PL232852B1 - Układ do monitorowania częstotliwości oddechu oraz sposób monitorowania częstotliwości oddechu - Google Patents

Description

Opis wynalazku

Przedmiotem wynalazku jest układ oraz sposób do monitorowania częstotliwości oddechu, wykorzystujący czujnik o zmiennej impedancji, znajdujący zastosowanie w kontroli oddechu, zwłaszcza w medycynie.

Monitorowanie czynności oddechowych jest pożądane i często wykorzystywane w medycynie, na przykład w respiracji, ratownictwie medycznym czy naukach o sporcie w trakcie lub po wykonywaniu ćwiczeń fizycznych. Jednym ze sposobów monitorowania czynności oddechowych jest analiza procesów naprzemiennego wdechu i wydechu powietrza. Kontrolowanie oddechu jest szczególnie istotne w przypadku chorób układu oddechowego takich jak na przykład astma.

Z dotychczasowego stanu techniki znane są układy monitorujące parametry oddechu, realizowane za pomocą czujników, w których wykorzystuje się pomiary między innymi:

- sygnałów akustycznych (piezo, mikrofony) [Taplidou Styliani A., Hadjileontiadis Leontios J., “Wheeze detection based ort time-frequency analysis of breath sounds, Computers in Biology and Medicine 37 (2007) 1073-1083],

- przyspieszenia (czujniki drgań) [Sato Shinichi, Yamada Katsuya, Inagaki Nobuya, “System for simultaneously monitoring heart and breathin rate in mice rusing a piezo electric transducer” Med Biol Eng Comput 44 (2006) 353-362],

- zmian temperatury - układy termistorowe [Emil Jovanov, Dejan Raskovic, Rick Hormigo, “Thermistor-based Breathing Sensor for Circadian Rhythm Evaluation, Biomedical Sciences Instrumentation Volume: 37, (2001), 493-497],

- zmian pojemności [Jingyuan Cheng, Oliver Amft, Paul Lukowicz, “Active Capacitive Sensing: Exploring a New Wearable Sensing Modality for Activity Recognition, Lecture Notes in Computer Science, (2010), Volume 6030/2010, 319-336],

- zmian rezystancji (piezorezystywne) [Huang Ching-Tang, Shen Chien-Lung, Tang ChienFa, Chang Shuo-Hung, „Wearable yarn-based piezo-resistive sensor’, Sensors and Actuators A: Physical, 141 (2008) 396-403],

- zmian ciśnienia [Brady Sarah, Diamond Dermot, Lau King-Tong, “Inherently conducting polymer modified polyurethane smart foam for pressure sensing’ Sensors and Actuators A: Physical, Volume 119, Issue 2, (2005), 398-404],

- efektu magneto elastycznego [Katranas G.S., Meydan T., Ovari T.A., Borza F., “Applications of the bilayer thin film sensor system for registering cardio-respiratory activity”, Sensors and Actuators A: Physical 142 (2008) 455-458],

- zmian wilgotności [Miyoshi Yoko, Miyajima Kumiko, Saito Hirokazu, Kudo Hiroyuki, Takeuchi Toshifumi, Karube Isao, Mitsubayashi Kohji, “Flexible humidity sensor in a sandwich configuration with a hydrophilic porous membrane’, Sensors and Actuators B: Chemical 142 (2009) 28-32],

- przepływu gazu [B. Hok, A. BIuckert, G. Sandberg, A Non-contacting Sensor System For Respiratory Air Flow Detection, Sensors and Actuators A: Physical 52 (1996) 81-85.

Znany jest również z polskiego zgłoszenia patentowego nr P.395688 układ do monitorowania czynności oddechowych oraz sposób monitorowania czynności oddechowych, zwłaszcza częstotliwości oddechu i jego siły (amplitudy), wykorzystujący zjawisko mikrokondensacji i znajdujący zastosowanie szczególnie w badaniu oddechu podczas snu.

Rozwiązania znane ze stanu techniki umożliwiają monitorowanie jednocześnie częstotliwości i siły oddechu a nie zawsze istnieje taka potrzeba. Wiele informacji o kondycji organizmu dostarcza już sam pomiar częstotliwości oddechu, do realizacji którego wystarczy rejestrować sygnał o charakterze zbliżonym do binarnego, gdzie zbocza narastające i opadające odpowiadają cyklom wdechu i wydechu. Sygnał taki jest prostszy w dalszym przetwarzaniu i można wprowadzać go wprost do wejść binarnych układów cyfrowych.

Współczesne wymagania rynku dla urządzeń biomedycznych wytyczają nowe standardy użytkowe. Możliwość realizacji samodzielnej kontroli różnych parametrów organizmu przez pacjentów, w tym czynności oddechowych, jest obecnie powszechna. Wprowadzanie na rynek nowych urządzeń wiąże się jednocześnie z obniżaniem kosztów ich produkcji i eksploatacji, na co istotny wpływ ma zastosowany sposób pomiaru czynności oddechowych. Zatem istnieje potrzeba poszukiwania nowych metod pomiarowych i rodzajów czujników do monitorowania oddechu, umożliwiających uproszczenie

PL 232 852 B1 konstrukcji aparatury i jej kosztów produkcji. Każda, kolejna innowacyjna metoda pomiarowa umożliwia projektowanie nowych, konkurencyjnych urządzeń.

Istotą wynalazku jest układ do monitorowania częstotliwości oddechu, zawierający czujnik o zmiennej impedancji, wbudowany pomiędzy sterowane napięciowo wejście wtórnika napięciowego oraz masę układu, oraz blok układów rejestrujących lub wskazujących, charakteryzujący się tym, że parametryczny czujnik o zmiennej impedancji zależnej od fazy oddechu lub bezdechu podłączony jest do wejścia wtórnika napięciowego za pomocą jednego wspólnego przewodu zasilającego czujnik prądem polaryzacji Ib (ang. input bias current) wejść wtórnika napięciowego o natężeniu Ib rzędu co najmniej nA, i jednocześnie doprowadzającego sygnał pomiarowy do wejścia wtórnika napięciowego, natomiast do wyjścia wtórnika napięciowego podłączony jest blok układów rejestrujących sygnał elektryczny lub wskazujących wartości sygnału elektrycznego.

Korzystnie, pomiędzy wyjście wtórnika napięciowego oraz blok układów rejestrujących lub wskazujących wbudowany jest blok układów przetwarzających sygnał elektryczny.

Istotę wynalazku stanowi również sposób monitorowania częstotliwości oddechu, polegający na tym, że wykorzystując układ, w którym parametryczny czujnik o zmiennej impedancji zależnej od fazy oddechu lub bezdechu wbudowany jest pomiędzy sterowane napięciowo wejście wtórnika napięciowego oraz masę układu, natomiast do wyjścia wtórnika napięciowego podłączony jest blok układów rejestrujących sygnał elektryczny lub wskazujących wartości sygnału elektrycznego, a opcjonalnie pomiędzy wyjście wtórnika napięciowego oraz blok układów rejestrujących lub wskazujących podłączony jest blok układów przetwarzających sygnał elektryczny, parametryczny czujnik zasila się prądem polaryzacji Ib wejść wtórnika napięciowego o natężeniu Ib rzędu co najmniej nA, a jednocześnie tym samym przewodem doprowadza się sygnał pomiarowy z czujnika do wejścia wtórnika napięciowego, po czym we wtórniku napięciowym przetwarza się zmiany wartości impedancji czujnika wywołanej czynnościami oddechowymi na sygnał elektryczny, po czym w urządzeniach bloku układów rejestrujących lub wskazujących sygnał elektryczny rejestruje się lub wyświetla jego wartości, przy czym w wariancie układu z blokiem układów przetwarzających sygnał elektryczny, przed wysłaniem sygnału elektrycznego do bloku układów rejestrujących lub wskazujących sygnał elektryczny sygnał ten przetwarza się w bloku układów przetwarzających sygnał elektryczny.

Układ i sposób monitorowania częstotliwości oddechu według wynalazku, wykorzystuje zmianę parametrów impedancyjnych czujnika podczas czynności oddechowych, co umożliwia upływność prądu polaryzacji wejść wtórnika napięciowego do masy. Źródłem zasilania czujnika jest prąd polaryzacji wejść wtórnika napięciowego, który na impedancji czujnika wywołuje spadek napięcia. Podczas wydechu następuje zmniejszenie impedancji czujnika, co powoduje zwiększenie upływności prądu polaryzacji wejść wtórnika napięciowego i wpływa na amplitudę sygnału wyjściowego. Podczas wdechu zwiększa się impedancja czujnika ograniczając jednocześnie upływność prądu polaryzacyjnego. Rejestrowany sygnał może mieć postać dwustanową lub o zmiennej amplitudzie.

Rozwiązanie według wynalazku ma szereg zalet w stosunku do rozwiązań znanych z dotychczasowego stanu techniki:

- prostą konstrukcję układu,

- możliwość niesymetrycznego zasilania bateryjnego,

- niski pobór energii przez układ,

- niskie koszty produkcji,

- łatwe dopasowanie sygnału dla urządzeń cyfrowych i przetwarzania binarnego,

- dużą amplitudę sygnału wyjściowego,

- mały czas reakcji układu,

- możliwość realizacji czujnika w postaci układu scalonego (z wtórnikiem napięciowym).

Rozwiązanie według wynalazku zostanie bliżej objaśnione na podstawie rysunku, na którym fig. 1 przedstawia uproszczony schemat blokowy układu, fig. 2 - schemat zastępczy czujnika dołączonego do wejścia wtórnika napięciowego, fig. 3 - ogólną charakterystykę rejestrowanej czynności oddechowej, fig. 4 - przykładową charakterystykę szybkości narastania amplitudy sygnału na wyjściu wtórnika napięciowego, fig. 5 - rodzinę charakterystyk napięcia wyjściowego wtórnika napięciowego w zależności od konduktancji G czujnika, fig. 6 - przykładowy zarejestrowany sygnał dla różnej częstotliwości oddechu, fig. 7 - przeskalowany wykres zarejestrowanego sygnału dla fazy przyspieszonego oddechu, fig. 8 - przykładowy zarejestrowany sygnał po binaryzacji za pomocą bramki logicznej NOT, fig. 9 - przykładowy długi pomiar (2 h) sygnału po binaryzacji za pomocą bramki logicznej NOT, fig. 10

PL 232 852 B1 charakterystykę następujących podczas oddechu zmian pojemności i przewodności na testowym czujniku dołączonym do wejścia wtórnika napięciowego, fig. 11 - porównanie sygnału z układu czujnika zasilanego prądem polaryzacji wejść według wynalazku oraz powszechnie dostępnego na rynku (komercyjnego), pojemnościowego czujnika wilgotności, fig. 12 - porównanie sygnału z układu czujnika zasilanego prądem polaryzacji wejść według wynalazku oraz sygnału z komercyjnego, pojemnościowego czujnika wilgotności, podczas monitorowania szybkiego oddechu, fig. 13 - schemat przykładowego detektora szczytowego, zastosowanego do testów, fig. 14 - ogólną charakterystykę rejestrowanego sygnału przy zastosowaniu detektora szczytowego, fig. 15 - przykładowe charakterystyki zarejestrowanego sygnału po zastosowaniu detektora szczytowego oraz filtra dolnoprzepustowego.

Czujnik 1 będący detektorem oddechu dołączony jest do sterowanego napięciowo wejścia sygnałowego bloku wtórnika napięciowego 2 oraz do masy 0 i zasilany jest prądem polaryzacji wejść wtórnika napięciowego. W omawianym przykładzie czujnik podłączony jest do wejścia nieodwracającego wzmacniacza operacyjnego, jednakże działanie układu będzie analogiczne przy innych typach wzmacniaczy o wejściach sterowanych napięciowo, jednostkowym wzmocnieniu oraz prądzie polaryzacji wejść rzędu co najmniej nA. Podczas czynności oddechowych zmianie ulegają parametry impedancyjne czujnika (głównie konduktancja), który stanowi drogę upływności (do masy) dla prądu polaryzacyjnego, na fig. 1 zaznaczonego symbolicznie jako Ib. Pojemność własna czujnika 1 wraz z pojemnością zaciskową bloku wtórnika napięciowego 2, ładowane są przez prąd polaryzacji wejść, w zależności od jego kierunku (zależnego od konstrukcji wzmacniacza) i mogą osiągnąć wartości zbliżone do dodatniego lub ujemnego napięcia zasilania. Czas ładowania pojemności dołączonych do wejścia jest proporcjonalny do ich wartości. Na wyjściu wtórnika napięciowego 2 dołączonego do bloku urządzeń rejestrujących lub wskazujących 3 pojawia się wówczas pewne niezerowe napięcie. Opcjonalnie do wyjścia wtórnika napięciowego 2 dołączyć można blok 4 przetwarzania sygnału, na przykład detektor szczytowy, przetwornik f/U, filtry, układy cyfrowe itp., który umożliwi na przykład rejestrację sygnału o amplitudzie proporcjonalnej do częstotliwości cykli oddechowych.

Przykładowo, gdy prąd polaryzacyjny Ib wejść wtórnika napięciowego 2 jest rzędu 1 pA a impedancja dołączona do wejścia napięciowego jest rzędu 1 MQ, wówczas powstanie na niej spadek napięcia 1 V, który zostanie przeniesiony na wyjście wtórnika 2. Amplituda sygnału na wyjściu zależy dodatkowo od wartości wzmocnienia napięciowego, dlatego też niewielkie spadki napięcia na elementach wejściowych, wywołane przepływem prądu polaryzacyjnego, po wzmocnieniu mogą na wyjściu osiągać wartości zbliżone do zasilania układu. Podczas fazy wydechu impedancja czujnika dołączonego do wejścia maleje a rośnie konduktancja, co powoduje zmniejszenie spadku napięcia na czujniku 1, wywołanego przepływem prądu polaryzacyjnego Ib i jednocześnie zmniejszenie napięcia na wyjściu wtórnika napięciowego 2. Podczas fazy wdechu zachodzi proces odwrotny tzn. impedancja czujnika 1 gwałtownie rośnie, co prowadzi do ładowania pojemności wejściowych a w następstwie wzrost napięcia na wyjściu. Współczesne wzmacniacze scalone charakteryzują się relatywnie niskimi prądami polaryzacji wejść Ib rzędu nA lub pA, ale mimo to nieobciążone wejścia powodują pojawienie się na wyjściu wtórnika napięcia stałego, nawet o wartości napięcia zasilania. W normalnych warunkach pracy taki stan prowadzi do zablokowania wtórnika napięciowego, jednakże w przypadku omawianego rozwiązania wykorzystany został do generowania sygnału monitorowanych czynności oddechowych.

Działanie układu zostanie omówione na podstawie wyników uzyskanych z symulacji komputerowych oraz z rzeczywistych pomiarów.

Symulacje wykonano w programie do analizy obwodów elektrycznych typu SPICE. Schemat zastępczy czujnika oddechu 1 reprezentowany jest jako równoległe połączenie pojemności C oraz konduktancji G i dołączony jest do wejść wtórnika napięciowego 2, analogicznie jak na fig. 2. Indukcyjność wprowadzana głównie przez przewody połączeniowe, ze względu na znikomy wpływ na pracę układu, została pominięta w celu uproszczenia analizy.

Na fig. 3 zaprezentowano ogólną charakterystykę rejestrowanego sygnału podczas monitorowania czynności oddechowych. Amplituda rejestrowanego sygnału 7 ograniczona jest przez jeden z biegunów zasilania, który w omawianym przypadku wynosi 9 V. Strzałkami zaznaczono odpowiednio kierunek zmian wartości amplitudy sygnału, 5 podczas wydechu, 6 podczas wdechu. W zrealizowanych testach, podczas wydechu spadek napięcia na wejściu wtórnika napięciowego 2 dąży do zera, natomiast podczas wdechu zmierza do dodatniego bieguna zasilania.

Na fig. 4 oraz fig. 5 przedstawiono wyniki symulacji komputerowych w postaci charakterystyk amplitudy sygnału na wyjściu wzmacniacza 2, w zależności od wartości parametrów elektrycznych obwodu zastępczego czujnika 1 dołączonego do wejścia. Symulacje wykonano na modelu wzmacniacza

PL 232 852 B1 analogicznym do zastosowanego w praktycznych pomiarach, w układzie wtórnika napięciowego o prądzie polaryzacji wejść rzędu kilkudziesięciu nA i zasilaniu +/- 15 V. Parametry uproszczonego modelu czujnika dobrano również analogicznie do tych uzyskanych z rzeczywistych testów. Fig. 4 prezentuje charakterystykę szybkości narastania sygnału wyjściowego przy parametrach czujnika G=1 nS oraz C=1 pF. Od pojemności czujnika 1 dołączonego do wejścia zależy nachylenie zbocza, zaś wartość przewodności determinuje maksymalną amplitudę sygnału. W omawianym przypadku wartość maksymalna sygnału osiągana jest po około 460 ps. Na fig. 5 zaprezentowano rodzinę krzywych amplitudy sygnału wyjściowego w zależności od przewodności G i pojemności C czujnika 1. Podczas wydechu wzrasta przewodność czujnika 1, co powoduje wzrost upływności prądu polaryzacji wejść wtórnika napięciowego 2 do masy 0 i spadek amplitudy sygnału na jego wyjściu, natomiast podczas wdechu następuje proces odwrotny, co na fig. 5 zaznaczono odpowiednio jako 5 oraz 6. Sygnał rejestrowany na wyjściu układu ma charakter zbliżony do binarnego. Na fig. 6 zaprezentowano przykładowy, zarejestrowany sygnał czynności oddechowych o różnej częstotliwości, zarówno dla oddechu spokojnego, jak i przyspieszonego. Częstotliwość oddechu podczas rejestracji zmieniana była w zakresie od około 0,15 Hz do około 1,2 Hz. Obszary oznaczone na fig. 6 jako 8 i 9 odpowiadają szybkiemu tempu oddechu, a fragment wykresu oznaczony jako 8 dodatkowo został powiększony i z przeskalowaną osią czasu zaprezentowany na fig. 7.

W aplikacjach praktycznych wtórnik napięciowy można zasilać napięciem o niższych wartościach, na przykład 5 V lub mniejszych, dzięki czemu sygnał wyjściowy można dostosować do poziomu wejść większości współczesnych układów cyfrowych. Sygnał z wyjścia wtórnika napięciowego może być podawany bezpośrednio do wejść układów cyfrowych, zlokalizowanych w opcjonalnym bloku 4. Na fig. 8 zaprezentowano przykładową charakterystykę zarejestrowaną po dołączeniu wyjścia wtórnika napięciowego do wejścia bramki logicznej negacji - NOT. Zarówno wtórnik napięciowy jak i układ cyfrowy zasilane były napięciem 5 V. Rozwiązanie było testowane w krótkich, kilkuminutowych oraz kilkugodzinnych okresach czasu. Przykładowe wyniki rejestracji poszczególnych cykli oddechowych podczas długiego, ok. dwugodzinnego pomiaru, przedstawione są na fig. 9, z którego wynika, że układ charakteryzuje się zadowalającą stabilnością pracy. Na tym samym wykresie umieszczono powiększony fragment zarejestrowanej krzywej 7.

Na fig. 10 zaprezentowano występujące podczas oddechu zmiany pojemności C i przewodności G czujnika według wynalazku użytego do testów, który w układzie zasilania prądem polaryzacyjnym został porównany z komercyjnym czujnikiem wilgotności. Przeskalowane wyniki uzyskane ze współbieżnych pomiarów zaprezentowano na fig. 11 oraz fig. 12. Zarówno czujnik komercyjny (wzorcowy) jak i wtórnik napięciowy czujnika testowego zasilane były napięciem 5 V. Z krzywych zarejestrowanych podczas monitorowania czynności oddechowych wynika, iż czujnik zasilany prądem polaryzacji wejść reaguje szybciej na oddech niż komercyjny czujnik wilgotności. Na fig. 11 zauważyć można w przedziale czasu oznaczonym jako 10, odpowiadającym przyspieszonemu oddechowi wyraźny spadek amplitudy dla wzorcowego czujnika wilgotności, natomiast czujnik według wynalazku zasilany prądem polaryzacyjnym takiego spadku nie wykazuje, ponieważ rejestrowany sygnał ma charakter zbliżony do binarnego. Sygnał czujnika testowanego oznaczono jako 7, natomiast wzorcowego jako 11. Na fig. 12 zaprezentowano dokładniej charakter rejestrowanych krzywych 7 i 11 dla szybkiego oddechu o częstotliwości około 1,3 Hz. Krzywa 11 komercyjnego czujnika wilgotności wykazuje jedynie zwiększenie wilgotności w przedziale czasu 12 odpowiadającemu przyspieszonemu oddechowi, podczas gdy krzywa 7 czujnika zasilanego prądem polaryzacyjnym prezentuje wyraźnie odseparowane poszczególne cykle oddechowe. Przedział czasu oznaczony jako 13 na fig. 12 przedstawia fazę bezdechu.

Istnieje również możliwość rejestracji sygnału w innej formie dzięki zastosowaniu na wyjściu wtórnika napięciowego 2 układów przekształcania sygnału, na przykład detektora szczytowego lub filtra dolnoprzepustowego. Przykład prostego układu detektora szczytowego, wykorzystanego do testów zaprezentowano na fig. 13. Czas przyjęcia napięcia wejściowego przez detektor zależy od stałej czasowej ładowania kondensatora Cd poprzez diodę D. Natomiast czas ekspozycji przejętej wartości maksymalnej napięcia zależy od upływności kondensatora, która może być regulowana za pomocą rezystora Rd. W omawianym przypadku sygnał na wyjściu wtórnika napięciowego 2 zmienia się od wartości zbliżonej do dodatniego bieguna zasilania do wartości zbliżonej do potencjału masy 0, czyli 0 V. Na fig. 14 zaprezentowano przykładową krzywą dla pojedynczych cykli oddechowych, zarejestrowaną z wykorzystaniem diodowego detektora szczytowego dołączonego do wyjścia wtórnika napięciowego 2 (opcjonalny blok 4). W omawianym przypadku, podczas wdechu oznaczonego na fig. 14 jako 6 gwałtownie spada przewodność G czujnika 1, a na wyjściu wtórnika napięciowego 2 wzrasta napięcie i następuje proces

PL 232 852 B1 szybkiego ładowania równolegle dołączonego do niego kondensatora. Podczas fazy wydechu 5 przewodność wzrasta i napięcie na wyjściu wtórnika napięciowego maleje, co powoduje powolny proces rozładowania kondensatora detektora szczytowego.

W prezentowanym przykładzie rejestrowany sygnał 14 podczas wydechu ma charakter krzywej eksponencjalnej, zależnej od wartości Rd i Cd zastosowanych w układzie detektora szczytowego, natomiast podczas wdechu ma postać stromego zbocza, co zaprezentowano na fig. 14. Przykładową krzywą zarejestrowanego sygnału 14 z wykorzystaniem detektora szczytowego zaprezentowano na fig. 15, gdzie zauważyć można spadek rejestrowanej amplitudy dla przedziału czasu oznaczonego jako 15 (szybkie tempo oddechu), jednak poszczególne cykle oddechowe są wyraźnie od siebie odseparowane. Prostą metodą segmentacji tempa oddechu jest zastosowanie na przykład filtra doInoprzepustowego umieszczonego w opcjonalnym bloku 4, po zastosowaniu którego można ograniczyć się do analizy amplitudy lub analizy obwiedni zarejestrowanego sygnału. Na fig. 15 krzywą wykreśloną po zastosowaniu filtra dolnoprzepustowego oznaczono jako 16. Po wyłączeniu filtra ponownie można analizować ilość cykli oddechowych.

Rozwiązanie według wynalazku wykorzystujące zasilanie czujnika o zmiennej impedancji prądem polaryzacji wejść wtórnika napięciowego może znaleźć zastosowanie głównie w inżynierii biomedycznej, sensoryce oraz biosensoryce, naukach o sporcie i badaniach układu oddechowego.

Claims (3)

Zastrzeżenia patentowe

1. Układ do monitorowania częstotliwości oddechu zawierający czujnik o zmiennej impedancji, wbudowany pomiędzy sterowane napięciowo wejście wtórnika napięciowego oraz masę układu, oraz blok układów rejestrujących lub wskazujących, znamienny tym, że parametryczny czujnik (1) o zmiennej impedancji zależnej od fazy oddechu (5) lub (6) lub bezdechu (13) podłączony jest do wejścia wtórnika napięciowego (2) za pomocą jednego wspólnego przewodu zasilającego czujnik (1) prądem polaryzacji Ib wejść wtórnika napięciowego (2), i jednocześnie doprowadzającego sygnał pomiarowy do wejścia wtórnika napięciowego (2), natomiast do wyjścia wtórnika napięciowego (2) podłączony jest blok (3) układów rejestrujących sygnał elektryczny (7) lub wskazujących wartości sygnału elektrycznego (7).

2. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że pomiędzy wyjście wtórnika napięciowego (2) oraz blok (3) układów rejestrujących lub wskazujących wbudowany jest blok (4) układów przetwarzających sygnał elektryczny (7).

3. Sposób monitorowania częstotliwości oddechu, znamienny tym, że wykorzystując układ, w którym parametryczny czujnik (1) o zmiennej impedancji zależnej od fazy oddechu (5) lub (6) lub bezdechu (13) wbudowany jest pomiędzy sterowane napięciowo wejście wtórnika napięciowego (2) oraz masę układu (0), natomiast do wyjścia wtórnika napięciowego (2) podłączony jest blok (3) układów rejestrujących sygnał elektryczny (7) lub wskazujących wartości sygnału elektrycznego (7), a opcjonalnie pomiędzy wyjście wtórnika napięciowego (2) oraz blok (3) układów rejestrujących lub wskazujących podłączony jest blok (4) układów przetwarzających sygnał elektryczny (7), parametryczny czujnik (1) zasila się prądem polaryzacji Ib wejść wtórnika napięciowego (2), a jednocześnie tym samym przewodem doprowadza się sygnał pomiarowy z czujnika (1) do wejścia wtórnika napięciowego (2), po czym we wtórniku napięciowym (2) przetwarza się zmiany wartości impedancji czujnika (1) wywołanej czynnościami oddechowymi (5) i (6) na sygnał elektryczny (7), po czym w urządzeniach bloku (3) układów rejestrujących lub wskazujących sygnał elektryczny (7) rejestruje się lub wyświetla jego wartości, przy czym w wariancie układu z blokiem (4) układów przetwarzających sygnał elektryczny (7), przed wysłaniem sygnału elektrycznego (7) do bloku (3) sygnał ten przetwarza się w bloku (4).