"診断装置であって、該装置は、密閉されたケースであって、該密閉されたケースは、生体適合性材料を含み、ヒト対象の身体内の埋込みのために構成される、密閉されたケースと、誘電測定プローブであって、該誘電測定プローブは、該ケースに接続され、第1および第2の導体を含み、該第1および第2の導体は、該身体の中の標的組織に近接して留置されるように構成される、誘電測定プローブと、駆動回路であって、該駆動回路は、該ケースの中に含有され、無線周波数RF信号を該プローブに印加し、該プローブから返された信号を感知するように連結される、駆動回路と、処理回路であって、該処理回路は、該返された信号に応答して、該標的組織の誘電特性を評価するように構成される、処理回路とを含む、装置。前記駆動回路は、複数の異なる周波数において、前記RF信号を前記プローブに印加し、前記返された信号を感知するように構成される、請求項1に記載の装置。前記処理回路によって評価される前記誘電特性は、前記標的組織の複素誘電率を含む、請求項1に記載の装置。前記処理回路は、前記第1の導体と第2の導体との間のインピーダンスを測定することによって、前記複素誘電率を評価するように構成される、請求項3に記載の装置。前記処理回路は、前記プローブからの信号の反射を測定することによって、前記複素誘電率を評価するように構成され、該信号の反射は、前記標的組織におけるインピーダンス不整合を示す、請求項3に記載の装置。前記処理回路は、前記プローブを通して伝送される信号の遅延を測定することによって、前記複素誘電率を評価するように構成される、請求項3に記載の装置。前記処理回路は、前記プローブの共振周波数を測定することによって、前記複素誘電率を評価するように構成される、請求項3に記載の装置。前記導体は、前記プローブの遠位端において、前記標的組織への同軸接点を提供するように配列される、請求項1に記載の装置。前記同軸接点は、パッチを含み、該パッチは、前記標的組織に対して留置されるように構成される、請求項8に記載の装置。前記同軸接点は、同軸先端を含み、該先端において、前記第1の導体は、同心円状に前記第2の導体内に含有され、該先端は、前記標的組織の中への挿入のために構成される、請求項8に記載の装置。前記導体は、前記標的組織に近接して、伝送線を画定するように配列される、請求項1に記載の装置。前記伝送線は、前記第1の導体を接地面として配列し、前記第2の導体を該接地面に平行なマイクロストリップとして配列することによって、画定される、請求項11に記載の装置。伝送線は、前記第1の導体と第2の導体とを平行線として配列することによって、画定される、請求項11に記載の装置。前記伝送線は、共平面導波路を含む、請求項11に記載の装置。前記導体は、前記標的組織に近接して共振リングを画定するように配列される、請求項1に記載の装置。前記処理回路は、前記誘電特性から、前記標的組織の体液含有量の測定値を導出するように構成される、請求項1-15のいずれかに記載の装置。前記処理回路は、前記体液含有量を継続的に測定するように構成される、請求項16に記載の装置。前記処理回路は、前記体液含有量を断続的に測定するように構成される、請求項16に記載の装置。前記処理回路は、前記体液含有量の変化を経時的に測定するように構成される、請求項16に記載の装置。前記ケースは、前記対象の胸部の中の移植のために構成される、請求項1-15のいずれかに記載の装置。前記標的組織は、前記対象の肺である、請求項20に記載の装置。前記プローブは、前記対象の胸郭と胸膜との間への挿入のために構成される、請求項21に記載の装置。前記プローブは、一方向に自由に屈曲するが、任意の他の方向における屈曲に抵抗するように構成される、請求項22に記載の装置。ツールを含み、該ツールは、前記対象の肋骨の間に挿入され、前記胸郭の中への前記プローブの挿入を誘導するように構成される、請求項20に記載の装置。前記ツールは、光チャネルを含み、該光チャネルは、前記胸郭の中への前記プローブの挿入の間、該プローブに沿って留置され、該ツールのオペレータが該プローブが挿入されるべき領域を視認可能になるように構成される、請求項24に記載の装置。前記ケースは、前記対象の一対の肋骨の間への挿入のために構成される、請求項20に記載の装置。前記標的組織は、脾臓、肝臓、舌、または口蓋組織である、請求項1-15のいずれかに記載の装置。前記処理回路の少なくとも一部は、前記ケースの中に含有され、無線リンクを介して、前記身体外側の遠隔測定局に、情報を伝達するように構成される、請求項1-15のいずれかに記載の装置。前記処理回路は、少なくとも1つの他の埋込み式デバイスと通信するように構成される、請求項1-15のいずれかに記載の装置。電力アンテナを含み、該電力アンテナは、誘導リンクを介して、前記身体外側の送信機から、前記処理回路に給電するための電気エネルギーを受信するように構成される、請求項1-15のいずれかに記載の装置。1つ以上の付加的センサを含み、該1つ以上の付加的センサは、前記ケースに接続され、前記身体の中の埋込みのために構成される、請求項1-15のいずれかに記載の装置。前記付加的センサのうちの少なくとも1つは、電極を含み、該電極は、前記心臓から電気信号を受信するように構成され、前記処理回路は、該心臓からの該電気信号に応答して、前記返された信号の測定をゲートするように構成される、請求項31に記載の装置。前記処理回路は、前記対象の心拍および呼吸運動のうちの少なくとも1つに起因する前記誘電特性の変調を検出するように構成される、請求項1-15のいずれかに記載の装置。診断方法であって、該方法は、第1および第2の導体を含む誘電プローブをヒト対象の身体の中の標的組織に近接して埋め込むことと、無線周波数RF信号を該プローブに印加し、該プローブから返された信号に応答して、該標的組織の誘電特性を評価することとを含む、方法。前記RF信号を印加することは、複数の異なる周波数において、RF信号を印加し、返された信号を感知することを含む、請求項34に記載の方法。前記誘電特性を評価することは、前記標的組織の複素誘電率を見つけることを含む、請求項34に記載の方法。前記複素誘電率を見つけることは、前記第1の導体と第2の導体との間のインピーダンスを測定することを含む、請求項36に記載の方法。前記複素誘電率を見つけることは、前記プローブからの前記信号の反射を測定することを含み、該信号の反射は、前記標的組織におけるインピーダンス不整合を示す、請求項36に記載の方法。前記複素誘電率を見つけることは、前記プローブを通して伝送される前記信号の遅延を測定することを含む、請求項36に記載の方法。前記複素誘電率を見つけることは、前記プローブの共振周波数を測定することを含む、請求項36に記載の方法。前記導体は、前記プローブの遠位端において、前記標的組織への同軸接点を提供するように配列される、請求項34に記載の方法。前記同軸接点は、パッチを含み、該パッチは、前記標的組織に対して留置される、請求項41に記載の方法。前記同軸接点は、同軸先端を含み、該先端において、前記第1の導体は、同心円状に前記第2の導体内に含有され、該先端は、前記標的組織の中に挿入される、請求項41に記載の方法。前記導体は、前記標的組織に近接して、伝送線を画定するように配列される、請求項34に記載の方法。前記伝送線は、前記第1の導体を接地面として配列し、前記第2の導体を該接地面に平行なマイクロストリップとして配列することによって画定される、請求項44に記載の方法。伝送線は、前記第1の導体と第2の導体とを平行線として配列することによって画定される、請求項44に記載の方法。前記伝送線は、共平面導波路を含む、請求項44に記載の方法。前記導体は、共振リングを前記標的組織に近接して画定するように配列される、請求項34に記載の方法。前記誘電特性から、前記標的組織の体液含有量の測定値を導出することを含む、請求項34-48のいずれかに記載の方法。前記測定値を導出することは、前記体液含有量を継続的に測定することを含む、請求項49に記載の方法。前記測定値を導出することは、前記体液含有量を断続的に測定することを含む、請求項49に記載の方法。前記測定値を導出することは、前記体液含有量の変化を経時的に測定することを含む、請求項49に記載の方法。前記方法が、ケースを前記対象の胸部の中に埋め込むことを含み、該ケースは、前記プローブに接続される、請求項34-48のいずれかに記載の方法。前記標的組織は、前記対象の肺を含む、請求項53に記載の方法。前記誘電測定プローブを埋め込むことは、前記対象の胸郭と胸膜との間に該プローブを挿入することを含む、請求項54に記載の方法。前記プローブは、一方向に自由に屈曲するが、任意の他の方向に屈曲することに抵抗するように構成される、請求項55に記載の方法。前記誘電測定プローブは、前記胸郭の中への該プローブの挿入を誘導するために前記対象の肋骨の間にツールを挿入することを含む、請求項53に記載の方法。前記ツールは、光チャネルを含み、該光チャネルは、前記胸郭の中への前記プローブの挿入の間、該プローブに沿って留置され、該ツールのオペレータが該プローブが挿入されるべき領域を視認可能になるように構成される、請求項57に記載の方法。前記ケースを挿入することは、一対の前記対象の肋骨の間に該ケースを挿入することを含む、請求項53に記載の方法。前記標的組織は、脾臓、肝臓、舌、または口蓋組織である、請求項34-48のいずれかに記載の方法。前無線リンクを介して、情報を前記身体外側の遠隔測定局に伝送することを含む、請求項34-48のいずれかに記載の方法。前記プローブに接続される前記埋込み式デバイスと、少なくとも1つの他の埋込み式デバイスとの間で通信することを含む、請求項34-48のいずれかに記載の方法。前記身体外側の送信機から、誘導リンクを介して、前記プローブを給電するための電気エネルギーを受信することを含む、請求項34-48のいずれかに記載の方法。前記ケースに1つ以上の付加的センサを接続することと、前記身体の中に該1つ以上の付加的センサを埋め込むこととを含む、請求項34-48のいずれかに記載の方法。前記付加的センサのうちの少なくとも1つは、電極を含み、該電極は、前記心臓から電気信号を受信するように構成され、前記誘電特性を評価することは、該心臓からの該電気信号に応答して、前記返された信号の測定をゲートすることを含む、請求項64に記載の方法。前記誘電特性を評価することは、前記対象の心拍および呼吸運動のうちの少なくとも1つに起因する該誘電特性の変調を検出することを含む、請求項34-48のいずれかに記載の方法。本明細書に後述される本発明の実施形態は、身体組織の誘電特性を測定するための埋込み式デバイスを提供する。これらのデバイスは、とりわけ、身体器官内の体液レベルを監視する際に有用である。したがって、本発明のある実施形態によると、生体適合性材料を含み、ヒト対象の身体内への埋込みのために構成される密閉されたケースを含む診断装置が提供される。誘電測定dielectrometricプローブは、ケースに接続され、身体内の標的組織に近接して留置されるように構成される、第1および第2の導体を含む。駆動回路は、ケース内に含有され、無線周波数RF信号をプローブに印加し、プローブから返された信号を感知するように連結される。処理回路は、返された信号に応答して、標的組織の誘電特性を評価するように構成される。一般的には、駆動回路は、複数の異なる周波数において、RF信号をプローブに印加し、返された信号を感知するように構成される。いくつかの実施形態では、処理回路によって評価される誘電特性は、標的組織の複素誘電率を含む。処理回路は、第1と第2の導体との間のインピーダンスを測定することによって、複素誘電率を評価するように構成されてもよい。代替として、または加えて、処理回路は、標的組織におけるインピーダンス不整合を示す、プローブからの信号の反射を測定すことによって、複素誘電率を評価するように構成されてもよい。さらに代替として、または加えて、処理回路は、プローブを通して伝送される信号の遅延を測定することによって、複素誘電率を評価するように構成されてもよい。一実施形態では、処理回路は、プローブの共振周波数を測定することによって、複素誘電率を評価するように構成される。開示される実施形態では、導体は、プローブの遠位端において、標的組織への同軸接点を提供するように配列される。同軸接点は、標的組織に対して留置されるように構成される、パッチを含んでもよい。代替として、同軸接点は、同軸先端を含んでもよく、第1の導体は、同心円状に、第2の導体内に含有され、先端は、標的組織内への挿入のために構成される。他の実施形態では、導体は、標的組織に近接して、伝送線を画定するように配列される。伝送線は、第1の導体を接地面として、第2の導体を接地面に平行なマイクロストリップとして、配列することによって画定されてもよい。代替として、伝送線は、平行線として、第1および第2の導体を配列することによって画定されてもよい。さらに代替として、伝送線は、共平面導波路を含んでもよい。別の実施形態では、導体は、標的組織に近接して、共振リングを画定するように配列される。いくつかの実施形態では、処理回路は、誘電特性から、標的組織の体液含有量の測定値を導出するように構成される。処理回路は、体液含有量を継続的または断続的に測定するように構成されてもよく、体液含有量の変化を経時的に測定するように構成されてもよい。開示される実施形態では、ケースは、対象の胸部内への埋込みのために構成され、標的組織は、対象の肺である。プローブは、対象の胸郭と胸膜との間への挿入のために構成されてもよく、一方向に自由に屈曲するが、任意の他の方向における屈曲に抵抗するように構成されてもよい。ケースは、対象の一対の肋骨間への挿入のために構成されてもよい。これらの実施形態のいくつかでは、装置は、対象の肋骨間に挿入され、胸郭内へのプローブの挿入を誘導するように構成されるツールを含む。ツールは、胸郭内へのプローブの挿入の間、プローブに沿って留置され、ツールのオペレータに、プローブが挿入されるべき面積を視認可能にするように構成される光チャネルを含んでもよい。代替実施形態では、標的組織は、脾臓、肝臓、舌、または口蓋組織である。開示される実施形態では、処理回路の少なくとも一部は、ケース内に含有され、無線リンクを介して、身体外側の遠隔測定局に、情報を伝達するように構成される。加えて、または代替として、処理回路は、少なくとも1つの他の埋込み式デバイスと通信するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、装置は、身体外側の送信機から、誘導リンクを介して、処理回路に給電するための電気エネルギーを受信するように構成される、電力アンテナを含む。装置はさらに、ケースに接続され、身体内への埋込みのために構成される、1つ以上の付加的センサを含んでもよい。付加的センサのうちの少なくとも1つは、心臓から電気信号を受信するように構成される、電極を含んでもよく、処理回路は、心臓からの電気信号に応答して、返された信号の測定をゲートするように構成される。加えて、または代替として、処理回路は、対象の心拍および呼吸運動のうちの少なくとも1つによる、誘電特性の変調を検出するように構成されてもよい。本発明のある実施形態によると、ヒト対象の身体内の標的組織に近接して、第1および第2の導体を含む、誘電測定プローブを埋め込むステップを含む、診断方法が、提供される。無線周波数RF信号が、プローブに印加され、標的組織の誘電特性が、プローブから返された信号に応答して評価される。本発明は、図面と併せて、その実施形態の以下の発明を実施するための形態からより完全に理解されるであろう。概要いくつかの慢性的医療状態は、身体器官内およびその周囲に体液の貯留をもたらす。そのような状態の1つは、肺水腫であって、慢性的心不全および他の病状と関連付けられる。他の状態も、肝臓、脾臓、舌、口蓋、および内臓系等、他の器官内に、体液貯留をもたらし得る。長期間にわたって、患者の身体内の体液レベルを監視することは、継続的リスク査定および治療の調節において有用であり得る。身体組織の誘電特性は、生理学的状態の変化に起因して変動し、特に、組織内の体液貯留に敏感である。例えば、正常な肺組織の相対誘電率UHF周波数範囲内は、吸入と呼気との間で20から40まで変動する。しかしながら、肺水腫では、相対誘電率は、肺内の水分含有量に起因して増加し、深刻な場合、75に到達し得るケース。したがって、身体組織の誘電特性を監視することは、肺水腫および体液蓄積と関連付けられた他の状態に関して、有用な診断インジケータを提供することができる。本明細書において後述される本発明の実施形態は、埋込み式誘電測定デバイスによって、そのような診断監視機能を提供する。デバイスは、生体適合性材料を備え、ヒト対象の身体内に埋め込まれる密閉されたケースを備える。ケースは、肺等の標的組織に近接して留置される一対の導体を備える誘電測定プローブに接続またはそれを含有する。用語近接とは、本特許出願の文脈および請求項では、標的組織が、プローブの遠位端に十分に近く、導体間のインピーダンスに有意な影響を及ぼすことを意味する。後述の実施形態の文脈における近接は、概して、標的組織から1-2cmを上回らない距離に限定される。密閉されたケース内の駆動回路は、導体間のインピーダンスを測定するために、無線周波数RF信号をプローブに印加し、プローブから返された信号を感知する。このインピーダンスは、ともに、組織の複素誘電率を定義する誘電率および導電率を含む標的組織の誘電特性の関数として変動するであろう。駆動回路は、一般的には、複素誘電率が周波数の関数として測定されるように、複数の異なる周波数において、RF信号をプローブに印加する。処理回路は、次いで、測定されたインピーダンスに基づいて、標的組織の誘電特性を評価してもよい。周波数にわたるインピーダンス計算の後に、水分含有量仮定を、異なる周波数にわって別個の誘電率を有する多材料液体モデルに基づいて推定することができる。損失および誘電率を有する一般的材料では、インピーダンスは、のように定義される。ここで、ωは、ラジアルradial周波数であって、μは、材料透磁率生体組織の場合、自由空間透磁率に等しく、μ=μ0である。γは、のように定義される複素伝搬定数である。この式において、c0は、自由空間電磁伝搬速度であって、ε’およびεは、複素誘電率の実部および虚部である。前述のように、複素誘電率の虚部は、のように、導電率に関連する。前述の式は、したがって、測定されたインピーダンスを、周波数の関数として複素誘電率に関連させるために使用される。標的組織に起因する導体間のインピーダンスは、いくつかの方法で測定することができる。いくつかの実施形態では、駆動回路は、プローブの端部において、プローブからの信号の反射を測定し、これは、標的組織におけるインピーダンス不整合を示す。他の実施形態では、駆動回路は、プローブを通して伝送される信号の遅延を測定し、これは、標的組織の誘電率を示す。他の実施形態では、駆動回路は、プリント共振器リングまたは他の形状の回路等の共振周波数を測定し、これは、その近傍における組織の特性を示す。これらのタイプの測定のために使用され得る種々のプローブ構成は、本明細書において後述される。図示および後述される実施形態は、肺内の体液レベルを監視する目的のために、胸部内に埋め込まれるデバイスに向けられる。代替として、本発明の原理は、同様に、他の監視用途に適用されてもよい。例えば、本明細書に説明されるタイプの埋込み式デバイスは、変更すべきところは変更して、心膜液レベルを監視する際に使用されてもよい。他の実施形態では、そのようなデバイスは、脳、脾臓、舌、口蓋、または肝臓、ならびに大腿部等の身体四肢内の体液レベルの長期監視において使用されてもよい。より一般的には、本明細書に説明されるデバイスおよび方法は、体液監視だけではなく、また、撮像用途も同様に含む、組織の誘電特性の測定が重要である、実質的に、任意の長期診断用途において使用するために適応されてもよい。システム説明およびプローブ構成図1は、本発明のある実施形態による、患者22の胸部内に埋め込まれた誘電測定監視デバイス24を含む監視システム20を示す概略透視図である。デバイス24は、一般的には、形状およびサイズが、ペースメーカー等の従来の埋込み式心臓デバイスICDに類似し、低侵襲的手技を使用して患者の皮膚の下に埋め込まれる電子ユニット28を備える。代替実施形態では、デバイス24はまた、電極を含み、本明細書に説明される診断機能に加え、患者の心臓をペーシングするように構成されてもよい。デバイス24は、代替として、例えば、図8および9に示されるように、他の場所に埋め込まれてもよい。電子ユニット28は、ケーブル30によってプローブ26に接続される。プローブ26は、患者22の肺34の中またはそれに沿って設置される。デバイス24は、ケーブルを介して、一般的には、マイクロ波範囲等の選択された範囲内の異なる周波数における複数の信号を含むRF信号によってプローブを駆動する。任意に、周波数範囲は、測定の所望の分解能、深度、および誘電率範囲に応じて、例えば、100MHzから2.5GHzまで、またはさらに数kHzから数GHzまでとさらに広範囲であってもよい。ユニット28内の回路は、信号に応答して、プローブに近接する肺組織の誘電特性誘電率および導電率に依存するプローブのインピーダンスを測定する。測定されたインピーダンスに基づいて、デバイス24は、肺34の中の組織の誘電特性の指標を導出する。これらの誘電特性自体が、体液含有量等の組織の生理学的状態を示す。デバイス24は、経時的に、これらの指標を収集し、周期的に、一般的には、好適な短距離無線リンクを介してデータを遠隔測定局32に伝送する。代替として、または加えて、デバイス24は、未加工インピーダンス測定値を局32に伝送し、局32は、次いで、測定値自体を処理し、組織の誘電特性および生理学的状態を抽出してもよい。局32は、一般的には、好適な通信回路およびソフトウェアを有する汎用コンピュータを備え、医院または病院、あるいは患者22の自宅または職場に位置してもよい。局32はまた、後述のように、無線リンクを介してデバイス24をプログラムすること、およびデバイス24内のバッテリを再充電するためのRFエネルギーを提供することを行うように構成されてもよい。局32はまた、ゲートウェイを備え、ネットワークにわたってデバイス24とサーバとの間で情報を中継し、デバイスのためのユーザインターフェースとしての役割を果たしてもよい。そのようなゲートウェイは、例えば、デスクトップステーションまたはスマートフォンであってもよい。図2は、本発明のある実施形態による、誘電測定プローブ26の概略分解図である。ケーブル30は、同軸方向に配列される一対の導体46、48を備える。導体は、本実施形態では、開放同軸パッチ配列で終端し、導体46は、中心電極40に接続し、導体48は、電極40を囲繞するリング電極42に接続する。電極40および42は、非導電性リング44によって分離される。プローブ26は、例えば、電極40および42が、プリントまたは別様に蒸着される生体適合性材料から作成される可撓性または剛性回路基板図示せずを備えてもよい。プローブ26は、この図において、同軸ケーブル30に垂直に配向されるように示されるが、他の実施形態では、プローブは、ケーブルに平行に配向されてもよい。ケーブル30内の導体46と48との間のインピーダンスは、固定的であるが、導体の終端における電極40と42との間のインピーダンスは、プローブ26に近接する組織の複素誘電率の関数として変動するであろう。ケーブル30からプローブ26に伝送されるRF信号は、ケーブルインピーダンスと、組織誘電率に起因してプローブが遭遇するインピーダンスとの間の不整合に起因して、プローブから反射されるであろう。任意の所与の周波数における反射信号の振幅および位相は、その周波数においてプローブが遭遇するインピーダンスに依存するであろう。デバイス24は、複素インピーダンスの測定値を導出するために、周波数のある範囲にわたって反射信号の振幅および位相を分析する。図3は、本発明の別の実施形態による、誘電測定プローブ50の概略分解図である。プローブ50は、図1に示されるシステム構成内のプローブ26の代わりに、デバイス24と併用されてもよい。代替として、プローブ50は、直接、誘電測定デバイスの電子ユニット上に搭載され、次いで、標的組織に近接してそれ自体が埋め込まれてもよい。この後者の代替実施形態図示せずでは、ケーブル30は、必要とされない。図3の実施形態では、プローブ50は、マイクロストリップ伝送線として構成される。ケーブル30内の導体の一方は、回路基板52の片側の接地面56に接続する。他方の導体は、基板52の反対側のマイクロストリップ54に接続する。マイクロストリップ54に近接する組織の複素誘電率は、その断面における伝送線の有効誘電率を変化させ、したがって、その特性インピーダンスおよび速度係数を変化させる。これらのインピーダンスおよび速度係数は、プローブ50およびケーブル30内の伝送線を通過する信号の振幅および伝搬遅延の両方に影響を及ぼす。これらの特性の一方または両方が、インピーダンスを査定し、したがって、標的組織の誘電率を推定するために測定されてもよい。伝搬遅延を測定するために、図示される実施形態におけるように一端だけではなく、マイクロストリップ54の両端が、デバイス24内の駆動回路に接続されてもよい。図4Aは、本発明のある実施形態による、プローブから放出される電場の線を示す、プローブ50の概略断面図である。この図は、特定のストリップ線タイプの伝送線構成を示すが、本実施形態の原理は、等しく、以下の図に示されるような共平面導波路、接地共平面導波路、平行線、または任意の他の伝送線構成等、他の種類の伝送線にも適用される。図4Aにおけるマイクロストリップ54から放出される電場の線は、プローブ50が接触する中間組織58胸膜等を通って、標的組織62肺等の中へと通過する。標的組織62の誘電特性の変化は、電場線に影響を及ぼし、その結果、伝送線のインピーダンスに影響を及ぼすであろう。プローブ50の断面構成は、組織62内の誘電変化に対するプローブの感度を増加させるために、電場および磁場の広範な拡散を達成するように最適化される。概して、構成は、電磁束が、より深い標的測定体積において、より密度が高くなるように選択される。プローブは、したがって、より大きな距離において、誘電変化を感知可能である。肺液含有量を測定するために、プローブ50は、一般的には、1-2cm幅および数ミリメートル厚である。図4Bおよび4Cは、本発明の代替実施形態による、誘電測定プローブ63および66の概略分解図である。プローブ63は、基板の片側に形成された2つの平行伝導線64を備え、接地面65は、他の側に形成される。プローブ66は、基板の片側の共平面接地面68と他側の接地面69との間に、導電性ストリップ67を有する接地共平面導波路である。接地面69を取り除くと、プローブ66は、単純共平面導波路となるであろう。図5は、本発明のさらに別の実施形態による、誘電測定プローブ70の概略側面図である。プローブ70はまた、システム20内のプローブ26の代わりに、デバイス24と併用されてもよい。プローブ70は、ケーブル30の端部に同軸先端を備え、中心導体72は、同心円状に、周縁導電率シリンダ74内に含有される。中心導体72は、囲繞シリンダ74から突出し、さらに、標的組織内に挿入することができる。この幾何学形状は、組織内より深くにおいて、インピーダンス測定を可能にする。先端と組織との間の接触は、ケーブル30とのインピーダンス不整合を生じさせ、先行実施形態におけるように、複素誘電率を測定するために使用することができる反射をもたらす。信号処理図6は、本発明のある実施形態による、誘電測定監視デバイス24の機能的構成要素を図式的に示すブロック図である。電子ユニット28の要素は、チタンまたはステンレス鋼等の好適な生体適合性材料を備える密閉されたケース80内に含有される。ケース80は、とりわけ、フロントエンド駆動回路82およびデジタル処理回路84を含む回路を含有する。駆動回路82は、指向性結合器95またはケーブル30からプローブ26または、前述の他のプローブのうちの1つへのブリッジを介して、RF信号を伝送する送信機94を備える。駆動回路内の受信機96は、ケーブル30を介して、プローブ26から返された信号を受信し、信号の振幅および位相のデジタル化された指標をデジタル処理回路84に出力する。一般的には、駆動回路は、複数の異なる周波数において信号を印加し、各周波数において返される信号を監視する際に、周波数同調検出を使用する。処理回路84は、駆動回路82によって伝送された入力信号をサンプリングし、振幅および位相基準として、サンプリングされた入力を使用する。処理回路は、次いで、返された信号の振幅または位相シフトを計算するために、駆動回路から受信したデジタル化された信号を基準と比較する。駆動回路によって伝送された周波数の範囲にわたって、周波数の関数として得られる伝送された信号と比較して、受信した信号の振幅および位相シフトおよび/または伝搬遅延に基づいて、処理回路84は、標的組織に起因するプローブの導体間の複素インピーダンスを導出する。処理回路または、局32、図1は、これらの測定に基づいて、標的信号の誘電率を評価する。デバイス24の回路は、肺34の体液含有量の指標を算出するために、誘電率を測定する。これらの測定は、連続的に行われてもよく、あるいは周期的におよび/または命令に応じて行われてもよい。一般的には、デジタル処理回路84は、算出された値を記憶するメモリ図示せずを備える。回路84は、傾向および変化の算出等、経時的に記録された値の統計解析を行ってもよい。回路84は、体液含有量が、所定の閾値レベルを上回って上昇する場合、アラームを発してもよい。誘電率を決定するために、処理回路84は、返された信号の周波数領域測定値を時間領域に変換し、時間領域信号をフィルタリングし、プローブ26への線に沿うインピーダンス不連続に起因する疑似反射を除去し、次いで、フィルタリングされた信号を周波数領域に戻し得る。回路84は、以下の式を使用して、測定された信号からプローブの負荷アドミタンスYmeasを導出し得る。ここで、Γmeasは、周波数領域における測定された反射係数であって、Y0は、伝送線の特性アドミタンスである。負荷アドミタンスは、平行コンダクタンスσおよびサセプタンスBから構成される。サセプタンスは、プローブのエッジ容量を反映し、ひいては、組織の誘電率に関連する。容量およびコンダクタンス関数を式4に組み込み、測定されたアドミタンスと整合させることによって、以下の式が求められる。ここで、Z0は、測定伝送線の特性インピーダンスである。非線形ソルバを式4で求めたアドミタンス値に適用し、組織のコンダクタンスおよび容量を抽出することができる。複素誘電率は、前述の式1-3を使用して求められる。実誘電率は、εrに関連する一方、虚誘電率は、周波数および導電率の両方に関連する。組織の水分含有量は、実験的較正曲線または当技術分野において周知の他の技法を使用して、測定された誘電率から導出されてもよい。この目的のために使用され得る技法は、例えば、Miuraetal.,inTimeDomainReflectometry:MeasurementofFreeWaterinNormalLungandPulmonaryEdema,AmericanJournalofPhysiology-LungPhysiology276:11999,pagesL207-L212に説明されており、参照することによって本明細書に組み込まれる。デバイス24は、任意に、電子ユニット28に接続された付加的センサ97を備えてもよい。センサ97は、例えば、心臓の電気活性を感知する1つ以上の電極を備えてもよい。結果として生じる信号は、組織の誘電特性の測定をゲートするために使用することができる。加えて、または代替として、センサ97は、加速度計等、姿勢または運動センサを備えてもよい。姿勢は、特に、肺内の体液分布に影響を及ぼし、処理回路84は、体液含有量のその査定を精緻化する際に、姿勢測定値を使用してもよい。さらに加えて、または代替として、処理回路は、対象の心拍および/または呼吸運動による誘電特性の変調を検出してもよい。通信インターフェース86は、通信アンテナ88を介して、遠隔測定局32図1におよびそこから、データを伝送および受信する。伝送されたデータは、一般的には、デジタル処理回路84によって、経時的に算出され、記憶された誘電率および/または組織体液含有量の指標を備える。代替として、または加えて、回路84は、遠隔測定局内でのさらなる処理のために、返された信号および/またはインピーダンスに関する未加工データを伝送してもよい。さらに代替として、または加えて、通信インターフェース86は、測定されるときに継続的にデータを伝送してもよい。電源90は、デバイス24の回路に動作電力を供給する。電源90は、一般的には、単回使用または再充電可能バッテリ等、エネルギー貯蔵構成要素を備える。再充電可能貯蔵構成要素の場合、電源90は、RF電力を身体外側の好適な電力伝送アンテナ図示せずから受信する電力アンテナ92に連結されてもよい。そのような伝送アンテナは、例えば、デバイス24に近接して患者22の身体外側に設置され、磁気誘導によって電力をアンテナ92に提供するコイルを備えてもよい。電力伝送コイルは、患者が横たわるマットレスの下に留置されてもよく、あるいは、例えば、ベスト、ブラ、またはネックレスとして、装着されてもよい。電源90は、そのエネルギー貯蔵構成要素を充電するために、受信した電力を整流する。図7Aは、本発明のある実施形態による、誘電測定監視デバイス24によって測定された組織誘電率と信号遅延との間の関係を示すプロットである。このプロットは、プローブ50図3-4等、伝送線タイプのプローブの性能のシミュレーションに基づく。シミュレーションにおける組織の誘電率は、20から50まで変動させられ、線を通る遅延は、長さ1メートル当たりナノ秒で、計算および正規化される。測定された位相と評価された誘電率との間に、明確な線形関係が存在する。遅延は、したがって、組織誘電率の確実な測定値を提供する。加えて、誘電率が変化することに伴って、また、インピーダンス不整合およびオーム損失による、返された信号の振幅変化が存在するであろう。システム20内で使用される各プローブは、返された波の遅延および/または振幅と組織誘電率との間の正確な関係を求めるために、事前に較正されてもよく、結果として生じる較正因子は、次いで、処理回路84内にプログラムされてもよい。図7Bは、本発明のある実施形態による、周波数の関数としての肺組織の複素誘電率のプロットである。誘電率の実部および虚部は、別個の曲線98および99によって示される。これらの誘電率値は、前述の式4および5によって表される関係を使用して、実験的結果から導出された。代替埋込み場所および埋込み技法図8は、本発明のある実施形態による、胸部の中の誘電測定監視デバイス100の埋込みを示す、ヒト対象の胸部を通る概略断面図である。デバイス100を埋め込むために、外科医は、皮膚106および肋骨108の間の筋肉110を通る小切開を生成する。プローブ102は、次いで、プローブが、肺34の胸膜104外に設置されるように、切開を通して胸郭内に螺入され、電子機器ユニット112がプローブに接続される。一般的には、ユニット112は、胸部側の下側肋骨の2つの間に留置される。組織成長誘導材料114が、デバイスの組織統合を促進するために、ユニット112の周囲に適用されてもよい。電子ユニット112および薄型円形コイル116は、肋骨108の外側に残される。コイル116は、前述のように、デバイス100の充電を可能にする。ユニット112は、標準的取着方法を使用して、肋骨に取着される。図9は、本発明の別の実施形態による、胸部内の誘電測定監視デバイス120の埋込みを示す、ヒト対象の胸部を通した概略断面図である。この場合、デバイス120の電子ユニット122は、胸郭内側における内部留置を可能にするために十分に小型に作成される。図10は、本発明のある実施形態による、誘電測定プローブ102の埋込みの際に使用するための外科手術用ツール130の概略透視図である。ツール130は、その遠位端に受容部132を備え、その中に、プローブ102の端部端子134が、挿入される。プローブ102が、埋め込まれ、ツール130を使用して、適切に設置された後、受容部132は、端子134から係脱され、次いで、電子機器ユニット112に接続される。埋込みを容易にするために、プローブ102は、一方向図10における下方方向にのみ自由に屈曲するが、任意の他の方向における屈曲に抵抗するように内部補強されてもよい。ツール130は、プローブが受容部132に接続されると、プローブ102の上面に沿って延設される、光ファイバ束等の光チャネル136を備える。チャネル136は、ツール130内側の画像センサおよび光源図示せずに接続し、次に、ケーブル138を介して、コンソール図示せずに接続する。プローブ102を埋め込む外科医は、したがって、埋込みの間、肋骨108の間およびその背後の領域を視認可能である。ナビゲーションノブ140は、外科医に、チャネル136を上下に移動させ、可能性として、それとともに、プローブ102を移動可能にする。流体接続は、水をチャネル136を洗浄するために導入可能にする。図11は、本発明のある実施形態による、プローブ102の埋込みの際に使用するための外科手術用付属品150を示す、概略透視図である。外科医は、肋骨108の間に付属品150の遠位先端152を挿入し、したがって、プローブ102の進入経路を画定するツール130の使用の有無を問わず。ストッパ154は、先端152の挿入の深さを限定し、したがって、患者への不必要なトラウマを防止する。付属品150を肋骨の間に挿入した後に、外科医は、開口部156を通してプローブ102の遠位端を螺入し、先端152は、次いで、遠位端を胸膜104に隣接する所望の位置へと下方に誘導する。付属品は、次いで、除去され、プローブ102は、例えば、肋骨あるいは肋骨を囲繞する筋肉または接続組織に縫着することによってその場所に固定される。共振プローブ図12は、本発明のさらなる実施形態による、誘電測定プローブ160の概略上面図である。プローブ160は、基板166上にプリントされる導電性リング162を備える。基板166上の導体164は、リング162をポート168にリンクし、導体とリングとの間の小間隙は、共振測定の目的のために、リングを絶縁する。リング162が、ポート168の間で伝送される電磁波によって励起されると、定常波がリング内に生成される。定常波内の最大および最小の電圧点は、リング内の伝搬速度に依存し、ひいては、リングに近接する組織の誘電率に依存する。リングは、組織誘電率に依存するいくつかの共振周波数一次以上の高次モードにおけるを有するであろう。リング162のサイズおよび他のパラメータは、共振周波数が、組織内の特定の深さにおける誘電率に依存するように、選択される。プローブ160の励起周波数は、リング162の共振周波数を見つけ、したがって、組織誘電率を測定するために、周波数のある範囲にわたって、走査される。図13は、本発明のある実施形態による、組織誘電率の異なる値に対するプローブ160の周波数応答を示すプロットである。プロットの縦軸は、プローブの反射係数に対応し、反射係数は、共振周波数において3-5dB降下する。曲線172、174、176、および178は、それぞれ、20、30、40、および50の組織誘電率値に対する、周波数の関数としての係数を示す。共振周波数は、約500MHzの範囲にわたってシフトする。したがって、この周波数シフトを測定することによって、プローブ160は、組織誘電率、故に、体液レベルの正確な測定値を提供する。代替実施形態では図示せず、誘電測定プローブは、横隔膜近傍に留置され、感知フラップを有し、肺液だけではなく、また、肝液右側または脾液左側の測定も可能にする。誘電測定デバイスおよびプローブは、同時であっても、本種類の複数の異なる測定を行うことを可能にするように設計することができる。図に示される実施形態は、具体的には、肺の体液含有量の測定に関するが、本発明の原理は、同様に、心臓、膀胱、脾臓、肝臓、脳、舌、口蓋、および身体四肢等、他の器官の監視に適用されてもよい。したがって、前述の実施形態は、一例として引用されており、本発明は、特に、および本明細書に図示および前述されるものに限定されないことを理解されるであろう。むしろ、本発明の範囲は、本明細書に前述される種々の特徴の組み合わせおよび部分的組み合わせの両方、ならびに前述の説明の熟読によって、当業者に想起されるであろうものであって、かつ先行技術に開示されていない、それらの変形例および修正を含む。"