睡眠時無呼吸、いびき、呼吸努力に関連した覚醒のような、睡眠に関連した疾患の診断および治療の少なくとも一方を行う方法であって、膨張可能な器具ベストを患者の胸部と腹部の少なくとも一方の外側表面に装着することと、前記ベスト内の圧力を正の設定値連続圧に上昇させることと、前記ベストへ入る空気流と前記ベストから出る空気流の少なくとも一方の流量ベスト流量を監視し、それによって、前記ベスト流量が、表示され、または、前記患者の呼吸特性についての情報を得るように処理される、ことと、を有し、前記器具は、前記患者の胸部と腹部の少なくとも一方に正圧をかけることができる、睡眠に関連した疾患の診断と治療の少なくとも一方を行う方法。ベスト圧力を、吸気相または排気相またはこれら両方の相に関連した特定の関数にしたがって、前記連続圧を超えて一時的に上昇させることを含む、請求項1に記載の方法。呼吸の前記相を特定するために、患者の呼吸を反映した外部信号が、ベスト流量の代わりに使用される、請求項2に記載の方法。前記器具は膨張可能なベストまたはカフであり、前記正圧は、前記ベストまたはカフが膨張することによってかけられる、請求項1から3のいずれか1項に記載の方法。前記膨張可能な器具は、前記患者の胴の上部のみ圧迫する、請求項1から4のいずれか1項に記載の方法。呼吸の前記吸気相および前記排気相の少なくとも一方を特定することを含む、請求項1から5のいずれか1項に記載の方法。前記流量の変化および体積の変化を測定すること、または、流量および体積の情報を独立した源から受け取ることを含む、請求項1から6のいずれか1項に記載の方法。前記器具内の圧力を、吸入された体積に比例して変えることを含む、請求項7に記載の方法。前記器具内の圧力を、吸入された流量に比例して変えることを含む、請求項7に記載の方法。前記器具内の圧力を、吸気相または排気相またはこれら両相の間に加えられる所定のパターンに比例して変えることを含む、請求項1から7のいずれか1項に記載の方法。圧力の前記変更が、いびき測定センサまたは流量測定センサのようなセンサから得られたフィードバックに基づいて間欠的にのみ、加えられる、請求項1から10のいずれか1項に記載の方法。睡眠時無呼吸、いびき、呼吸努力に関連した覚醒のような、睡眠に関連した疾患の診断と治療の少なくとも一方を行う装置であって、患者の胸部と腹部の少なくとも一方の外側表面に装着することができ、前記患者の胸部と腹部の少なくとも一方に正圧をかけることができる膨張可能な器具ベストと、正圧力源と、前記正圧力源を前記ベストに接続する管と、前記圧力源を制御し、前記ベスト内の圧力を正の設定値連続圧に上昇させることできる、電気とディジタルの少なくとも一方の回路と、前記ベストへ入る空気流と前記ベストから出る空気流の少なくとも一方の流量ベスト流量を監視し、それによって、前記ベスト流量が表示され、または、前記患者の呼吸特性についての情報を得るように処理される回路と、を有する、睡眠に関連した疾患の診断と治療の少なくとも一方を行う装置。ベスト圧力を、吸気相または排気相またはこれら両相に関連した特定の関数にしたがって、前記連続圧を超えて一時的に上昇させる回路を含む、請求項12に記載の装置。呼吸の相を特定するために、患者の呼吸を反映した外部信号が、ベスト流量の代わりに使用される、請求項13に記載の装置。前記器具は膨張可能なベストまたはカフであり、前記正圧は、前記ベストまたはカフが膨張することによってかけられる、請求項12から14のいずれか1項に記載の装置。前記の膨張可能な器具は、前記患者の胴の上部のみ圧迫する、請求項12から15のいずれか1項に記載の装置。前記吸気相と前記排気相の少なくとも一方を特定する手段を含む、請求項12から16のいずれか1項に記載の装置。前記流量の変化および体積の変化を測定するか、または流量と体積の情報を独立した源から受け取る回路を含む、請求項12から17のいずれか1項に記載の装置。前記器具内の圧力を、吸入された体積に比例して変える回路を含む、請求項18に記載の装置。前記器具内の圧力を、吸入された流量に比例して変える回路を含む、請求項18に記載の装置。前記器具内の圧力を、吸気相または排気相またはこれら両相の間に加えられる所定のパターンに比例して変える回路を含む、請求項12から18のいずれか1項に記載の装置。圧力の前記変更が、いびき測定センサまたは流量測定センサのようなセンサから得られたフィードバックに基づいて間欠的にのみ、加えられる、請求項12から21のいずれか1項に記載の装置。血液ガス圧がオーバーシュート中に変化するのを低減する全く新しい取り組みは、吸気中に肺の拡張に対抗する装置によって、オーバーシュート自体を機械的に制限することである。この取り組みは、吸気中に外部気道における気道内圧を下げること負圧の荷重によって、または吸気中に外側胸壁胸部と腹部の少なくとも一方に正圧を加えることによって実行することができる。負圧の荷重は、それが、許容されない、顔によるインタフェースを必要とするだけでなく、気道における増大した負圧が、逆効果を招くであろう、上気道が大きくつぶれることを促進するので、現実的ではない。しかしながら、外部の正圧の荷重は、胸郭と腹部の少なくとも一方に装着された膨張可能なベストまたはカフで加えることができる。そのような装置は、呼吸の再開たとえばCO2の呼吸時に起こる過度の換気を減らすことを目的とする他の試み、または現在、睡眠時無呼吸たとえば、連続した正の気道圧CPAP:ContinuousPositiveAirwayPressureを治療するために使用される他の取り組みよりも良好に容認されるであろう。さらに、それは、吸気の間、内胸圧力の陰性を付随して減らすかなりの利点を有し、これは上気道が、感染しやすい個人における吸気の間、つぶれる傾向を軽減することになる。この後者の特徴内胸圧力を、吸気の間負でないようにするもまたこの取り組み外部の正圧の荷重を、いびきと、呼吸努力に関連した覚醒RERA:RespiratoryEffortRelatedArousalsのような上気道機能障害の無呼吸よりもあまり深刻でない形態において効率的にする。いびき。いびきは、呼吸中に上気道の振動から生じる。いびきは、上気道の構造が異常ではないか、または拡張筋がより深刻な衰弱を防ぐのにより有効であるために、異常が、呼吸低下または無呼吸に陥るに十分には重大ではない、折り畳める気道を持った被験者に起こる。いびきは通常、吸気相において最も顕著であるが、場合によっては、排気の間に呼吸雑音が聞かれることがある。最近、本発明者は、ダイアルダウンと名付けたやり方Iを用いて広範囲な研究を行った。このやり方では、無呼吸の症状がある、または無呼吸の症状がないいびきを持った複数の患者を、彼らの気道を正常にするためにCPAPの上に配置した。CPAP上では、上気道の抵抗と血液ガス圧は正常で、その結果、かれらの呼吸努力負の内胸圧は高くない。呼吸低下または無呼吸を誘発するためにCPAPレベルを断続的に下げる。そのような介入ダイアルダウンで、呼吸ドライブと呼吸努力は、血液ガス圧の低下によって吸気努力が増大し、かつ内胸圧がより負になるまで、数回の呼吸の間、下がったままである。発明者の経験では、100人を超える患者における何千ものそのようなダイアルダウンでは、いびきは、ダイアルダウンの後の最初の数回の呼吸では決して起こらず、それからしばらくして発症するだけである。1つの考えられる説明は、いびきが、気道の柔らかい組織を振動させるために大きなエネルギを必要とし、このレベルのエネルギは、呼吸努力が血液ガス圧の低下に応答して増大したときのみ生じることである。そのような場合、提案された本発明のように吸気の間、正圧の負荷を用いることによって、内胸圧は大きく負にはならず、結果としていびきが少なくなることになる。吸気中のより小さな負の内胸圧によって流れが少なくなり、換気が低下すると、反論されるかもしれない。しかし、ほとんど全ての場合、いびきは上気道において流れが制限されることと関連している。流れが制限されることの顕著な特徴は、流れが、下流の圧力この場合、内胸圧とは無関係、すなわち呼吸努力が増すにつれて実際に低下する負努力依存性ことである。このように、吸気の間、内胸圧を下げることによって、吸気流量が減少することは予想されず、負努力依存性の存在下でおまけを実際に増大させることがある。呼吸努力に関連した覚醒RERA。これは、いびきと明白な閉塞性無呼吸との間の中間の現象である。ここで、上気道において流れが制限されるが、流量のレベルは定常状態を維持するのに十分ではない。その結果、血液ガス圧はゆっくりではあるが、次第に悪化し、吸気努力が次第に増大することを引き起こし、そして最終的に覚醒に至る努力内胸圧の閾値レベルに達したときに、覚醒が起こる。イベントの最中に努力が増大するにつれて流量が減少することがよくある。イベント中の流量の漸進的減少が負の努力依存性に関連しているならば、本発明を用いて、吸気中に外部の正圧を印加して、流量の、努力に関連した減少を低減すべきである。これは覚醒を遅らせ、ある患者では定常状態に到達するのを可能にする。流量の漸進的減少。前に指摘したように、流量は、呼吸低下、いびきまたはRERAの最中に呼吸のたびごとに低下することがよくあるYounesM上気道構造と制御メカニズムの、閉塞性無呼吸の重症度への寄与呼吸器クリティカルケア医学のアメリカジャーナル1686456582003SchwartzARetal閉塞性睡眠時無呼吸における低緊張性上気道:構造の役割と神経筋の活動呼吸器クリティカルケア医学のアメリカジャーナル157105110561998。さらに、前に指摘したように、吸気流量のこの漸進的な減少は、吸気努力の漸進的増加と関連しているかもしれない負の努力依存性。しかしながら、ある観察によれば、他の要素が吸気流量のこの漸進的減少の一因となっている可能性がある。この観察の最も重要なことは、吸気流量の呼吸ごとの最大の減少は、努力の差が無視できる、呼吸低下の第1と第2の呼吸の間に起こるYounesM上気道構造と制御メカニズムの、閉塞性無呼吸の重症度への寄与呼吸器クリティカルケア医学のアメリカジャーナル1686456582003。この時間的パターンは、呼吸ごとの減少が、排気中でさえも気道の大きさが漸進的に狭くなることすなわち、瞬間的吸気努力に、少なくとも一部、関係していることを示している。排気中にこの漸進的に狭くなることを説明するいくつかのメカニズムがある。第一に、Schwartz等呼吸器クリティカルケア医学のアメリカジャーナル157105110561998によって示唆されているように、漸進的に狭くなることは、イベントの最中に、肺の体積が漸進的に小さくなることと関係がある。第二に、JohnRemmersパーソナル通信によって示唆されているように、それは、排気相の間、完全には後退することができないが、連続した吸気努力の間に吸入される咽頭組織の結果かも知れない。第三に、本発明者によって示唆されているようにYounesM上気道構造と制御メカニズムの、閉塞性無呼吸の重症度への寄与呼吸器クリティカルケア医学のアメリカジャーナル1686456582003、次第に狭くなることは、気道確保の段階に続く応力回復に関係があるかもしれない。したがって、上気道が換気段階の間にまたはCPAPにある広がると、応力緩和が起こり、これによって、気道の寸法が、時間の関数として次第に大きくなる。拡張力が呼吸低下の始まりに除去されると、応力回復が起こり、これによって、気道の寸法が、時間の関数として次第に小さくなる。第2および第3のメカニズムは両方とも、上気道の粘弾性の動き圧力と面積の関係におけるヒステリシスの現れであり、これら2つの唯一の違いは、Remmersの説明が、狭くなることが起こるための連続した吸気努力を必要とするのに対し、本発明の説明によれば、次第に狭くなることが、先行する吸気努力なしでも起こるであろうことである。第2と第3のメカニズムが共に原因の1つであることが起こり得る可能性がある。本発明者は、閉塞性呼吸低下とRERAの最中に気道が次第に狭くなる原因として、肺の体積が小さくなること第1のメカニズムよりも粘弾性の動き第2と第3の少なくとも一方のメカニズムを強く支持するYounesM上気道構造と制御メカニズムの、閉塞性無呼吸の重症度への寄与呼吸器クリティカルケア医学のアメリカジャーナル1686456582003。粘弾性の動きによって、排気相においてそのように次第に狭くなることは、本発明の装置を使用して、排気の間、胸部と腹部の少なくとも一方に、正の脈圧を印加することによって、逆にすることができる。これらの排気パルスは、排気の間、気道を無理に開いた状態にするであろうし、それによって拡張筋が、吸気の間、気道を開いた状態にするのをより容易にする。吸気相の間、外部から加えられる正圧はある睡眠時呼吸異常に対して有益であるのに対し、排気相の間に外部から加えられる正圧は他の異常に対して有益でかもしれないことが、上記の考察から明らかである。これらの種類の異常は、同じ患者に共存することもまた明らかである。したがって、両方の相において正圧を加えることもまた有益かもしれない。これは、2つの独立したパルス、1つは吸気の間、1つは吐気の間、の形態をとることができる。あるいは、正圧は呼吸相全体を通して加えられてもよい。後者の連続タイプの圧力印加は欠点があるとすれば、隔膜のより高い位置の結果として上気道上の軸方向の収縮が減るために上気道が狭まることになると考えられている、肺の体積の減少を引き起こす欠点がある。この合併症は、肺の体積を減少させることができない閉塞性の事象の間にのみ連続した圧力を印加することによって、または胸郭のみを圧迫することによって和らげることができる。胸郭のみを圧迫することは、胸郭と腹部を一緒に圧迫することよりも、胸郭内圧を上げる上で有効ではないが、隔膜を強制的に下げ、それによって上気道上の軸方向の収縮を増大させる利点がある。ここで、基本的な方法は、ここでベストと総称する、膨張可能なベスト、カフ、または他の膨張可能な、または加圧可能な用具、を胴の外側面に装着することと、ベストの内側層と胴を密に接触させるためにベスト内を低い圧力レベル保持圧力に連続的に維持することと、吸気の間に正圧が加えられたとき、膨張が妨げられ、排気相の間に正圧が加えられたとき、排気が促進されるように、ベストに出入りする流れを監視し、そして呼吸サイクルの間にベストを指定回数、任意に加圧することと、である。閉塞性の事象の間、保持圧力を超える圧力を連続的に加えることも行われてよい。外部圧力は、呼吸サイクルの特定の相の間加えられる必要があるので、そのような装置は、1回の呼吸の呼吸相を識別する手段を備えるのが望ましく、胴の体積の変化と、胴の体積が増大する割合すなわち、患者流量の定量的測定を行う手段を備えるのが望ましい。これは、ベストを出入りするガスの流量の適切な較正好適な実施形態を参照によって、または鼻カニューラまたは顔インタフェース顔または鼻マスクに取り付けられた流量計によって流量を推定するような他の手段によって、胴の外側寸法を検出する複数のセンサを胴の上または胴を囲む物質内に配置することによって実現することができる。吸気相または排気相の間の圧力増大のパターンは用途に応じて変わる。1いびきとRERAの場合、メカニズムが過度に負の吸気圧であると、加えられた外部圧力は、吸気の始まりから調整可能な遅延の後に始まるランプの形態を取り、最大の調整可能レベルに進んで、調整可能な持続時間の間または吸気相の終わりまでそのレベルに留まる。あるいは、もしいびきと、流量の漸進的な減少が、吸気の負の圧力の大きさと関係していないが、決定的に狭くなった気道のせいであれば、気道を一時的に広げるために、正パルスが排気相の間に加えられてよく、それによって数呼吸の間、続くある応力緩和膨張が引き起こされる。どのパターンが必要であるかを決定することは、被験者が眠っている間に様々なパターンを試みる係員によって睡眠検査室または家庭における較正研究において行うことができる。いずれにしても、遅延、調整可能な最大レベル、圧力の増大速度、加えられた圧力の持続時間、パルスを加える周期の少なくとも1つは、滴定法の間特定の患者のいびきを除去するためにどのパターンが必要であるかの知識に基づいてプリセットされるか、いびきの音または流量限界の大きさを検出し、これらの変数を、問題を取り除くために動的に調整する回路によって自動的に調整されてよい。いびきを減らしまたは無くす目的を達成する他のパターンが用いられてよい。2睡眠時無呼吸閉塞性または中枢性のの治療の場合、主要な目的は、無呼吸の終わりにおけるオーバーシュートを減らすことである。したがって、外部圧力を、吸い込んだ体積または流量に比例させるのが望ましく、それによって、対向する力を、オーバーシュートの間に増大させ、呼吸低下無呼吸の相の間、低下させる。流量の漸進的低下が呼吸低下相の間に存在する患者においては、吸気と排気の少なくとも一方の間の、外力の予め設定されたランプ増大が、オーバーシュート相の間の力の、体積または流量に関連した増大に取って代わられるべく呼吸低下相の間に加えられてよい。したがって、本発明の一態様において、睡眠時無呼吸と、いびきと呼吸努力に関連した覚醒のような、関連する疾患の診断と治療の少なくとも一方を行う方法が提供され、該方法は、膨張可能な器具ベストを患者の胸部と腹部の少なくとも一方の外側表面に装着することと、ベスト内の圧力を正の設定値連続圧に上昇させることと、ベストへ入る空気流とベストから出る空気流の少なくとも一方の流量ベスト流量を監視し、それによって、ベスト流量が表示され、患者の呼吸特性についての情報を得るように処理される、ことと、を有し、器具は前記患者の胸部と腹部の少なくとも一方に正圧をかけることができる。本発明の他の態様において、睡眠時無呼吸と、いびきと呼吸努力に関連した覚醒のような、関連する疾患の診断と治療の少なくとも一方を行う装置が提供され、該装置は、患者の胸部と腹部の少なくとも一方の外側表面に装着することができ、患者の胸部と腹部の少なくとも一方に正圧をかけることができる膨張可能な器具ベストと、正圧力源と、正圧源をベストに接続する管と、圧力源を制御し、ベスト内の圧力を正の設定値連続圧に上昇させることできる、電気とディジタルの少なくとも一方の回路と、ベストへ入る空気流とベストから出る空気流の少なくとも一方の流量ベスト流量を監視し、それによって、ベスト流量が表示され、患者の呼吸特性についての情報を得るように処理される回路と、を有する。構造:好適な実施形態の概観が図1に示されている。好適な実施形態は、膨張可能なベストと、制御ボックス2と、ベストの1の内部の管腔を制御ボックス2の内部に設置されたブロワー5の出力4に接続する、可撓性のある管3と、から構成されている。適切な流量計6が管3の、ボックス2の近くに挿入されている。どのような種類の流量計をも用いることができるが、本実施形態ではフライッシュ呼吸気流計を用い、その2つのポートを、ボックスの内部にある差圧変換器7の2つのポートに接続する。管3の小さなポート8が、管圧を測定するためにボックス2の内部にある他の圧力変換器9のポートに接続されている。流量計6、圧力ポート8、それらの接続部は、本実施形態では、ボックス2の外側に配置されているが、それらはボックス2内に任意に配置することができる。いくつかの調整ノブ11がボックス2の前面、側面、背面の設置されている図7から9。さらに、アナログの入力/出力ソケット12が、補助入力信号を入力し、かつ所望の信号を、表示の目的で、または他の装置を制御するために出力するのに、利用可能である。ベスト1は、胴体を、両肩から坐骨の上縁へ包む、膨張させることができる特注の衣服である図2。内壁は、それ自身を胴体の周りに、容易に型で作ることができる、非常にしなやかな材料ラテックスのシート、厚さが04mmで作られている。これに対して、外壁は、引き伸ばしに耐える堅い布で作られている。外側への膨張を最小にするために、非伸縮性のいくつかのストラップ13がベスト1の外側表面に装着されている。ベストは、様々な身長の被験者に合わせるために様々な大きさで作られている。明らかに、ベストの他のモデルも使用できる。圧力パルスに対して正圧を連続して胴体にかけるためには、胸郭のみを包むベストが望ましい段落0017を参照。制御ボックス2の内部の図が図3に示されている。ブロワーたとえば、AmetekMicrojammer119349015が、ベスト内の圧力を増大させるべくベスト内に空気を送り込むために制御ボックス2の後部に設置されている。ベストの外壁が堅く、ベストの内壁が非常にしなやかであるため、ベストの圧力はほぼ完全に胴の表面に伝えられる。この試作品に使用されるブロワー5は、25cmH2Oの静圧と、ゼロ圧で、80リッタ/秒の最大流量を生成することができるが、様々な圧力と様々な流量の他のモデルも使用することができる。ブロワーの速度は、圧力制御盤15の電圧出力14によって制御される。使用される流量変換器7はハネウェル圧力変換器DC005NDC4である。圧力変換器9もまたハネウェル変換器ハネウェルDC030NDC4である。他の適切な変換器を使用してもよい。両変換器の出力は、管内の流量17と圧力18の推定値を出力するように較正することができる電気信号を発生する一般的な電子回路16によって処理される。流量信号の較正は通常1VLsであり、圧力の場合、通常、1V10cmH2Oである。該2つの信号のオフセットとゲインを調整するために、複数の外側ノブ19がボックスの背面に設置されている。変換器7、8と、関連する回路16を含む信号調整盤20は圧力制御盤15から電力が供給される。圧力制御盤15は、電源コネクタ21を介してボックスに接続された18ボルトDCアダプタによって電力が供給される。圧力制御盤15は、図5に示し、以下に説明するように、様々な機能を実行する回路を含む。管抵抗の補償22。ベスト内の圧力を推定するために、圧力測定場所とベストの間の抵抗圧力損失を取り去ることが必要である。これは、ベスト流量×管抵抗によって与えられる。ゲイン回路23はベスト流量信号17を入力する。ゲインは、該管の既知の抵抗に合うように調整される。ゲイン回路の出力は、加算回路24を使用して、圧力信号18から差し引かれる。加算回路の出力Pcomp25はアナログ出力ポート12bを経て任意に出力される。肺の拡張速度患者流量を監視する回路。患者流量は、独立した装置たとえば、鼻カニューラ、CPAP機械または処理された呼吸バンド信号を使用して推定され、かつアナログ入力コネクタ12を使用して圧力制御盤に直接、入力される。あるいは、患者流量は、漏れとガス圧縮効果を補償した後、ベスト流量17から推定することができる。管を通る流量ベスト流量17は2つの、そして時には3つの成分を含む。第一に、ベスト圧力の変化は、胴体の体積の変化に無関係に、ベストに出入りする空気の動きと関連している。したがって、胴体肺の体積が一定のとき、ベスト圧力の増大は、ベストに流れ込む空気正のベスト流量の増加と関連し、その逆もまたしかりである。ベスト圧力の変化に関連する流量圧縮流量と呼ぶは、圧力の増大速度dPdtと、ベストの弾性コンプライアンスCと、圧力測定場所とベストの間の管の抵抗Rの関数である。後の2つの因子の積RCは、管とベストのシステムの時定数である。第二に、所与のベスト圧力下では、胴の体積に反映された、肺の体積の変化によって、ベストに空気が流入し、またベストから空気が流出することになる。胴が拡張するとき、空気がベストから流出しなければならず、その逆もまたしかりである。肺の拡張から生ずる、ベストに流入する、およびベストから流出する流量は患者流量に反比例する。第三に、ベスト内に漏れが存在する場合に、空気が、圧力を維持するためにベストに流入する。漏れ量漏れ流量はベストの圧力Pの関数である。したがって、ベスト流量=fdPdtfP患者流量書き直すと、患者流量吸気の場合、負ベスト流量-fdPdt-fP患者流量をベスト流量から推定する回路26は、圧縮流量を推定する回路27と、漏れ流量を推定する他の回路28を含む。圧縮流量回路27は、外部から調整可能なゲイン回路012431と直列な、外部から調整可能なたとえば、00127Hzから063Hzハイパスフィルタ30を有する。ハイパスフィルタ30は、補償された圧力信号25を受け取る。漏れ流量回路28もまた、補償された圧力信号25を受け取る。この回路28は単に、圧力信号に加えられる、外部から調整可能な32ゲイン係数からなる。本発明者は、このベストシステムからの漏れ量が圧力に対してほとんど直線的に相関することを見出した。次に、2つの回路27、28の出力が、加算回路33を用いてベスト流量17から差し引かれ、その結果患者流量34が得られる。呼吸サイクルの選択された部分の間に脈圧を生ずる回路が図5の底部35に示されている。ベスト流量信号17から生成された患者流量信号34は、呼吸サイクルの選択された部分の間に生成された他の脈圧の生成のタイミングを制御する唯一の考えられる入力である。時には、そのような起動に対して他の信号を使用することが望ましい。これは、気道が完全に塞がれているときに特にそうである。そのような場合、複数の胸バンドたとえば、レスピトレースRespitraceの1つからの信号は、呼吸相を特定する良好な信号をもたらすことがある。さらに、ベスト流量から導かれた信号の質がパルス印加の間の、圧縮流れの不完全な補償のために悪い、ある条件下では、たとえば、鼻カニューラまたはCPAPマシーンから独立して得られた他の流量信号が、パルスを起動するのに使用されてもよい。これらの理由から、この好適な実施形態は、外部の1つのアナログ流量入力12aとレスピトレース入力12aを受け入れることができる。外側の複数のノブは、外部の流量入力のオフセット36とゲイン37を調整するのに利用できる。レスピトレース信号は拡張速度すなわち、流量を出力するために最初に微分される38。該信号は次に、外部のゲイン制御信号39を使用して増幅される。外部のロータリスイッチ35は、これら3つの信号のうちどの信号を、パルス起動に使用すべきかを選択するのを可能にする。選択された流量信号は、そのまままたは反転41した後使用することができる。これは、パルスが、吸気相の間または排気相のいずれの相で生成されたかを判定する。ベストの圧力が増大する呼吸相の判定。この機能のために、選択された流量信号42は、ヒステリシス付き位相検出器43を通過させられる。流量信号が閾値たとえば、004リッタ秒を越えたときにTTLパルス44が生成され、TTLパルスは、流量が‐004リッタ秒未満に低下するまで続く。インバータ41によって選択された、流量信号の極性は、TTLパルスが吸気の間または排気の間のいずれの間に生成されるかを決定する。TTLパルスがオンのとき、伝送ゲート45、46は開き、積分器47が流量信号を積分し、吸気された、または排気された体積48に比例する信号を出力する。1つの種類の圧力印加では、圧力は、吸気された、または排気された流量に比例して上昇する。この種の圧力印加で調整されるのは、圧力と流量の間の比例である。これは、流量信号を、外部から調整可能なゲイン回路49を通過させることによって達成される。適切に増幅された流量信号は次に、呼吸の選択された相の間のみ開く伝送ゲート45に送られる44。他の種類の圧力印加では、圧力は、吸気された、または排気された流量に比例して上昇する。この種の圧力印加で調整されるのは、圧力と体積の間の比例である。この機能を実施するために、体積信号48が、外部から調整可能なゲイン回路50を通過させられ、それから呼吸の選択された相の間のみ開く伝送ゲート46に送られる44。さらに他の種類の圧力印加では、圧力は、特定のランプ関数にしたがって上昇する。ここで、流量信号42は、ランプ関数が開始52および終了53させられる流量レベルを決定する、調整可能なトリガー感度制御信号を有するトリガー検出回路51を通過させられる。調整可能な遅延回路54が、オンスイッチ52の後、どの位長く、ランプをイネーブルにするかを決定する。ランプの形状と振幅はいくつかの外部ノブ55によって調整可能である。このように、ランプの立ち上がりフェーズは2つのフェーズに分けられる。フェーズ1の圧力パターンは2つのノブによって指定される。フェーズ1の傾斜の調整図7、56は圧力の上昇率を決定し、フェーズ1最大値図7、57は、フェーズ1の間に到達されるべき最高レベルを決定する。フェーズ2は、フェーズ1の最大圧力に到達されたときに始まる。フェーズ2の間、圧力は、フェーズ2の傾斜ノブ58によって決定された割合で上昇する。フェーズ2は、最大持続時間調整ノブ59によって定められた最大持続時間に達するまで続く。圧力の、ランプの終わりにおける低下速度もまた外部から調整可能である60。呼吸相に関連した圧力増加の3つの考えられる駆動入力流量比例関数、体積比例関数、ランプ関数は、1つは3つのパルス関数のそれぞれに対して1つ、パルスなしに対して1つである4つの位置を有する、外側のロータリスイッチセレクタ61上に集中している。これは、どの関数が、選択された呼吸相に適用されるか選択するのを可能にする。選択された、呼吸相に関連した駆動信号62は次に、ブロワー駆動回路図6に送られる。パルス無しの位置では、本装置は単に、一定圧力を出力するPEEP。ブロワー回路への最後の駆動入力は、加算増幅器図6、63によって一緒に加算される3つの成分から構成されている。前述したように、ベストを準備し、その体積を、胴体積の変化に反応するようにするために、小さい一定圧が必要である。この入力正の呼気終末圧力、PEEPは、外側にあるノブ64によって調整される。第2の入力は、図5に記載された回路から導かれた、呼吸に関連する駆動入力62である。第3の入力は、制御ボックスの背面に配置された、外部のトグルスイッチ65を使用していつでも加えることができる手動入力である。この入力は、スイッチ65がオンである限り続く、外部から調整可能な振幅66を有する矩形波である。安全上の理由から、該スイッチは、手動でアクティブにされないとき、中立位置に跳ね返る。最後の駆動入力67は、外部から調整されるノブ68によって圧力が制限される。最後の駆動入力67は普通のPID制御器図6、69によってブロワー速度を制御する。PID制御器は、誤差信号71すなわち、所望の圧力67と補償された実際の圧力25の差を計算する加算増幅器70と、内部で調整可能なゲイン回路を有する微分器72と、内部で調整可能なゲイン回路を有する積分器73と、誤差信号自体に印加されて、フィードバックの比例成分を出力する、内部で調整可能なゲイン回路74を有する。微分成分72、積分成分73、そして比例成分74は加算増幅器75によって合計される。加算増幅器75の出力は次に、ブロワー5の速度を制御する電力増幅器76によって適切に増幅される。この好適な実施形態に含まれる全ての機能は、非常に基礎的なディジタル技術を使用してソフトウェアによって容易に実現できるので、ディジタルの実施形態を用いる本発明の実施は何ら進歩性を必要とせず、本願によってカバーされる。この実施形態のディジタルによる実施の高レベルの例が図10に示されている。この図における様々な機能の内部にある番号は、指定されて機能をディジタルで実施することを記載した図を指している。ディジタルの実施形態はまた、診断または治療に対する反応を確立するために在宅学習の終わりにダウンロードすることができるメモリを含んでいる。この好適な実施形態は、数多くの機能を用いて開発された。これは、睡眠に関係する呼吸器疾患の異質性と、様々な疾患が様々なパターンの圧力印加を必要とする予想を考慮して熟慮されたものであった。大きな潜在力を有するこの種の装置は、特定の患者にどの機能が効くかを先験的にわからない状況に特に適している。そのような多様な装置は、どの機能が特定の患者に最も良好に適しているかを判定する調査研究にまたは睡眠検査室においてふさわしいであろう。しかしながら、所与の患者に必要なパターンが一旦決定されると、そのような複雑なシステムは、家庭での夜間の使用たとえば、維持療法には必要ないであろう。したがって、不要な機能は取り除かれるか、イナクティブにされた、限られた機能しか有しない装置が、様々なタイプの患者に合うように製造されることが期待される。そのような、機能が切り詰められた実施形態は明らかに、この発明の範囲内に入るべきである。この好適な実施形態における制御の多くは手動で調整される。これはまた、設定が変更されたときに、呼吸信号の応答からの視覚フィードバックを使用して、様々な設定を持った実験を容易にするために熟慮されたものであった。最後に、商品においては、この試作品において手動で実行される調整の多くまたは全ては、論理回路によって自動的に実行することができる。たとえば、いびきの治療に使用する場合、圧力印加の振幅とタイミングは、聴音機からのフィードバックを使用して自動的に調整することができる。RERAの場合、印加された圧力の大きさは、流量の制限などを反映する適切な信号を使用して調整してもよい。そのような変形例は本発明の範囲内にある。この好適な実施形態は、治療の発出のみならず、診断目的のために、呼吸モニターとしての機能を果たすことができる。診断の機能のために、ごく小さい一定の圧力PEEPが印加されるすなわち、呼吸に関連するさらなる増大はない。そのような用途では、関数の多くは取り除くか、イナクティブにすることができ、必要な圧力2から3cmH2Oは、一晩の調査のためのバッテリーたとえば、SunonGB1205PHVX8AYによって電力を供給できるもっと小さいブロワーによって生成することができる。機能は一度、最初に診断に使用することができるので、両機能を同じ装置に持つことが有利であるが、該装置が、組み込みアルゴリズムによって特定の異常の存在を一旦、立証すると、それは治療を同じ夜間に開始できる。しかしながら、いくつかのメーカは、該装置を診断目的のためにだけ提供するかも知れないことが想像できる。そのような、解体された装置は本発明の範囲内にある。動作。理想的には、本装置は、患者の異常を修正するのに必要な圧力印加の種類と大きさを定めるために睡眠検査室でまず試験される。その後、好ましい設定を、家庭において患者によって使用される治療装置に加えることができる。1.適切な大きさのベストが患者に装着され、バックルで留められる。ストラップ13は調整され、適度に体にぴったり合うあまりきつくないことになる。ベストは管3を介してブロワーに接続される。圧力18と、加算回路34の出力は、アナログ出力ポート12bを使用してモニター上に表示される。2.漏れと圧縮の調整。患者は、肺の体積が、圧力ランプ印加の間、一定のままであるように、呼吸を止める声門を閉じるように要求される。回路圧力は、適切なレベルたとえば、20cmH2Oに上昇させられる。圧力は、ベスト流量が安定するまで、通常数秒維持される。次に、漏れ流量回路32のための外部のゲイン制御信号が、加算増幅器出力34をゼロに戻すように調整される。この時点で、加算増幅器出力は漏れが補償される。次に、被験者は呼吸を再度、止めるように要求され、該回路内の圧力は、適切なレベルたとえば、20cmH2Oに上昇させられる。圧縮補償回路27のハイパスフィルタ29とゲイン回路31のための外部制御信号は、加算回路の出力34が、圧力の上昇段階の間にゼロに近いままになるように調整される。このプロセスは最初にいくつかの試みを必要とするかも知れないが、これらの定数ベスト管のRCとベストの弾性コンプライアンスは大きくは変わらないので、わずかな調整だけがその後必要である。さらに、補償の設定を、単一の試みから数学的に計算することができ、自動的に調整することができる。明らかに、このステップは、この治療方法を実現する市販の装置で自動化することができる。3.患者は次に、自由に眠りにつくことができる。呼気圧は、たとえば、2から3cmH2Oにセットされ、呼吸に関連した追加の圧力は加えられないすなわち、ロータリスイッチ61はパルス無しに設定される。この構成では、加算回路出力34は、患者流量たとえば、図21を出力するだけである。患者が眠りにつくと、加算回路出力34は、呼吸振幅の主信号として使用することができ、呼吸低下と無呼吸を高精度に識別することが可能になる図21。呼吸異常があれば、その種類が一旦、求められると、オペレータは、異常を軽減するのに必要な、呼吸に関連した圧力の種類と大きさを選択する外部制御信号を利用する。これらの設定は次に、治療装置において使用することができる。呼吸に関連した圧力を、患者へ睡眠中に印加する2つの例が図22と図23に示されている。図22において、圧力ランプが、連続した呼吸における吸気相の間に加えられた。図23において、圧力ランプが、排気相の間に加えられた。開示の概要この開示の概要において、睡眠時無呼吸と、いびき、呼吸努力に関連した覚醒のような、睡眠に関連した疾患の診断と治療の少なくとも一方を行う方法と装置が提供され、該方法は、膨張可能な器具を患者の胸部と腹部の少なくとも一方の外側表面に装着することと、ベスト内の圧力を正の設定値連続圧に上昇させることと、ベストへ入る空気流とベストから出る空気流の少なくとも一方の流量ベスト流量を監視し、それによって、ベスト流量が表示され、患者の呼吸特性についての情報を得るように処理される、ことと、を有し、器具は患者の胸部と腹部の少なくとも一方に正圧力をかけることができ、任意に、ベスト圧力を、吸気相または排気相またはこれら両相に関連した特定の関数にしたがって、連続圧を超えて一時的に上昇させることを含む。変形が本発明の範囲内で可能である。