従来のマットレスサイズの範囲にその容易な、そして快適な位置決めを与える。上記の薄い運動感応マットレスは運動感応シートとして見なされる。センサーストリップ5は耐水性の外被内に封入するされることが望ましい。耐水性機能の発揮のためにネオプレンまたは類似のゴムを使用することは、じっとりとして冷たく、快適ではない。この点に関する快適性を改善するために、図32aの構造が使用される。運動感応マットレスまたはシート2は、テールストリップ5Aおよびバスコネクター42Aに接続されたセンサーストリップ5と共に上記のように構成され、その組立体は、薄いネオプレンまたは他の適当な耐水性の可撓性シート6Aの間にサンドイッチされる。前記シート6Aは、この組立体に「呼吸」させる、すなわち患者と接触する区域から前記運動感応マットレスまたはシートの直下の従来のベッド設定への湿気の拡散を促進させる孔6Bが穿孔されている。there.センサーストリップ5の位置は織物成分6Cによって任意に位置決めされる。患者の快適性を増すために上記設計への別の簡素化において、センサーストリップ5は、その極く近傍でのみ耐水性封入6Aによって包まれる(図32b)。この構造では、包まれたセンサーストリップ5間の間隙6Dは、被検者からの上記湿気の拡散を促進する。図32cは、マットレス2のエッジの縁に配置された6個のセンサ−5'の配置を示す。それぞれのセンサー5'に対して身体の配置を直交させるように作用する横歪み要素162が設けられている。好ましい場合には、一連の交互のスリット160が隣接する歪み要素162を切り離し、または絶縁するために設けることができる。別の形式では、横歪みを各センサー5'へ揃えることは、横方向(左から右)の堅さが縦方向(頭からつま先)よりもかなり大きい支持材料(図示せず)の使用によって達成される。センサーストリップ5を正確に位置決めする能力を改善し、且つ被検者の快適性を助ける別の実施において、運動感応マットレス2'は一般的に綿または同等のポーラス層シート材料、または網から作られたキャリヤーシート7'に取り付けられる(図33)。studs)または登録商標「ベルクロ(Velcro)」のフック・アンド・ループ材のような留め金具によって取り付けられる。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類似の運動センサーを含む、マットレス上に横たわる患者用の患者運動モニター用マットレス。運動センサーの数は3から10の範囲である、請求項1に記載のマットレス。運動センサーは圧電素子で形成されている、請求項1または2のいずれかに記載のマットレス。少なくとも素子の幾つかはマットレスを横切る横方向の歪みを測定するように配置されている、請求項3または4のいずれかに記載のマットレス。外側層によって囲まれた圧縮性充填物を有し、且つここで前記素子は外側層の内側表面に取り付けられている、請求項3から5のいずれか一つに記載のマットレス。素子は二つの薄い順応性弾性シート間に積層されている、請求項3から5のいずれか一つに記載のマットレス。マットレスの使用の間、ストリップおよびそれぞれのコネクター間の歪みを避けるような方法で各素子に接続されている別体の中間コネクターを有する、請求項3から7のいずれか一つに記載のマットレス。各素子が接続される単一バス中間コネクターを有する、請求項3から7のいずれか一つに記載のマットレス。前記素子は圧電材料の単一合成シートより成り、各素子が隣接する二つのカット間で形成されるような方法で前記シートに一連の段違いの平行カットを形成することにより一体的に形成されている、請求項3から7のいずれか一つに記載のマットレス。means)とを有する、システム。means)は運動信号を帯域通過濾過させ、且つ前記呼吸変量として呼吸数を作り出すために与えられた時間での濾過された信号の空間的分布をより早期の空間的分布と相関するために操作可能である、請求項11に記載のシステム。請求項12に記載のシステム。means)は、別の前記呼吸変量である呼吸数を表示すものとして最後の二つの呼吸フェーズ変化の間の経過時間を決定するために操作可能である、請求項13に記載のシステム。means)は、一つ以上の運動信号を帯域通過するために操作可能であり、濾過された信号のモジュラスを取り、モジュラス信号を低域通過濾過し、且つ呼吸努力を前記呼吸変量として与えるために各呼吸の全期間に亘ってまたは各フェーズに分離して低域通過濾過された信号の最大出力を(i)平均し、または(iii)測定する、請求項11に記載のシステム。2から15のいずれか一つに記載のシステム。means)を有する、請求項11から17のいずれか一つに記載のシステム。前記呼吸変量および/または前記誘導診断変量を出力および/または記憶する出力および/または記憶手段を有する、請求項11から18のいずれか一つに記載のシステム。身体の部分の長手方向の複数の位置において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、そこに身体運動による変位を測定するステップを有する、マットレス上に横たわる患者用の患者運動をモニターする方法。身体の部分の長手方向の複数の独立した位置において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、その位置での身体運動による変位を測定し、且つ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を有する、マットレス上に横たわる患者用の少なくとも一つの呼吸変量をモニターする方法。一つ以上の誘導診断変量を与えるために一つ以上の前記呼吸変量を結合するステップを有する、請求項21に記載の方法。前記処理および/または別の処理を実施する前に均等化および/または空間的デコンヴォルーションによって前記運動信号を前処理するステップを更に有する、請求項21または22にいずれかに記載の方法。means)を有する、患者に対する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。means)は運動信号を帯域通過濾過し、且つ前記呼吸変量として呼吸数を作り出すために与えられた時間での濾過された信号の空間的分布をより早期の空間的分布と相関するために操作可能である、請求項24に記載のシステム。means)は、濾過された信号の空間的分布の経過時間相関の値をモニターするために操作可能であり、且つ別の前記呼吸変量である呼吸フェーズの変化を表示するものとして信号整合期間の低減を検出する、請求項25に記載のシステム。means)は、別の前記呼吸変量である呼吸数を表示するものとして最後の二つの呼吸フェーズ変化間の経過時間を決定するために操作可能である、請求項26に記載のシステム。means)は、一つ以上の運動信号を帯域通過するために操作可能であり、濾過された信号のモジュラスを取り、モジュラス信号を低域通過濾過し、且つ呼吸努力を前記呼吸変量として与えるために各呼吸の全期間に亘ってまたは各フェーズに分離して低域通過濾過された信号の最大出力を(i)平均し、または(ii)測定する、請求項24に記載のシステム。請求項24に記載のシステム。請求項25から39のいずれか一つに記載のシステム。means)をさらに有する、請求項24から30のいずれか一つに記載のシステム。前記呼吸変量および/または前記誘導診断変量を出力および/または記憶する出力および/または記憶手段を有する、請求項24から31のいずれか一つに記載のシステム。一つ以上の呼吸変量および/または誘導診断変量がCPAP機械の出力治療圧を制御するために使用される、請求項11から32のそれぞれのいずれか一つに記載のシステムまたは方法。一つ以上の呼吸変量および/または誘導診断変量が、CPAP治療の効果性および/または患者のコンプライアンスをモニターするために使用される、請求項11から32のそれぞれのいずれか一つに記載のシステムまたは方法。technology。