JP2013532508A - 埋込み式誘電測定装置 - Google Patents

Abstract

診断装置（２４）は、生体適合性材料を含み、ヒト対象（２２）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（８０）を含む。誘電測定プローブ（２６、５０、６３、６６、７０、１０２、１６０）は、ケースに接続され、身体内の標的組織（３４）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（４０、４２、５４、５６、６４、６７、６８、７２、７４、１６２、１６４）を含む。ケース内に含有される、駆動回路（８２）は、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（８４）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。

Description

（関連出願の相互参照）
本願は、米国仮特許出願第６１／３６６，１７３号（２０１０年７月２１日出願）の利益を請求し、この出願は本明細書に参照することによって援用される。

（発明の分野）
本発明は、概して、医療診断測定および監視のための方法およびシステムに関し、具体的には、生体組織の誘電特性の測定に関する。

物理的媒体の誘電率εは、材料内の電気変位場Ｄと電場Ｅとの間の関係：Ｄ＝εΕである。均質材料の誘電率は、一般に、自由空間の誘電率ε_０と関連して、相対誘電率ε_ｒを用いて、ε＝ε_０ε_ｒによって定義される。相対誘電率はまた、材料の「誘電定数」とも称される。損失性材料（生体組織等）の誘電率は、複素周波数依存関数：

と定義することができ、式中、ε’は、誘電率実部であって、σは、材料の導電率であって、ωは、周波数である一方、ε_０Ｑは、自由空間誘電率である。

誘電測定装置（ｄｉｅｌｅｃｔｒｏｍｅｔｅｒ）は、材料の誘電率等の誘電特性を測定するために使用される。例えば、特許文献１は、容量板誘電測定装置について説明しており、そこでは、少量の試験材料試料が、その誘電特性の測定のために、キャパシタ内側に挿入される。別の実施例として、特許文献２は、マイクロ波信号によって、材料を照射し、反射信号を検出することによって、材料の誘電性質を測定するための方法について説明している。

米国特許第７，４７９，７９０号明細書 米国特許第７，８６８，６２７号明細書

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。

図１は、本発明のある実施形態による、埋込み式誘電測定監視デバイスを含む、監視システムを示す、概略透視図である。 図２は、本発明のある実施形態による、誘電測定プローブの概略透視図である。 図３は、本発明の別の実施形態による、誘電測定プローブの概略透視図である。 図４Ａは、本発明のある実施形態による、プローブによって生成される電場の線を示す、図３のプローブの概略透視図である。 図４Ｂおよび４Ｃは、本発明の代替実施形態による、誘電測定プローブの概略分解図である。 図４Ｂおよび４Ｃは、本発明の代替実施形態による、誘電測定プローブの概略分解図である。 図５は、本発明のさらに別の実施形態による、誘電測定プローブの概略部分分解図である。 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の機能的構成要素を図式的に示す、ブロック図である。 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によって測定される、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。 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。 図８は、本発明のある実施形態による、胸部内への誘電測定監視デバイスの埋込みを示す、ヒト対象の胸部を通した概略断面図である。 図９は、本発明の別の実施形態による、胸部内への誘電測定監視デバイスの埋込みを示す、ヒト対象の胸部を通した概略断面図である。 図１０は、本発明のある実施形態による、誘電測定プローブの埋込みの際に使用するための外科手術用ツールの概略透視図である。 図１１は、本発明のある実施形態による、誘電測定プローブと、プローブの埋込みの際に使用するための外科手術用付属品を示す、概略透視図である。 図１２は、本発明のさらなる実施形態による、誘電測定プローブの概略上面図である。 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、図１２のプローブの周波数応答を示す、プロットである。

（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＝μ_０）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、ｃ_０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、Ｙ_０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、Ｚ_０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、ε_ｒ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、Ｍｉｕｒａ ｅｔ ａｌ．，ｉｎ ”Ｔｉｍｅ Ｄｏｍａｉｎ Ｒｅｆｌｅｃｔｏｍｅｔｒｙ： Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ Ｆｒｅｅ Ｗａｔｅｒ ｉｎ Ｎｏｒｍａｌ Ｌｕｎｇ ａｎｄ Ｐｕｌｍｏｎａｒｙ Ｅｄｅｍａ，”Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ−Ｌｕｎｇ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ ２７６：１（１９９９），ｐａｇｅｓ Ｌ２０７−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。

Claims (66)

1. 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。
2. 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。
3. 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。
4. 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。
5. 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。
6. 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。
7. 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。
8. 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。
9. 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。
10. 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。
11. 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。
12. 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。
13. 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。
14. 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。
15. 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。
16. 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。
17. 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。
18. 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。
19. 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。
20. 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。
21. 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。
22. 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。
23. 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。
24. 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。
25. 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。
26. 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。
27. 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。
28. 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。
29. 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。
30. 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。
31. 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。
32. 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。
33. 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。
34. 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。
35. 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。
36. 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。
37. 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。
38. 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。
39. 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。
40. 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。
41. 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。
42. 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。
43. 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。
44. 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。
45. 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。
46. 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。
47. 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。
48. 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。
49. 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。
50. 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。
51. 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。
52. 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。
53. 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。
54. 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。
55. 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。
56. 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。
57. 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。
58. 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。
59. 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。
60. 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。
61. 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。
62. 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。
63. 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。
64. 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。
65. 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。
66. 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。

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