用于确定至少一个呼吸系统参数的测量设备和方法

技术领域

本发明涉及用于确定至少一个呼吸系统参数的测量设备和方法，其中，电磁场被射入到人体中并且在人体的对置侧上被接收，然后根据时间对接收到的交变场的相位与射入的交变场的相位进行比较，并且由比较的结果确定所述至少一个呼吸系统参数。

背景技术

呼吸活动的观测具有大量实际应用。例如在大量科学研究中，例如在特殊情况中或在体育负荷下对呼吸活动的测量具有核心作用。这样的研究能够实现对与外部影响有关的呼吸行为更好的理解。呼吸活动的观测对于患者的机械人工呼吸也很有意义。

对呼吸行为的观测对患者的机械人工呼吸也是有意义的。在此例如应该避免执行违背自主呼吸的人工呼吸。

已建立的方法中的大部分将心电描记法(EKG)与阻抗心动描记法(IKG)相结合并估计心脏组分，从阻抗信号中减去该组分，以便从产生的信号中获得呼吸组分。由于呼吸系统参数的检测在这种情况下从心脏组分的估计中间接导出，所以这强制性地与心脏模型的质量相关。此外，在这种情况下主要确定呼吸频率。潮气量和自主呼吸的结论无法直接得出。

另一种方法是借助呼吸感应体积描记法(RIP)测量胸腔和腹部的拉伸。在这种情况下，为患者将两个弹性带子围绕胸部和腹部放置。将线圈加入所述带子中，这些线圈在带子拉伸时改变其电感。这种方法由于弹性带子而可能不舒服且束缚地作用在患者上。也可以设想经由应变计的类似方法，但获得不了该方法的另外的优点。

发明内容

本发明的目的是：给出一种用于确定至少一个呼吸系统参数的测量设备和方法，该测量设备和方法能够实现对相应参数的确定并且尽管如此在此仍然可方便携带并且不限制携带人的活动。

所述目的通过根据权利要求1的用于确定至少一个呼吸系统参数的测量设备、根据权利要求10和12的用于测量至少一个呼吸系统参数的方法以及根据权利要求24的呼吸机、根据权利要求25的用于注射造影剂的器具以及根据权利要求26的用于成像的器具得以实现。相应的从属权利要求给出了根据本发明的测量设备和根据本发明的方法的有利的设计方案。

根据本发明，给出了一种用于确定至少一个呼吸系统参数的测量设备。该测量设备具有至少一个发射结构和至少一个接收结构。有利地，所述至少一个发射结构可以是天线或电极。优选地，所述至少一个接收结构可以是天线或电极。

优选地，所述至少一个发射结构和/或所述至少一个接收结构设计为，它们在人、动物或人体模型的身体的外侧上可安装在该身体上。发射结构和/或接收结构例如可以设计为可粘贴的。发射结构和/或接收结构与身体的可导电接触可以是有利的、但不是必须的。

根据本发明的测量设备具有至少一个信号发生器，该信号发生器与至少一个发射结构电联接。通过信号发生器可产生交流电压，通过该交流电压可给发射结构加载。以该方式可以通过发射结构产生交变电磁场。

在本发明的有利设计方案中，接收和发射结构的天线设置为，它们交替地位于近场中。发射结构的天线则在以下意义中与接收结构的相应天线联接，即，天线之间构成联接阻抗。对于例如作为发射和接收天线的两个偶极子，阻抗Z

天线关于波长越接近，介电常数项在此占比重大(H.Wheeler，“The Radianspherearound a Small Antenna)”，Proc.IRE，第47卷，第8期，第1325-1331页，1959年)。如果测量例如基于介电常数变化的探测，则有利的是，具有尽可能大的波长λ，以便将r(天线之间的距离)与λ(波长)的比值保持尽可能小。有利地，选取最优波长(或频率)，其相对身体足够小，以便能够在吸气和呼气时看到相位的明显移动，并且同时足够大，以便在上述意义上保持仍然显著的联接。然而，当天线不位于其近场中时、即在上述意义上没有联接时，也可实施本发明。

如果应将天线相对彼此设置在近场中，则有利的是，天线之间的距离小于或等于4倍波长λ、有利地小于或等于3倍波长λ、有利地小于或等于两倍波长时。IEEE(电气与电子工程师学会)的近场的定义可以可选地作为基础。在此，外部界限限定为距天线表面的距离λ/(2π)，其中λ是自由空间中的波长(参阅IEEE天线术语定义标准，IEEE Std 145-2013)。因此，天线对的天线之间的距离有利地小于或等于λ/(2π)。

有利地，发射和接收结构的联接系统在发射天线的共振频率和/或由接收天线在发射天线中产生的共振频率中运行。

有利的是：发射天线和接收天线基于上述意义中的联接分别构成共同共振。特别有利地，可以适配或改变共振的性能，以便适配具体的应用。在此，高性能导致较小动态范围中的高敏感性。相应地，低性能导致较大动态范围中的低敏感性。动力学在此限定为可以明确分配给相位差[0..2Pi]的测量范围。如果相位差延伸超过2*Pi，则相位差不再明确对应天线的距离。这不一定有问题，因为在相位差的曲线上也可以识别天线具有的距离，但是波长有利地选取为，使得当呼吸活动经历过其全部振幅时，0到2Pi的范围不被超出。

因此高性能例如可以适于新生儿或早产儿，因为仅须测量很小体积范围、但具有高分辨率。低性能可以适于应用在成人上，因为必须测量较大的体积范围，但为此较低的分辨率就足够了。

在本发明的有利设计方案中，发射和/或接收天线可以设计为蜿蜒形。在此，该天线可以施设在特别有利地具有高介电常数的基板上。与其数学或几何长度相比，由此增加了天线的电气长度。

还有利地可以使用陶瓷天线作为发射和/或接收天线，其中，波经由陶瓷传播。使用贴片天线也是可能的。

由此更好地限定了天线对的测量区域，并且该测量区域对于从外部来到天线近场的高介电常数身体(例如手臂或手)不易受到干扰。这样的方向特性例如可以通过天线后面的、即在身体远端的接地(Masse)面实现。可选地或附加地，可以使用具有非单极辐射特性的天线拓扑。还可以有利地将低介电常数(niederpermittiven)身体引入天线之后、即身体的远端。另一种可能性是，将吸收体材料设置在身体的远端。

在有利的设计方案中，天线可以被不同地(differenziell)触点接通。为此，天线例如可以与扭绞的导体对通过两个电流触点接通，其中，电流具有180°相位差。

通常天线也可以设置为与身体间隔开。特别地，电介质或绝缘材料可以位于天线与身体之间。明确的特殊情况在此是，空气位于天线与身体之间。

在可选的设计方案中，发射和/或接收天线中的至少一个也可以设置在面中，例如用于患者的支承面或患者床的侧面元件。

在本发明的有利设计方案中，发射结构与接收结构可以相同。在这种情况下，存在正好一种结构、例如用作发射结构和用作接收结构的正好一个天线。在此可以利用的是，天线的共振频率通过身体的介电常数的变化而变化。该变化可以确定为信号。例如可以将随时间变化的频率施加到天线上，并且相应确定在哪个频率下发生共振。然后可以由共振确定呼吸系统参数。可选地可能的是：施加一种频率，在该频率中，在呼吸过程期间出现的一定距离处发生共振，以便然后确定共振随时间的变化或相位随时间的变化。由此也可以确定呼吸系统参数。在此特别有利的是，使用如上设计的具有方向特性的天线，以便仅射入到待测量的身体中。

有利地可以将两个绝缘导体例如作为环绕的导体围绕患者的胸部放置。在此，一个导体在腹部例如引导经过胸部区域并且一个导体在背部例如引导经过背部区域。因此，患者的胸部可以如电介质那样设置在导体对之间。胸部的介电常数由于呼吸而改变，并且经导体引导地穿过胸部的电磁波的传播时间由此改变。这可以探测为相位在时间上的变化。在此有利的是，不同地施加导体对，即，一旦交变场转换极性，则在一个导体上电压增加而在第二导体上电压以相同的程度减小，并且反过来。此外有利的是，在一侧屏蔽导体以减少外部干扰影响。

在有利的设计方案中还可能的是：经由波的衰减(既是发射的(S21参数)也是反射的(S1l参数))得出关于呼吸(吸气或呼气)的结论。在此除了相位信息之外，衰减可以被测量为辅助确定呼吸系统参数的附加参数，或者可以通过根据本发明的设备独立地探测衰减并将其用于确定至少一个呼吸系统参数。

根据本发明的测量设备还具有比较单元，通过该比较单元可以对由接收结构提供的信号的相位与交流电压的相位进行比较，对发射结构加载该交流电压。接收结构提供信号在此可以可选地理解为，接收结构产生所述信号，但是该接收结构不必是有源元件(aktives Element)。还可以理解为，信号由接收结构接收，意味着，信号由接收结构始发接收。为此，比较单元可以与接收结构电联接。有益地，由至少两个接收结构接收的信号之间的相位比较也是可能的。

根据本发明，测量设备还具有评估单元，通过该评估单元可以从由接收结构接收的信号的相位与交流电压的相位和/或由发射结构产生的交变电磁场的相位的比较结果确定至少一个呼吸系统参数。优选地，测量设备设置为，执行根据本发明的用于测量至少一个呼吸系统参数的方法。在该方法中，经由至少一个发射结构通过以下方式将交变电磁场射入到例如人、动物或假人的身体中，即，通过信号发生器产生交流电压，给至少一个发射结构加载该交流电压。射入到身体中的交变场在其已经穿过身体后，优选在身体的对置侧上由至少一个接收结构接收。在这种情况中，所述对置侧优选可以是关于身体轴线与射入交变电磁场的一侧对置的一侧。然后在比较步骤中，根据时间对由至少一个接收结构接收的信号的相位与交流电压的相位进行比较，并且由该比较的结果确定至少一个呼吸系统参数。可选地，也可以将发射或接收结构设置在胸部左侧上，并且相应地将接收或发射结构设置在腹部左侧上，或者将发射或接收结构设置在胸部左侧上，并且相应地将接收或发射结构设置在腹部右侧上，以便让信号穿过肺和膈。

发射结构可以有利地经由线缆与信号发生器连接。在这种情况下，交流电压的相位优选在电阻上测量，经由该电阻为线缆馈给。接收结构同样可以经由线缆与比较单元连接。然后可以有利地在终端电阻上测量由接收结构接收的信号的相位，该终端电阻有利地连接在比较单元与参考电位之间。有利地，对信号发生器的输出的相位或者为此限定或在时间上恒定的参考与比较单元的接收侧输入的相位或者为此限定的或在时间上恒定的参考进行比较。

对由接收结构接收的信号的相位与交流电压或射入交变场的相位进行比较优选意味着，构成这些相位的差。

在此特别优选的是，这个在接收信号的相位与交流电压或射入信号的相位之间的相位差可以根据时间确定。因此，优选针对多个不重合的时间点确定所述相位差，并且然后由所述相位差的时间曲线确定呼吸系统参数。

有利地，可以由交流电压和接收信号的相位比较推断穿过身体的电磁波的传播时间。优选地还根据时间确定这种传播时间，从而可以由传播时间的时间曲线确定至少一个呼吸系统参数。

相位或传播时间对应于在发射结构与接收结构之间的身体的实时伸展，以及可能情况下对应于在发射结构与接收结构之间的体积的介电特性的变化。交变电磁场优选地经由至少一个发射结构射入到身体的胸部和/或腹部中。为此可以将至少一个发射结构安装在胸部或者腹部上。交变场然后由至少一个接收结构优选在胸部和/或腹部的对置侧上接收。特别优选地，发射结构和接收结构在此在侧面安装在腹部和/或胸部上，使得电磁波横向穿过身体。

在这些情况下，相位或者传播时间对应于肺(包括膈、肋弓等)的实时伸展。如果肺的伸展由于呼吸改变，则相位差或者传播时间也改变。在这种情况下，相位差的变化或传播时间的变化一方面基于在吸气时身体或者胸腔的拉伸/另一方面基于电磁波穿过的身体区域的介电特性的变化。一方面，组织和器官在身体中移动，另一方面，肺的空气含量发生变化，因而电特性发生变化。

有利地例如经由相位移、即在选取的时间窗口中最小相位差与最大相位差之间的差可以得出人、动物或人体模型的呼吸深度。在这种情况下，至少一个呼吸系统参数可以是人、动物或假人的潮气量。

在本发明的有利设计方案中，可以以可变和/或变化的频率产生射入的交变场或施加到发射结构上的交流电压。然后可以有利地在多个频率中的如下频率中确定至少一个呼吸系统参数，在该频率中，在所述射入的交变场与接收的交变场之间或在发射结构与接收结构之间的耦合最大，并且/或者在该频率中接收的交变场的振幅或由接收结构接收的信号的振幅最大。也可以选取如下的频率来确定呼吸系统参数，在该频率中，在呼吸循环的曲线上得到由接收结构接收的信号的相位与交流电压的相位之间的相位差的最大变化。通过这种方式可以求得最优测量频率。最优测量频率特别是与身体大小相关地对于不同的人、动物或人体模型可以有所不同。

有利地还可以在多个频率中并行地进行测量，并且例如借助求均值(Durchschnittsbildung)来彼此比较或补偿至少一个呼吸系统参数的在不同频率中确定的值。此外，可选地可以在时间复用中(Zeitmultiplex)在短时间序列中发射频率，或者在频率复用(Frequenzmultiplex)中同时发射频率，并且可以将各个测量频率用于可信度检验，例如通过评估其时间梯度。该可信度检验还可以用于从测量系列中排除运动伪迹。可选地还可以通过自适应滤波器技术、相关滤波器或机器学习方法使用不同的测量频率来改善信号质量。

在本发明的有利实施方式中，至少一个发射结构可以经由第一线缆与信号发生器连接。在此，第一线缆优选具有预定的波阻抗。那么发射结构优选经由第一电阻被馈给，该第一电阻的值等于第一线缆的波阻抗。有利地，至少一个接收结构经由第二线缆与比较单元连接，该第二线缆优选具有预定的波阻抗。接收结构则优选经由第二电阻被终止，该第二电阻的值等于第二线缆的波阻抗。例如，第一和第二电阻以及第一和第二线缆的波阻抗可以是50Ohm。可选地，发射结构的波阻抗也可以等于线缆的波阻抗。同样的内用优选适用于接收结构的波阻抗。

有利地产生频率大于或等于10MHz、优选大于或等于30MHz、优选大于或等于100MHz和/或小于等于1000MHz、优选小于或等于500MHz、优选小于或等于300MHz的交流电压和/或射入的交变场。

在本发明的有利设计方案中，可以设置有两个、三个、四个或四个以上发射结构和/或两个、三个、四个或四个以上接收结构。通过这种方式可以获得更精确的测量结果。对于使用多个发射结构和多个接收结构的情况下，所有发射结构的时间复用是可能的，以便找到最优的发射结构-接收结构对。

在设置有一个发射结构和多个接收结构的情况中，由不同接收结构的信号求得的结果可以用于检验结果的可信度。例如，如果所有接收器上的梯度都很高，则这可能意味着被测量的身体处于运动状态。在这种情况中可以不采纳该测量。在多个发射器的情况下，这种可信度检验也可以以时间复用方式实现。如果将相位差的确定的时间分辨率选取得足够高，则还可以考虑不同接收信号的时间偏移。如果各个测量值随时间的关系发生很大变化，则这同样可能表示身体的运动。可选地还可以通过自适应滤波器技术、相关滤波器或机器学习方法使用不同的接收信号来改善信号质量。

已经证明为特别有利的是两个发射结构与两个接收结构的组合、一个发射结构与三个接收结构的组合以及一个发射结构与两个接收结构的组合。例如如果使用两个发射结构和两个接收结构，则两对之间的复用可能是有利的。对于所描述的可信度检验，一个发射结构和多个接收结构是特别有利的，因为可以将不同接收结构的信号彼此比较。

在本发明的有利设计方案中可以将是发生吸气还是呼气确定为呼吸系统参数。为此可以确定接收信号的相位与射入的交变场的相位之间的相位差的斜率，例如作为相位差关于时间的导数。斜率的正负号指示是发生吸气还是呼气。确定相位差中的局部最小值和相位差中的局部最大值的序列也可以用于确定是存在吸气还是呼气。例如，如果局部最大值跟随局部最小值，则可以推断出存在吸气。如果局部最小值跟随局部最大值，则可以推断出存在呼气。这种示例性确定可以在类似示例中针对其它参考方向类似地执行，并且例如也可以取决于有多少波长进到身体中。例如可以通过构成相位差关于时间的导数、通过对上升沿(Flanke)或下降沿求平均、关联等来确定吸气或呼气的开始。

也可以将呼吸频率确定为呼吸系统参数。该呼吸频率例如可以由两个最大相位差或两个最小相位差之间的时间间隔确定，其中，呼吸频率恰好是该时间间隔的倒数。同样可以确定最小/最大相位差与最大/最小相位差之间的时间间隔。在这种情况下，所述时间间隔对应于相应的呼吸阶段的持续时间。有利的还可能的是：通过傅里叶变换由时间信号确定呼吸频率。在这种情况下，仅须由通过傅立叶变换确定的频谱确定具有最大值的频率。

也可以将潮气量确定为呼吸系统参数。潮气量与相位差的局部最小值和局部最大值之间的差相关。在最简单的情况下，潮气量与该差之间的关联可以假设为线性的。为了更精确地确定，潮气量与所述差之间的函数可以通过分析来逼近或通过实验来测量。

在本发明的有利设计方案中，根据本发明的方法可以用于控制机械人工呼吸。通过机械人工呼吸造成规则的呼吸循环，这意味着，在射入的交变场的相位与接收的交变场的相位之间的差是规则的。如果被进行机械人工呼吸的人进行自主呼吸，则该规律的循环以特征性的方式中断。然后可以有利地使用根据本发明的方法，以便向呼吸机发送开始吸气或呼气的信号。然后，呼吸机可以相应地开始有利的辅助性吸气(通气)或呼气(中断机械人工呼吸)，使得该呼吸机辅助人而不妨碍自主呼吸地呼吸。可以经由例如自适应滤波器技术、相关滤波器或机器学习方法结算不同的接收信号。

根据本发明的方法或根据本发明的设备还可以在用于注射例如造影剂(例如用于CT(计算机断层扫描)/MRT(核磁共振成像)/超声)的设备中使用，以便使造影剂的注射最优地与呼吸适配。在这种情况下，所述注射可以有利地在患者刚刚开始呼气或开始吸气或屏住呼吸时进行。

根据本发明的方法或根据本发明的设备也可以用于成像方法，例如CT、X射线CBCT(锥状射束电脑断层扫描)、MRT、超声，以便在拍摄图像时记录呼吸系统参数(例如吸气、呼气、瞬时胸部和/或腹部拉伸)。由此例如可以以如下方式优化在扫描成像过程中各种子拍摄的融合：要么仅将相同呼吸系统参数中的子拍摄汇合成总图像，要么仅在适当的呼吸系统参数中进行子图像的拍摄(例如，仅在呼气末端或在吸气末端或在限定的状态)或者在子和/或全部拍摄期间将呼吸系统参数的时间曲线用于校正图像数据或用于组合评估。

在本发明的有利设计方案中，可以优选在时间上依次以大量不同的频率施加交变场。然后可以有利地由接收的交变场的相位与在施加频率中的至少两个频率中的射入的交变场的相位的比较确定至少一个呼吸系统参数。这样获得的结果可以彼此比较和/或彼此补偿，以便获得有关呼吸系统参数的最终值。

在本发明的一种有利的设计方案中，在接收的交变场的相位与射入的交变场的相位之间的差的时间变化例如可以以图表形式与时间相关地示出。这能够实现：观测至少一个呼吸系统参数随时间的变化。以此方式，例如可以执行长期测试(例如用于观测趋势)并且可以传输直接反馈。

优选将交流电压施加到发射结构上，使得可能流过身体的电流小于或等于允许的患者辅助电流、例如小于或等于100μA。

在本发明的一种有利的设计方案中，至少一个另外的电极和/或至少一个另外的测量频率可以被使用和评估，以便确定并且由呼吸系统参数计算至少一个干扰变量，例如心跳和/或身体运动的影响。因此例如可以借助比例的傅立叶线性组合器(scaled Fourierlinear combiner)或借助其它自适应滤波器技术从信号中提取心跳的影响。有利地还可以例如借助选频滤波器、自适应滤波器、相关滤波器和/或平滑滤波器和/或信号的导数，从在该方法中确定的至少一个呼吸系统参数计算出至少一个干扰变量。例如，这里可以是滑动平均值或其它平滑方法，例如Savitzky-Golay(移动平均)。

被测信号还可以与其它测量信号相关，例如由呼吸机或其外围设备供应或测量的瞬时呼吸状态(吸气、呼气)、压力和/或流量的测量信号。

根据本发明的方法可以以许多有利的设计方案作为非诊断方法来实施。例如，它可以用于更好地科学地理解呼吸行为。为此借助根据本发明的方法可以在测试人员执行特定任务或承受特定负荷时观测呼吸行为或至少一个呼吸系统参数。在根据本发明的方法的有利应用中，身体也可以是人体模型的身体，例如用于急救课程或碰撞测试中的人工呼吸练习。借助根据本发明的方法，可以在这种身体上研究人工呼吸活动的作用或从外部作用的力的作用。

根据本发明，还给出了一种呼吸机，其设置为，执行如上所述的方法并且然后借助至少一个呼吸系统参数来控制通气。这种呼吸机例如也可以在潜水时使用。

附图说明

在下文中应借助若干附图示例性说明本发明。相同的附图标记在此表示相同或相应的特征。在示例中描述的特征还可以独立于具体示例来实现并且可以在示例之间进行结合。

附图中:

图1以框图示出了根据本发明的测量设备的原理结构；

图2示出了接收信号在不同测量频率中的相位曲线；

图3示出了不同潮气量的相位移；

图4示例性示出了射入信号和接收信号之间的相位差的确定以及呼吸系统参数的示例性确定；

图5示出了在自由呼吸和阻塞性呼吸时在时间上的相位差；

图6示出了蜿蜒形的天线结构；

图7示出了图6所示天线结构的侧视图；

图8示出了作为环绕导体的发射和接收结构的设计方案；

图9示出了与患者间隔开的发射和接收结构的设计方案。

具体实施方式

图1以框图示出了根据本发明的测量设备的示例性结构。在此通过以下方式确定呼吸系统参数，即，用交变电磁场透视身体1。交变电磁场在此通过例如可以是天线或电极的发射结构2射入到身体1中，并且由同样可以是天线或电极的接收结构3接收。为了产生待射入的信号，给发射电极2加载交流电压，该交流电压在此经由线缆、例如同轴线缆输送。这样的线缆可以具有限定的波阻抗。在这种情况下，交流电压通过具有终端电阻的发射放大器4放大，优选地，该终端电阻的值等于线缆的波阻抗，发射电极2经由该线缆与发射放大器4连接。

交流电压经由振荡器5输送给发射放大器4，该振荡器产生具有给定频率和确定相位的交流电压。为此，振荡器5由控制器6控制，该控制器可以通过适当的接口、例如人机接口或机对机接口控制。

由发射电极2射入到身体1中的交变场被接收结构3接收，该接收结构例如经由同轴线缆与具有终端电阻的接收放大器8连接。终端电阻优选具有等于线缆的波阻抗的量，接收放大器8经由该线缆与接收电极3连接。接收放大器8与相位探测器9连接，该相位探测器可以测量由接收结构3接收并由接收放大器8放大的信号的相位。相位探测器9还与振荡器5连接，该振荡器产生发射信号。相位探测器9从振荡器5获得关于射入信号的相位的信息。因此，相位探测器9可以进行对射入信号的相位与探测到的信号的相位的比较，并且例如可以确定这些信号之间的相位差。特别优选地，该相位差与时间相关地确定，即，针对至少两个或多个时间点。相位探测器然后可以将优选与时间相关的相位差给到评估单元10上，该评估单元由该相位差确定至少一个呼吸系统参数。为此，评估单元10可以执行合适的计算或校正步骤，例如求平均值、求导、确定最小值和最大值、自适应滤波、相关滤波、频率滤波等。评估单元10然后可以将求得的结果、也就是说呼吸系统参数进一步发送到界面7，该界面对于人或机器、例如呼吸机来说是可访问的。

图2示出了在自然呼吸期间在三个不同测量频率中的相位在时间上的曲线，其以点状线、虚线和实线示出。虚线在此示出了点状线两倍频率的测量，并且实线示出了点状线三倍频率的测量。可以识别的是，以点状线三倍频率进行的测量显示出最大的相位移并且因此最适合作为测量频率。

图3示出了不同潮气量的相位移。在此在竖直轴线上描绘相位移，在水平轴上描绘相对参考体积的潮气量。可以识别的是，潮气量和相位差之间存在大致的比例关系。潮气量越大，相位差越大。

图4示例性示出了如何可以由发射信号和接收信号确定潮气量的曲线。在此在分图4A中，描绘了发射信号(较大振幅)和接收信号(较小振幅)的时间曲线。在发射信号和接收信号之间存在相位移Phi，该相位移恰好是相同相位之间的时间差，例如，发射信号和接收信号的最大值或最小值乘以角频率。

在分图4B中相对以秒为单位的时间描绘了这个相位移Phi、也称为相位偏差。如点状线所示，产生了相位差。在此示例性示出为在吸气期间相位差增加。在呼气期间相位差减小。在相邻最大值或最小值中的距离的倒数恰好是呼吸频率。

图4C示出了相对时间的相位差或者说相位偏差的时间曲线。如图4B所示，在此绘制的ΔPhi是最大相位差Phi和最小相位差Phi之间的差。因为潮气量随时间增加，所以ΔPhi随时间增加。

图5示出了在根据本发明的方法中测量的相位在时间上的曲线，该曲线具有自由呼吸区段和阻塞呼吸区段。在标记为51的区段中可以识别阻塞的相位系(Phasenzug)。相位移、即最大相位偏差和最小相位偏差之间的差在此在呼吸过程期间明显小于自由呼吸的情况。根据本发明的方法通过在这种方式可以用于识别阻塞。此外，还可以在阻塞期间识别呼吸功(Atemanstrengung)，该呼吸功例如可以用于控制机械人工呼吸。

图6示出了设置在基板61上的天线结构2的示例。基板61在此可以具有高介电常数，由此，天线的电气长度相对其几何长度增加了。天线在此设计为偶极子天线，该偶极子天线的机械宽度通过偶极子臂2a和2b相对其电气长度(即，导体2a或2b的长度)的蜿蜒形放置来缩小。

图7示出了图6所示天线的设计方案的侧视图、沿与基板61的面平行的方向观察。在该示例中，天线2设置在基板2上、即在该基板背离天线2的一侧上设置在接地面72上。接地面可以针对背侧的干扰屏蔽天线。

图8示出了示例性设计方案，其中两个绝缘导体81a、81b作为天线围绕患者82的胸部放置。在此，一个导体81a在腹部例如引导经过胸部区域并且一个导体81b在背部例如引导经过背部区域。

在此示出了发射结构83、在此作为具有被相位相反地操控的接头A和接头B的不同设计、接收结构84(同样是不同的)以及在腹部引导的导体81a和在背部引导的导体81b。电压在此可以施加在接头A和B之间。如果例如随后测量阻抗，则可以由此推断出在人82的身体中的变化。

图9示出了其中发射和接收天线2、3与人91的身体间隔开的设置。在此交变场92由发射结构83发出，并且由呼吸调制的场93由接收结构84接收。在此，天线与人91的身体间隔开。因此，交变场92、93穿过空气中的区域。

根据本发明的方法与传统方法相比是有利的，这是因为可以直接实现测量并且不必清除心脏组分的信号。但是，心脏组分可以考虑用于提高信号质量。此外，由于电极或皮肤的可导电性的变化导致的测量信号的伪迹(Artefakte)和漂移可以被最小化，这是因为在此涉及的不是可导电性的确定。此外，根据本发明的方法的运动伪迹非常少，这些运动轨迹会在仅考虑振幅关系时出现。与围绕胸腔的带子相比，由于粘贴的电极和/或天线的数量少，使用者的佩戴舒适度明显提高。也可以使用已经存在的EKG电极。

描述的本发明的发射测量允许对测量体积的清楚限定，这相对其中体积不太明确限定的反射测量是有利的，因为侵入深度取决于介电特性并且因此取决于所测量的组织的结构。根据本发明的方法允许在机械人工呼吸期间识别自主呼吸。测量本质上运动伪迹较少，因而几乎不需要后期处理，也不需要额外的传感系统，但是可以使用其以改善信号质量。与其它测量相比，使用者受到更少的限制。