呼吸异常改善装置制造方法 [0002]在对颏(mentum)肌肉施加电剌激，进而治疗睡眠中的呼吸异常状态的呼吸异常改善装置中，被提示着在发生呼吸暂停或低通气的同时施加电剌激的方法，以及与发生呼吸暂停或低通气无关而连续施加单调的电剌激的方法。 [0003]例如，在专利文献I中表示为，作为前一种方法，用传感器监视患者的呼吸用力和胸前内压，且通过传感器的感知状态和阀值的比较，当患者处于呼吸困难的状况时，于所定时间给予电信号进而刺激患者肌肉的想法。另外，在另一专利文献2中表示为，作为后一种方法，以在一定时间重复发生由多数的电脉冲组成的电脉冲组的通电期间和，不发生电脉冲组的休止期间的方式，进而对患者施加与呼吸暂停状态不同期的刺激信号的想法。 [0004]专利文献1:美国专利5190053号说明书 [0005]专利文献2:日本专利第4960704号说明书 [0006]在上述以往技术中，其前一种的同期方式的方法，相对未习惯电刺激的患者，由于具有在与呼吸暂停探测的同时作为电信号输送电流，因此导致皮肤神经过剩反应，进而多有发生即使为弱电流也导致觉醒的实例的问题。 [0007]再者，其后一种的非同期方式的方法，由于以单调地节拍(定时发生器)输出于睡眠时不被觉醒的最大的电流，进而导致身体与其发生适应，从而即使传送觉醒界限的电流也刺激感不足。在这种情况下，则电流积算值(时间X电流量)具有向需要以上变大的倾向，进而具有由于长时间通电所带来的弊病。进一步，由于在觉醒临界的电流设定中因人而异具有差异，因此难以设定最佳电流值。
[0008]与此相关，一旦对为肉体的人体施加急电刺激，则尚未适应电刺激的肉体(神经)显示出过剩反应。因此，在为通常的电刺激装置的低频治疗仪等中，即使在治疗开始时被设定为将刺激电流为零的零始动，且间歇性地输送刺激电流的间歇通电中，也由于急剧地电流增加而导致剧痛，因此，使其增加缓和刺激电流。
[0009]再者，与此相反，若持续施加强电刺激，则肉体(神经)适应了其刺激，进而感觉麻痹，若无更大的电刺激则不能达到所需的满足。
实用新型内容
[0010]在此，鉴于上述问题点，本实用新型的目的在于，通过在平常施加不影响睡眠质量的程度的电刺激去防止呼吸异常，而在已发生呼吸异常时，直至其异常被改善为止对其施加适宜的电刺激，进而提供一种能够有效地改善睡眠时的呼吸异常的呼吸异常改善装置。
[0011]本实用新型为一种呼吸异常改善装置，其将在刺激发生单元所发生的刺激信号作为电刺激施加于患者，其特征在于包括探测所述患者的呼吸状态的探测单元。其中，所述刺激发生单元被构成为如下。即，作为所述刺激信号，所述刺激发生单元以已设定在所定时刻的电流水平产生第I刺激信号；并基于来自所述探测单元的探测信号，在所述患者被判断为呼吸异常时，发生与所述第I刺激信号不同的电流水平的第2刺激信号。进一步，所述第I刺激信号和所述第2刺激信号各重复通电期间，其产生超过成为一定水平的电脉冲组；和休止期间，其产生一定水平以下的电脉冲组或完全不发生电脉冲组。各所述通电期间存在有第一区间，其所述刺激信号的电流水平以随着时间的推移渐渐地成为缓慢的方式增加及上升；以及第二区间，其出现于所述第一区间之后并使所述刺激信号的电流水平成为一定。并且，将重复增减所述刺激信号的电流水平或频率，或重复增减所述刺激信号的电流水平和频率的高频振动，插入在所述通电期间的所述第一区间中或所述第二区间中。
[0012]在上述构成中，也可在所述休止期间，以将电流水平降低在从O至所述患者肌肉无紧张的值的范围内的方式构成所述刺激发生单元。
[0013]再者，也可，以在所述第一刺激信号发生时的休止期间，将所述电脉冲组的电流水平保持在O以外的一定值；在所述第二刺激信号发生时的所述休止期间，将电脉冲组的电流水平归O的方式构成所述刺激发生单元。
[0014]再者，所述刺激发生单元也可被构成为，在所述第一刺激信号发生时的通电期间，不将高频振动插入在所述第一区间中，而仅将高频振动插入在所述第二区间中；在所述第二刺激信号发生时的通电期间，将所述高频振动插入在涉及从所述第一区间的途中至所述第二区间中。
[0015]再者，所述刺激发生单元也可被构成为，在所述高频振动的插入期间，所述刺激信号的电流水平以随着时间的推移渐渐地成为缓慢的方式上升。
[0016]再者，所述刺激发生单元也可被构成为，在所述第一刺激信号发生时的所述高频振动的插入期间，仅在所述刺激信号的电流水平上升期间中，重复增减所述刺激信号的频率。
[0017]再者，所述刺激发生单元也可被构成为，在所述第二刺激信号发生时的所述高频振动的插入期间，仅在所述刺激信号的电流水平上升前的，且被保持在一定的期间中，重复增减所述刺激信号的频率。
[0018]再者，本实用新型也可包括:治疗电极，其用于将所述刺激信号输出于所述患者并且被装着在所述患者上，和；电极监视单元，其监视被施加在所述治疗电极的电流和电压，并且感知所述治疗电极的异常状态。
[0019]再者，本实用新型也可包括治疗电极，其用于将所述刺激信号输出于所述患者并且被装着在所述患者上，所述治疗电极由:被供给所述刺激信号的电极和；已被安装于所述电极的粘着性的覆盖物所构成，所述覆盖物由具有透湿性的构件所组成。
[0020]再者，本实用新型也可包括治疗电极，其用于将所述刺激信号输出于所述患者并且被装着在所述患者上，所述治疗电极由:被供给所述刺激信号的电极和；已被安装于所述电极的粘着性的覆盖物所构成，所述覆盖物形成有通气孔。
[0021]再者，本实用新型也可包括:治疗电极，其用于将所述刺激信号输出于所述患者并且被装着在所述患者上；和一对软线，其连接在所述刺激发生单元与所述治疗电极之间，其中，所述治疗电极由:被供给所述刺激信号的一对电极和；已安装所述电极的粘着性的覆盖物所构成，且从所述一对电极的不同侧分别拽出所述一对软线。
[0022]再者，也能够以对患者每日施加所述刺激信号的方式构成所述刺激发生单元。
[0023]根据本实用新型，通过来自刺激发生单元的作为第I刺激信号施加通常不影响患者的睡眠质量的程度的电刺激，由于不施加所需以上的大电流水平的电刺激，进而在不使患者觉醒的情况下能够防止或减轻呼吸暂停或低通气等的呼吸异常。再者，在一边对患者施加第I刺激信号，一边输出由探测单元在呼吸暂停或低通气时特有的探测信号的情况下，以直至不呈现这种特有的探测信号为止，或者在一定的期间增强电刺激的电流水平，以及使其变化电流水平的强弱的方式对患者施加另外的第2刺激信号。这样，在已发生呼吸异常时，直至该异常被改善为止，通过作为适宜的电刺激，进而施加与第I刺激信号不同的电流水平的第2刺激信号，从而能够有效地改善在睡眠时的患者的呼吸异常。进一步，由于刺激发生单元在通电期间的上升时，生成并输出其电流水平随着时间的推移渐渐地变缓和的刺激信号。因此，能够以使其不产生由于刺激信号的电流水平急剧上升而导致剧痛。而且，在刺激信号的通电期间，通过在短时间内插入增减电流水平或频率，或者同时增减电流水平和频率的高频振动，进而能够将刺激感保持在一定的水平。




[0024]图1为表示在本实用新型中的呼吸异常改善装置的整体结构的程序框图。
[0025]图2为表示在本实用新型中的软线和治疗电极的一例的主要部分的俯视图。
[0026]图3为表示在本实用新型中的软线和治疗电极的另一例的主要部分的俯视图。
[0027]图4为表示在本实用新型中的由刺激发生单元所输出的刺激电流的第I波形例。
[0028]图5为表示在本实用新型中的由刺激发生单元所输出的刺激电流的第2波形例。
[0029]图6为表示在本实用新型中的由刺激发生单元所输出的刺激电流的第3波形例。
[0030]图7为表示在本实用新型中的由刺激发生单元所输出的刺激电流的第4波形例。
[0031]附图标记的说明:
[0032]2A、2B_软线；3_电极；26_呼吸探测单元(探测单元);27_治疗电极监视单元；41A、41B-电极；51-刺激发生单元；52-覆盖物;53_狭缝(通气孔)。


[0033]以下，参照附图，对在本实用新型中的呼吸异常改善装置的适宜的一实施例加以说明。
[0034]图1为表示装置的整体结构的程序框图。在同图中，本实施例的呼吸异常改善装置包括:主体I，其形成装置的主要部分；电极3，其介于为连接单元的一对的软线2A、2B，并被电气连接于该主体I。
[0035]首先，从主体I的结构加以说明。11为可充放电的锂二次电池；12为将由装置外部的商用电源输入的交流(AC)电力转换且输出为直流(DC)电力的AC适配器；13为电性的连接这些锂二次电池11和AC适配器12的电源单元。这些构成电力供给单元14，其将所定的直流电力供给于在后面所述的控制CPU21和输出振幅控制单元22。
[0036]电源单元13，包括:电池电压监视电路16，其监视锂二次电池11的充放电电压；充电控制电路17，其控制锂二次电池11的充电；以及稳定化电路18，其将来自锂二次电池11的直流电压稳定化且输出。特别是本实施例的AC适配器12，仅在锂二次电池11的充电时被连接在商用电源而使用，且一旦直流电力从AC适配器12被输出于电源单元13，则接受来自电池电压监视电路16的监视结果，进而充电控制电路17用所定的电流和电压对锂二次电池11进行充电。相对于这些，在将AC适配器12不连接在商用电源的情况下，将发生在锂二次电池11的，例如DC3V?4.2V的端子电压原封不动地输出于输出振幅控制手段22，并且通过稳定化电路18将例如DC+3V的已稳定的直流电压供给于控制CPU21。
[0037]作为控制单元的控制CPU21内藏有周知的输出入单元、存储单元以及运算处理单元等。这些单元除了来自稳定化电路18的直流电压之外，还接受来自晶体振荡器23的基准时钟信号启动。在此，依据已被存储在存储单元的控制程序，以将所定的模式的刺激电流从电极施加于为活体的人体(未图示)的方式进而构成控制CPU21。
[0038]由多数开关组成的输入单元25、依据感知器的呼吸探测单元26以及监视电极3的状态的电极监视单元27，被分别连接在所述控制CPU21的输入侧端口。输入单元25除指示刺激电流的输出起始和输出停止外，还指示刺激电流的强度(振幅)和时间等，伴随对输入单元25的手动操作所发生的指示信号被收进于控制CPU21。呼吸探测单元26，为了能够将呼吸暂停或低通气的状态，或者疑似呼吸暂停或低通气的状态作为呼吸异常状态去感知，由探测加速度、流通量、音量、以及氧饱和度等的多数或单独的传感器所构成。电极监视单元27，在主体I侧监视流通在电极3的电流和外施在电极3的电压，为了感知电极3的脱离和短路以及断线，而由例如电流探测单元和电压探测单元所构成。
[0039]另一方面，除了所述的输出振幅控制单元22外，输出脉冲幅控制单元28和例如由LED或IXD等组成的表示单元29被分别连接在控制CPU21的输出侧端口。输出振幅控制单元22内藏有产生为了决定刺激信号的各个电脉冲的振幅的可变输出信号的单元，在此内藏有升降压电路31，该升降压电路31接受来自控制CPU21的第I控制信号，进而将来自锂二次电池11的端子电压，变换且输出为例如在DC OV?1V的范围的可变输出信号。再者，输出脉冲幅控制单元28内藏有产生为了决定在刺激信号中的各个电脉冲的接通时间和关闭时间的脉冲输出信号的单元，在此内藏有波形生成CPU32，该波形生成CPU32接受来自控制CPU21的第2控制信号，进而在所定时间生成且输出所定的时间幅的脉冲输出信号。
[0040]35为刺激信号生成单元。其接受从输出振幅控制单元22输出的可变输出信号和，被输于输出脉冲幅控制单兀28的脉冲输出信号,从而将一种刺激信号输出于电极3,该刺激信号重复通电期间，其连续性或间歇性地产生超过一定水平(于图4?图7所示的第一水平LI)的电脉冲组；以及休止期间，其产生一定水平以下的电脉冲组或完全不产生电脉冲组。本实施例的刺激信号生成单元35,除作为开关单元的FET36、37外,还包括已绝缘初级端和二级端的变压器38。变压器38的一级线圈39，其中心分接头被连接在输出振幅控制单元22的可变输出信号系统，且一端连接在已被共源极的FET36的汲极；另一端被连接在已被共源极的其它的FET37的汲极。再者，变压器38的二级线圈40，其电极3的电极4IA通过一方的软线2A被连接在其一端；电极3的另外的电极4IB通过另一方的软线2B被连接在其另一端。而且，成为以下方式，即来自控制CPU21的+侧脉冲输出信号被供给于为FET36的控制端子的闸波电路；来自控制CPU21的-侧脉冲输出信号被供给于为FET37的控制端子的闸波电路。
[0041]所述控制CPU21，其作为内藏于存储单元的控制程序的机能构成，包括:第I控制信号生成单元43，其生成为了决定可变输出信号的振幅的第I控制信号；第2控制信号生成单兀44,其在将脉冲输出信号输出于FET36、37的任意一方的闸波电路的同时,并且生成为了决定其脉冲输出信号的接通时间和关闭时间的第2控制信号；以及运作条件管理单元45，其存储输于电极3的刺激信号的运作条件的同时，依其需要将该运作条件表示在表示单元29，进一步接受来自输入单元25的指示信号，从而进行该运作条件的设定更新。在此所说的运作条件，除已所述的电脉冲组的通电期间和休止期间外，还包括例如，其呼吸探测单元26为在未探测患者的呼吸异常状态时的刺激信号的电流水平；以及呼吸探测单元26为在已探测患者的呼吸异常状态时的刺激信号的电流水平等。
[0042]在此，接受来自第I控制信号生成单元43的第I控制信号，进而从输出振幅控制单元22将所定的电压水平的可变输出信号输出于变压器38的初级线圈39的中心分接头的同时；且接受来自第2控制信号生成单元44的第2控制信号，并且通过从输出脉冲幅控制单元28向FET36、37的任意一方输出具有所定的接通时间和关闭时间的矩形波的脉冲输出信号，从而能够将刺激信号发生在变压器38的二级线圈40。总而言之，包括第I控制信号生成单元43和第2控制信号生成单元44的控制CPU21 ;输出振幅控制单元22 ;输出脉冲幅控制单元28 ;以及含有FET36、37和变压器38的刺激信号生成单元35，其相当于对从电极3对患者活体施加刺激信号的刺激发生单元51。
[0043]刺激发生单元51，其从为传感器的呼吸探测单元26接受装着电极3的患者的呼吸异常状态，且控制输出于电极3的刺激信号的强度(电流)，进而预防或减轻呼吸暂停或低通气等。该情况下，来自呼吸探测单元26的信息，依其个人的病状和身体状况的差别而多有不确定因素。因此，虽可将这些认识为补助的要素从而利用，但在此基本上还是提倡一种呼吸异常改善装置，该装置的目的为不拘于呼吸暂停或低通气的同期或不同期，而从电极3对活体施加通过内藏在控制CPU21的定时器所控制的伴随从0%直至100%的强弱的电刺激。
[0044]其基本的运作为如下。即，将在睡眠时不影响睡眠质量的程度的电刺激作为第I刺激信号施加于使用者，从而预防呼吸暂停或低通气。并且，当从呼吸探测单元26收入呼吸暂停或低通气特有的信息时，直至该信息被改善为止，或者，在一定的时间增强电刺激的电流水平，或使其强弱变化，从而对使用者施加与第I刺激信号不同的电流水平的第2刺激信号。在本实施例的呼吸异常改善装置中，将实现这样的运作的刺激发生单元51设置在主体I。
[0045]如上所述，来自探测患者的呼吸状态的呼吸探测单元26的传感器信息，由于其探测准确度的原因仅作为补助性的信息而利用。因此，其探测精度大致程度即可，其优选为简便，即通常将被搭载在主体I的G(加速度)传感器作为呼吸探测单元26，通过感触患者的体动进而依据其加速度的变化探测出呼吸异常。再者，若将利用压力传感器的流量传感器作为呼吸探测单元26利用，则能够以相当高的精度探测出呼吸异常。但是，由于每晚都要将套管(管)装着在鼻孔附近，因此，导致认可性变低。
[0046]再者，虽然也希望呼吸探测单元26为能够感知患者的声音，但是，由于其它声音的混入和打鼾的方式使其判定困难。虽然感知患者的血液中氧饱和度的呼吸探测单元26有望作为传感器，但由于数十秒的反应迟钝以及需要在手指和耳朵上装着传感器，进而导致认可性低下。此外，也有感知脑波和心电图波形的呼吸探测单元26，但由于电极的装着等导致粘贴和设定变得困难。总之，作为呼吸探测单元26可利用能够探测患者的呼吸异常状态的所有的传感器。
[0047]以下，根据图2和图3，对在本装置中所使用的软线2A、2B和电极3的结构加以说明。
[0048]在这些的各个图中，41A、41B为作为已所述的一对输出端子的电极，且各自的电极41A、41B通过用于连接的具有可挠性的一对软线2A、2B与主体内的刺激发生单元51电性连接着。再者，52为将俯视为矩形的电极41A、41B保持为平行状态的覆盖物。该覆盖物52以能够装拆在患者的颏部的方式由富有柔软性和粘着性的材料所构成。在此的覆盖物52，也被用在使用于装置的电极3的粘附增强和保护，尤其是通过使粘着性的覆盖物52保有适度的透湿性(通气性)，则能够减轻已在患部贴敷且使用覆盖物52时的湿闷和发痒等的不适感。相反，若于覆盖物52无通气性，则由于发汗的湿闷会导致覆盖物52容易从患部脱落。
[0049]在本实施例中，为了提供将儿童至成人作为对象，且不问性别的呼吸异常改善装置，作为平面状的电极3的覆盖物52，其优选为伸缩性也优越的不织布。其理由为，睡眠呼吸暂停综合征的适应患者不仅为成年人，也多见于儿童。因此，其现状为，骨骼形成不充分的儿童尚不能够使用nCPAP(经鼻性持续气道正压呼吸)。但是，若使用不论于哪个方向都具有伸缩性的覆盖物52，则会发生电极41A、41B的“折曲”，进而电极41A与电极41B接触，从而导致发生异常电压(短路)。在此本实施例中为了避免这样的现象发生，以在纵向(垂直方向)具有充分的伸缩性的一方，在横向(水平方向)具有非伸缩性的方式去调整不织布的形成。另外，一般被用于贴扎等的为纱布，但通过作为覆盖物52使用不织布，则可得到提高通气性和防止发汗等的效果。
[0050]覆盖物52形成有狭缝53，该狭缝53作为连通在露出于外部的表面和朝向患部的装着表面之间的通气孔。该狭缝53被开口形成在已被并列配置为平面状的一对电极41A、41B之间。再者，替代狭缝53，也可将缺口作为通气孔形成在覆盖物52。另外，依据电极41A、41B的形状和大小，也可适宜地改变通气孔的形状。在本实施例中，通过将缺口和狭缝形成在用于电极3的粘着性的覆盖物52，进而在考虑到电极3的三维性的屈曲的容易度和湿闷的解除以及使用后的剥离容易度的同时，进一步，可使其减低在患部装着治疗电极3时的不适感。
[0051 ] 在图2和图3中，连接在电极41A —侧的软线2A与连接在另一侧的电极41B的软线2B的拽出方向不同。具体说来，表示在图2的软线2A、2B，虽然从成对的电极41A、41B的同侧的边端各自拽出，但在表示在图3的软线2A、2B，则从电极41A、41B的不同侧的边端各自拽出。尤其是在图3中，将电极41A、41B为中心，相对一方的软线2A的拽出方向，另一方的软线2B于正相反的180度的方向被拽出，但软线2B也可在90度或者这些以外的角度的方向拽出。通过这些，来自软线2A、2B的拉力成为分散且施加在电极41A、41B，即电极3的不同侧，进而可防止由于软线2A、2B的拉力而导致的电极3的剥离。
[0052]接下来，关于上述结构，根据表示在图4?图7的各个波形例对其作用加以说明。在这些图中，以将横轴作为时间，将相当于输出电流的刺激电流的输出水平的变化作为电平表的值的方式用波形图表示。因此，实际的刺激电流的波形由在下侧(_侧)以相似形存在的细小的电脉冲的集合组成。
[0053]在使用本装置时，利用覆盖物52的粘着性，事先将电极3装着在患者的颏部。为了保持在此时电极3的装着的方向性，将覆盖物52形成为横宽状，这样，覆盖物52的纵向就必然地贴敷在颏部的左右方向，进而成为电极41A、41B并列被配置在颏部的前后方向的方式。
[0054]这样，若对患者的电极3的装着结束，则压动操作输入单元25的开关，进而指示为了开始治疗的刺激信号的输出始动。依据这些，输出振幅控制手段22接受来自第I控制信号生成单兀43的第I控制信号,且将在DC OV?1V的范围的可变输出信号输出于变压器38的初级线圈39的中心分接头的同时，且输出脉冲幅控制单元28，接受来自第2控制信号生成单元44的第2控制信号，将脉冲输出信号输出于FET36、37的任意一方的闸波电路。
[0055]一旦从输出脉冲幅控制单元28将+侧脉冲输出信号施加于FET36的闸波电路，则在该+侧脉冲输出信号的开启脉冲期间中，FET36启动，进而初级线圈39的一端侧(短点侧)被接地，与可变输出信号的电压水平成比例，电压被诱发在二级线圈40的一端侧(短点侧)。再者，在可变输出信号被输出在相同变压器38的初级线圈39的中心分接头的状态下，一旦-侧脉冲输出信号从输出脉冲幅控制单元28被施加在FET37的闸波电路，则在该-侧脉冲输出信号的开启脉冲期间中，FET37启动，进而初级线圈39的另一端侧(非短点侧)被接地，与可变输出信号的电压水平成比例，电压被诱发在二级线圈26的另一端侧(非短点侧)。因此，可变输出信号的电压水平，只要不是0V，则从刺激发生单元51对电极3的电极41A、41B施加由对应可变输出信号的电压水平的正极性或负极性的电脉冲组成的刺激电流。
[0056]刺激发生单元51 —旦从输入单元25接受开始输出刺激信号的指示信号，则随时纳入来自呼吸探测单元26的探测信号，且呼吸探测单元26只要未感知患者的呼吸异常状态，在所定的时刻并以所设定的电流水平，将第I刺激信号发生在电极3的电极41A、41B。相对于这些，在呼吸探测单元26已感知患者的呼吸异常状态的情况下，刺激发生单元51判断患者为呼吸异常，进而以比第I刺激信号高的电流水平将第2刺激信号发生在电极3的电极 41A、41B。
[0057]再者，刺激发生单元51随时读取来自电极监视单元27的监视信号，且电极监视单元27在感知电极3的剥离和短路以及断线等的异常的情况下，则与设定时的值相比略下降刺激信号的电流水平，若已不感知异常，则将刺激信号返回到原来所设定的电流水平。进一步，若电极监视单元27已感知到流在电极3的电流减少，或者外施于电极3的电压上升，以及包括软线2A、2B的电极3的电阻值大幅度上升的状态，则在未图示的告知单元使其告知输出警报音，并且也可停止刺激信号的输出运作。通过这些，能够消除伴随电极3的异常所产生的种种隐患。
[0058]在本实施例中，虽然辅助性地利用呼吸探测单元26的传感器，当考虑传感器的探测准确度的问题时，为了确保安全性的基本的刺激动作，其通过由定时器主导从电极3将第I刺激信号施加于患者而进行。通过该第I刺激信号来防止或减轻患者的呼吸暂停或低通气。总之，虽然第I刺激信号的发生时机通过内藏在控制CPU21的定时器所控制，但在本装置的基本刺激动作中，不涉及呼吸暂停或低通气的同步和不同步。若呼吸探测单元26检出呼吸暂停或低通气等的呼吸异常，比基本刺激动作强的刺激动作作为第2刺激信号仅被施加。
[0059]图4表示从刺激信号的输出开始所经过所定时间后的波形例。在同图中，Tl为第I刺激信号的通电期间；T2为第I刺激信号的休止期间；Τ3为第2刺激信号的通电期间；Τ4为第2刺激信号的休止期间。虽未在该图表示，但治疗开始，其刺激电流的水平从O开始启动，即，以可变输出信号的电压从OV开始启动的方式进行,则一旦对电极3的输出开始，则在这些以后，以刺激电流的大体水平不落入O的模式的方式在刺激发生单元51生成刺激信号。但是，对于患者若希望改变刺激感的情况下，也可在刺激发生单元51组合为刺激电流的水平落入O的模式。在图4所表示的波形例中，由于在呼吸探测单元26已不能够探测出呼吸暂停之后立即，为了使刺激感变化，在第2刺激信号的休止期间T4将刺激电流的水平落入O。
[0060]在本实施例中的刺激发生单元51，基本上基于I个定时器决定所有的刺激信号的动作时间。这些包括例如，刺激电流的增减的时间(例如，在图4所表示的“习惯性防止高频振动”)和时间间隔(将刺激电流的水平落入O或接近O的第一水平LI为止的休止期间T2、T4和，相当于对患者施加所定的刺激的刺激期间的通电期间Τ1、Τ3)以及整体的通电时间等。
[0061]第I刺激信号的刺激电流水平，其最大值被设定为低于患者将觉醒的觉醒界限水平。刺激发生单元51也能够被形成为，能够由来自输入单元25的指令信号改变该设定值的方式。刺激发生单元51从治疗开始时，通过以觉醒界限水平以下的输出电流持续施加第I刺激信号，从而在治疗中不会施加所需要以上的大电流水平的电刺激，因此既能够不觉醒患者而又能够防止或减轻呼吸暂停或低通气等的呼吸异常。
[0062]再者，在周期性发生的第I刺激信号的通电期间Tl中的刺激电流水平，伴随时间的推移其最大值增加。总之，在第I刺激信号的输出开始之后立即，即就寝之后立即，在第I刺激信号的通电期间Tl中的刺激电流水平小至对患者基本不感觉的程度，之后随着时间的推移陷入睡眠状态，则在第I刺激信号的通电期间Tl中的刺激电流水平增大至适合于治疗的值。
[0063]另外，由于患者直至进入睡眠状态为止的时间因人而异其差别非常大，因此，其优选为，通过对输入单元25的操作能够改变从第I刺激信号的输出开始直至刺激电流水平增大到已适合治疗的时间幅。再者，作为其它的变形例，在其时间幅中，不是将增加刺激电流水平的比例设为一定，而也可随着时间增大该增加的比例。这样一来，在从第I刺激信号的输出开始的一段期间，在通电期间Tl中的刺激电流水平并不那么增大，因此，患者能够在不怎么受刺激信号的影响的情况下处于睡眠状态。再者，如图4?7所示，一旦从治疗开始经过所述时间幅，则在第I刺激信号的通电期间Tl中的刺激电流水平的最大值被固定为一定(即，第2水平L2)。
[0064]这样，一边刺激发生单元51在对患者施加第I刺激信号，一边呼吸探测单元26在時刻tl已探测出患者的呼吸暂停的情况下，则在经过第I刺激信号的休止期间T2后，对通电期间T3中的电极3输出比第I刺激信号的通电期间Tl已增大刺激电流水平的最大值的第2刺激信号。这些，作为比通电期间Tl中的第2水平L2高的通电期间T3中的第3水平L3，被表示在图4?图7。在本实施例中，即使当呼吸探测单元26探测呼吸暂停或低通气等的呼吸异常，进而对第2刺激信号增加输出的情况下，由于事先流通弱的刺激电流(第I刺激信号)，身体已对其适应，进而痛感和不适感被抑制在最小限度，与急速输送刺激电流的情况相比，可输送比这些还大的电流。
[0065]在图4所示的波形例中，在呼吸异常时所增加的第2刺激信号的通电期间T3中的刺激电流水平，虽被设定在即使最大也为低于觉醒界限水平的不发生觉醒的范围(即，第3水平L3比觉醒界限水平低)，但在若施加一定时间的该刺激也不见呼吸暂停或低通气改善的情况下，如图5的其它的波形例所示，为了避免危险，可以设定为更大的电流水平(参照在第2刺激信号的通电期间T3’中的第4水平L4)。另外，此时为了促使患者的醒悟，其输出的目的在于，使患者觉醒。
[0066]再者，在图4所示的波形例中，呼吸探测单元26直至在时刻t2探测不出患者的呼吸暂停为止，持续在通电期间T3中向电极3输出比第I刺激信号的通电期间Tl已增大刺激电流水平的第2刺激信号。因此，通电期间T3的长短依存于来自呼吸探测单元26的检查结果。另一方，在图5所示的波形例中，不限于来自呼吸探测单元26的探测结果，第2刺激信号的通电期间T3成为一定长度，在其后的休止期间T4中，一旦呼吸探测单元26探测出患者的呼吸暂停，则第2刺激信号由休止期间T4重新返回通电期间T3，而若在呼吸探测单元26继续探测患者的呼吸暂停的情况下，将下一回的通电期间T3，中的第2刺激信号的刺激电流水平设定为高于觉醒界限水平。这样，呼吸探测单元26在时刻t2直至不再探测出患者的呼吸暂停为止，重复在通电期间T3、T3，对患者施加刺激电流水平的输出已被增大的第2刺激信号。这样，刺激发生单元51在呼吸异常发生时，直至该异常被改善为止，通过从电极3对患者活体持续施加与第I刺激信号不同的刺激电流水平的第2刺激信号，进而有效地改善在睡眠时的患者的呼吸异常。
[0067]在输出刺激信号的期间中，设置适宜将刺激电流从O降低至肌肉不紧张的水平(在图4和图5中为0.5?I的第一水平LI)的休止期间T2、T4。该休止期间T2、T4是为了防止由于疲劳所带来的肌肉内的乳酸发生和由肌肉连续紧张所带来的麻痹。再者，通过将相当于休止期间T2的最大的刺激电流水平的第一水平LI，降低至相当于通电期间Tl的最大刺激电流水平的第二水平L2和，相当于通电期间T3的最大刺激电流水平的第三水平L3的几分之一以下，虽然患者基本上不再得到刺激感，但能够期待通过通电习惯于电刺激，进而能够减轻由在下一回的通电期间T1、T3的大的电刺激所带来的痛感。
[0068]尤其是，在第I刺激信号的休止期间Τ2中，虽然对患者施加基本上感知不到在通电的程度的刺激电流，但由于在该期间中流通着电流，即能够得到皮肤习惯于电；以及电极监视单元27能够以电流和电压去判明电极3的装着状态的优点。再者，在第2刺激信号的休止期间Τ4中，刺激电流水平为0，因此，在休止期间Τ4能够有效地缓解基于对至此的通电期间Τ3中所施加的第2刺激信号的肌肉的强烈紧张。
[0069]刺激发生单元51，虽进行通过定时器进而自动性地(程序装入)降低第I刺激信号的刺激电流水平的休止期间Τ2、Τ4，但其时间长短不固定，在入眠时和其它的期间改变通电期间Τ1、Τ3和休止期间Τ2、Τ4的各个时间长度，或在已具有动向的时间(1/f)变化这些时间的长短，尽最大可能不降低睡眠的质量。刺激发生单元51也能够被形成为，以通过来自输入单元25的指令信号能够改变这样的时间长短的设定。
[0070]再者，刺激发生单元51，在通电期间T1、T3的上升时间时，以刺激电流水平随着时间的推移渐渐地变缓和的方式生成并输出刺激信号。其理由为，一旦在通电期间Tl、Τ3急速地上升刺激电流水平，则是发生强烈痛感的原因(人体与电容器相似，一旦急速启动则微分电流变大，与此成比例刺激也变大)。关于通电期间Τ1、Τ3的上升方法和下降方法，也可以以通过将相对于时间的刺激电流水平的变化设定为直线、LOG以及逆LOG等，且由于感受刺激的方法有变化，在刺激发生单元51事先准备多数的模式，且从其中用优选的模式，在通电期间T1、T3的上升和下降时，改变刺激信号的输出水平。
[0071]在图4?图7，分别表示着在通电期间Tl中的第一区间SI和第二区间S2。第一区间SI为在刺激电流水平从O或第一水平LI上升，直至达到最大的第二水平L2的区间；第二区间S2为继续在第一区间SI，其刺激电流水平维持最大的第二水平L2，且直至移动到下一阶段的休止期间Τ2的区间。同样，在图4?图7，分别表示在通电期间Τ3中的第一区间S3和第二区间S4。第一区间S3为刺激电流水平从O或第一水平LI上升，直至达到最大的第三水平L3和第四水平L4的区间；第二区间S4为继续在第一区间S3，其刺激电流水平维持最大的第三水平L3和第四水平L4，且直至移动到下一阶段的休止期间Τ4的区间。
[0072]可是，电刺激若为同样的电流则导致身体对其产生习惯，进而皮肤感觉和肌肉麻痹且反应迟钝。在以往的方法中需要更为强刺激的情况下，只能进一步增加刺激电流，这样又产生了由于过度的电流所带来的各种担心。在此，在本实施例中，为了防止这些担心，其刺激强度的上升不仅仅是单纯地增加刺激电流水平，而是以一边重复增加和减少的方式，提升刺激电流水平。即使在将连续发生的电脉冲的振幅已设为一定的连续刺激期间中，通过重复电流的增减，进而以即使为少的电流也能有效地施加刺激为目的，刺激发生单元51将为了防止习惯性的高频振动插入在刺激信号的通电期间Τ1、Τ3中。在该通电期间Τ1、Τ3，在正负交互地连续发生的电脉冲的电流振幅已缓慢地上升的第一区间S1、S3之后，虽然存在成为一定值的第2区间S2、S4，但由于以同样波形且一定水平的连续，其刺激感减弱(感觉麻痹)，在通电期间T1、T3内需要一定的刺激的情况下，不使平均电流产生变化，在短时间内(通常为0.1秒以内)，在所定期间插入增减成为刺激信号的输出水平的电流的高频振动，进而将对患者的刺激感保持在一定。
[0073]再者，即使在施加所定的刺激强度(刺激电流水平)的情况下，施加本实施例方式的高频振动，且通过微微地重复的患部的收缩和弛缓，从而缓和肌肉的动作，进而能够防止和改善呼吸暂停或低通气等的呼吸异常。这些，应用了用于顺畅例如重机械的油压缸和螺管的初始运动的技术，由于在人体(肌肉)的初始运动时也需要大的力，可以说是同样道理。
[0074]另外，在图4和图5中所示的波形例，虽然以不使患者感觉到需要以上的强刺激的方式，在高频振动的插入期间设置着缓和地进行刺激电流水平的上升时的始动的水平上升期间D1，但不妨使其刺激电流水平急速地变化，并进一步加强施加于患者的刺激感。在此所说的高频振动，其通过微微地使来自控制CUP21和波形生成CPU32的A/D (模擬/数字)值变化而实现。
[0075]如图4和图5中所示，在第I刺激信号发生时的通电期间Tl中，高频振动不插入在第一区间SI中，而仅插入在第二区间S2中。在该通电期间Tl的高频振动的插入期间中，重复所述水平上升期间Dl和水平上限期间D2。所述水平上升期间Dl为刺激电流水平从下限值直至上升至上限值的期间；水平上限期间D2为继续水平上升期间Dl且刺激电流水平在一定时间维持在与所述的第二水平L2 —致的上限值的期间。在从水平上限期间D2向水平上升期间Dl的移动时，刺激电流水平从上限值变化为下限值。
[0076]相对于这些，在第2刺激信号的发生时的通电期间Τ3中，涉及从第一区间S3至第二区间S4的全部，被连续插入高频振动。在该通电期间Τ3的高频振动的插入期间中，重复所述水平上升期间Dl和水平上限期间D2以及水平下限期间D3。水平上限期间D2为，继续水平上升期间D1，且刺激电流水平在一定时间维持在与所述的第三水平L3和第四水平L4一致的上限值；水平下限期间D3为，继续水平上限期间D2，且刺激电流水平在一定时间维持在比所述的第三水平L3和第四水平L4低的下限值。总而言之，水平下限期间D3仅被设置在第2刺激信号的发生时的通电期间T3中，而不被设置在第I刺激信号的发生时的通电期间Tl中。
[0077]图4和图5的高频振动，虽为使其增减在通电期间Tl中的第I刺激信号和在通电期间T3中的第2刺激信号的刺激电流水平，但由于刺激感通过频率的增减也会变化，因此，如果插入已施加频率的变化的高频振动也会得到同样的效果。
[0078]图6表示为在通电期间Tl、T3已插入可变刺激信号的频率的高频振动的波形例。刺激发生单元51，其将如下的刺激信号输出于电极3，该刺激信号的频率在作为“频率A”以实线所表示的区域内为一定，而在作为“频率B”的以斜线所表示的区域内微微地增减。
[0079]再者，如图7的波形例所示，也可在通电期间T1、T3插入可使刺激信号的电流水平和频率变化的高频振动。该情况下的刺激发生单元51将如下的刺激信号输出于电极3，该刺激信号的频率在作为“频率Α”以实线所表示的区域内为一定，而在作为“频率B”的以斜线所表示的区域内增减。
[0080]另外，在图4?图7中所示的波形例，也可将为了防止习惯化的高频振动插入在通电期间Τ1、Τ3初期的增加刺激电流水平的期间中。在高频振动的期间中的电流和频率的变化，不需要为一定的重复，也可对作为需要的刺激模式进行组合且自由地进行设定。再者，电流和频率的变化也可不与用呼吸探测单元26所探测的患者的呼吸同步。
[0081]尤其是，若着眼于图7的“频率B”，则在通电期间Tl，仅在高频振动插入期间中的水平上升期间Dl进行重复增减第一刺激信号的频率；相对于这些，而在通电期间Τ3，仅在高频振动插入期间中的水平下限期间D3进行重复增减第二刺激信号的频率。
[0082]在治疗中醒来的情况下，若操作输入单元25进而指示刺激信号的输出停止，则来自输出振幅控制单元22的可变输出信号和，来自输出脉冲幅控制单元28的脉冲输出信号也迅速停止输出，进而对颏部的刺激信号的输出马上被切断。通过这些，能够解除在患者觉醒时由一直施加刺激信号所带来的不适感。再者，在其后要睡眠的情况下，仅再次按动操作输入单元25就能够对控制CPU21指示刺激信号的输出开始，并且，由于就寝之后不再施加强的刺激信号，因此，能够排除由该刺激信号对睡眠所产生的不良影响。
[0083]其他，虽未图示，不仅所述的通电期间Tl、Τ3、Τ3，和休止期间Τ2、Τ4，若通过输入单元25从外部也能够随意地改变习惯防止高频振动的时间设定等，从而就能够得到更有效的治疗效果。而且，这些仅靠变更控制CPU21内的控制程序就能轻易实现。
[0084]作为本装置的优选的使用方法，通过对人体施加每日长时间的电刺激，进而能够解消或改善颈部的肥满，且锻炼通电部分的肌肉，从而能够塑造不易发生呼吸暂停的体质。睡眠呼吸暂停综合征其原因多为由于身体老化导致肌肉衰退以及由于肥胖导致脂肪的蓄积。相对这些进行长时间的电刺激，则如以EMS机械所实证的那样，具有强化肌肉和减少脂肪的可能性。通过定期性使用本装置进而解除这样的睡眠呼吸暂停综合征的一个原因，且即使在一定期间中断相同的治疗，也能够期待效果的持续。总而言之，若依据使用方法使用本实施例的装置，则在使用者(患者)每晚的就寝之间会必然性地锻炼颏部肌肉和其附近的肌肉，且通过每天使用该装置，进而进行持续性地重复由电刺激的运动(EMS)，也能够期待富有成效的瘦身效果。
[0085]以上方式的本实施例，在作为电刺激对患者施加由刺激发生单元51所发生的刺激信号的呼吸异常改善装置中，具有呼吸探测单元26，其作为探测患者的呼吸状态的探测单元，且使用传感器。刺激发生单元51对装着于患者的电极3产生作为刺激信号的第I刺激信号和第2刺激信号。第I刺激信号，其在已决定的时刻所设定的电流水平而发生；第2刺激信号，其基于来自呼吸探测单元26的探测信号，且在所述患者已被判断为呼吸异常时所产生，并且具有与所述第I刺激信号不同的电流水平。
[0086]这时，通常通过作为来自刺激发生单元51的第I刺激信号施加不影响患者的睡眠质量的程度的电流水平的电刺激，而不施加需要以上的大电流水平的电刺激，进而能够不使患者觉醒而防止或减低呼吸暂停和低通气等的呼吸异常。再者，在一边对患者施加第I刺激信号，一边从探测单元26输出呼吸暂停和低通气所特有的探测信号的情况下，直至这样的特有的探测信号消失为止，或者在一定的期间，以一边增强电刺激的电流水平，或者一边使其变化电流水平的强弱的方式对患者施加其它的第2刺激信号。这样，在已发生呼吸异常时，直至该异常被改善为止，通过将与第I刺激信号不同的电流水平的第2刺激信号作为适宜的电刺激施加，进而能够有效地改善在睡眠时的患者的呼吸异常。
[0087]另外，刺激发生单元51被构成为如下。即，所述第I刺激信号和所述第2刺激信号各自重复通电期间Tl、T3和休止期间T2、T4。其中，通电期间Τ1、Τ3为产生超过成为一定水平的第一水平LI的电脉冲组的期间；休止期间Τ2、Τ4为产生第一水平LI以下的电脉冲组，或完全不发生电脉冲组的期间。在各通电期间Tl中，存在有第一区间SI以及第二区间S2。其中，第一区间SI为，刺激信号的电流水平以随着时间的推移渐渐地成为缓慢的方式增加及上升；第二区间S2为在该第一区间SI之后其刺激信号的电流水平成为一定(各个通电期间Τ3也同样存在第一区间S3和第二区间S4)。
[0088]通过这些，由于在通电期间Tl、Τ3的上升时，由于生成和输出其刺激电流水平随着时间的推移渐渐地成为缓慢的刺激信号，进而能够不发生由于刺激电流水平急剧上升所带来的剧痛。
[0089]再者，在本实施例中，刺激发生单元51被构成为，在从O至患者的肌肉不紧张的阈值之间的范围内使电流水平降低的刺激休止期间，其作为第I刺激信号的休止期间Τ2和第2刺激信号的休止期间Τ4被形成。
[0090]这时，在对患者施加刺激信号的通电期间Tl、Τ3中，通过设置将从O至患者的肌肉不紧张的阈值为止使电流水平降低的刺激休止期间Τ2、Τ4，进而能够防止由疲劳所导致的肌肉内的乳酸发生，或能够防止由肌肉的连续紧张所导致的麻痹。再者，若将在休止期间Τ2、Τ4中的电流水平减低到至今的刺激信号的电流水平的几分之一以下，则患者基本上得不到刺激感，但能够期待通过通电的电刺激的习惯化。因此，能够减轻由下一回的大电刺激所带来的痛感。
[0091]另外，在本实施例中，由以下方式构成刺激发生单元51:即，一方面在第一刺激信号发生时的休止期间Τ2，将电脉冲组的电流水平保持在为O以外的一定值的第一水平LI ；另一方面，在第二刺激信号发生时的休止期间Τ4，将电脉冲组的电流水平为O。
[0092]这时，通过在第一刺激信号的休止期间Τ2，对肉体稍施加刺激电流，进而肉体能够习惯于电流。在第二刺激信号的休止期间T4，刺激电流水平成为O，从而能够在休止期间T4有效地缓和自此为止的已被施加于基于通电期间T3中的第二刺激信号的肌肉的激烈紧张。进一步，在呼吸探测单元26探测不出无呼吸状态后，通过将在休止期间T4的刺激电流水平归O，进而能够对患者有效地进行变化刺激感。
[0093]再者，在本实施例中，在发生比所述第一水平LI大的电流水平的刺激信号的通电期间T1、T3中，其在为增加刺激信号的电流水平的期间的第一区间S1、S3中，或在为已增加后的一定的期间的第二区间S2、S4中，以插入重复增减该刺激信号的电流水平的高频振动的方式构成刺激发生单元51。
[0094]这时，在刺激信号的通电期间Tl、T3中，在为刺激强度的上升时的第一区间S1、S3中不仅是单纯地并单方面地增加刺激信号的电流水平，而是通过一边重复增减电流水平一边使其上升，在将其后的电流水平控制在一定的持续期间的第二区间S2、S4中，也通过重复增减电流水平，进而即使用少的电流也能够施加有效的刺激。总而言之，若以相同的波形单方面地增加或者用一定的电流水平连续施加刺激信号，则会造成刺激感减弱且感觉麻痹，所以，在这些通电期间Tl、T3内需要一定的刺激的情况下，以不使平均电流变化的方式，通过插入在短时间(通常为0.1秒以内)增减电流水平的高频振动，进而能够将刺激感保持在一定。
[0095]再者，在本实施例，在刺激信号的通电期间Tl、T3中，其在为增加刺激信号的电流水平的期间第一区间S1、S3中，或者在为已增加后的一定的期间的第二区间S2、S4中，以插入重复增减该刺激信号的频率的高频振动的方式构成刺激发生单元51。
[0096]这时，在刺激信号的通电期间Tl、T3中，由于在为刺激强度的上升时的第一区间S1、S3中不仅是单方面地增加刺激信号的电流水平，而是通过一边重复增减频率一边上升电流水平，并且在将其后的电流水平控制在一定的持续期间的第二区间S2、S4中，也重复增减频率，进而即使用少的电流也能够施加有效的刺激。总而言之，若以相同的波形单方面地增加或者用一定的电流水平连续施加刺激信号，则会造成刺激感减弱且感觉麻痹，所以，在这些通电期间Tl、T3内需要一定的刺激的情况下，通过插入在短时间增减频率的高频振动，进而能够将刺激感保持在一定。
[0097]再者，在本实施例，在刺激信号的通电期间Tl、T3中，其在为增加刺激信号的电流水平的期间的第一区间S1、S3中，或者在为已增加后的一定的期间的第二区间S2、S4中，也可以插入重复增减该刺激信号的电流水平和频率的高频振动的方式构成刺激发生单元51。
[0098]这时，在刺激信号的通电期间Tl、T3中，由于在为刺激强度的上升时的第一区间S1、S3中不仅是单方面地增加刺激信号的电流水平，而是通过一边重复增减电流水平和频率的双方且一边使电流水平上升，并且通过在将其后的电流水平控制在一定的持续期间的第二区间S2、S4中，也重复增减电流水平和频率，进而即使用少的电流也能够施加有效的刺激。总而言之，若以相同的波形单方面地增加或者用一定的电流水平连续施加刺激信号，则会造成刺激感减弱且感觉麻痹，所以，在这些的通电期间Tl、T3内需要一定的刺激的情况下,通过插入在短时间增减电流水平和频率的双方的高频振动,进而能够将刺激感保持在一定。
[0099]再者,在本实施例中，由以下方式构成刺激发生单兀51:—方面,在第一刺激信号发生时的通电期间Tl，不将高频振动插入在第一区间SI中，而仅将高频振动插入在第二区间S2的全部或一部分中；另一方面，在第二刺激信号发生时的通电期间T3，将高频振动连续地插入在涉及从第一区间S3的途中至第二区间S4的全部的范围。
[0100]通过所述构成，在患者不发生呼吸异常的情况下，在第一刺激信号的通电期间Tl中，通过将高频振动插入在其刺激电流水平已达到且已稳定在第二水平L2后的第二区间S2中，进而能够对患者不降低睡眠质量，且能够将刺激感保持在一定。另外，在已判断患者发生呼吸异常的情况下，在第二刺激信号的通电期间T3中，通过从刺激电流水平达到第三水平L3和第四水平L4前的第一区间S3开始插入高频振动，进而能够在早期阶段抑制对患者减弱刺激感之事，进而能够有效地实现预防和改善呼吸异常。
[0101]再者，在本实施例中，以将水平上升期间Dl设置在通电期间Tl、T3的高频振动的插入期间中的方式构成刺激发生单元51。其中，水平上升期间Dl为其刺激电流水平随着时间的推移而缓慢地柔和地上升。
[0102]通过所述构成，能够不损害通过将高频振动插入在通电期间Tl、T3中的效果，而且患者感觉不到需要以上的强烈刺激。
[0103]如图7所示，在第一刺激信号发生时的通电期间Tl中的高频振动的插入期间，以仅在为刺激电流水平上升期间的水平上升期间Dl中，重复刺激信号的频率的增减的方式构成刺激发生单元51。
[0104]通过所述构成，在患者不发生呼吸异常的情况下，仅在水平上升期间Dl中重复增减刺激信号的频率。通过这些，能够在患者感觉不到需要以上的强烈刺激之间，实现通过变化刺激信号的频率而得到的一定的刺激感和，通过这些实现防止和改善呼吸异常。
[0105]如图7所示，在第二刺激信号发生时的高频振动的插入期间，以仅在刺激电流水平上升前的，且为被保持在一定的期间的水平下限期间D3中，重复刺激信号的频率的增减的方式构成刺激发生单元51。
[0106]通过所述构成，在已判断为患者不发生呼吸异常的情况下，仅在移动至水平上升期间Dl前的水平下限期间D3中重复增减刺激信号的频率。通过这些，在水平上升期间Dl中，能够一边以对患者不施加需要以上的强刺激的方式，一边尤其是在刺激电流水平被保持在下限值的特别的水平下限期间D3中，通过变化刺激信号的频率，能够有效地施加一定的刺激感。
[0107]再者，本实施例设置有电极3，其为了对患者输出刺激信号而被装着在该患者上；以及电极监视单元27，其监视被施加于电极3的电流和电压，从而感知电极3的异常状态。
[0108]这时，由于患者的在睡眠中的无意识的体动，其应力容易被施加于电极3 ;以及连接电极3和刺激发生单元51的软线2A、2B，这样，即使将电极3牢固地装着在患者上，也会在途中发生脱落。这种电极3的局部性的通电，由于电流集中在患部，通过由电极监视单元27瞬时感知电极3的脱落和短路以及断线等的异常，进而能够事先预防由电极3的异常所造成的担心。
[0109]再者，在本实施例设置有，为了对患者输出刺激信号而被装着在该患者上的电极3和，监视被施加于电极3的电极41A、41B的电流和电压，且感知电极3的异常状态的治疗电极监视单元27。
[0110]这时，由于睡眠中的无意识的体动，其应力容易被施加于电极3以及；以及连接电极3的电极41A、41B和刺激发生单元51的软线2A、2B，这样，即使将电极3牢固地装着在患者上，也会在途中发生脱落。这种电极3的局部性的通电，由于电流集中在患部，通过由电极监视单元27瞬时感知电极3的脱落和短路以及断线等的异常，进而能够事先预防由电极3的异常所造成的担心。
[0111]再者，在本实施例，为了对患者输出刺激信号，设置有被装着在该患者上的电极3。该治疗电极3由被供给刺激信号的电极41A、41B和，已安装有电极41A、41B的粘着性的覆盖物52所构成，且该覆盖物52由具有透湿性的例如不织布等的材料所构成
[0112]这时的电极3，虽可以将粘着性的覆盖物52贴敷在患者上的方式使用，但由于在无通气性的情况下，覆盖物52起因于发汗的湿闷会容易脱落。因此，通过使覆盖物52具有适度的透湿性，进而能够减轻由湿闷和发痒等所带来的不快感。
[0113]再者，在本实施例，为了对患者输出刺激信号，设置有被装着在该患者上的平面状的电极3。该电极3由被供给刺激信号的电极41A、41B和，已安装有电极41A、41B的粘着性的覆盖物52所构成，且覆盖物52具有:形成在一对电极41A、41B之间的为通气孔的狭缝53 ;和缺口等。
[0114]这时的电极3，虽可以将粘着性的覆盖物52贴敷在患者上的方式使用，作为如何将平面状的电极3贴敷在立体性的局部的创意，通过在覆盖物52形成缺口和狭缝53等的通气孔，则容易实现电极3的三维性的屈曲，进而能够减低在装着时的不适的坚硬感。再者，得以实现，在使用时，通过通气孔解消发汗的湿闷，进一步在使用后容易将易屈曲的电极3剥离。
[0115]再者，在本实施例，具有一对可挠性的软线2A、2B，其电性连接刺激发生单元51和电极3的电极41A、41B。所述电极3由被供给刺激信号的一对电极41A、41B和，已安装有该电极41A、41B的粘着性的覆盖物52所构成。尤其是如图3所示，从一对的电极41A、41B的不同侧分别拽出一对的软线2A、2B。
[0116]这时的治疗电极3虽可将粘着性的覆盖物52以贴敷在患者上的方式使用，若从一对的电极41A、41B的同侧分别拽出的软线2A、2B，则起因于软线2A、2B的拉力被施加在电极的同侧，进而导致电极3容易从患者脱落。在此，以来自软线2A、2B的拉力施加在电极3的不同侧的方式，即通过从一对的电极41A、41B的不同侧分别拽出软线2A、2B，进而能够防止由软线2A、2B的扯曳而导致的电极3的脱落。
[0117]进一步，在本实施例，以对患者每日长时间施加刺激信号的方式构成刺激发生单元51。
[0118]这时，每日使用装置，通过持续性地重复基于电刺激的运动(EMS)，进而能够期待对患者的富有成效的瘦身效果。
[0119]本实用新型并不限定于所述各实施例，在本实用新型的要旨的范围内可进行各种变通实施。例如，将所望的刺激信号输出于电极的刺激发生单元51，也可具有如在本实施例所示的使用FET36、37以及变压器38的构成以外的构成。再者，还可组合控制CPU21和波形形成CPU32，进而作为一个CPU。进一步，也可利用人体的电容器作用，以刺激信号变为三角波形和各种歪波的方式设定每个电脉冲的接通时间和关闭时间，或者也可将电脉冲使其随机发生在刺激信号的通电期间中。