JP2010505570A - マイクロ波放射線を用いた組織を処理するための装置およびアンテナ較正システムおよびその方法 - Google Patents

Abstract

マイクロ波放射線（たとえば、５００ＭＨｚ〜１００ＧＨｚの処置周波数を有する）を生物組織に供給するように配置される外科用アンテナ用の較正方法および装置が、開示される。アンテナの放出領域は、複数の較正標準にさらされ、それぞれが、処置周波数で異なる複素インピーダンスを有する。一実施形態において、較正標準は、可変長さの短絡回路‐終端型導波路共振器に形成される。別の実施形態において、各較正標準は、２つ以上の液体の異なる混合物である。較正標準に曝されるときに放出領域から反射される信号の大きさおよび位相の測定は、たとえば、較正標準に関する測定値および既知の値または参照値に基づき、マッピング関数を生成することによって、アンテナの較正を可能にすることができる。高い電力レベルでマイクロ波放射線を外科用アンテナに搬送する切除チャネルと、低電力レベルでマイクロ波放射線を外科用アンテナに搬送する個別の測定チャネルと、を有し、測定チャネルが、切除チャネルにおける雑音の多い構成要素を回避する組織処置装置もまた、開示される。整合のためのインピーダンス変成器、たとえば、処置されることになっている組織に関して、１つまたは複数の放射要素において終端する同軸供給構造を有する外科用アンテナもまた、開示される。

Description

技術分野
本発明は、マイクロ波放射線を用いた生物組織の処置に関する。特定の態様において、本発明は、マイクロ波放射線を組織に供給するための外科用アンテナ、そのようなアンテナからマイクロ波放射線を用いた組織の切除または測定を実行するための組織処置システムおよびそのようなシステムにおいて用いるためのアンテナを較正するためのシステムおよび方法に関する。

発明の背景
腫瘍を制御可能に切除するか、および／または腫瘍および周囲の健常組織に関する情報を測定するように構成される電気外科的システムが、周知である。そのようなシステムは、２つのチャネル、すなわち、制御された組織切除を行うための第１のチャネルおよび感知できる組織状態（誘電）測定を行うための第２のチャネルを用いる場合がある。そのようなシステムの動作に関する一般的な原理は、ＷＯ ２００４／０４７６５９およびＷＯ
２００５／１１５２３５に開示されている。

本発明の概要
この開示は、３つの主要な態様を含む。第１の態様は、放射点（空中線）における外科用アンテナを較正するためのシステムおよび方法に関し、特に、較正システムが、たとえば、周知のタイプの電気外科的システムと連動して用いられる場合には、自動的に較正ルーチンを行うことに関する。第２の態様は、周知の処置システムに対するさらなる改良に関し、その改良は、個別の低電力送信器および受信器（トランシーバ）を使用するために、測定モードにおいて必要な向上した測定感度および低減した電力レベルに関して、著しい利点を提供する。第３の態様は、較正システムと共に用いられることができる外科用アンテナに関し、上記のアンテナが遠位端部（空中線）で較正されることを可能にし、それにより、上記のアンテナが組織状態測定を行うために用いられることまたはアンテナ（空中線）の遠位先端部と生物組織負荷との間の動的インピーダンス整合を行うことが望ましい場合には、上記のアンテナが組織を切除するために用いられることを可能にする。

較正システムおよび手順
最も一般的には、本発明の第１の態様は、その放出領域からマイクロ波放射線を放出するように構成されるアンテナ用の較正装置を提供することができ、該装置は、アンテナの放出領域に複数のインピーダンスをかけるように適合される負荷機構を有し、各インピーダンスは、マイクロ波放射線の所定の周波数に関する既知の値を有し、アンテナから放出され、負荷機構から反射される所定の周波数を有するマイクロ波放射線の大きさおよび位相を測定するように構成される検出器と、アンテナ用の較正データを生成する構成される処理ユニットと、を有し、アンテナが次に、アンテナの放出領域における未知の負荷に関して、所定の周波数を有するマイクロ波放射線の大きさおよび位相を測定するために用いられる場合には、較正データは、未知の負荷を代表するように、測定された大きさおよび位相を変換するために使用可能である。

好ましくは、負荷機構は、アンテナの放出領域を受信するように適合される第１の端部と第２の端部との間に、実質的に無損失の導波路共振器を含み、第１の端部と第２の端部
との間の距離は、可変である。たとえば、第２の端部は、たとえば、リニアアクチュエータの作用で、第１の端部に対して摺動可能であってもよい。

好ましくは、共振器は、アンテナに電気的に接続可能であり、第２の端部は、共振器に電気的に接続される。共振器とアンテナとの間の電気接続および／または共振器と第２の端部との間の電気接続は、無線周波数（ＲＦ）チョークを通じてもよい。

好ましくは、複数のインピーダンスは、０Ω（短絡回路）および∞Ω（開回路）を含む。

好ましくは、負荷機構は、マイクロ波放射線の２つ以上の異なる周波数に関する較正データの生成を可能にするように適合される。

別の表現では、本発明の第１の態様は、任意の前出の請求項による較正装置およびその放出領域からマイクロ波放射線を放出するように配置されるアンテナの組み合わせを提供することができ、少なくともアンテナの放出領域および負荷機構は、無菌の環境で共に包装される。

さらに別の表現では、本発明の第１の態様は、その放出領域からマイクロ波放射線を放出するように配置されるアンテナを較正する方法を提供することでき、この方法は、放出領域に複数のインピーダンスをかけることと、各インピーダンスが、マイクロ波放射線の所定の周波数に関する既知の値を有し、各インピーダンスに関して、アンテナを通じて所定の周波数を有するマイクロ波放射線を放出することと、負荷機構から反射される放出されたマイクロ波放射線の大きさおよび位相を測定することと、複数のインピーダンスのそれぞれに関して測定される大きさおよび位相からアンテナに関する較正データを生成することと、を含み、それにより、アンテナが次に、アンテナの放出領域における未知の負荷に関して、所定の周波数を有するマイクロ波放射線の大きさおよび位相を測定するために用いられる場合には、較正データは、未知の負荷を代表するように、測定された大きさおよび位相を変換するために使用可能である。

放出領域（たとえば、遠位先端部）においてアンテナ較正を効果的に行うための能力は、生物組織への効率的なマイクロ波エネルギ伝達を可能にする可能性があり、処置処理が進行するときに、外科用アンテナの遠位先端部に提示されるインピーダンスが変化する。一旦、アンテナ構造が較正されると、次に、アンテナの遠位先端部を生物組織の変化するインピーダンスとのインピーダンス整合を可能にするように、正確な動的同調調整を行うことを可能にする。外科用アンテナの遠位先端部と生物組織との間のインピーダンス整合を行うための能力は、インピーダンス不整合に起因するエネルギの反射を防止することができ、このインピーダンス不整合により、アンテナおよびケーブルアセンブリに過度の加熱が生じ、大量の組織の切除を行うために必要な時間が増大する可能性がある。アンテナが低侵襲手術に用いられる用途において、この加熱により、健常組織構造に対する付随的な被害が生じる可能性がある。さらなる利点は、生物組織に供給されるエネルギの放射線量が、インピーダンス不整合に起因する計量不能な反射を補償することができないシステムを用いたであろう精度よりも高い精度で、制御されることができる。この特徴の実装に関して、本発明では、動的インピーダンス整合を行う方法と共に用いることが好ましい。スタブが、３つのリニアモータおよび適切な制御システムを用いて自動的に移動される場合には、３つのスタブ導波路共振器チューナを用いたそのようなインピーダンス整合を行うためのシステムが、ＷＯ２００４／０４７６５９に開示されている。

遠位先端部においてアンテナ較正を効果的に行うための能力はまた、外科用アンテナが生物組織の特性に関する誘電情報の測定のための有用な器具として用いられることを可能
にする可能性がある。測定が、たとえば、健常組織と癌組織との周辺または癌組織内部で行われることになっている場合には、外科用アンテナの遠位先端部における効果的な較正は、測定標準面が、正確な場所（または位置）に移動されることを可能にする。このように、外科用アンテナを較正するための能力は、最適な測定感度を達成することを可能にする可能性がある。

したがって、本発明は、動的インピーダンス整合を行うことを可能にするために用いられることができ、感度が高く、反復可能な誘電測定を行うことを可能にするために用いられることができる。本発明は主に、外科用アンテナの較正に関するが、本発明は、これらのデバイスの較正に限定されていない。

本願明細書に開示される較正システムは、アンテナの遠位先端部を開回路値（無限インピーダンス）と短絡回路値（ゼロインピーダンス）との間の複数の負荷インピーダンスに効果的に接続し、アンテナが両極端間のインピーダンスの範囲を測定するか、またはそのインピーダンスの範囲に対して感知することができる性能を有することを可能にする。アンテナの遠位先端部は、インピーダンスの範囲を自動的に受ける可能性がある。測定を自動化するための方法が、本願明細書に開示される。

好ましくは、アンテナ較正システムは、所定の位置に固定されるアンテナと共に摺動短絡を用いる。ＲＦチョークは、アンテナおよび摺動短絡が共振器内部に緩く適合されることを可能にするように含まれてもよい。

この明細書において、マイクロ波は、５００ＭＨｚ〜１００ＧＨｚの周波数範囲を意味する。しかし、１４ＧＨｚ〜１５ＧＨｚの周波数が好ましく、以下に説明される一部の実施形態において、１４．５ＧＨｚのスポット周波数が、用いられる。

本発明の主要な目的は、組織切除および測定において用いるためのアンテナを較正することであるが、本発明は、この用途に限定されていない。実際には、本発明は、測定位置がアンテナ機構の遠位先端部にある場合には常に、用いられることができる。別の表現をすれば、本発明は、アンテナの遠位先端部（空中線）とディジタル信号処理ユニットとの間に存在するすべての系統的誤差を相殺することを可能にする可能性があり、したがって、組織負荷がディジタル信号処理ユニットに効果的に接続されることを可能にする。これは、マイクロ波トランシーバ内の構成要素における変動、たとえば、低雑音増幅器、駆動増幅器、マイクロ波周波数混合器、ＰＩＮダイオードスイッチおよび減衰器によって生成される熱雑音または短絡雑音を考慮してもよい。

第１の周波数が制御された切除のために用いられ、第２の周波数が誘電測定（組織タイプ／状態など）を行うために用いられる場合には、２つ以上の周波数で較正することが望ましい場合がある。たとえば、１４．５ＧＨｚのスポット周波数の周辺の＋／−５０ＭＨｚの周波数範囲にわたってアンテナ構造を較正することが望ましい場合があり、または電磁スペクトルのマイクロ波またはＲＦ領域内の他の周波数を用いることが望ましい場合がある。較正システム（またはアセンブリ）の寸法は、任意の実現可能な周波数（または周波数の範囲）に適合するように調整されることができ、この場合、本発明に関する根本的な理論は依然として妥当である。（たとえば、ＷＯ ２００４／０４７６５９に記載されているタイプの）システムにおいて用いられる動的同調機構に起因して、切除周波数で較正することが必要である場合がある。動作のこのモードにおいて、切除された組織の状態に関する情報は、最大電力（または必要とされる電力）が、アンテナの遠位先端部によって見られる組織負荷に供給されることを保証するために、インピーダンス整合機構を自動的に制御するために用いられる。ＷＯ ２００４／０４７６５９において与えられる特定の機構において、４つの方向性結合器が前方の反射電力信号を測定するために用いられ、
この情報が、動的インピーダンス整合方法が実装される標準として用いられる。たとえば、１０ＧＨｚで組織切除を行い、１６ＧＨｚで誘電測定を行うことが望ましい場合がある。２つ以上の周波数でシステムを較正することが必要である場合には、全周波数が、マイクロ波構造に内部に伝搬することができることが望ましい。すなわち、矩形導波路または円筒導波路を用いる場合には、波を遮断すべきではない。また、２つ以上の周波数が用いられ、２つの周波数間に大きな差、たとえば、１０ＧＨｚの差がある場合には、システムにおいて、２つ以上のトランシーバユニットを含むことが望ましい場合がある。較正周波数信号の波長が、導波路または同軸較正アセンブリのサイズに比べて小さい場合には、より高次のモードもまた、伝搬してもよい。これらの影響は、システム分析を行い、共振器において構成されるより高次のモードの影響をモデル化することによって考慮されてもよい。これは、関連周波数を損なわれていない状態で伝搬することが可能である標準的な導波路（たとえば、１４ＨＧｚの場合には、ＷＲ６２（ＷＧ１８）またはＷＲ７５（ＷＧ１７）が用いられてもよい）を用いることができるために、同一の周波数が、切除および測定に用いられる場合には必要とされない。

たとえば、ＷＯ ２００４／０４７６５９およびＷＯ ２００５／１１５２７５に開示される組織切除／測定システムは、外科的処置アンテナと組織負荷との間のインピーダンス（またはエネルギ）整合と、複素インピーダンスにおける小さな変化を測定することができるアンテナとを提供し、これにより、測定対象の癌性の腫瘍の成長に関連する種々の組織タイプ、組織状態および／またはステージの特徴化を可能にする。本発明は、アンテナがエネルギを組織に放射する場合には、遠位先端部において行なわれる外科用アンテナの較正を提供することによって、それらのシステムの動作効率を改善することを目的としている。インピーダンスの最も広い可能な範囲を測定することができることを保証するために、較正システムに関して、開回路状態と短絡回路状態との間の既知のインピーダンスの範囲を有するアンテナを局所的に提示することができることが望ましい。さらに、較正手順に関して、自動化されることが望ましい。

アンテナは、外科用アンテナまたは任意の他のタイプのアンテナ構造または他のデバイスであってもよい。本発明は、上記のアンテナ（または他のデバイス）の設計が、標準的な同軸較正機構、たとえば、同軸（または導波路）５０Ω負荷および／または同軸（または導波路）短絡回路および／または同軸（または導波路）、開回路および／または同軸（または導波路）摺動負荷に接続するのに適さない場合には、特に有用である。本願明細書に記載される較正システムは、較正用の標準面をアンテナの遠位先端部に移動することを可能にし、較正対象のアンテナ構造の形状および幾何構成を考慮する。

好ましくは、摺動短絡（またはプランジャ）が、スミスチャートにおける短絡回路位置で始まり、また、プランジャが、導波路共振器から引き出されるとき、１つまたは複数の較正点を測定することができる場合には、インピーダンスが、外円の周囲（無損失共振器を仮定する）に移動するような方式で、較正位置の範囲は、電気機械リニアアクチュエータに接続される摺動短絡回路を移動することによって得られることができる。共振器が、実質的に無損失である場合には、実数成分が存在しない可能性があり、したがって、複素インピーダンスは、誘導性リアクタンスまたは容量性リアクタンスのいずれかである。そのような機構は、本発明の特定の態様を形成し、以下に詳細に検討される。較正は、スミスチャートまたは他の形態、たとえば、極地図、位相／大きさプロットまたは他の適切な測定平面で表現されることができる。

処置／測定アンテナの遠位端部で見られるインピーダンスに関する情報の位相および大きさの両方を正確に測定する需要のために、組織状態（誘電）測定が行われることになっている点で、外科用アンテナを較正することが望ましい。アンテナが遠位先端部（組織負荷に接続される場所）で較正されない場合には、遠位先端部に提供されるインピーダンス
の値を測定することがさらに困難であり、組織のインピーダンスの妥当かつ反復可能な測定を行うこと、および／または種々の組織タイプの間で区別することができるようにすることが困難である。測定計装（発振器）とアンテナの遠位先端部との間の伝送経路を形成する構成要素に関連付けられる位相の変動および大きさの変動は、マイクロ波トランシーバおよび信号処理回路が位置する発振器の端部で見られるアンテナの遠位端部で、信号の正確な位相および大きさを理論的に決定することを困難にする。経路における構成要素は、マイクロ波コネクタおよび相互接続、可撓性ケーブルアセンブリ、（本体の内側に挿入される）アンテナの一部を形成する一定の長さの剛性同軸ケーブル、アンテナ（空中線）そのもの、同調ユニット、マイクロ波信号混合器、種々の同軸結合器、半剛性または可撓性半剛性アセンブリ、低雑音増幅器、駆動増幅器、マイクロ波サーキュレータおよびマイクロ波トランシーバラインナップ内の構成要素を含んでもよい。マイクロ波周波数に関連付けられる短波長に起因して、アンテナの遠位端部における位相の計算または定量化を行うことがきわめて困難である。たとえば、１４．５ＧＨｚにおける自由空間の波長は、２０．６９ｍｍであり、したがって、たとえば、十分に堅く締め付けられていないコネクタによって生じる１ｍｍの変動は、約１７°の位相変動を生じる。また、予想される製造公差における制限に起因して、１ｍｍ未満（または０．１％未満）の収量変動で、長さにおいて、数千ミリメートルの伝送線アセンブリを構成することは不可能である可能性がある。

上記のアセンブリが、測定計装（発振器）に接続され、較正が、アンテナの遠位先端部における標準面で行われる場合には、上述の困難は、低減または削減されることができる。したがって、本発明は、アンテナの遠位先端部に接続される遠隔位置の組織負荷に関する推測情報に関連付けられる問題に対処する。好ましくは、発振器とアンテナの遠位先端部との間に用いられるケーブルアセンブリは、不規則な屈曲部に関して、低い挿入損失および位相における小さな変動を呈する。完全なアセンブリ（可撓性ケーブルアセンブリおよび合成の同軸アンテナ）の挿入損失に関して、１．５ｄＢ未満であり、位相の変動に関して、可撓性ケーブルアセンブリの任意の予想される物理的に不規則な変動に関して２°未満であることが好ましい。

可撓性ケーブルアセンブリは、同軸ケーブルアセンブリまたは導波路アセンブリまたはこの２つのアセンブリの組み合わせであってもよく、たとえば、低損失導波路アセンブリからなる第１の計測器は、電気外科的ユニットの出力に取り付けられることが可能であり、可撓性同軸ケーブルからなる第２の計測器は、導波路アセンブリの遠位端部に取り付けられ、アンテナ操作を容易にするための可撓性部分として用いられることができる。この機構は、処置アンテナが永続的な構造を形成する機械アームに取り付けられる構造を実装することが望ましい場合に、特に適切である可能性がある。この機構において、１つの平面において固定アームを移動するために回転継ぎ手を採用してもよい。上記の導波路アセンブリは、可撓性、ねじれ可能またはこの２つの組み合わせであってもよい。導波路アセンブリを用いることの利点は、高い電力処理性能および低い挿入損失である。

したがって、一態様において、本発明は、外科用アンテナ機構が遠位先端部において較正されることを可能にする較正システムに関する。そのような較正型アンテナ機構は、生物組織のタイプおよび／または上記の組織の状態の決定および／または健常組織と癌組織との間の区別のために、生物組織の複素インピーダンスの反復可能な測定を行うために用いられてもよい。あるいはまたはさらに、較正型アンテナ機構は、処置（または切除）処理中に上記の生物組織の変化状態によって表現される負荷に動的にインピーダンス整合されることができ、上記のエネルギが、上記の生物組織負荷に効率的に発射（または整合）されることを保証し、したがって、従来の切除システムに関連付けられる欠点を回避することができる組織切除を生じる制御された効率的な方法を提供する。

本発明によれば、較正は、アンテナの遠位先端部において行なわれる。すなわち、上記の較正が行なわれることになっている標準面が、外科用アンテナの遠位先端部に位置決めされる。較正中、アンテナの遠位先端部に関して、広範囲のインピーダンスに曝されることが望ましい。理想的には、生物組織の状態に関する情報を可能な限り多く、捕捉に利用可能であるようにするために、範囲は、インピーダンスが無限大である開回路からインピーダンスがゼロである短絡回路に及ぶ必要がある。本願明細書に記載される較正システムは、アンテナの遠位先端部に位置する較正平面およびインピーダンス測定範囲用の較正平面の両方を最大化することを可能にすることができる。健常組織と癌組織との間または癌組織のタイプの間を区別することができる機会を増大するために、大きさおよび／または位相における小さな変化を反復可能に測定することができることが必要である。したがって、測定感度または性能を最適化することが好ましい。一般的に記載すれば、これは、波を遮断しないように十分に大きい幾何構成である導波路共振器内部に挿入される摺動短絡回路（またはプランジャ）を用いて達成されることができる。アンテナの正確な位置および較正システムの全体的な物理的幾何構成は、たとえば、コンピュータシミュレーションテクノロジ（ＣＳＴ）マイクロ波スタジオ（登録商標）電磁界シミュレーションツールを用いることによって、本願明細書に記載されている理論に基づいて、最適化されてもよい。しかし、較正システムの設計は、このシミュレーションパッケージを用いることに限定されていない。用いることのできる他の適切な電磁界シミュレーションパッケージとしては、アンソフトＨＦＳＳおよびフロメリックスマイクロストライプスが挙げられる。

多点較正を行うための別の機構において、放射先端部（空中線）によって生成される非５０Ωインピーダンス環境を考慮する外科用アンテナの遠位先端部に適合するように設計された複数の固定負荷が、用いられてもよい。しかし、この機構は、各負荷をアンテナの遠位先端部に物理的に接続する必要がある可能性がある。これは、予想される執刀医の過失が好ましくは最小限に抑えられ、外科手術を行うために利用可能な時間が制限される手術環境において特に重要である可能性がある。他の予想される較正機構としては、負荷が摺動負荷（短絡）を含む共振器の内側のロッドをねじることによって移動されるねじ式機構または負荷が偏倚式機構、たとえば、ばね負荷式ラチェット機構（たとえば、収縮可能なペンにおいて用いられている機構と類似の機構）を用いて移動される機構が、挙げられる。後者の機構において、たとえば、押圧状態（ばねが圧縮される場合）は、摺動負荷を短絡回路位置であるようにし、解放状態（ばねが解放される場合）は、摺動負荷を開回路位置であるようにする。すなわち、押圧状態と解放状態との間の移動は、動作周波数における４分の１波長の正確に奇数倍であってもよく、これにより、開回路から短絡回路または短絡回路から開回路へのインピーダンス変成が可能となる。

別の態様において、本発明は、伝送アセンブリを較正システムに接続し、較正場所から離れた位置にある測定計装を用いて、自動較正を行う方法に関してもよい。好ましい実施形態において、伝送アセンブリは、長さ１．６２ｍであり、同軸コネクタ（好ましくはＮ型）、長さ１．５ｍの可撓性伝送ケーブルおよび長さ０．１２ｍのアンテナアセンブリと、を含み、アンテナアセンブリそれ自体は、ステンレス鋼および銅または銀の合成物から構成される外側被覆物（電磁界用の低い導体損失を提供するために、外側被覆物の内側は、銅（または銀メッキ）であるものとする）を備える剛性同軸ケーブルの一部と、インピーダンス変成回路を形成し、所望の硬度および鋭さもまた提供し、アンテナが人間の組織を通って直接的に挿入されることを可能にする低損失セラミック材料から構成される遠位先端部と、から構成される。本発明は、同軸伝送アセンブリまたは同軸アンテナ構造の使用に限定されていない。たとえば、伝送線は、導波路アセンブリ（中実、可撓性または可撓性／ねじれ可能）を含んでもよく、セラミックアンテナ構造は、上記の導波路構造に直接的に連結されてもよい。伝送アセンブリは、長さが１．５ｍを超えてもよい。システムのＱは、挿入損失によって制限されるため、長さは、ケーブルアセンブリおよびアンテナ構造の挿入損失によって制限されてもよく、Ｑに関して、空洞共振器が、チューナとアン
テナのディジタル先端部との間に配置されることを可能にするために、可能な限り高いことが必要とされる。従来の低損失同軸ケーブルの場合には、長さは、３ｍに限定される可能性がある。

さらに別の態様において、本発明は、アンテナが複数の較正インピーダンスに接続されることを可能にするために、摺動短絡を動作させる方法に関してもよい。開負荷と短絡負荷との間の比インピーダンスに対する較正の実施例は、以下の通りである。摺動短絡が、短絡回路（発振器）から組織（負荷）に向かって、動作周波数における波長の８分の３の電気距離分移動される場合には、上記の経路に沿った伝送損失がゼロと仮定すると、インピーダンスは、伝送線の特性インピーダンスに等しい値の誘導性リアクタンスを含む。この分析は、摺動短絡がアンテナの遠位先端部にある場合に、完璧な短絡回路が存在すると仮定していることを留意すべきである。摺動負荷機構を用いることの利点は、可変負荷（またはプランジャ）が、最初に短絡回路として作用する導波路共振器の内部に位置付けて、次に、たとえば、リニアアクチュエータを用いて共振器に沿って自動的に移動されることができ、摺動短絡の移動中に複数の測定点を取得することである。共振器の損失が無視してよいと仮定すると、摺動短絡の移動は、スミスチャートの周囲および円の中心にわたる複数の点を生じるか、または整合位置を正確に特定することができる。

この態様において、リニアアクチュエータは、発振器に取り付けられてもよく、較正システムの一部を形成する摺動短絡は、たとえば、機械機構を用いてリニアアクチュエータに機械的に連結されてもよく、それにより、摺動短絡は、その長さに沿ったいずれかの場所に機械加工される小さな溝（または凹部）を有するロッドに永続的に接続され、アクチュエータのシャフトは、サイズが上記の溝に類似の突出部分（おそらく、リング）を有する中空管を含み、これにより、２つの機械デバイスを共に連結したり分離したりすることを比較的容易に可能にするが、同時に、アクチュエータの内部にロッドを位置付ける優れた反復可能な手段を提供する。較正システムは、２つのポペット機構、すなわち、被覆物またはコートに用いられる機構と類似の機構を用いることによって、またはあるいは発振器および較正ユニットに取り付けられるホックアンドループ材料（たとえば、ベルクロ（登録商標））のピースを用いることによって、発振器に物理的に接続されてもよい。

他の考慮事項としては、ばね負荷式玉軸受を用い、導波路共振器に孔を位置決めして、摺動短絡またはペン型機構、すなわち、離散的な数の較正点を有する機構の位置を位置決めすることが挙げられる。

導波路共振器の内部に摺動短絡を移動するために考慮されることができる予想される電気機械アクチュエータが複数ある。リニアアクチュエータ、たとえば、ＳＭＡＣ（ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｓｍａｃ−ｍｃａ．ｃｏ．ｕｋ／ＬＡＬ．ｈｔｍ）製のＬＡＬ２０リニアアクチュエータまたはＬＡＬ３５リニアアクチュエータを用いることが好ましい場合があるが、用いられる可能性がある他の電気機械アクチュエータとしては、ステッピングモータ、摺動コイルアクチュエータ、磁歪リニアアクチュエータまたは圧電に基づくデバイスが挙げられる。

本発明のこの態様はまた、アンテナおよび較正システムが１つの使用品目であることを考慮してもよく、アンテナおよび較正システムに関して無菌の容器またはハウジングに収容されることが必要であり、したがって、摺動短絡の移動は、１方向のみにおけることが好ましく、この方向は、摺動短絡が導波路共振器から移動するようになっており、したがって、摺動短絡とリニアアクチュエータとの間の機械的連結が第一に行われる場合には、摺動短絡は好ましくは、「短絡回路」位置にある必要がある。本願明細書に記載される自動較正システムの予想される利点の１つは、使いやすさである。たとえば、執刀医（たとえば、技術者または外科医）が、ケーブルアセンブリの近位端部を発振器のＲＦ出力ポー
トに接続し、較正システムの摺動短絡を発振器（または電子計装ユニット）に接続し、次に、一度「較正」ボタンを押して、完全自動システム較正を行うことができるようにすることを可能にすべきである。この態様は、電気外科的システムを使い勝手の良いものにし、外科的使用の場合、たとえば、複数の固定インピーダンス負荷をアンテナの遠位先端部に手動で接続する必要があるシステムより、魅力的にする。この場合には、執刀医が、複数の物理的接続を行う必要があり、各負荷に関して特定の較正順序を繰り返す必要がある可能性があり、この処理は、時間がかかる可能性があり、特定の執刀医の訓練を必要とし、ヒューマンエラーを生じやすいためである。

ケーブルアセンブリ、外科用アンテナおよび較正ユニットは、１回使用の使い捨て可能な品目を形成してもよい。したがって、これらの構成要素は、ケーブルアセンブリの小さな部分のみ（特注のマイクロ波コネクタに取り付け可能であってもよい）および電子計装（発振器）に対して行なわれることになる接続のためにアクセス可能な摺動短絡（またはプランジャ）を有する無菌の包装に収容されてもよい。これらの部品は、患者と接触することがないため、無菌である必要はない。したがって、考慮事項は、較正システムハウジングおよび移動可能なプランジャに用いられる材料に対して与えられる。これらのユニットが使い捨てにすることができる場合には、プラスチック材料からユニットを製造し、次に、たとえば、銀または金などの高い導電率の材料の層で、マイクロ波信号が損なわれることなく、伝搬することができる厚さ、たとえば、エネルギの９９％を伝搬することができる５スキンデプスの厚さまで表面を金属化することが好ましい場合がある。銀は、医療環境において用いるための許容可能な材料であるため、最も好ましいと考えられる。すなわち、万一、銀の少量の堆積物が、較正に続いてプローブ先端部に残っていたとしても、これは、患者に危険を及ぼすことはない。

あるいは、較正ユニットは、使い捨てでなくてもよい。この場合には、外科用アンテナは、較正ユニットの内部に挿入され、無菌の環境を維持している間に較正されることができる用に、包装されてもよい。たとえば、アンテナは、アンテナの本体にぴったり適合する無菌袋または無菌パケットの内部に包装されてもよく、材料の壁厚は、アンテナの遠位先端部（空中線）の性能に影響を及ぼさないようになっている。すなわち、材料は、マイクロ波信号に対して透過性である。この機構において、較正システムは、電子計装を有する発振器の内部に位置してもよく、アンテナは、発振器の前部にあるスロットまたは入口に挿入され、これにより、較正を行うことを可能にしてもよい。アンテナホルダは、較正入口に取り付けられ埃除けキャップまたはカバーを有し、埃または侵入からアンテナホルダを保護してもよい。

形状および構成における最小の制約条件で、軟性材料を貫通するその能力のために、鋭い先のとがった端部を用いて、レードーム空中線を有する同軸単極構造を備える侵襲的外科用プローブを較正することが望ましい。そのようなプローブ構造は、測定の曖昧さを生じる可能性があり、標準的な１ポート較正機器、たとえば、ＳＭＡ較正キットから得られる結果に不確かさを加える可能性がある。

直面する曖昧さは、２つのカテゴリ、すなわち、ランダム誤差および系統的誤差に分けられることができる。ランダム誤差は、試験設備における物理的変化に起因する反復可能でない測定の変動である。予想される原因として、コネクタの再現性、たとえば、試験ポートケーブルおよび装置雑音が挙げられる。これらの誤差は、通常予測不可能であり、較正によって除去されることができない。しかし、これらは、複数回、測定を行い、平均値を取ることによって、最小限に抑えられることができる。したがって、系統的誤差は、測定の不確かさの最も重要な原因であると考えられる。システムにおいて用いるのに望ましい一部の外科用プローブの開口端型構造および非標準的な形状は、標準的な較正機器を用いて、良好な整合端子を常に、反復可能に製造することを困難にする可能性がある。言い
換えれば、一群のプローブ内の外科用プローブは、一様なインピーダンスを有さず、それらの形状は、標準的なＳＭＡ較正負荷を接続可能にするわけではない。したがって、規定の較正標準を用いて較正を行うことにより、測定された複素インピーダンスにおいて著しい誤差を生じ、信頼性に欠ける組織タイプ認識につながる。

上述の導波路共振器内部で移動可能な摺動可能短絡回路は、この困難さを改善する何らかの方法となる。その趣旨は、ベクトルネットワーク分析較正手順を模倣することであり、一連の既知のデバイス（標準）は、試験用のデバイス（ＤＵＴ）に接続され、それらの標準に対する応答が記録される。上述した機構において、外科用プローブは、共振器内に収容可能であり、それにより、放出されるマイクロ波放射線の（既知の）波長に基づく既知の値を有する複数のインピーダンスが、共振器に沿った適切な位置に短絡回路を位置決めすることによって、呈することができる。摺動短絡回路は、共振器のリアクタンスを可変であるようにすることが可能である。摺動短絡回路の位置は、放出される放射線の波長に基づき、選択可能であり、複数の既知の較正標準（インピーダンス値）をプローブに提供する。較正標準から反射される信号は、次の測定と比較するための標準点（たとえば、完全整合点）を決定するために記録される。

この方法は、較正されることになっているプローブの複素インピーダンスが、プローブのインピーダンス値がスミスチャートの同一領域にあるようになっている場合に、特に有効である。プローブ先端部の複素インピーダンスが変化する場合には、共振器から移動するプランジャによって形成される円（完全なスミスチャートは、関心周波数における波長の２分の１に等しいプランジャの移動において横断され、１４．５ＧＨｚの動作周波数で、これは約１０ｍｍである）は、直径および中心点に関して変化する。たとえば、較正ジグの共振器の内部に挿入されるプローブによって生じるインピーダンスが、５０＋ｊ０Ωである場合には、直径は、０Ωであり、中心は、５０Ωである。さらなるスタブ（または、導波路共振器内の複数のスタブ、無損失システムを仮定すると、３つのスタブが、点をスミスチャート上のいずれかの点に移動することを可能にする）の使用によって、プローブによって与えられる中心点をさらに適切な領域に移動することを可能にする。しかし、唯一の調整が、すべてのプローブに十分である場合には、さらなるスタブを調整して、インピーダンスをさらに適切な点に移動することが、唯一現実的である。プローブが種々のインピーダンスの大きさを呈する場合には、各プローブに関して調整は、必要とされる可能性がある。これは、現実的ではないと思われる。

したがって、第１の態様の発展において、その複素インピーダンスが、スミスチャートの任意の領域にある可能性がある一群のプローブを正確に較正することができる較正技術が、開示される。最も一般的には、第１の態様の発展は、所定の周波数における複素インピーダンスの範囲を有し、プローブの放出領域を包囲するように適合することができる複数の較正標準を提供する１ポート誤差補正技術として表されることができる。たとえば、較正標準は、流体（たとえば、液体）または液体状（粒状または粒子状あ）、固体（たとえば、埃または砂）であってもよい。各プローブは、所定の周波数でマイクロ波放射電磁界を放出するプローブにおけるアンテナを較正標準に入れることによって較正されることができる。これは、組織内へのプローブの挿入を模倣してもよい。較正は、プローブと較正標準との間の境界から反射される放射線の大きさおよび位相を検出することによって行なわれる。

したがって、本発明の第１の態様によれば、所定の周波数においてマイクロ波放射電磁界を放出するように配置されるアンテナを有する外科用プローブを較正する方法を提供することができ、この方法は、所定の周波数における複素インピーダンスの範囲を有する３つ以上の較正標準のそれぞれに対してプローブを順に提供することと、各較正標準に関して測定されたインピーダンス値を決定するために、各較正標準に提供されるときに、プロ
ーブから反射されるマイクロ波放射線の大きさおよび位相を検出することと、各標準に関して、測定されたインピーダンス値を基準インピーダンスと比較して、次の測定されたインピーダンス値を変換するためのマッピング関数を決定することと、を含み、各較正標準が、アンテナを包囲するように、プローブの形状に適合するように配置される。

各較正標準は、流体（好ましくは、液体）または液体状（たとえば、流動性）、固体（好ましくは、砂または埃などの粉末材料）であってもよい。あるいは、較正標準は、たとえば、プローブのアンテナの周囲に巻き付けるように合わせられる適合可能な固体または可鍛性固体であってもよい。各較正標準に対してプローブを提供することは、各液体中にアンテナを浸漬することを含んでもよい。

較正標準は、異なる比率で異なるインピーダンスを有する２つ以上の材料を混合することによって形成されてもよい。２つ以上の材料は、混合を容易にするために、すべて液体であってもよい。適切な材料を選択することによって、その複素インピーダンスがスミスチャートにわたって広がる一貫した較正標準の範囲（すなわち、反復可能に獲得可能な複素インピーダンスを有する混合物）を獲得することができる。所定の周波数における較正標準の複素インピーダンスの範囲は、０．５〜２．０の間に広がる実数成分を含んでもよい。

所定の周波数は、１つの安定周波数であってもよい。較正に関して、正確であるために、所定の周波数が好ましくは、デバイスの動作周波数であり、たとえば、５００ＭＨｚまたはそれ以上、好ましくは１０ＧＨｚまたはそれ以上、たとえば、１４．５ＧＨｚ、２４ＧＨｚなどである。

提案された較正標準（本願明細書において標準液体と呼ばれることが多い）は、補償されるプローブの一群における各プローブの間で、不整合を可能にする場合がある。一実施形態において、各較正標準に関する基準インピーダンス値は、標準プローブを用いて行なわれる測定である。この場合には、所与のプローブ（たとえば、プローブを通じて較正標準の検出されるインピーダンス）に関して行なわれる較正測定は、標準プローブに関して行なわれる測定にマッピングされてもよい。マッピング関数は次に、未知のサンプルから行なわれる測定で用いられてもよい。マッピングされた測定値は、たとえば、測定値を標準プローブを用いて得られた既知の組織タイプに関して格納された値と比較することによって、組織を特定するために用いられることができる。比較は、参照表などを用いてもよい。

したがって、本願明細書において提案された較正技術は、マッピング関数の決定を可能にし、較正されたプローブによって行われる測定が、標準プローブに関して格納された既知の値と正確に比較することを可能にする可能性がある。

あるいは、較正は、絶対値であってもよい。すなわち、較正標準のインピーダンス値は、既知であってもよい。この場合には、マッピング関数は、測定されたインピーダンスを実際のインピーダンスにマッピングするように作用してもよい。種々の組織タイプに関する実際のインピーダンス値（参考書籍から既知であってもよく、または実験によって与えられてもよい）は、比較のため、すなわち、プローブ先端部における組織タイプを特定可能にするために、参照表に格納されてもよい。

本願明細書に開示される較正技術は、レードーム空中線において終端する開口端型同軸単極アンテナを用いて行なわれるインピーダンス測定における不確かさを低減する可能性がある。

較正標準は、所定の周波数においてマイクロ波放射線に関して異なるインピーダンスを有する２つ以上の混和液体のさまざまな比率から形成されてもよい。最も正確かつ反復可能な結果に関して、２つのみの液体を用いることが望ましく、これらの液体に関して、一貫した成分、たとえば、不純物がないか、または一定の比率の含有物を有することが望ましい場合がある。たとえば、２つの液体は、純粋（および無水）エタノールおよび脱イオン水であってもよい。再現性を支援するために、各較正標準における水およびエタノールに関して、同一の供給源から獲得することが望ましい。較正標準は、２つの液体のさまざまな比率、たとえば、１００％の水、５０％の水／５０％のエタノールおよび１００％のエタノールを含む混合物であってもよい。

しかし、純粋な液体は、不可欠である必要はない。一実施形態において、水および加メチルエタノールの異なる比率が用いられ、較正標準を形成する。これらの２つの材料は、容易に混和され、生体適合されるという利点を有する。加メチルエタノールまたは変性アルコールは、事実上エタノール（〜９０％）およびメタノール（〜１０％）の混合物である。再現性を支援するために、変性アルコールの含有量（エタノールおよびメタノールの相対的比率）に関して、一定のままであることが望ましい。

測定／切除システムの構成
本発明の第２の態様によれば、第１の所定の周波数を有する第１のマイクロ波放射線および第２の所定の周波数の第２のマイクロ波放射線からなる源と、源から組織内にマイクロ波放射線を向けるためのプローブであって、その放出領域からマイクロ波放射線を放出するように適合されるアンテナを有するプローブと、制御された切除モードにおいて、源とプローブとの間でマイクロ波放射線を搬送するための第１のチャネルと、測定モードにおいて、源とプローブとの間でマイクロ波放射線を搬送するための第２のチャネルと、必要な動作モードに基づいてチャネルを選択するためのスイッチと、組織から反射されるマイクロ波放射線の大きさおよび位相を検出するための検出器と、を備える組織測定および切除装置であって、第１のチャネルが、第１の電力レベルで動作可能であり、アンテナの放出領域によって見られる組織のインピーダンスと装置のインピーダンスを動的に整合するように配置されたチューナと、反射されたマイクロ波放射線を検出器に結合するように配置された１つまたは複数の電力結合器と、を有し、第２のチャネルが、第２の電力レベルで動作可能であり、反射されたマイクロ波放射線を検出器に直接的に供給するように配置される組織測定および切除装置を提供することができる。好ましくは、第２の電力信号は、高い分離を有するサーキュレータおよび搬送波相殺回路を介して供給される。

好ましくは、第１の電力レベルは、第２の電力レベルより２桁以上大きい。
第２のチャネルは、源からプローブへの前方方向において低電力信号を送信し、受信して、反射されたマイクロ波放射線を検出器に向けるようにするためのトランシーバを含んでもよい。トランシーバ回路における雑音源、すなわち、ランダム（熱または短絡）雑音を生成する構成要素は、システムの測定感度を制限することができる。したがって、第２の態様において、新たな低電力トランシーバ設計は、開示される。これは、全体的な測定システムの感度が、ケーブルアセンブリ、外科用アンテナの設計およびアンテナ較正の方法の選択に加えて、トランシーバトポロジによって決定されるため、重要であってもよい。

本願明細書において記載される強化システムは、２つの個別チャネル（または動作モード）および１つの同軸ケーブルアセンブリおよび外科用アンテナを用いて動作モードを供給してもよい。２つのチャネル（または動作モード）は、処置チャネルおよび誘電測定チャネルである。処置チャネルは、エネルギ源と外科用アンテナの遠位先端部との間の動的インピーダンス整合を含み、誘電測定チャネルは、低電力マイクロ波信号を用いて、エネルギを生物組織に供給し、また、サーキュレータを含んでもよく、搬送波相殺回路を用い
て、受信器に戻すための反射信号用の経路を提供し、組織タイプ／状態の（誘電）測定を行うことを可能にする。送信経路および受信経路を分離するために用いられるサーキュレータに関して、送信ポートと受信ポート（従来のサーキュレータ構成の場合には、通常、ポート１およびポート３）との間で高レベルの信号分離を呈することが好ましい。処置チャネルの動作の完全な分析が、行われており、空洞共振器が、トリプルスタブチューナ（同調フィルタ）と外科用アンテナ（空中線）の遠位先端部との間に設定されることが分かっており、この共振器の動作は、ファブリペロー共振器の動作に類似している。この共振器の有効性は、トリプルスタブ同調ネットワークの出力と外科用アンテナの近位端部との間で接続されるケーブルアセンブリの挿入損失と、外科用アンテナ自体の挿入損失と、によって決定される。この同調システムの動作の完全な分析は、この明細書の末尾の付録Ａにおいて提供される。所与の分析は、チューナのインピーダンスを変化させて、アンテナの遠位先端部において直面する状態に適合することを考慮し、その結果、最大電力（または必要な電力）が、アンテナの端部から周囲の組織負荷に送信される。この処理は、アンテナの遠位先端部とトリプルスタブチューナとの間の両方の方向において反射するマイクロ波電力を含む。整合状態に関して、磁界が発振器からの入射磁界および組織負荷に送信される磁界より高い場合には、定常波は、ケーブルにおいて設定されてもよい。この磁界の大きさは、入射波の電力、伝送線の挿入損失およびアンテナの遠位端部における不整合の程度によって決定される。アンテナの遠位先端部における大きな不整合が、トリプルスタブチューナにおいて設定されるためには、対応して高い不整合を必要とし、これは、多数の複数の反射および大きな定常波をもたらす。この定常波の大きさは、トリプルスタブチューナとアンテナとの間のケーブルアセンブリの挿入損失の関数であり、それ自体は、ケーブルの長さの関数である共振器のＱによって決定される。このデバイスは、負荷が、源のインピーダンスに整合しない場合、すなわち、高い不整合または反射係数が、外科用アンテナの遠位先端部に存在する場合、空洞共振器を用いて発振器（源）が必要とされるエネルギ（または電力）を組織負荷に供給することを可能にする。一実施形態において、アンテナは、組織の初期インピーダンスに整合するように配置されてもよい。組織が処置されるとき、そのインピーダンスが変化し、インピーダンス整合を変化させ、反射を生じる。たとえば、水分は、組織から除去されてもよく、インピーダンスを変化させる。

システムは、プローブ材料に対して用いられて、材料に関する種々のタイプの情報または特性／特徴を決定してもよく、またはエネルギ源と負荷との間の複素共役整合を提供するために用いられて、固定インピーダンス源から可変インピーダンス負荷への最大エネルギ伝達を可能にしてもよい。後者の場合には、制御システムは、外科用アンテナの遠位先端部（負荷と接触状態にある点）で見られる複素インピーダンスを測定し、発振器と負荷との間で接続されるインピーダンス整合ネットワークに自動的に調節し、発振器と負荷との間で最大電力伝達を可能にするために用いられてもよい。この機構は、発振器と負荷との間のインピーダンス不整合に起因する反射を最小限に抑える。整合ネットワークの出力インピーダンスは、整合を達成するために、負荷の複素共役であるように調整されてもよい。整合フィルタの出力における複素共役状態を作成するために必要な複素インピーダンスの効率的な測定を行うための能力は、測定平面、すなわち、外科用アンテナが負荷と接触状態にある位置で、外科用アンテナを較正するための能力に左右されることができる。この点において較正するための能力は、この点までのマイクロ波測定システムが、効果的に透過性であることを意味する。すなわち、アンテナの遠位先端部が、ディジタル信号処理が行われるシステムにおける位置、たとえば、ディジタル信号処理ユニットへの入力に硬化的に接続される。

アンテナ構造
第３の態様によれば、組織に挿入するための外科用アンテナが提供されることができ、該アンテナは、供給構造を有する細長い本体であって、該供給構造は、細長い本体の長さに沿った内側導体と、該内側導体を包囲し、誘電材料によって内側導体から分離される外
側導体と、導体をマイクロ波電源に接続して、電源からマイクロ波周波数エネルギを受信するためのコネクタと、組織を貫通するための細長い本体の遠位端部にある挿入先端部と、を備え、挿入先端部は、組織に処置を施すために、アンテナからマイクロ波周波数エネルギを放出するための導体に接続される放射構造と、処置済みの組織と誘電材料のインピーダンスを整合するためのインピーダンス変成器と、を備える。

好ましくは、挿入先端部は、放射構造が取り付けられるセラミックの円錐先端部を含む。セラミックの円錐先端部は、インピーダンス変成器であってもよい。一実施形態において、放射構造は、セラミックの円錐の表面上に作製される金属螺旋を備えてもよい。あるいは、放射構造は、セラミックの円錐を通って突出する複数の同軸単極または双極と、供給構造と単極または双極の平行なインピーダンスを整合するためのインピーダンス変成器と、を備えてもよい。

第３の態様の外科用アンテナ構造は、本願明細書に記載される較正システムと共に用いるのに特に適切である可能性がある。実施例としては、乳房の腫瘍に処置を施すための測定／切除アンテナ、円錐の表面上に作製される金属螺旋を有するマイクロ波セラミック材料から構成される円錐からなる円錐または螺旋状の先端部アンテナ（円錐はまた、同軸供給構造に用いられる誘電体と処置組織との間のインピーダンス整合を提供するために、インピーダンス変成器を形成してもよい）、ターンスタイルアンテナ機構（２つの双極が等しい大きさであるが矩象である電流によって通電される場合）、装荷型導波路アンテナ（セラミック負荷材料もまた、放射アンテナ（空中線）、たとえば、金属化された刃の部分を有するセラミックブレーアンテナなどを形成する場合）、バランを有する単極（またはニードルアンテナ）、反転バランを有する単極、反転バランを有するセラミック先端部を備える単極、バランを有さないセラミック先端部を備える単極、インピーダンス変成器を有するセラミックの円錐を通って突出する複数の同軸単極／双極を用い、単極／双極の平行なインピーダンスを同軸供給構造と整合させる機構が挙げられる。４つの単極放射体を有する同軸アンテナ、肝臓処置用の同軸アンテナ、螺旋アンテナ、反転バラン機構を用いたアンテナ、サファイア刃装荷型導波路アンテナに関する特定の実施形態が、本文書では与えられる。

上述の外科用アンテナは、固体腫瘍、軟組織に関する情報を処理および／または測定するために用いられてもよく、他の外科手術においても用いられてもよい。たとえば、乳房の腫瘍の処置および位置、前立腺癌の処置および位置、脳腫瘍の処置、肝腫瘍の処置、肝臓切除術において用いるため、潰瘍の処置および位置、肺癌の処置および測定などが挙げられる。

この説明において提供される外科用アンテナは、マイクロ波エネルギを可変組織負荷に動的に整合することができること、および／または種々の組織タイプまたは状態の特定に用いるため、たとえば、健常組織と癌組織とを区別するため、またはアンテナの遠位先端部が癌組織と接触しているときを決定するために必要である場合に、固体腫瘍に処置を施すために開発された。これらのアンテナ構造に関して、遠位先端部（空中線）において較正されることが望ましい。

本発明の上記の態様の詳細な説明は、添付図面を参照して以下で与えられる。
図１は、本発明の実施形態であるアンテナ較正システムのブロック図を示す。 図２は、発振器から分離される較正ユニットを有する自動較正システムを示す。 図３は、発振器の内側に較正ユニットを有する自動較正システムを示す 図４は、無菌カバーを有する外科用アンテナを示す。 図５は、１点較正機構に関するモデルを示す。 図６は、本発明の実施形態である自動較正システム用の調整可能な摺動短絡回路を示す。 図７は、その上にプロットされる較正測定点に関するスミスチャートを示す。 図８は、本発明の較正システム用のチョーク機構を示す。 図９は、本発明の実施形態である較正ユニットの断面図を示す。 図１０は、本発明の別の実施形態である複数のチョークを備える較正アセンブリを示す。 図１１は、実際のシステムに関する寸法を備えた較正アセンブリの別の実施形態を示す。 図１２は、図１１に示される較正システムの端面図を示す。 図１３は、本発明の別の実施形態である較正アセンブリの３次元図を示す。 図１４は、図１３に示される較正アセンブリの部分的に組み立てられた３次元図を示す。 図１５は、図１３の完全に組み立てられた較正アセンブリを示す。 図１６は、図１３の較正システムにおいて用いられるプランジャの３次元図を示す。 図１７は、本発明による完全な較正システムの３次元図を示す。 図１８は、本発明の別の実施形態である収縮可能な機構を備えた較正ユニットを示す。 図１９は、収縮位置における図１８の較正アセンブリを示す。 図２０は、本発明のさらに別の実施形態である較正機構を示す。 図２１は、本発明の別の実施形態である１点較正ユニットを示す。 図２２は、本発明の別の実施形態である同軸アンテナ用の較正アセンブリを示す。 図２３は、１点較正に適した無菌包装におけるアンテナを示す。 図２４は、本発明の別の実施形態である組織測定／切除システム用の全システム図である。 図２５は、図２４のシステムにおいて用いられるトランシーバ回路のブロック図である。 図２６は、較正後、アンテナから得られる測定情報を示す。 図２７は、本発明の別の態様の実施形態である４つの単極放射体を有する同軸アンテナを示す。 図２８（ａ）は、本発明の別の実施形態であるその遠位先端部に螺旋状の金属ストライプを有する外科用アンテナを示す。 図２８（ｂ）は、本発明のさらに別の実施形態である反転バラン機構を有するアンテナを示す。 図２９は、本発明の実施形態である別のアンテナの３次元図である。 図３０は、本発明において用いるのに適した同軸単極アンテナを示す。 図３１は、本発明において用いるのに適したさらなるアンテナを示す。 図３２は、アンテナプローブで生じる可能性がある異なる反射状態の範囲に関して供給されることができるマイクロ波電力のレベルを示すグラフである。 図３３は、アンテナプローブで生じる可能性がある異なる反射状態の範囲に関して供給されることができるマイクロ波電力のレベルを示すグラフである。 図３４は、アンテナプローブで生じる可能性がある異なる反射状態の範囲に関して供給されることができるマイクロ波電力のレベルを示すグラフである。 図３５は、アンテナプローブで生じる可能性がある異なる反射状態の範囲に関して供給されることができるマイクロ波電力のレベルを示すグラフである。 図３６は、アンテナプローブで生じる可能性がある異なる反射状態の範囲に関して供給されることができるマイクロ波電力のレベルを示すグラフである。 図３７は、アンテナプローブで生じる可能性がある異なる反射状態の範囲に関して供給されることができるマイクロ波電力のレベルを示すグラフである。 図３８は、アンテナプローブで生じる可能性がある異なる反射状態の範囲に関して供給されることができるマイクロ波電力のレベルを示すグラフである。 図３９は、１ポート反射検出方法において生じうる典型的な系統的誤差を示す概略図である。 図４０は、その上にプロットされる複数のプローブのそれぞれに関して、一連の較正標準の測定インピーダンス値を有するスミスチャートである。 図４１は、位相補正後の図４０にプロットされる測定インピーダンス値を示すスミスチャートである。 図４２は、その上にプロットされる３つのプローブのそれぞれに関して、一連の加メチルエタノール／水の較正標準の測定インピーダンス値を有するスミスチャートである。 図４３は、図４２においてプロットされる複素インピーダンスの実数成分における変動を示すグラフである。 図４４は、図４２においてプロットされる複素インピーダンスの虚数成分における変動を示すグラフである。 図４５は、その上にプロットされる同一のプローブを用いて得られる一連の加メチルエタノール／水の較正標準およびエタノール／脱イオン水の較正標準の測定インピーダンス値を有するスミスチャートである。 図４６は、プローブに関する一連のエタノール／脱イオン水の較正標準の測定複素インピーダンス値の実数成分および虚数成分における変動を示すグラフである。 図４７は、その上にプロットされる異なる材料に関するプローブによって測定された較正複素インピーダンスの平均値を有するスミスチャートである。 図４８は、その上にプロットされる異なる材料に関する５つの異なるプローブによって測定された較正複素インピーダンスの平均値を有するスミスチャートである。 図４９は、図４８に示されるスミスチャートの中心の拡大図である。

詳細な説明； さらなるオプションおよび優先事項
較正システムおよび手順
図１は、自動多点外科用アンテナ較正システムのブロック図を示す。電子計装１０００に関して、筐体の内側に収容されることが好ましく、この筐体は、発振器と呼んでもよい。較正ユニット１００は、多点較正を行うことが可能である機構を備える機械アセンブリである。外科用アンテナ４００は、アンテナの遠位先端部（空中線）が、較正ユニット１００における機械的摺動機構の調整によって設定される複数のインピーダンス値を受けることが可能であるような態様で、較正ユニット１００に連結される。機械的摺動機構は、摺動負荷または摺動短絡回路として既知である可能性があり、この機構の調整は、電気機械アクチュエータ２００を用いて行なわれる。電気機械アクチュエータ２００の機能は、たとえば、較正ユニットアセンブリの内外に摺動機構を移動することである電気機械アクチュエータは、比例積分微分（ＰＩＤ）制御装置であってもよいアクチュエータ制御装置３００を用いて制御される。そのような制御装置は、アクチュエータの移動を正確に制御することができることを保証する。アクチュエータ制御装置３００用の制御信号は、ディジタル信号プロセッサ／マイクロプロセッサユニット８００からもたらされ、これらの信号は、たとえば、ユーザインターフェイス９００を介してユーザによって提供される命令に基づく。外科用アンテナ４００の遠位先端部で見られるインピーダンスは、較正ユニッ
ト１００内に収容される摺動負荷の位置に起因し、次に、ディジタル信号プロセッサ／マイクロプロセッサユニット８００によって測定される。較正インピーダンスの測定を行うために、マイクロ波信号は、マイクロ波ケーブルアセンブリ６００を介して外科用アンテナ４００に送られる。マイクロ波信号は、マイクロ波トランシーバ５００の送信器部分を用いて生成される。トランシーバ５００からの送信信号は、マイクロ波ケーブルアセンブリ６００に沿って外科用アンテナ４００に送られ、較正ユニット１００内の摺動負荷の位置は、外科用アンテナ４００（空中線）の遠位先端部を不整合（０〜１の反射係数を作成する）になりやすい原因となる。この不整合に起因する反射信号は、外科用アンテナ４００の遠位先端部からアンテナのシャフトに沿い、マイクロ波ケーブルアセンブリ６００に沿ってトランシーバ５００の受信器部分に戻るように送られるか、または運ばれる。受信器は、アナログディジタル変換器（ＡＤＣ）７００によって用いられることができる周波数に信号の周波数をダウンコンバートし、信号内に含まれる位相情報を維持して、ディジタル信号プロセッサ／マイクロプロセッサユニット８００が、信号から位相および大きさの情報を抽出することを可能にする。この情報が較正点を決定するために用いられる。したがって、摺動負荷の各位置（ディジタル信号プロセッサ／マイクロプロセッサユニット８００を介してＰＩＤ制御装置３００によって提供される電気機械アクチュエータ２００に印加される電圧信号によって支配される）は、１つの較正点を提供する。位相および大きさの情報は、ディジタル信号プロセッサ／マイクロプロセッサユニット８００を用いて、複素インピーダンスに変成されてもよく、摺動負荷の位置に対応する複素インピーダンスの各値が、スミスチャートとして既知であるインピーダンスチャート上にプロットされてもよい。この情報は、外科用アンテナ４００の遠位先端部に配置される標準面（または測定点）を有するシステムを較正するために必要な情報を提供する。図７は、２８個の較正点を示すスミスチャートを示す。このプロットは、スミスチャートの外周に位置している測定点のすべてを示し、したがって、この機構は、較正ユニット１００内に収容される導波路共振器が無損失であることを仮定する。実際には、導波路共振器およびケーブルアセンブリ６００および外科用アンテナ４００にも関連付けられる何らかの損失がある可能性がある。この損失は、較正円をスミスチャートの中心により近くする。すなわち、較正円の半径が、減少される。

スミスチャートは、任意のインピーダンス値を表す便利な手段を提供する。実際には、システムは、共振器内の摺動短絡の位置のそれぞれの場合の位相および大きさの情報を測定し、この情報をプロットしてもよく、格納してもよく、または任意のフォーマットに変換してもよい。摺動短絡の各位置の場合の位相および大きさ（２つの数字）を参照表またはメモリ（ＲＡＭまたはＤＲＡＭ）に格納することが好都合である場合があり、一旦、すべての点が測定されると、数学計算を行い、次の組織状態測定に関する標準点を確立することができる。たとえば、標準点は、０、１または−１であってもよい。０°〜３６０°の位相変化を測定することを可能にするほど十分な較正点を測定し、測定可能な大きさに関して、−１〜１の範囲を広げることが好都合である。標準位置は、組織状態測定を行う前に、較正によって決定される。標準位置はまた、新たなケーブル‐アンテナアセンブリが発振器に接続されるときに、較正によって決定される。

種々の組織タイプに関する位相変化が大きい可能性があるため、広範囲にわたって測定すること、すなわち、３６０°までの位相変化を捕捉することが望ましいと考えられる。

使用時に、実際の組織状態測定が、標準点と比較され、アンテナの遠位先端部で見られるインピーダンスを確立する。

図２は、システムの残りに接続される自動較正デバイスの実施形態を示す。較正ユニット１００は、適切な固定取り付け機構１８０を用いて、発振器１０１０に対して外側に接続される。この取り付けデバイスは、ベルクロ（登録商標）のストリップ、ポペット／止
め金具機構または任意の他の適切な機械連結であってもよい。この構成において、較正ユニット１００、外科用アンテナ４００およびケーブルアセンブリ６００は、１回使用の使い捨て可能な品目を形成する。外科用アンテナ４００は、製造中に殺菌され、較正ユニット１００に組み立てられてもよい。実際に、較正ユニット１００およびケーブルアセンブリ６００の一部は、無菌の包装（図示せず）に収容されてもよい。較正処理中に、較正ユニット１００およびプランジャ１３０は、発振器１０１０に取り付けられ、ケーブルアセンブリ６００の近位端部は、発振器１０１０の中に収容される電子計装１０００（図１参照）の中に収容されるトランシーバに接続される。機械連結１４０は、プランジャ１３０をリニアアクチュエータ２００に接続するために用いられる。アクチュエータ制御装置３００は、電子計装１０００を用いて制御される。

較正ユニット１００は、２つのＲＦチョークを収容する。第１のチョーク１１０は、アンテナ４００が、挿入管１５０の壁と外科用アンテナ４００の外側被覆物との間に締り嵌めを必要とすることなく、挿入管１５０を介して較正ユニット１００の壁１６５に電気的に接続されることを確実にするために用いられる。たとえば、パリレンＣなどの生体適合性材料の層によって、外科用アンテナ４００を被覆することが望ましく、アンテナ４００の外側被覆物が、挿入管１５０の壁と密接な接触状態にある場合には、このコーティングは、こすり落とされることになる可能性があるため、締り嵌めを有する構成要素を設計するのではなく、チョーク１１０を用いることが好ましい。第２のチョーク１２０は、摺動付加（または滑動短絡）１２５と導波路共振器１６０の内壁との間に良好な電気短絡回路を提供すると同時に、プランジャを導波路共振器１６０に沿って自在に摺動することを可能にするために用いられる。

図３は、較正ユニット１００が発振器１０１０の中に収容される自動較正システムに関する構成を示す。図２と共通の特徴部には、同一の参照符号が付与される。この機構において、使い捨て可能な品目は、外科用アンテナ４００およびケーブルアセンブリ６００のみである。較正ユニット１００は、多くの外科用アンテナを較正するために用いられるという事実に起因して、挿入管１５０の壁に関して、外科用アンテナ４００用の無菌の環境を提供することが可能ではないと考えられ、したがって、較正の後で、はがすことができる無菌袋またはハウジングの内部に包装し、その結果、外科用アンテナ４００用の無菌の環境を提供することが必要であると考えられる。

図４は、外科用アンテナ４００および取り付けられたケーブルアセンブリ６００の一部を完全に包囲することができる無菌のカバー（袋たはハウジング）６５０を示す。図３に示された機構を用いて、外科用アンテナ４００を効果的に較正することを可能にするために、無菌のハウジング６５０の壁は、可能な限り薄く、外科用アンテナ４００の遠位先端部（放射空中線）の電気特性に悪影響を及ぼさない材料から構成される。すなわち、無菌のハウジング６５０に関して、較正手順を行うために用いられるマイクロ波周波数において、摺動負荷によって生成されるインピーダンスに対して電気的に透過性であることが望ましい。無菌のハウジング６５０の厚さは、外科用アンテナ４００が裂けたり損傷したりすることなく、挿入管１５０に嵌め込むことを確実にするために、制限される必要がある。第１のＲＦチョーク１１０は、外科用アンテナ４００の外壁が、挿入管１５０の壁に対して電気的に短絡されることと、ＲＦ漏れが最小限に抑えられることを確実にするのに役立つ。ＲＦチョーク１１０の有効性は、無菌のハウジング６５０の厚さを可能な限り薄く維持し、最適な較正周波数において低損失である無菌のハウジング６５０用の材料を用いることによって、強化されることができる。図３に示される機構において、プランジャ１３０は、機械連結１４０を用いてリニアアクチュエータ２００に永久に接続される。たとえば、無菌のハウジング６５０は、好ましくは０．２ｍｍ未満の厚さを有し、さらに好ましくは０．０５ｍｍ未満の厚さを有し、材料は、関心周波数において、好ましくは０．０００９未満、さらに好ましくは０．０００２未満の損失係数または散逸計数（ｔａｎ δ
）を有する。

較正ユニット１００内に収容される導波路共振器の内外にプランジャを移動するために用いられるアクチュエータ２００は、リニアモータ、可動コイルアクチュエータ、圧電デバイス、ステッピングモータまたは磁歪材料に基づくアクチュエータの形態をとってもよい。ここで展開されるシステムの場合には、電気機械アクチュエータ２００に関して、スミスチャートの周囲の完全な移動を可能にするほど長い十分なストロークを有する高解像度リニアアクチュエータであることが好ましかった。ＳＭＡＣ Ｅｕｒｏｐｅ Ｌｔｄによって作製される部品番号ＬＡＬ３５−０２５−７１Ｆを有するリニアアクチュエータが、適切である。

上記の実施形態を用いて行なわれることができる較正は、１ポート（単一ポート）較正である。可能な限り大きい負荷の範囲にわたって較正することが望ましい。処置（動的整合）および測定システム（組織状態／タイプの認識）を用いて行なわれる測定は、測定誤差を含み、これらの誤差は、２つのグループ、すなわち、系統的誤差およびランダム誤差に分けられることができる。ランダム誤差は、雑音（たとえば、システム内の構成要素によって生成される短絡雑音または熱雑音）、温度変動およびシステムにおける他の非決定的な物理変化に起因する反復不能な測定変動である。系統的誤差としては、マイクロ波回路（計装）機種構成における漏れ信号および不整合信号、標準信号経路と試験信号経（たとえば、トランシーバ回路５００において用いられるサーキュレータ）との間の分離特性、システム周波数応答が挙げられる。通常のマイクロ波測定システムにおいて、系統的誤差は、測定の不確かさの最も大きな原因である。安定した測定環境において、系統的誤差は、反復可能であって、較正によって補正される。測定較正中、一連の既知のデバイス（または標準）は、測定デバイス（この場合には、外科用アンテナの放射空中線）に接続される。系統的影響は、測定値と標準の既知の応答との間の差として決定される。一旦、特徴化されると、これらの誤差は、数学的に関連付けられることができる。

上記で開示された較正技術は、１ポート較正である。本願明細書に開示されるシステムもまた、１ポートシステムである。信号が低電力マイクロ波源からアンテナを通じて負荷まで送られ、負荷から反射される信号が測定される場合に行われる測定は、反射測定である。言い換えれば、単一ポートが、信号を送信し、同時に、生物組織負荷から反射される信号を受信する。この測定は、散乱変数測定と呼ばれることが多く、ここで行われる具体的な測定は、Ｓ_１１測定として既知の前方反射測定である。反射測定のダイナミックレンジは、測定ポートの指向性によって制限される。測定精度および測定感度を改善するために、これは、１ポート測定において存在する３つの系統的誤差の項、すなわち、指向性、源整合および反射トラッキングを測定して除去することができるため、１ポート較正を行うことが望ましい。図５は、理想的な場合の等価回路および誤差アダプタを示す。実際の散乱変数Ｓ_１１ａと測定結果Ｓ_１１ｍとの間の関係は、式１によって与えられる。

式中、Ｓ_１１ｍは、測定されたＳ_１１の値であり、Ｓ_１１ａは、実際のＳ_１１の値であり、Ｅ_Ｄは、測定システムの指向性からの誤差であり、Ｅ_ＲＴは、反射トラッキングからの誤差であり、Ｅ_Ｓは、源における不整合からの誤差である。

実際の反射測定が、行われた測定から導出されることができるような３つの系統的誤差の項を得るために、３つの式および三つの未知数を作成し、それを同時に解くことが必要
である。これを実現するために、３つの較正標準、たとえば、短絡回路、開回路および既知の負荷インピーダンスが必要とされる。たとえば、唯一の較正標準が用いられ、その較正標準は、たとえば、空気または短絡回路であってもよい場合には、測定精度および測定感度が、制限されることになる。本研究において開発された自動較正システムに関して与えられた好ましい実施形態において、複数の較正点は、所望のレベルの感度を与えるように測定される。

導波路システム内に可変リアクタンスを設けるように調整可能な短絡回路または摺動短絡回路（または摺動負荷）を作製する２つの方法はそれぞれ、図６（ａ）および図６（ｂ）に示されており、正規化された導波路入力インピーダンスＺ_ｉｎは、以下の式２によって与えられる。

式中、ｘは、短絡位置（メートル単位）であり、Ｚ_０は、導波路インピーダンス（オーム単位）であり、Ｘ_ｉｎは、リアクタンス（オーム単位）であり、λ_ｇは、管内波長（メートル単位）である。

Ｘ_ｉｎの任意の値は、導波路共振器１６０内の短絡位置ｘの適切な調整によって実現される。たとえば、ｘ＝λ_ｇ／４である場合には、リアクタンスは、無限（開回路）である。ベリリウムばね１２１、１２２が、可動壁１２５と導波路内壁１６５との間に良好な電気接点を構成するために用いられる場合の接触型調整可能導波路短絡が、図６（ａ）に示されている。この機構を用いることに関する欠点は、たとえば、埃粒子が、摺動接触の品質を落とす可能性があり、共振器の内外への過度の移動が起こった後、時間の経過と共に、短絡回路が断続的になり、異常な電気挙動をもたらす可能性がある場合には、雑音の多い接触問題を被る可能性があることである。これらの問題は、図６（ｂ）に示されるような非接触型調整可能短絡を用いることによって克服されることができる。この機構は、オーム接触がゼロ電流点でまたは無限インピーダンスの点で生じることを保証する。好ましい周波数で、Ｌ１およびＬ２の両方は、λ_ｇ／４（または（２ｎ−１）λ_ｇ／４）の長さである。Ｌ２線部分は、点Ａにおける短絡回路を接点Ｂにおける開回路に変換する。接点における任意の抵抗は、開回路と直列であり、したがって、結合のインピーダンスは、接触抵抗の値に関係なく、無限である。Ｌ１線部分は、無限インピーダンスを非接触型短絡の前面における短絡回路に変換する。短絡回路は、接触抵抗に無関係であるために、接触型短絡に関連付けられる異常な挙動は、回避される。上記の説明によれば、可動壁または可動短絡１２５は、導波路共振器１６０の内壁１６５に電気的に接続される。図６（ｂ）に示される機構において、摺動壁または摺動短絡１２５は、チョーク機構１２０に物理的に接続され、１２０は、２つの金属部分１２０ａおよび１２０ｂを用いて物理的に構成され、いずれの部分もプランジャまたはロッド１３０を用いて共に接続される。

図６（ａ）および図６（ｂ）に示される機構において、損失材料１２４が、摺動壁の背後に配置されることが示されている。この損失材料の目的は、構造からもれる可能性がある任意の残りのマイクロ波エネルギを吸収することである。図６（ａ）および図６（ｂ）は、摺動壁（短絡）１２５に接続されるプランジャまたはロッド１３０を示し、上記の壁を導波路共振器１６０に沿って移動することを可能にする。

導波路共振器内部のプランジャの移動の関数としてリアクタンスｊＸ_ｉｎにおける変動
は、図７において与ええられたスミスチャート上に図示されているとおりである。図７は、スミスチャートの外周の周囲に位置決めされる２８個の較正点を示す。点１および点１５はそれぞれ、短絡回路状態および開回路状態を表し、点２〜点１４は、誘導性リアクタンスの値を提供し、点１６〜点２７は、容量性リアクタンスの値を提供する。導波路共振器は、無損失であると仮定されている。すなわち、摺動短絡１２５が、外科用アンテナ４００の遠位先端部から離れるように横切るとき、挿入損失または伝送損失は、無視することができる。これは、実際には構成すべき妥当な仮定である。なぜなら、好ましい関心周波数（１４．５ＧＨｚ）で、スミスチャートの外周の周囲のすべて（発振器から源に移動し、再び発振器に戻り、短絡回路位置から開回路位置に移動し、再び短絡回路位置に戻る）を移動することが可能であることを必要とする横方向の移動が、約１０ｍｍであるからである。挿入損失を最小限に抑えるために、導波路共振器１６０の内壁１６５に銀メッキを施すことが好ましい。導波路共振器１６０が、損失材料から構成される場合には、損失は、より小さな直径の円または円ではなく螺旋の先端部が、スミスチャートの中心により近づく螺旋として、スミスチャート上に表される。

導波路チョークの動作の図解が、図８において与えられる。チョーク１１０の全長が、関心周波数における半波長である。遠端部１１０ａが物理的短絡回路であるために、電気短絡回路は、外科用アンテナが位置している領域１１０ｂの壁に配置される。この機構により、外科用アンテナ４００の外壁と較正ユニット１００との間の物理的接触を必要とすることなく、アンテナを較正ユニット１００の内部にアンテナホルダ１５０を通って挿入することが可能である。これは、外科用アンテナ４００の外壁が、生体適合性材料の薄層、たとえば、１０μｍによって被覆される場合に、特に好都合である。なぜなら、締り嵌め（または密な嵌合も含む）は、生体適合性材料を擦り取らせる可能性があるためである。短絡回路を形成するチョーク１１０の能力は実際には、ある程度、チョークの形状に左右される。矩形導波路部分の場合と同様に、ラジアル共振器の実際の周波数は、正弦関数ではなく、ベッセル関数によって決定されるために、たとえば、チョークが円形である場合には、内部半径と外部半径との間の差は、動作周波数における４分の１波長より少し大きい必要がある。したがって、軸に近い波長は、より長く、大きな半径の自由空間の場合と略同様になる。

図９は、摺動短絡回路１２５を用いて、外科用アンテナ４００の遠位先端部が、短絡回路と開回路との間の複数のインピーダンスに曝されることを可能にする較正システムの断面を示す。外科用アンテナ４００の遠位先端部に対する摺動短絡１２５の位置は、上記の先端部で見られるインピーダンスを決定する。導波路共振器１６０が、無損失構造である限り、見られるインピーダンスは、短絡回路（０Ω）、開回路（∞Ω）、誘導性リアクタンスまたは容量性リアクタンスのいずれかである。理論的には、すべてのインピーダンスは、関心周波数における波長の半分の摺動短絡１２５の移動によって実現される。半波長位置を過ぎるさらなる移動は、外科用アンテナ４００の遠位先端部を以前と同一のインピーダンスを見なすようにさせる。すなわち、３／４λは、開回路を与え、λは、短絡回路を与えるなどである。図９に示される機構において、外科用アンテナ４００の遠位先端部は、アンテナを位置決めするように用いられる小さな孔１６５ａの内側に嵌合させる。第１のチョーク１１０は、アンテナホルダ１５０の内壁と外科用アンテナ４００の外壁（または導体）との間に短絡回路を作製するために用いられる。第２のチョーク１２０は、導波路共振器１６０の内壁１６５と摺動短絡１２５との間に短絡回路を作製するために用いられる。プランジャまたはロッド１３０は、第２のチョーク１２０ａ／１２０ｂおよび摺動短絡１２５に取り付けられて、上記の摺動短絡１２５を導波路共振器１６０の内外に移動させることを可能にする。プランジャ１３０は、機械連結１４０を用いてアクチュエータ（図示せず）に接続される。

導波路共振器１６０のサイズは、較正手順を行うために、システムによって用いられる
周波数によって決定される。表１は、導波路共振器用の物理的寸法および導波路共振器を用いることができる周波数範囲を有する標準的な導波路共振器のリストを提供する。共振器サイズが、動作周波数範囲に関して必要とされるサイズより小さい場合には、電磁界は、導波路の内部に伝搬する可能性はなく、すなわち、波は遮断される。本願明細書において較正システムに用いられる好ましい実施形態は、導波路１７（ＷＲ７５）または導波路１８（ＷＲ６２）のいずれかであり、１４．５ＧＨＺ（好ましい関心周波数）における基本モード（ＴＥ_１０）動作を可能にする。表１における情報に基づき、他の周波数における動作は、同一の導波路または異なる導波路を用いて可能である。

動作周波数はまた、第１のチョーク１１０および第２のチョーク１２０ａ／１２０ｂの物理的寸法を決定する。本発明は、導波路共振器に関する矩形の幾何構成を用いることに限定されていない。円筒形または四角形の幾何構成または任意の他の適切な形状を用いることが望ましい場合もある。

較正周波数に関して、電磁波が導波路の内部を伝搬することができることを確実にするほど十分に高く（または用いられる導波路の幾何構成を十分に大きく）する、すなわち、用いられる周波数は、遮断周波数を超えるようにすることと、導波路が、関心周波数における最小量の電力損失（または挿入損失）を持ち込むことが望ましい。

たとえば、矩形導波路が用いられる場合には、広い壁の長さ（最長の長さ）は、関心周波数における波長の少なくとも半分でなければならず、または円筒導波路の場合には、直径は、関心周波数における波長の少なくとも半分である必要がある。

図１０（ａ）は、遠位先端部放射体（空中線）が、セラミック刃構造である場合には、導波路方アンテナ構造を較正するために用いられる可能性がある較正システムを示す。この図は、種々の用途向けに開発されたアンテナの遠位先端部の較正を行うことが可能であることを示している。言い換えれば、摺動短絡を用いた遠位先端部の較正を行う方法は、任意の適切に設計されたマイクロ波アンテナ構造における１ポート較正を行うために用いられることができる。

図１０（ａ）に示される較正ユニットは、２つのチョーク１１０、１１１を用いて、アンテナ構造４００が、アンテナホルダ１５０の内壁と外科用アンテナ４００の外壁との間で、物理的接触を必要とすることなく、アンテナホルダ１５０に電気的に短絡されることを確実にする。２つのチョーク機構の使用により、アンテナホルダ１５０および外科用アンテナ４００のために構成される孔またはチャネルの間の間隙から生じる（または間隙か
ら放射される）任意の電磁界の漏れを削減することができる可能性がある。較正ユニットはまた、摺動短絡１２５に接続される２つのチョーク１２０ａ／１２０ｂ、１２６ａ／１２６ｂを用いて、導波路共振器１６０の内壁１６５が、物理的接触を行う必要なく、摺動短絡に電気的に短絡されることを確実にし、したがって、摺動短絡が容易に導波路共振器１６０の内外に移動されることができることを確実にする可能性がある。２つのチョークの使用により、より良好な短絡回路が構成されることと、共振器から発する（または放射する）可能性がある任意の漏れ電磁界を最小限に抑えることを確実にする可能性がある。

用いられるチョークの数が多ければ多いほど、短絡回路が良好になり、漏れ電磁界が小さくなる。

図１０（ｂ）は、関心周波数における漏れ電力レベルに関して、複数のチョークを用いる影響を示す。チョークの数が増大すると、漏れ電力が減少することが分かる。半波長チョークを作製するために必要な正確な物理的長さは、１つの周波数において厳密に妥当であるだけに過ぎない可能性があるために、ここで与えられたチョーク機構は、単一周波数を用いるシステムに関して特に適切である。実際には、中心周波数の周囲の周波数における変動は、所望の短絡回路状態を作成するためのチョークの能力に著しく影響を及ぼさないが、周波数が、チョーク長さが半波長の正確な倍数である周波数から離れると、有効性が劣化する。ユニットが周波数の帯域にわたって動作するために必要である場合、またはチョークが、階段状の外形を有する可能性がある場合には、チョークの物理的長さは、中心にある周波数において半波長であってもよい。

図１１は、摺動短絡較正システムに関する特定の実施形態の側面の断面を示している。適切な寸法が示されているが、図面は、正確な縮尺ではない。第１のチョーク１１０、第２のチョーク１２０および摺動短絡１２５の有効性が評価された、コンピュータシミュレーションツール（ＣＳＴ）マイクロ波スタジオ（登録商標）を用いて、この設計はモデル化された。外科用アンテナの遠位先端部（図示せず）を短絡回路と見なすことを可能にするために必要な摺動短絡１２５の位置は、導波路共振器１６０の端部壁１２７から約４ｍｍであると分かった。アンテナホルダ１５０の内径は、２．２ｍｍの外径を有する同軸アンテナが、較正ユニットの内部に嵌合することを可能にするように選択された。２．３ｍｍの選択された孔の直径はまた、外科用アンテナが生体適合性材料の薄層、たとえば、パリレンＣの１０μｍの等角コーティングによって被覆されることを可能にする。位置決め孔１７２は、外科用アンテナの先端部が、較正ユニットの内部に位置決めされることを可能にするように穿孔された。孔１７２の深さは、外科用アンテナの大多数の放射単極（空中線）が、摺動短絡１２５に曝されることを可能にするように選択された。第２のチョーク１２０は、摺動短絡１２５と導波路の壁１６０との間に、良好な短絡回路を提供した。完全なアセンブリは、黄銅から構成された。黄銅は、低損失材料であり、比較的容易に機械加工されることができる。構造は、１４．５ＧＨｚの固定周波数で作動するように最適化され、図１１に示される構造に関して与えられた寸法は、構造で行なわれた電磁界のシミュレーションに用いられた。

図１２は、同一の特定の実施形態を示しているが、今度は端面図が与えられている。第１のチョーク１１０の下のアンテナホルダ１５０の内径は、３ｍｍまで増大されることが分かる。

図１３は、本発明の実施形態である摺動短絡導波路較正ユニットの全体的なアセンブリを示す。ユニットは、黄銅から構成され、４つの主要な部分から構成する。第１の部分は、上部ブロック１６６であり、アンテナホルダを挿入するの孔１５０を備え、Ｍ４×長さ３５ｍｍのキャップヘッドステンレス鋼アセンブリボルトを嵌合させるための８つの孔１５１、１５２、１５４〜１５９、直径４ｍｍ×長さ２５ｍｍの銀鋼ダウエルピンを嵌合さ
せるための２つの孔１６９ａ、１６９ｂおよびＭ４×２０ｍｍのキャップヘッドステンレス鋼ボルト用の１つの孔１５３を備える。

第２の部分は、上部ブロック１６６における孔に対応する孔を有する中間部分１６７であり、Ｍ２．５なべ頭ステンレス鋼ねじを嵌合させて、プランジャ取り付け板１３１を固定するための１つの孔１３５、第１のチョークおよび半分の導波路共振器１６０を形成するための圧延された凹部１１０もまた備える。

第３の部分は、プランジャアセンブリ１３０であり、摺動短絡１２５、第２のチョーク１２０ａ／１２０ｂ、後部１２４に取り付けられる材料（この材料は、内壁１６５と導波路共振器１６０との間、内壁１６５と第２のチョーク１２０ａ／１２０ｂとの間の不完全な短絡回路に起因して存在する可能性がある任意の漏れ電磁界を吸収するために用いられることができるマイクロ波エネルギ吸収材料であってもよい）のブロックを有するプランジャ取り付け板１３１、Ｍ２．５なべ頭ステンレス鋼ねじ１３２、１３３を嵌合させるプランジャ取り付け板における２つの孔１３１を備える。

第４の部分は、底部分１６８であり、アンテナ４００を嵌合させるための孔１５０（この孔は、外科用アンテナの一部が共振器を通って挿入することを可能にするだけである）、Ｍ４×長さ３５ｍｍのキャップヘッドステンレス鋼アセンブリボルトを嵌合させるための８つの孔１５１、１５２、１５４〜１５９、直径４ｍｍ×長さ２５ｍｍの銀鋼ダウエルピンを嵌合させるための２つの孔１６９ａ、１６９ｂ、Ｍ２．５黄銅同調ねじを嵌合することを可能にし、外科用アンテナの遠位先端部の位置を垂直平面において調整可能にし、較正ユニットを外科用アンテナ（空中線）の遠位先端部の設計における変動に適合させることを可能にする１つのＭ２．５ねじ孔１６１、Ｍ２同調ねじを嵌合させることを可能にする２つのＭ２ねじ孔１６２、１６３、導波路共振器１６０の第２の半分を備える。

Ｍ２黄銅同調ねじ１６２ａ、１６３ａは、同調スタブであり、外科用アンテナ構造内に収容される遠位先端部（空中線）の設計における変動に適合させるようにシステムを同調させるために用いられる。これらの変動は、作製工程における変動または異なる外科用アンテナ設計の範囲を較正する必要性に起因する可能性がある。同調ねじ１６１ａ、１６２ａ、１６３ａを入れることにより、外科用アンテナの設計における変動に適合させることを可能にすることに関して、較正ユニットを自在にすることを可能にする。較正ユニットは、外科用アンテナに限定されず、他の用途において用いるのに適切な類似の物理的幾何構成を有する他のアンテナを較正するために用いられてもよい。

図１４は、完全なアセンブリの別の図を示しているが、今度は、アセンブリは礎台１９０上に取り付けられ、礎台１９０はまた、電気機械アクチュエータ２００（図示せず）を取り付けるためにも用いられる。調整可能な外科用アンテナガイド１９５の一部が、ガイド取り付けねじ１９６、１９７と共に示されている。図１４はまた、アンテナホルダ１５０の中に挿入される外科用アンテナ４００を示している。外科用アンテナ４００の遠位先端部は、Ｍ２．５黄銅同調ねじ１６１ａの調整によって決定される高さに対して、Ｍ２．５ねじ孔１６１内部に嵌合されることが分かる。図１４はまた、機械連結１４０および摺動アクチュエータロッド２０１の一部も示す。

図１５は、調整可能な外科用アンテナガイド１９５を有する較正アセンブリを示す。また、外科用アンテナ４００は、較正アセンブリ１００に挿入されている様子が示されている。調整可能な外科用アンテナガイドアセンブリ１９５の支持部分が、外科用アンテナ４０と同軸ケーブルアセンブリ６００を結合するために用いられるマイクロ波コネクタ４１０の近くに位置決めされる。ケーブルアセンブリ６００の外径が、外科用アンテナ４００の外径を数桁超えるため、調整可能なガイド１９５の支持部分が、上記のコネクタ４１０
に近くなることが望ましい。したがって、ケーブルアセンブリ６００の重量によって生じる負荷が、外科用アンテナ４００の剛性の同軸部分を屈曲させる可能性があるか、または不必要な力が、シャフトの屈曲を結果的に生じる可能性があるアンテナシャフトに加わる可能性がある。図１５はまた、同調ねじ１６１ａ、１６２ａ、１６３ａ用の３つのねじ孔１６１、１６２、１６３の位置を示す。この図から、上記の同調ねじが下部から導波路アセンブリに挿入されることが分かり、したがって、礎台１９０は、上記のねじが、孔の内部にねじの最小の長さ分を挿入することが可能になり、較正ユニット１００が、平坦に位置することを可能とする厚さまたは高さを有する。礎台１９０からスロットを切削加工して上記の同調ねじを嵌合し、調整することを可能にすることが必要である。

図１６は、プランジャ１３０および第２のチョーク１２０ａ、１２０ｂを示す。この特定の実施形態において、銀鋼が、プランジャ１３０の材料として用いられ、第２のチョーク１２０ａ、１２０ｂが、黄銅から構成され、ロッド１３０の端部にはんだ付けされる。摺動短絡１２５の面は、はんだ付け処理に続いて機械加工され、はんだ継ぎ手における任意の不完全さを除去することと、１２５の面が平坦であることを確実にすることができる。取り付け板１３１はまた、較正アセンブリの残りの部分に構造を固定するために、プランジャ１３０に接続される。２つの固定ねじ１３２、１３３は、構造を所定の位置に保持するために用いられる。材料１２４の非金属ブロックは、取り付け板１３１に取り付けられる。１２４の目的は、導波路共振器１６０内の収容されるプランジャ１３０および第２のチョーク１２０ａ、１２０ｂから構成されるアセンブリを支持するためである。１２４用の最適の材料は、マイクロ波エネルギを吸収する材料、たとえば、Ｒ＆Ｆ Ｐｒｏｄｕｃｔｓ（ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｒａｎｄｆ．ｃｏｍ／ｒｆ ｆｏａｍ．ｈｔｍｌ）製のＲＦフォームであってもよい。これらのＲＦフォームは、反射損失または挿入損失に関して最適化されることができ、適切な材料の簡単な概要が、表２に与えられる。

これらのフォームは、レーダ吸収材料（ＲＡＭ）と呼ばれることが多く、材料は、電気特性および磁気特性が、離散周波数または広帯域の周波数におけるマイクロ波エネルギの吸収を可能にするように変化しているコーティングから構成される。

図１７は、自動較正ユニットの完全な機械的かつ電気機械的な実施形態を示す。電気機械アクチュエータ（リニアモータ）２００が、礎台１９０の上に取り付けられ、移動可能なシャフト２０１が、機械連結１４０を用いてプランジャ１３０に連結されることが示されている。コネクタ２１０は、電気機械アクチュエータ２００を駆動するために必要な電気入力信号を供給するために用いられる。これらの信号は、アクチュエータ制御装置３００によって作製される適切に調整された信号である。上記の制御装置３００は、比例制御
、積分制御または微分制御を提供して、利得を導入し、オーバシュートを防止し、高速アクチュエータ応答時間をそれぞれ提供してもよい。アクチュエータ制御装置３００によってアクチュエータ２００に提供される信号は、ディジタル信号プロセッサ／マイクロプロセッサユニット８００において導出または作製される信号に基づいており、これらの信号は、測定情報またはシステムに供給されるユーザコマンドに基づいている。

図１８および図１９は、外科用アンテナ４００の遠位先端部が異なるインピーダンスを受けることを可能にするために、導波路共振器１６０の内部で摺動短絡１２５を移動するのと同一の原理に基づく較正システムの別の実施形態を示す。この実施形態において、システムは、完全に機械的である。図１８は、ボールペンの動作において用いられるのと類似の収縮可能な機構を用いる機構を示す。図１８は、遠位先端部を短絡回路状態と見なすことを可能にするように設定される外科用アンテナ４００の遠位先端部に対する摺動短絡１２５の位置を示す。この位置は、導波路共振器１６０の壁に突起１３１を機械加工することによって実現され、ばね１３２の端部が永続的に取り付けられる（または依然として接触状態である）ことを可能にし、ばね１３２が張力を受けている場合であっても、依然として位置決めされることを可能にする。すなわち、ばねは、突起１３１の内径を突き抜けてはならない。ばね１３２の対向する端部は、プレート（またはディスク）１３３に取り付けられ、その直径は、ばね１３２の直径より大きく、ばねが上記のプレートを通り過ぎて延在することを防止し、したがって、ばね１３２は、突起１３１とプレート１３３との間の領域内に収容される。図１８に示される機構において、ばね１３２は、端部キャップ１３８を物理的に押すことによって圧縮され、弾性的に変形可能な部材１３６上の歯付き突出部１３９を凹部１３７ａに位置決めすることを可能にする。弾性部材１３６は、プランジャ１３０に永続的に取り付けられる。部材１３６に関して、プラスチック材料から構成されることが好ましい場合がある。スミスチャートの周囲のすべての点に関して、捕捉されることを可能にするために、突起１３１の位置は、摺動短絡が動作周波数で波長の少なくとも半分である距離を移動することを可能にするようものでなければならない。好ましくは、移動の許容可能な距離は、システムの正確な動作を確実にするために、関心周波数における１つの波長である。ブロック（またはボタン）１３４は、さらなる２つのばね１３５を用いて、導波路１６５の壁に取り付けられる。ブロック１３４およびばね１３５の目的は、部材１３６を変形可能にし、それにより、力がブロック１３４に加えられ、その内面を突出部１３９に対して押し付けることを可能にする場合には、突出部１３９を解放する。この動作が生じる場合には、ばね１３２は、少ない張力を受け、突出部１３９は、凹部１３７ｂ内に位置決めされる。図１９は、ばね１３２が解放され、突出部１３９が位置１３７ｂまで移動された場合の状態を示す。この状態において、摺動短絡１２５は、外科用アンテナ４００の遠位先端部を開回路状態と見なすことを可能にする距離分、外科用アンテナ（空中線）４００の遠位先端部から放される。ばね１３２は依然として、いくらかの張力を受け、可動短絡１２５の位置が固定され、導波路共振器１６０の内部で緩まない。図１８および図１９に示される機械的較正機構は、２つの較正点のみを測定することを可能にする。この場合には、２点は、開回路および短絡回路であるように示されているが、この機構は、これらの位置のみを測定することに限定されておらず、たとえば、移動が、源から発振器に向かって移動する短絡回路位置からの移動方向において、関心周波数における波長の８分の１を表すことになった場合には、外科用アンテナ４００の遠位先端部で見られるインピーダンスは、導波路共振器の特性インピーダンスに等しい誘導性リアクタンスとなる。

較正ジグまたはアセンブリ１００を外科用アンテナ４００に物理的に取り付けることが必要である場合には、考慮されることができる他の遠位先端部較正機構は、固定較正点を用いる機構である。固定インピーダンス環境または適切な較正標準を提供するために、外科用アンテナの遠位先端部に物理的または手動で取り付けられることができる複数の較正負荷を設計して、作製することが可能である。各既知の標準が、アンテナの遠位先端部を
異なるインピーダンスと見なすことを可能にする。少なくとも３つの既知のインピーダンス標準に関して、たとえば、開回路、短絡回路およびシステム（アンテナシャフト、ケーブルアセンブリ、マイクロ波構成要素など）の特性インピーダンスと同一であるインピーダンス、たとえば、５０Ωまたは７５Ωを用いることが好ましい。少なくとも３つの標準は、システム誤差（ＤＣオフセットなど）が、除去されることを確実にすることが好ましい。図２０は、固定点較正技術が外科用アンテナを較正するために用いられる機構を示す。較正ユニット１００は、外科用アンテナ４００の遠位先端部４２０が３つの異なる負荷インピーダンスを受けられることを可能にするために、適切に離隔される３つの突出部４１３を含む。外科用アンテナ４００は、アンテナを較正ユニット１００の内部の３つの一意の位置に位置決めすることを可能にする３つの溝４３０、４４０、４５０を含む。較正ユニット１００は、外科用アンテナ４００の幾何構成の周囲に設計され、較正ユニット１００の内壁１６５と外科用アンテナ４００の外壁との間の空隙が最小限に抑えられる場合には、外科用アンテナ４００が較正ユニット１００の内部に嵌合するようになっている。外科用アンテナ４００の３つの溝４３０、４４０、４５０のすべてが、３つのそれぞれの突出部４１３と接触状態にある場合には、外科用アンテナ４００の遠位先端部４２０が、短絡回路状態を受けやすいように、隣接する切欠きの中心（および対応する溝）の間の距離に関して、関心周波数における波長の４分の１または８分の１の奇数倍であることが望ましい。短絡回路状態は、アンテナの先端部が短絡した壁に対して押し上げられる場合、または先端部が艶消し部品にぴったり嵌合する場合に生じる可能性がある。

最後の２つの溝４４０、４５０が較正ユニット１００における対応する突出部４１３と接触状態にあるように、較正ユニット１００内の外科用アンテナ４００の位置が、調整される場合には、外科用アンテナ４００の遠位放射先端部４２０が、開回路状態と見なされる。最後の溝４５０のみが第１の切欠きと接触状態にあるように、位置が再び変更される場合には、放射先端部４２０によって見られるインピーダンスは、さらに再び変化する。隣接する切欠きの中心と溝との間の距離が、関心周波数における４分の１波長の奇数倍であることと、設定された有効導波路共振器１６０が、関心距離にわたって無損失であることを再び仮定すると、外科用アンテナ４００の放射先端部４２０は、再び短絡回路状態と見なすべきではない。

図２０における突出部４１３は、ばねによって提供されてもよい。したがって、図２０に示される概略的な突出部は、外科用アンテナ４００の外壁が押される場合に、玉軸受を完全に収容することができる溝によって置き換えてもよい。小さなばねにより、玉軸受を２つの位置を取るようにすることができる。第１の位置は、玉軸受が、導波路共振器１６０の壁１００に構成される溝の内部に押されて、外科用アンテナ４００を位置決めするか、または較正ユニット１００の内部に自由に移動することを可能にする場合である。第２の位置は、玉軸受が、外科用アンテナ４００の内部の溝４３０、４４０の内部に位置決めされ、外科用アンテナ４００を固定位置に位置決めして、放射先端部４２０を較正することを可能にする場合である。小さなばねのそれぞれの一方の端部が、そのそれぞれの玉軸受の表面に接続され、他方の端部が、較正ユニット１００の壁１６５に接続される。この接続は、接着の使用、溶接、はんだ付けまたは任意の他の適切な手段によって行なわれてもよい。外科用アンテナ４００が、較正アセンブリ１００の内部に位置される場合には、玉軸受の一方の半分（半球）に関して、対応する溝４３０、４４０を完全に満たすことが好ましい場合がある。小さなばねに関して、較正ユニット１００の共振器１６０の内部の外科用アンテナの移動を防止するために、実際に可能である程度に剛性であることが望ましい。

図２０に示される実施形態において、導波路共振器に関して、より高次の伝搬モードではなく、基本伝搬モードを支援することが好ましい。動作周波数が十分に高いか、または導波路構造が十分に大きく、これにより幾何構成（直径または広い壁）が関心周波数にお
ける２半波長以上の物理的寸法を有することを可能となる場合には、より高次の伝搬モードは存在するだけであるため、基本モードのみを伝搬できることが可能となる。

図２０における較正ユニット１００に関する適切な材料としては、アルミニウム、銅、黄銅、銀メッキ鋼、銀メッキアルミニウムまたは金メッキニッケルが挙げられる。

一定の用途において、１つの較正点のみを用いて、アンテナ４００の遠位先端部４２０を較正することが適切である場合がある。この機構が適切であると考えられる用途としては、材料の特性間に大きな差がある場合、たとえば、１０Ω〜１ｋΩのインピーダンスの実数部分における変化が存在する場合または固定較正点に対して参照される正確な位置ではなく、差を測定するために必要であるに過ぎない場合には、材料タイプまたは特性の区別が挙げられる。必要な速度感度に応じて、ここで作製される処置／測定システムに関して、動的組織インピーダンス整合および組織状態認識を行うために、単一点較正を用いることが可能であってもよい。図２１は、外科用アンテナ４００の中心導体４２１が、導波路共振器１６０の中に突出する場合の単一点較正機構の実施形態を示している。示された機構において、共振器の長さは、関心周波数における４分の１波長の奇数倍であり、中心導体４２１の先端部を開回路負荷とみなすことを可能にするために用いられてもよい。導波路共振器１６０を充填するために用いられる材料は、空気であるが、他の材料が用いられてもよい。関心周波数における高い比誘電率を呈する材料で共振器を満たし、上記の共振器が基本伝搬モードを支援することが可能であると同時に、共振器の物理的寸法を可能な限り小さく維持することが望ましいと考えられる。別の実施形態において、中心導体４２１の遠位先端部は、較正アセンブリ本体の壁１６５と接触し、上記の先端部４２１が短絡回路負荷に曝されるようにすることを可能にしてもよい。この場合には、較正材料４２１に関して、壁材料１６５と同一であることが好ましく、この材料に関して良好な導体であることが好ましい。２つの材料は同一であり、良好な導体の特性を呈する場合には、外科用アンテナ４００の放射部分（空中線）４２０の全体的な遠位先端部および中心導体４２１の先端部が、短絡回路負荷と見なされる。

図２２は、上述である導波路負荷または導波路共振器ではなく、同軸負荷を用いる単一点較正機構を示す。外科用アンテナ４００の遠位放射先端部４２０に接続される短絡回路負荷または較正点の同軸バージョンは、図２２（ａ）に示される。

同軸短絡回路負荷は、金属プレート１６５ａで放射先端部４２０の端部を終端することによって実現される。上記のプレート１６５ａは、横電磁（ＴＥＭ）モードに関連付けられる電界が０である境界を作成する。したがって、反射係数は、−１であり、短絡回路用の反射係数である。低周波数で、内側導体の先端部をアンテナ４００の外側導体に接続して、良好な短絡回路負荷を得ることが可能であるが、本研究において考慮されるマイクロ波周波数では、ワイヤのインダクタンスに関連付けられるリアクタンスが感知できるほどのものとなり、電界の一部は、４２０の端部から放射され、したがって、終端インピーダンスに抵抗成分を加える。開回路負荷の同軸バージョンが、図２２（ｂ）に示される。この機構において、較正固定具の壁１６５は、放射先端部４２０を通り過ぎて延在し、構造の端部から発する放射線を防止する。この場合には、較正固定具の内径は、円形導波路が最も高い関心周波数において遮断周波数未満であるように選択されなければならない。長さＬは、少なくとも２０ｄＢだけ基本モード（ＴＥ_１１）を減衰するほど十分であるように選択され、すべてのモードが少なくともこの量だけ減衰され、したがって、無視できる放射線が、構造の端部で生成されることを保証するようにすべきである。

摺動短絡回路負荷の同軸バージョンが、図２２（ｃ）に示される。この機構において、金属チューブ１６５は、外科用アンテナ４００の外側導体の上を摺動し、４００の外壁と１６５の内壁との間の良好な電気接点が、ベリリウム銅ばねフィンガ１６７を用いて構成
される。この摺動短絡機構は、放射アンテナ部分４２０の遠位先端部で見られるリアクタンスを変化させるために用いられてもよい。０Ω（短絡回路）から∞Ω（開回路）までのリアクタンスのすべての値が、関心周波数（または較正周波数）で波長の半分に等しい距離にわたって摺動負荷を移動することによって利用可能である。半波長の移動は、−１〜＋１までの反射係数における変化にそれぞれ対応する。放射アンテナ部分４２０の遠位先端部が、摺動短絡に取り付けられる端部プレート１２５と接触状態である場合には、短絡回路負荷が生成されることが仮定される。図２２（ｃ）に示される機構は、無損失伝送線のインピーダンス変成特性の利点を活かす。

図２３は、較正負荷が、アンテナおよびケーブルアセンブリパッキングシステム内に組み込まれる場合の単一点較正機構を示す。図２３に示される機構において、放射アンテナ部分４２０は、安定較正負荷を提供するために用いられる材料６５５によって包囲され、上記の較正負荷６５５は、ケーブルアセンブリ６００および外科用アンテナ４００用の無菌のハウジング（または無菌の環境）６５０を提供するために用いられる材料とは異なる。作製処理を簡単にするために、較正負荷６５５および無菌の包装６５０に関して、同一の材料を用いることが望ましい。放射先端部４２０は、較正材料６５５（６５０）内部に完全に浸漬される必要があり、システムが既知の負荷に対して較正されることを確実にするために、４２０と６５５（６５０）との間の空隙がないことを保証しなければならない。また、６５５および／または６５０に関して用いられる材料の電気的かつ機械的構成に対して考慮されなければならない。材料特性における変動を最小限に抑えるために、たとえば、放射先端部４２０の周囲の材料の密度に関して、材料が一致しなければならない。たとえば、低密度ＰＴＦＥは、押し込まれるときに、比誘電率のその値をわずかに変化させる可能性がある。図２３に示される機構は、外科用アンテナ４００の近位端部に接続されるＳＭＡ雌型６５１およびケーブルアセンブリ６００の遠位端部に接続されるＳＭＡ雄型６５２によって、外科用アンテナ４００に接続される可撓性ケーブルアセンブリ６００および外科用アンテナ４００の遠位放射先端部４２０を覆う第１の材料（較正材料）６５５を示す。完全な構造は、無菌の袋またはハウジング６５０に囲まれる。較正手順が終了し、外科用アンテナ４００は、患者に処置を施すために用いられる準備が整うまで、アセンブリは依然として、無菌のハウジング６５０の内部にある。

本研究において開発された電気外科的システムの較正に関連する完全な処理は、以下の通りであってもよい。

１．可撓性ケーブルアセンブリ６００を外科用アンテナ４００に接続する（あるいは、これらは、一体部品に形成されてもよい。）
２．ガンマ線または蒸気滅菌（または他の既知の滅菌方法）を用いてケーブル／アンテナアセンブリを滅菌する。

３．較正負荷材料を遠位先端部４２０に取り付ける（なお、較正負荷材料は好ましくは、生体適合性であり、滅菌される。上述したように、この材料は、無菌の包装のために用いられる材料と同一であってもよい。）
４．無菌の袋またはハウジングの内部にアセンブリを配置する。

５．ケーブルアセンブリ６００の近位端部１０１１を発振器１０１０の出力ポートに取り付ける。

６．発振器１０１０に対する命令を送り、ユーザインターフェイス９００を介してシステム較正処理を起動する（これらの命令は、自動的に起動されてもよい）。

７．較正を行い、放射先端部を信号処理ユニットまで効果的に移動することを可能にす
る。

８．無菌の袋（またはハウジング）およびその中に収容される較正負荷を除去する。
９．外科用アンテナ４００はここで、種々の組織特性または状態を測定するために、および／または固定インピーダンス源および組織間の動的インピーダンス整合を用いて、制御されたエネルギによって腫瘍を破壊するために、患者の体内に挿入するための準備が整えられ、制御の機構は、外科用アンテナ４００の遠位放射線部分（空中線）４２０で測定された状態に基づいている。

さらなる機構は、外科用アンテナ４００の端部にねじ込まれることができる固定較正負荷を用いてもよい。特定の実施形態において、外科用アンテナ４００の外壁の上に置き、整合ねじを用いて、ねじ孔を有する較正負荷を構築し、２つの部品の間で良好な接触を行うことを可能にしてもよい。較正負荷は、電磁シミュレーションツールを用いて、外科用アンテナ４００の遠位放射部分（空中線）４２０が、開回路インピーダンスと短絡回路インピーダンス（実数、虚数または複素数）との間の任意の離散的な負荷とみなすことを可能にするように設計されてもよい。この概念は、共に接続される（可能であれば背中合わせに）負荷の上に２つのねじを備え、これにより非自動の２点較正を行うことを可能にする較正器具を提供するように、さらに拡張されてもよい。この場合には、放射先端部４２０を開回路インピーダンスおよび短絡回路インピーダンスと見なすことを可能にするように、較正負荷を設計することが望ましい場合がある。この考えは、複数の較正負荷を含む「星」形状の較正器具を構築することによって、複数のそのような固定負荷までさらに拡張することを可能にする。この概念は、システムが非無菌の環境において用いられることになっている用途、および／または訓練を受けた手術スタッフが、手動較正ルーチンを行うために利用可能である用途を有する場合がある。ねじ機構を用いる考えに対するさらに別の拡張は、較正負荷のねじの長さを延ばし、外科用アンテナを較正負荷に螺着する処理中に、較正ルーチンを行うことになっている場合がある。一旦、２つの部品が、ねじを数回転することによって固定接続（または嵌合）されると、較正負荷がアンテナの外側シャフトにさらにねじ込まれるときに、インピーダンスにおける変動が、遠位放射先端部４２０によって見られる。較正負荷が、放射先端部４２０に完全にねじ込まれるときには、アンテナは、複数の負荷が見られる（または複数の負荷に曝され）、複数の較正点を測定することを可能にする。対向する方向においてこの機構を用いること、すなわち、遠位放射先端部が較正標準の端面と嵌合するまで、最初はアンテナのシャフトに完全に較正負荷をねじ込み、次に、アンテナシャフトをねじって外している間に、複数の較正点をとることが好ましい場合がある。較正負荷のねじの内部にピンまたはストップを配置し、較正を複数の固定較正インピーダンスで行うことをできるようにすることもまた、可能であると考えられる。この考えの特定の実施形態は、バネを用いてピンを較正負荷の内部に押し込み、放射部分４２０の先端部を位置決めし、一旦、位置が求められると、先端部が較正処理を行うことを可能にするように位置決めされている領域からピンを移動させるように構成されてもよい。ねじに沿って位置決めされる複数のピンであってもよく、それぞれは、ばね負荷がかかっており、先端部が較正点を測定する前に位置決めされる領域からピンを移動させることを可能にする。この較正処理は、各較正点を測定するために２つの機械的調整または手動調整を行うこと、すなわち、所望の位置に対応するばね負荷ピンをアセンブリに押し付け、新たな較正位置に達するまで、アンテナ（または較正負荷）をねじることを必要とする場合がある。

本発明は、摺動短絡（または摺動負荷）機構または較正の他の上述の手段、たとえば、具体的な外科用アンテナ構造用に特別に設計された独特の負荷、たとえば、必要な遠位先端部較正を行うために、開回路および短絡回路を設けるためのペン構造（上述）を用いることに限定されないことを、上記から理解すべきである。較正負荷および／または包装材料として空気を用いること、たとえば、包装中にアンテナの遠位先端部の周囲に配置され
る無菌のフォームおよび／または他の適切で安定した較正材料を用いることが可能である場合がある。一部の場合において、１つの較正負荷のみを用いることが可能である場合があり、この負荷は、外科用アンテナ用の無菌の包装であってもよい。たとえば、出力コネクタに接続される短絡回路を用いて、発振器端部においてさらなる較正を行うことが可能であり、望ましい場合がある。具体的な手順は、第一に、発振器の出力ポートに接続される短絡回路端子に対して発振器を較正し、第二に、短絡回路端子をケーブルおよびプローブアセンブリに置き換え、次に、自由空間または空気によって負荷がかけられた外科用アンテナの遠位先端部に関して、再び較正を行うことであってもよい。この具体的な機構において、短絡回路は、開回路または非端子型出力コネクタで置き換えてもよい。採用される具体的な較正は、システムの信号対雑音比に左右され、特性の負荷または材料の変化によって生じる差の程度が、測定される。

ここで導入された較正システムは、金属、たとえば、アルミニウム、黄銅または銅の固体ブロックから機械加工されることができる。上記の固体ブロックはまた、たとえば、銀または金でメッキされ、伝搬する電磁波に関して低損失環境を提供してもよい。

表面が、金属材料で被覆される場合には、較正システムに関して、プラスチック材料を用いて作製されることが好ましい。高い割合の電磁界が、構造の内部に伝搬し、伝導損失が最小限に抑えられることを確実にするために、金属化の厚さに関して、動作周波数で少なくとも複数のスキンデプスであることが好ましい。たとえば、金属化の厚さが、５スキンデプスである場合には、電磁エネルギの９９％が伝搬する。たとえば、１４．５ＧＨｚの動作周波数および銅導体を用いると、必要なスキンデプスは、０．５０６μｍであり、したがって、５スキンデプスに等しい厚さの層を実現するために、必要な厚さは、２．５３０μｍである。

作製目的用のプラスチック成形型または器具を作製することが望ましい場合がある。作製および組立を容易にするために、構造を２つの部分に分割し、金属化処理を簡単にすることが好ましい場合がある（開いた構造の場合には、一様な厚さの金属化を行うことがより容易であるはずである）。この場合には、構造を２つの等しい部品に分割し、電界がゼロである導波路部分の広い壁に沿った分割を行うことが好ましいであろう。次に、金属ねじまたは金属接着剤またはこの２つの組み合わせを用いて、２つの半型を共に接合することが可能である。シーム（または継ぎ目）に沿った電界の漏れが最小限抑えられることを確実にするために、放射スロットまたは空中線として作用することから存在する任意の間隙を防止するために、動作周波数で波長の８分の１（または４分の１）だけ離隔してねじを配置することが望ましい。金属化されたプラスチック構造はまた、較正システムの重量を最小限に抑え、作製コストを削減する利点を有する。また、較正アセンブリは、電流が中心線を流れないように、２つの部品を注意深く嵌合する限り、投入成形による作製のために、中間で分割されることが可能であり、したがって、接合を行う必要はない。較正システムが使い捨て可能な品目であると予想されることを考えれば、これらの２つの態様は、製品作製段階中、著しい利点を提供する可能性がある。

本願明細書に開示される較正技術は、１ポート反射検出方法を用いる。言い換えれば、信号が、低電力マイクロ波源からアンテナを通じて負荷に送信され、負荷から反射される信号が測定される場合には、行われる測定は、反射測定である。この測定は、散乱変数測定と呼ばれることが多く、ここで行われる具体的な測定は、Ｓ_１１測定として既知の前方反射測定である。反射測定のダイナミックレンジは、測定ポートの指向性によって制限される。測定精度および測定感度を改善するために、これは、１ポート測定において存在する３つの系統的誤差の項、すなわち、指向性、源整合および反射トラッキングを測定して除去することができるため、１ポート較正を行うことが望ましい。

図３９は、実際の散乱変数Γ_{Ａｃｔｕａｌ}と測定結果Γ_{Ｍｅａｓｕｒｅｄ}との間の関係に関する別の表現を示す概略図である。概略図から、以下の式を導出することができる。

式中、Γ_{Ｍｅａｓｕｒｅｄ}は、測定されたＳ_１１値であり、Γ_{Ａｃｔｕａｌ}は、実際のＳ_１１値であり、Ｅ_ｄは、測定システムの指向性からの誤差であり、Ｅ_ｔは、反射トラッキングからの誤差であり、Ｅ_ｓは、源における不整合からの誤差である。

式３における項のすべては、複素数である。実際の反射測定を行われる測定から導出することができるように、３つの系統的誤差の項に補償する１つの手法は、３つの未知数を有する３つの式を作成し、同時にそれらの式を解くことである。これは、３つの既知の較正標準、たとえば、短絡回路、開回路および既知の負荷インピーダンスを用いることによって達成されることができる、
別の解決策は、３つ以上の較正標準に関するΓ_{Ｍｅａｓｕｒｅｄ}を、参照プローブを用いて測定される標準に関する既知の値と比較することによって、３つの相対的な誤差の項（Ｅ_ｄ’、Ｅ_ｔ’およびＥ_ｓ’）に関する値を決定することによって、マッピング関数を得ることである。式３は、３つの既知数および３つの測定された複素インピーダンスの項における相対誤差に関する表現を与えるために操作されることができる。

次の測定に関して、マッピング関数は、参照プローブを用いて測定された種々の材料（たとえば、生物組織タイプ）に対応する値の格納された集合との比較のため、複素インピーダンス値を得るために適用される。

３つよりも多い較正標準が用いられる場合には、マッピング関数は、より正確である可能性がある。

図４０および図４１は、以下で説明される液体較正標準がきわめて正確な反復可能に得ることができる複素インピーダンスを提供することを実証するその上にプロットされたデータに関するスミスチャートである。各スミスチャートには、１１個のデータ点からなる３つの集合がある。データ点からなる各集合は、同一のプローブを用いて測定される一連の１１個の較正標準に関する。各系列における１１個の較正標準は、表３に示される割合における（同一の源からの）水および加メチルエタノールの混合物である。

以下の手順が、較正標準を調合するために用いられた。

―２つの５ｍｌのＢａｘａ Ｅｘａｃｔａ−Ｍｅｄディスペンサが、液量を個別に測定して、水‐加メチルエタノール濃度サンプルを一連の試験管の中で混合するために用いられた。

―表１に示されているように、サンプルは、水および加メチルエタノールの混合物から得られた。１００％（１０ｍｌ）の水サンプルから始まり、残りの１０個のサンプルは、加メチルエタノールを１０％（１ｍｌ）増量し、水を１０％（１ｍｌ）減量することによって形成された。

―すべての液体サンプルが、１０ｍｌの液量に構成された。１０ｍｌの液量が、調合を通じて維持されることを確実にするために、測定は、ディスペンサから特定のレベルで行なわれた。これは、ディスペンサの液体残留における任意の変動を最小限に抑え、したがって、濃縮混合物を所望の量に近い量に維持する。

―すべての試験は、室温で行われた。
―調合された標準は、液体の気化を防止し、濃度成分を維持するために、堅く蓋をされた状態であった。

―プローブは、Ａｇｉｌｅｎｔ ８５１３１Ｆ ３．５ｍｍ可撓性試験ポートケーブルに直接接続された。これは、測定精度を維持し、動的なケーブルの屈曲に起因する位相および大きさにおける変動を最小限に抑えるために、万力で締め付けられた較正された。

―すべての複素インピーダンス測定は、１４．５ＧＨｚのスポット周波数で行なわれた。

―液体濃度を維持するための試験管は、試験ポートケーブルを万力に対して締め付けて、測定雑音を最小限に抑えることによって、測定中に固定位置に固定された。

―プローブは、１ｃｍより大きい深さで、材料に挿入され、試験管の中間に保持された。

反射測定を記録して分析するために用いられるネットワーク分析器および較正キットはそれぞれ、Ａｇｉｌｅｎｔ ８７２０ＥＴおよびＡｇｉｌｅｎｔ ８５０５２Ｂであった
。

図４０は、３つの系列の較正標準に関して測定された実際のデータを示す。図４１は、（たとえば、位相のみの誤差を導入することができるケーブルなどにおけるねじれを補償するために、）位相補正後のデータを示す。データの３つの集合は、図４１に互いに重なっており、較正標準が一貫した反復可能に得ることができる複素インピーダンス値を有することを示している。

図４２〜図４４は、３つの異なるプローブに関する較正標準の反復可能な一貫性を十書する図である。

図４２は、３つのプローブに関して上述した１１個の較正標準の測定された複素インピーダンスをその上にプロットしたスミスチャートである。１１個のデータ点からなる各系列は、一貫して時計回りの分布を有する。各プローブの分布の時計回りの移動における差は、各プローブ構造に関する特性インピーダンスにおける製造許容差に起因する可能性がある。スミスチャートにおける測定されたインピーダンスの分布の移動が反復可能であるならば、これらの許容差を数学的に補正することができる。このチャートにおけるデータは、較正標準が、異なるプローブに関する較正に適した複素インピーダンス値の範囲を作成することを示している。

どれほどうまく液体混合物が再現されるかを評価するために、１１個の較正標準からなる新たに調合された系列ごとに、４つの異なるプローブを用いた測定が、５回繰り返された。

４つのプローブに関する液体濃度に対してプロットされた測定された複素インピーダンスの実数部分および虚数部分がそれぞれ、図４３および図４４に示されている。各プローブに関して、５回の反復実験のそれぞれの場合の１１個のデータ点からなる集合は、実質的に同一の線に沿って下がっている。このことは、液体濃度に関する反復可能なインピーダンス変化を示している。試験中の４つのプローブ（ここでは、プローブ番号＃１１０、＃１１７、＃１４２および＃１４５として印される）に関する平均標準偏差が、表４において与えられる。

上述したように、加メチルエタノール（または変性アルコール）は、エタノール（〜９０％）およびメタノール（〜１０％）の混合物である。この材料の組成は、メーカまたは処理制御に応じて、変化してもよい。これは、較正標準のインピーダンスにおける計量不能な変化を生じるという欠点を有する可能性がある。

別の実施形態において、工業用無水エタノール（すなわち、９９．９％のエタノールを含有する）は、その純度に起因して、より適切な液体較正標準を提供するために用いられる。さらなる安定性および再現性のために、無水エタノールが、脱イオン水と混合される
。脱イオン水は、蒸留水に類似である。脱イオン水におけるイオン有機不純物および無機不純物の両方がないことは、生物医学的に扱いやすいと思われる。さらに、それはまた、腐食作用を受けにくい。較正手順中に、プローブを液体に連続的に浸漬することができるため、これは、有益な特徴である。混合物の特性を正確に認識することによって、較正負荷変動に起因して、測定システムにおける誤差を削減することを可能にする。

図４５は、同一のプローブを用いて測定される２つの複素インピーダンス分布を示すスミスチャートである。各分布は、一方では水道水と加メチルエタノールの混合物および他方では脱イオン水と無水エタノールの混合物に対応する５つのデータ点を有する。用いられる無水エタノールは、Ｅｔｈｉｍｅｘ Ｌｔｄ，ＵＫから入手された。

いずれの分布も類似の傾向に従い、それぞれ、加メチルエタノールまたは純粋エタノールの濃度の増大と共に、時計回りするように曲線を描く。しかし、無水エタノール混合物は、より広いダイナミックレンジを提供する。これは、明確に、加メチルエタノールと比較される無水エタノールの複素インピーダンスにおける差のためである。図４５は、イオン（不純物）がないことが、脱イオン水の抵抗率を増大させる可能性があるという事実にもかかわらず、１００％の水方面に向かう２つの分布の値がきわめて類似していることを示している。図４５から、脱イオン水におけるイオン成分の存在は、インピーダンスにおける変動をほとんど生じないように見える。したがって、脱イオン水は、較正標準として水道水に対する実行可能な代替物として作用する可能性がある。さらに、地域ごとまたは国ごとの水道水のイオン成分における任意の変化は、大きな誤差を生じないと考えられる。にもかかわらず、無水エタノールおよび脱イオン水を用いることにより、較正精度を維持すると同時に、誤差補正手順を改善するのに役立つ可能性がある。

図４６は、脱イオン水／無水エタノール液体混合物の再現性を実証するグラフである。この場合には、同一のプローブが、５つの較正標準からなる３つの集合を測定するために用いられた。この実施形態において、較正標準は、表５に示されている組成を有する各１０ｍｌであった、

脱イオン水および無水エタノールは、水道水および加メチルエタノールほど容易に混合しない。しかし、一貫した（実質的に一様な）解決策は、２つの液体を完全に混合し、次に、測定を行う前に、混合物を処理するすることによって得ることが可能である。

測定された複素インピーダンスの実数部分および虚数部分が、較正標準の３つの集合に関して、図４６に示されるチャートでプロットされる。このチャートは、０．１２（実数部分）および０．１６（虚数部分）の平均標準偏差を有する無水エタノール濃度の増大に関する反復可能なインピーダンス変化を示す。

図４７〜図４９は、異なるプローブを用いて行なわれる未知の材料の測定を道の材料を特定するために用いることが可能であると考えられる一貫した（反復可能な）位置にマッ
ピングするために、較正をどのように用いることができるかを示している。たとえば、較正が、参照プローブを用いて行なわれる場合には、次のマッピング測定は、参照プローブを用いて予め定められ、たとえば、システムによって格納される種々の材料に関するインピーダンス値と比較されてもよい。

以下の実験において、既知の組織タイプが、用いられた。実験は、上述の較正技術を用いて生成されたマッピング関数が、異なるプローブを用いて行なわれる複数の測定をその組織タイプを代表する一貫した位置にマッピングすることができることを示している。

この実験において、１つのプローブ（番号＃１４５）が、参照プローブとして用いられた。参照プローブは、サンプルにおける種々の材料の複素インピーダンスを測定するために用いられた。実験において、材料の層状構造は、透明なプラスチックホルダの内側にゼリー‐水溶液に包含された。試験材料は、ゼリー、ソーセージ、ラード、豚肉および鶏肉だった。豚肉として最大のカテゴリを形成した豚組織は、人間の組織に最も似ている。

図４７は、プローブ番号＃１４５を用いて材料に関して測定された複素インピーダンスを示すスミスチャートである。測定は、空気、鶏肉、豚肉およびゼリーに関する測定材料において位置を変化させるとき、一貫した複素インピーダンスが得られることを示している。しかし、最大の不一致は、ラードに続いてソーセージ肉において第２の最大の変動が記録された。

ラードはより損失が少なく、この記述は、図４７に示されるスミスチャートで確認されることが理解され、ラードのインピーダンスは空気のインピーダンスに近く、空気もまた低損失媒体であることが分かる。インピーダンス測定は、病気の組織モデルにおけるプローブ先端部の位置に敏感になるため、ラードに関する不一致は、層状構造においてラードを包囲する他の材料に対するその近接性に起因している。他方、ソーセージ肉は、測定インピーダンス値において顕著な不確かさに寄与する可能性がある種々の他の添加物および材料からなる。

表６は、プローブ＃１４５を用いて、病気の組織モデルにおける測定複素インピーダンスに関する実数部分および虚数部分に関する平均標準偏差値を与える。

３つの異なるプローブ（プローブ番号＃１１０、＃１１７および＃１４２）が、上述した技術を用いて、プローブ番号＃１４５によって較正された。この場合には、較正は、液体較正標準として加メチルエタノールおよび水道水を用いたシステムで行なわれた。３つの標準が、用いられ、表７に記載されたような組成を有する。

マッピング関数は、試験プローブのそれぞれに関して決定された。各マッピング関数は、そのそれぞれの試験プローブに関する較正標準の測定値を参照プローブ（ここでは、プローブ＃１４５）によって測定された対応する較正標準の値にマッピングするように作用する。

較正されたプローブは次に、上述の層状構造における材料の複数の複素インピーダンス測定を行うために用いられた。各プローブに関して、各材料で行われる測定の平均値が、決定され、較正マッピング関数を用いて、図４８に示されたスミスチャートにプロットされる出力値にマッピングされた。

したがって、図４８は、調合された較正標準を用い、マッピング関数を用いた誤差補正に従って、完全な較正標準が行なわれた後の３つの試験プローブ（プローブ番号＃１１０、＃１１７および＃１４２）および参照プローブ（番号＃１４５）に関する層状構造における種々の組織タイプの複素インピーダンスに関する全体的な平均測定値を示す。

図４９は、図４８のスミスチャートの中心の拡大図であり、プローブに関する平均値が誤差補正後にどのように焦点に合わせられているかをさらに詳細に示している。表８は、プローブ番号＃１１０、＃１１７、＃１４２および＃１４５を用いて、病気の組織モデルにおける複素インピーダンス測定の実数部分および虚数部分に関する平均標準偏差値を与えることによって、これを定量化している。

測定／切除システム構成
以下の節は、伝送経路における小さな振幅信号を用いる間に、外科用アンテナの遠位先端部において見られる信号の位相および大きさにおける小さな反復可能な変化を検出することを可能にするＷＯ２００４／０４７６５９に記載されるシステムの強化を開示している。これらの変化の検出により、測定モードにおいてシステムを動作する間に、組織の損傷の可能性を防止することができる。本発明の遠位先端部較正は、本願明細書に記載した敏感なトランシーバおよび安定周波数源を用いることができるため、本願明細書に記載されたシステムは、上述した自動較正の考えに関連付けられることができる。

この節は、トリプルスタブ同調フィルタと放射アンテナ（空中線）の遠位先端部との間に設定される空洞共振器の動作の分析を開示している。本願明細書において与えられた分析は、同調フィルタ（トリプルスタブチューナ）の出力を外科用アンテナの入力に接続するために用いられるマイクロ波ケーブルアセンブリの物理的長さまたは挿入損失を変化させる影響に対処する。発振器電子機器（チューナ）と外科用アンテナとの間で長さ２ｍまでの低損失可撓性ケーブルアセンブリを使用するための能力（低損失導波路が用いられる場合には、これは増大する可能性がある）は、情報を測定するため、または微細な組織構造の効果的な処置を行うために、生物学的システムの感知領域において小さなアンテナ構造を操作することが必要である用途、健常組織構造または隣接する組織構造に対する巻き添え被害が望ましくは最小限に抑えられる用途において、システムを用いることを可能にすることに関して、有益である可能性がある。組織のインピーダンスが変化している条件下で、エネルギの必要なレベルに動的に整合するため、またはエネルギの必要なレベルを組織構造に供給するために、空洞共振器システムを用いることができることのさらなる利点は、効果的な組織切除を生じるために必要なエネルギの生成に関連付けられるマイクロ波電力デバイスが、処置アンテナから分離される領域に位置決めされることができることである。これは、本発明に関連付けられる周波数でエネルギを生成するために用いられるマイクロ波電力デバイスが、マイクロ波電力出力に対するＤＣ電力出力（通常、１０％〜１５％）に関して、きわめて非効率的である傾向があるため、大量の組織を切除するために必要である場合に、特に好都合であり、したがって、大量のＤＣ熱が、この処理において生成され、この熱を電力デバイスの接合点から除去するために、フィン（ヒートシンク）およびファンを有する金属の大きなブロックの必要性を結果として生じる。電力デバイスが、処置アンテナの近くに位置決めされる場合には、上記のヒートシンクおよびファン機構はまた、この領域において必要とされることになり、したがって、外科用アンテナを操作すること、または微細な組織構造を処置するためのシステムを用いることがきわめて困難となる。

好ましくは、フィルタとアンテナとの間に接続される可撓性ケーブルアセンブリの挿入損失は、２ｄＢ未満に維持される。付録Ａは、可撓性ケーブルアセンブリのいずれかの端部における反射係数および線の１回の輸送における挿入損失に関して実行される空洞共振器動作の分析に関連付けられるシミュレーション結果および計算を開示している。分析の結果は、同調フィルタと、外科用アンテナの遠位端部との間で２ｄＢまでの損失を許容することができることを示している。実際のシステムにおいて、損失は、１．５ｄＢ〜２ｄＢに変化することが予測される。付録Ａにおいて与えられた分析から、動的同調の使用が、同調フィルタを含まないシステムに比べて、著しい利点を提供することが分かる。たとえば、具体的な事例において、２５．５ワットの電力が同調フィルタのない一定の組織負荷に供給されることが示されるのに対して、同調フィルタが配置されている場合には、これは、４７ワットに増大することが示されている。付録Ａに記載された方式においてシステムを動作する能力がなく、実際の伝送線（またはケーブルアセンブリ）が考慮される場合には、本研究の動的インピーダンス整合の態様の実装は、同調フィルタおよび位相／大きさ情報における変化の検出部分の手段（Ｈ磁界ループカプラが、本研究において用いられている）が処置アンテナに直接的に接続されている場合のみに可能となる。そのような機構は、発振器ハンドピース内に含まれる、同調フィルタ（トリプルスタブチューナまたは可能であれば電力バラクタダイオード機構）、信号線を経路指定するために必要な同調フィルタおよびさらなるケーブル布線を調整する手段、電源および計装電子機器に戻る制御信号を含む必要性によって生じるさらなる体積および重量に起因して、処置システムの物理的実装を非実用的にする可能性がある。あるいは、電源をハンドピースに移動することができ、動的同調は、機械的同調スタブを置き換えるために、たとえば、電力バラクタまたはピンダイオードを用いて、ハンドピースで行なわれてもよい。

図２４は、完全な概略システム図を示しており、図２５は、新たなトランシーバユニッ
ト５００をさらに詳細に示す。

図２４および図２５に開示される実施形態の好ましい特徴は、以下のようにまとめられることができる。

１．処置チャネルおよび測定チャネルは、分離され、導波路スイッチを用いて１つのケーブルアセンブリに接続される。

２．感知受信器は、処置モードにおいて方向性結合器から情報を測定するために用いられる。

３．低電力トランシーバユニット５００が、組織状態／タイプ情報を測定するために用いられる。

４．位相ロック型ＤＲＯ源５１３は、１４．５ＧＨｚ（＋／−１ＫＨｚの変動）でスポット周波数ＲＦ信号を生成するために用いられる。

５．位相ロック型ＤＲＯ源５１２が、１４．４５ＧＨｚのスポット周波数を生成し、第１の周波数へのダウンコンバージョンのための局所発振器信号を提供するために用いられる。１４．５ＧＨｚのＲＦ源５１３および１４．４５ＧＨｚの局所発振器５１２は、同一の温度補償された１０ＭＨｚの参照信号５１７を共有する。

６．第２の周波数へのダウンコンバージョンステージは、１０ＭＨｚの最終中間周波数（ＩＦ）を生成するために用いられる。

２つの個別のチャネル（処置および測定）の動作は、以下の通りである。
チャネル１は、処置モードのために用いられ、４つの方向性結合器１４００、１５００、１６００、１７００の出力結合ポートで測定される情報を用い、トリプルスタブ同調フィルタ１３００に接続される同調ロッド１２０１、１２０２、１２０３の位置を制御する。この動作モードにおいて、トランシーバ５００の受信器部分は、ＰＩＮスイッチ２９００を用いられる方向性結合器１４００、１５００、１６００、１７００の結合ポートのそれぞれに接続される。

チャネル２は、組織状態測定モードのために用いられ、この動作モードにおいて、トランシーバ５００は、外科用アンテナ４００に取り付けられるケーブルアセンブリ６００の近位端部に直接的に接続され、外科用アンテナ４００はそれ自体は、較正ユニット１００および関連構成要素に接続される可能性がある。

２つの動作モードは、低損失導波路スイッチ３０００を用いて分離される。トリプルスタブ同調フィルタ１３００と外科用アンテナ４００の遠位先端部との間に形成される共振器において挿入損失を最小限に抑える必要性に起因して（付録Ａにおいて与えられた分析を参照）、導波路スイッチ３０００をシステムに挿入することによって生じた挿入損失を最小限に抑えることが望ましい。導波路スイッチの選択に関連するさらなる考慮事項は、切り替え時間、すなわち機械的切り替えが生じる時間（不動作時間として既知である）を考慮することである。これは、この時間中、組織測定も処置も行うことができないためである。この実施形態の利点は、（図２４に示されているように）感知受信器が通常、ＰＩＮスイッチ２９００に接続され、方向性結合器１４００、１５００、１６００、１７００出力結合ポートに入射する前方電力信号および反射電力信号を検出することを可能にし、必要な測定を行うことができるようにして、動的組織整合を行うことを可能にすることである。腫瘍を特定するための処置処理の前および癌組織が破壊されたかどうかを検査する
ための処置処理後に、検知誘電（または組織状態）測定を行うことを必要とするだけに過ぎない場合がある。残りの時間中に、処置モードが選択され、動的組織整合が動作可能であり、効率的な腫瘍切除を生じることを可能にする。

導波路スイッチ３０００に関する適切な候補は、Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｓｗｉｔｃｈ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ（カナダ）によって製造供給されるＡＳＴ７５およびＳｉｖｅｒｓ Ｌａｂ ＡＢ（スウェーデン）によって製造供給されるＷＳ８１８９Ｍ／００である。検討される２つのスイッチの特徴が、表９にまとめられている。

図２４に示される２つのチャネル機構を用いることの具体的な利点は、感知トランシーバ５００が、１０ｄＢｍ（１０ｍＷ）未満の電力レベルを組織構造に送信可能にし、妥当な組織タイプ／状態認識測定を行うことを可能にすることである。単一チャネル機構によって、同測定を行うために、３０ｄＢｍ（１Ｗ）までの信号電力が必要とされる可能性がある。すなわち、同測定感度を実現するためには、３０ｄＢｍまでの電力が、組織に送信されなければならない。３０ｄＢｍのＣＷ電力を用いて、小さな組織構造を切除することが可能であり、したがって、組織状態測定処理中にこの状況を生じることは、きわめて望ましくない。高い電力レベルが単一のチャネル測定／切除システムにおいて用いられる理由は、アーキテクチャが２０ｄＢの方向性結合器１４００、１５００、１６００、１７００を用いて、誘電（または組織状態）測定を行うために必要な情報を抽出し、したがって、測定信号が、測定受信器への入力に達する前に、２０ｄＢ分減衰されるという事実に起因する。このことは、トランシーバ５００の受信器部分への入力に入る同一の信号レベルを維持することができるようにするために、本実施形態において開示されたシステムと同様の測定を行うために必要な送信信号が、２０ｄＢ分電圧を上げなければならず、すなわち＋１０ＤＢｍ＋２０ｄＢ＝３０ｄＢｍ（１Ｗ）となることを示唆している。

位相および大きさにおける小さな変化を測定するための能力は、外科用アンテナの遠位先端部に「接続される」組織負荷の複素インピーダンスの小さな変動が検出されることを可能にする。これらの小さな変化は、具体的な癌の成長のステージにおける変化に起因してもよく、アンテナが種々の解剖学的平面、たとえば、皮膚、脂肪、筋肉および血液を横断するときに、種々の組織構造と接触するようになっているアンテナの遠位先端部に起因してもよい。図２５に示されるトランシーバ（以下で説明される）は、熱雑音レベルに近い感度を有し、約―１７４ｄＢｍであり、１Ｈｚの帯域幅における室温（２９０Ｋ）で熱雑音電力として定義される。他の信号劣化因子を含まない場合には、実際に室温で入手可能な性能である。

改善したトポロジを示す完全なシステムが、図２４に示される。周波数発振器ユニット５２０は、１つの単一モジュールの中に構成される５つの個別の発振器を備える。１０Ｍ
ＨＺ水晶発振器５１７は、システムを制御するために用いられる他の４つの発振器５１２、５１３、５１４、５１６用の参照信号を提供し、上記の発振器信号が、互いに同期することを可能にする。上記の水晶発振器５１７に関して、温度補償型水晶発振器であることが好ましい。周波数発振器ユニット５２０内に収容される他の４つの発振器は、以下の通りである。１４．５ＧＨｚのＲＦ源５１３、第１の周波数のダウンコンバージョンステージ用の１４．４５ＧＨｚの局所発振器５１２、第２の周波数のダウンコンバージョンステージ用の４０ＭＨｚの局所発振器５１４およびディジタル信号プロセッサ８００におけるタイミング関数のために用いられてもよい５０ＭＨｚの一般発振器５１６である。

システムにおいて用いられる発振器ユニット５２０の実際の実施形態は、Ｎｅｘｙｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（サンタクララ、カナダ）によって構築されるユニットであり、本願明細書に記載された電気外科的システムにおいて用いるための関心変数は、以下に与えられる表１０に列挙される。

１４．５ＧＨｚ発振器５１３からの出力は、ＤＣブロック２５００の入力に供給される。この入力の機能は、源発振器５１３の周波数における低調波成分である信号によって生じる可能性があり、高速、たとえば、１０ｓｎ未満における切り替え時、源発振器５１３に戻り、たとえば、周波数の引き寄せを生じることによってその動作を混乱させることから、パルス変調スイッチ２４００によって生じる可能性があるスイッチの漏出を防止することである。周波数の引き寄せは、システムに関する仕様または要件によって定義される動作の範囲外である量だけ、源発振器５１３の出力周波数におけるシフトを結果として生じる可能性がある（表４参照）。ＤＣブロック２５００は、背中合わせに共に接続される２つの同軸−導波路ＷＲ７５ランチャの形態をとり、したがって、源発振器５１３からの出力と変調スイッチ２４００との間の物理的接続がないマイクロ波信号環境を形成する。この機構は、ＷＲ７５導波路の周波数範囲以外の信号（表１参照）が、源発振器５１３への入力に達さないように防止するために、帯域通過フィルタを作成する。ＤＣブロック２５００からの出力は、変調スイッチ２４００の入力ポートに供給され、その機能は、望ましい組織の影響を実現することを可能にする速度で、源発振器５１３によって生成されたＲＦ信号をオンおよびオフを切り換える（変調する）ことを可能にすることである。変調スイッチ２４００のスイッチ位置および切り替え速度は、ディジタル信号プロセッサ８００によって生成される制御信号によって決定される。この信号は、ＴＴＬレベル信号であ
ってもよい。変調スイッチ２４００を用いてパルス信号形式でマイクロ波エネルギを供給する能力により、エネルギの短い持続時間で高い振幅のパルスを組織構造に供給することを可能にし、種々の負荷サイクルおよび／またはカスタム波形形式を展開することを可能にし、所望の臨床効果を実現する。本願明細書に記載されるシステムの具体的な実施形態において、Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｃｏｎｔｒｏｌ Ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ Ｉｎｃ．製のＳ２Ｋ２吸収型単極双投スイッチが、変調スイッチ２４００を実現するために用いられた。この具体的なスイッチは、以下の性能変数を呈する。３ｄＢ挿入損失の最大値、８５ｄＢのスイッチが開いている場合の入力と出力（極）の間の最小分離、１００ｎｓのスイッチ極位置までの最大時間である。変調スイッチ２４００からの出力が、第２のＤＣブロック２３００の入力に供給され、その機能は、変調スイッチ２４００の切り替え作用によって生成される低調波（または他の）信号が、電力増幅器２０００への入力に達して、電力増幅器２０００からの出力が、電力増幅器２０００の入力段階を変化させるか、または電力増幅器２０００の入力段階に影響を及ぼさないようにすることである。たとえば、変調スイッチ２４００のスイッチ位置を変化させることによって生成されるスイッチングスパイクの中に含まれる周波数成分が、電力増幅器２０００の動作の帯域幅内にある場合、すなわち、上記の電力増幅器２０００が利得を生じる周波数である場合には、信号成分の振幅が、信号の特定の周波数における電力増幅器２０００の利得によって増幅され、電力増幅器の出力にさらなる電力を生じ、これにより、望ましくない組織の影響を生じさせる可能性がある。本願明細書において用いられるＤＣブロッキングフィルタ２５００、２３００は、背中合わせの機構において共に接合される２同軸‐導波路遷移から構成され、最適の導波路（この場合に葉、ＷＲ７５）の遮断周波数未満のＤＣまたは周波数が伝搬しないようにするための実際の実施形態を形成するが、本発明は、この特定の機構を用いることに限定されず、たとえば、導波路共振器フィルタ、マイクロストリップフィルタまたは同軸ブロックを用いることが好ましい場合もある。ブロッキングフィルタ２３００、２４００の補正動作のために必要なフィルタプロファイルは、低域通過または帯域通過のいずれかである。

第２のＤＣブロック２３００からの出力が、電力分割器２２００の入力ポートに供給され、その機能は、その入力における電力レベルを２つの等しい部分に分割すること、すなわち３ｄＢ分割を行うことである。電力分割器２２００は、５０Ω環境内に収容される入力ポートおよび出力ポートに接続される信号に十分に整合されるように設計される。すなわち、接続は、半剛性同軸ケーブルアセンブリに接続される５０ΩＳＭＡコネクタを用いて、入力ポートおよび出力ポートに対して構成される。電力分割器２２００からの第１の出力ポートは、電力レベル制御装置２１００の入力ポートに接続され、電力分割器２１００の第２の出力ポートは、トランシーバ５００の入力に接続する（トランシーバ５００の機能は、この説明において後で与えられる個別の節において詳細に記載される）。電力レベル制御装置２１００の目的は、電力増幅器２０００の出力で供給される出力電力のレベルを制御することであり、したがって、種々の病変または腫瘍を処置するために用いられる組織構造に供給される電力を制御することに関与する。本研究において、関心周波数における動作に関して電力レベル制御装置２１００を実現するために用いることが可能である最も適切なデバイスは、吸収型ＰＩＮダイオード減衰器および反射型ＰＩＮダイオード減衰器である。本願明細書において電力レベル制御装置２１００として適切である特定のデバイスは、Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｌｔｄ．製の６ＯｄＢの線形化ディジタル減衰器部品番号ＡＴ−ＵＭＣＣ Ｆ００Ｂ−ＨＤである。この特定のデバイスに関する仕様は、以下の通りである。周波数範囲が１４．４〜１４．６ＧＨｚであり、すべての設定においてＶＳＷＲが１．５：１であり、挿入損失（０ｄＢ減衰で）が最大２．６ｄＢであり、８ビットの正のバイナリＴＴＬ制御線があり、設定時間が最大５００ｎｓであり、入力電力操作が最大２０ｄＢｍのＣＷである。ＴＴＬ制御信号は、ディジタル信号プロセッサ８００によって生成される。電力レベル制御装置２１００からの出力は、電力増幅器２０００の入力に供給され、その機能は、電力レベル制御装置２１００
によって提供される信号のレベルを、外科用アンテナ４００が所望の量のエネルギを供給できるようにして、上記の外科用アンテナの先端部と接触状態にある生物組織との切除を生じることができるレベルまで上げることである。本研究において、電力増幅器２０００を実現するために用いられる特定のデバイスは、Ｐａｒａｄｉｓｅ Ｄａｔａｃｏｍ Ｌｔｄ．製の１２５Ｗ ＣＷ Ｋｕ帯域増幅器ユニットＨＰＡＫ２１２５Ａ−ＲＭである。このデバイスに関する仕様は、以下の通りである。最小の小信号利得が７７ｄＢであり、動作帯域に関する利得平面度が、０．２ｄＢであり、１４．５ＧＨｚの１ｄＢ圧縮出力電力が、５０．４ｄＢｍ（１０９．６Ｗ）であり、１４．５ＧＨｚの飽和出力電力が、５０．５ｄＢｍ（１１２．２Ｗ）であり、入力戻り損失が、２０．５ｄＢであり、出力戻り損失が、１７．７ｄＢである。センサは、電力増幅器２０００内に組み込まれ、ベースプレートおよび電力デバイスの温度の監視、ドレインおよびゲート源電圧の監視、前方電力レベル（増幅器ブロック）の監視を可能にする。ユニットはまた、入力制御線に対応し、増幅器を弱めて、電力を内部のＰＩＮダイオード減衰器を用いて制御されることを可能にする。増幅器から来るセンサ信号は、次の処理のために、信号プロセッサ８００に入力される。ディジタル信号プロセッサ８００はまた、内部減衰器信号を制御するため／弱めるために用いられる。電力サーキュレータ１８００は、外科用アンテナ４００の遠位先端部における不整合の負荷によって生じた出力段階に戻る反射エネルギ（または電力増幅器２０００の出力における反射電力を生じる可能性がある別の状態、たとえば、ケーブルアセンブリ６００に対する損傷、未接続のケーブルアセンブリ６００または同調フィルタ１３００の入力で反射を生じる同調スタブ１２０１、１２０２、１２０３の設定）に起因する損傷に対して、電力増幅器２０００の出力ポートを保護するために用いられる。電力サーキュレータ１８００の第３のポートは、５０Ω電力ダンプ負荷１９００に接続され、ポート２とポート３との間の逆方向に流れる任意のエネルギを吸収することを可能にする。ポート３とポート１との間のエネルギの流れが最小限に抑えられることを保証するために、電力ダンプ負荷１９００に関して、電力サーキュレータ１９００のポート３のインピーダンスに十分に整合されることが望ましい。電力サーキュレータ１８００はまた、電力増幅器２０００の出力に戻るように流れるエネルギを最小限に抑えるために、高い逆信号方向の分離を呈する必要がある。本願明細書において開発された特定のシステムの実施形態において、電力増幅器２０００は、内部電力サーキュレータ（サーキュレータおよびダンプ負荷の組み合わせは、アイソレータと呼ばれることが多い）を有し、２３ｄＢの１４．５ＧＨｚの周波数における信号分離を提供する。図３１に示されるさらなるサーキュレータ１８００およびダンプ負荷１９００は、余分な２３ｄＢの分離を提供し、したがって前方信号および反射信号が、４３ｄＢまで電力増幅器２０００の出力段階から分離され、したがって、たとえば、電力増幅器２０００からの出力電力レベルが５０ｄＢｍ（１００Ｗ）であり、サーキュレータ１８００の出力ポートが、反射係数がそれぞれ、＋１または−１である開回路負荷または短絡回路負荷に接続される場合、すなわち、出力電力のすべてが反射して戻される場合には、増幅器２０００内に収容される出力デバイスは、無視できる振幅５０ｄＢｍ−４６ｄＢｍ＝４ｄＢｍ（２．５ｍＷ）の反射波を受けることになっている。この機構は、取り付けられるケーブルアセンブリがない状態で作動される発振器を考慮する。電力サーキュレータ１８００からの出力は、同調フィルタ／結合器ユニット５３０の入力に供給される。同調フィルタ／結合器ユニット５３０は、４つの方向性結合器１４００、１５００、１６００、１７００、トリプルスタブ同調共振器１３００および３つの同調ロッド１２０１、１２０２、１２０３から構成される統合型ユニットである。同調フィルタ／結合器ユニット５３０の目的は、外科用アンテナ４００（空中線）の遠位先端部が、電力増幅器２０００の５０Ωの出力インピーダンスとインピーダンス整合されることを可能にし、最大電力が生物組織の複素負荷インピーダンスに供給されることを可能にすることである。トリプルスタブ同調共振器１３００および３つの同調ロッド１２０１、１２０２、１２０３から構成される同調フィルタのインピーダンスはまた、光学系に用いられる従来のファブリ‐ペローと類似の方式で、同調フィルタ／結合器ユニット５３０と外科用アンテナ４００の遠位先端部との間に空洞共振器を設定するように調整されてもよく
、それにより、複数回の反射が、共振器内に設定され、５０Ω発振器と組織負荷との間に大きな不整合がある条件下であっても、必要な電力が外科用アンテナ４００の遠位先端部および生物組織負荷に供給されることを可能にする。同調フィルタ１３００と外科用アンテナ４００（ケーブルアセンブリ６００を含む）との間の空洞共振器の動作については、この説明の終わりで与えられる付録Ａに詳細に記載されるが、動作の一般原理は、以下の通りである。トリプルスタブ同調共振器１３００のインピーダンスが、外科用アンテナ４００の遠位先端部によって直面される状態に「適合」するように、同調ロッド（スタブ）１２０１、１２０２、１２０３を用いて設定され、その結果、最大電力が、外科用アンテナ４００の端部から周囲の生物組織に送信される。この状態は、マイクロ波電力をチューナとアンテナの放射先端部との間の伝送経路（または共振器）に沿って、前方および後方に反射することによって、可能となる。整合状態に関して、定常波は、上記の伝送線において設定されてもよく、したがって、伝送線（共振器）における磁界は、電力増幅器２０００からの入射磁界および組織に供給されることになっている所望の磁界の両方より高い。磁界の大きさは、電力増幅器２０００からの入射波の電力、伝送線損失およびアンテナ４００の遠位先端部における不整合の程度によって決定される。伝送線損失は主に、ケーブルアセンブリ６００の挿入損失によって支配され、したがって、低損失ケーブルアセンブリを用いなければならない。伝送損失に加わる他の成分としては、外科用アンテナ４００の同軸シャフトの挿入損失、システムを処置モードで動作可能にするように設定する際、すなわち、同調フィルタ／結合器ユニット５３０からの出力とケーブルアセンブリ６００への入力との間で、接続が行なわれる際の導波路スイッチ３０００の挿入損失、同調フィルタ／結合器ユニット５３０の挿入損失、発振器（機器）と患者（図示せず）との間の分離障壁を形成するために用いられるＤＣブレークによって生じる損失、発振器の出力における導波路から同軸への移行（図示せず）が挙げられる。伝送線損失は、外科用アンテナ４００の「同調性」に影響を及ぼし、患者の組織に送信されることができる電力のレベル、たとえば、ＳＭＡコネクタおよびケーブルなどのシステム内の構成要素が受けることになっている応力（電圧および電流）の量に影響を及ぼす。付録Ａは、ケーブルアセンブリ６００のいずれかの端部における反射係数および集中素子伝送線の１回の通過における損失に関して、上述した空洞共振器動作を完全に記述して分析する。

スタブ同調共振器１３００の広い壁を通じて挿入される３つの同調ロッド（スタブ）１２０１、１２０２、１２０３は、すべての誘導性インピーダンスおよび容量性インピーダンスを作成することを可能にする。導波回路の壁内部にある、３つの導波路チョークを用いて同調ロッドの外面と同調共振器の内壁との間に良好な短絡回路を維持すると同時に、同調ロッドに関して、共振器内で自由に移動することを可能にする。これらのチョークの設計および動作は、この説明において既に詳細に記載した較正ユニットにおいて用いられる第１のチョークの場合と同様である。同調共振器１３００の内部の同調ロッド１２０１、１２０２、１２０３の移動は、リニアアクチュエータ１２００および適切なアクチュエータ制御装置ユニット１１００を用いて実現される。

同調共振器の内外にロッドを移動するために用いられるアクチュエータは、リニアモータ、可動コイルアクチュエータ、圧電デバイス、ステッピングモータまたは磁歪材料に基づくアクチュエータの形態をとることが可能である。本願明細書において開発されたシステムに関して、所望の長さ（インピーダンス）の調整精度を実現することを可能にすることを確実にするために、高解像度のリニアアクチュエータを用いることが好ましかった。本願明細書に開示されるシステムにおいて用いられる特定のリニアアクチュエータは、ＳＭＡＣ Ｅｕｒｏｐｅ Ｌｔｄ製のＬＡＬ２０−０１０−５５Ｆデバイスであり、関心特徴は、表１１に示されている。

任意の負荷インピーダンスが、電力増幅器２０００．の５０Ω出力インピーダンスと整合されることを可能にするように、スミスチャートのすべての領域が達することができることを保証するために、３つの同調スタブを用いることが必要である。アクチュエータ制御装置１１００は、ＰＩＤ制御ユニットの形態をとり、これらのユニットは、所望の電気機械変換が同調ロッド１２０１、１２０２、１２０３を駆動するように構成されることを可能にするために、リニアアクチュエータ１２００を駆動するために必要な信号を提供する。アクチュエータ制御装置１１００への入力信号が、ディジタル信号プロセッサ８００によって提供され、これらの信号が、同調フィルタ／結合器ユニット５３０内に収容される方向性結合器１４００、１５００、１６００、１７００によって提供されるフィードバック信号に基づいている。上記の方向性結合器は、時分割多重化スイッチ２９００、電力レベル調整制御装置２８００、同軸チャネルスイッチ２６００およびトランシーバ５００を介して、信号処理ユニット８００への以下の情報を提供し、同調ロッド１２０１、１２０２、１２０３の適切な調整、１５００、外科用アンテナ４００の遠位先端部からの反射電力、１４００、同調フィルタ／結合器ユニット５３０の出力からの前方電力、１７００、同調フィルタ／結合器ユニット５３０の入力からの反射電力、１６００および電力増幅器の出力からの前方電力、１８００を作成することを可能にする。反射電力結合器１５００は、外科用アンテナ４００の遠位先端部と組織インピーダンスとの間のインピーダンス不整合によって生じるケーブルアセンブリ６００に沿って戻る反射信号に関する情報を提供する。さらなる方向性結合器３２００が、反射電力結合器１５００からの出力ポートとＰＩＮスイッチ２９００との間に挿入され、トランシーバ５００の感知受信器部分に入る電力レベルが超過しないことを確実にする。これは、反射電力結合器１５００の出力に存在する電力のレベルを検出するための大きさ検出器３３００と、電力レベル制御装置２８００によって持ち込まれる減衰を調整するためにこの信号を用いることによって達成され、トランシーバ５００内に収容される受信器への入力信号が飽和されないように保証する。反射電力結合器１５００の出力ポートにおいて生成される信号が、受信器によって許容可能でない最大信号を超える可能性がある理由は、同調フィルタ／結合器ユニット５３０が一体部分を形成する共振器の内部の信号が、反射電力結合器１５００の出力ポートに投入されることができる場合には、上述した空洞共振器の作用（付録Ａにおいて完全に取り上げる）に起因する短い時間期間に、空洞共振器内に生成される可能性がある高い電力に起因する。本研究において開発されたシステムにおいて用いられる同調フィルタ／結合器ユニット５３０は、ＭｉｃｒｏＯｎｃｏｌｏｇｙ Ｌｔｄ．によって提供される技術仕様に基づくＬｉｎｋ Ｍｉｃｒｏｔｅｋ Ｌｉｍｉｔｅｄによって開発されたＡＭ７５ＣＤ
− ＴＵＮ−ＭＩＣ３ユニットであった。本研究において用いるために最も重要なこのユニットに関連付けられる変数は、以下の通りである。ユニットを通じた挿入損失が、０．３ｄＢ未満であり、すべての方向性結合器に関する結合係数が、２０ｄＢ＋／−１ｄＢであり、電力操作が、１５０Ｗ ＣＷより大きく、指向性が、最小２６ｄＢであり、スタブ‐チューナの間隔が、ガイド波長の４分の１であり、ガイド壁におけるチョークが、同調ロッドと導波路共振器との間の良好な短絡回路接続を構成すると同時に、ロッドを共振器の内外に移動することを可能にすることと、出力戻り損失が、−２６ｄＢであることである。

方向性結合器１４００、１５００、１６００、１７００の４つの出力ポートからの信号は、同調共振器１３００の動作を完全に規定することを可能にし、上記の方向性結合器からの信号に基づいて処理される情報が、同調スタブの位置を整合インピーダンス状態または空洞共振器状態を作成するように移動することを可能にする。

方向性結合器１４００、１５００、１６００、１７００の出力ポートとＰＩＮスイッチ２９００の入力ポートとの間にインライン固定減衰器を取り付けて、上記のスイッチへの入力において入射する電力のレベルが制限されることを確実にすることが望ましい場合がある。上記の固定減衰器の電力定格は、空洞共振器作用によって生成される電力レベルが、安全に吸収されることを可能にしなければならない。たとえば、５Ｗまたは１０Ｗ ＣＷの定格デバイスを用いることが望ましい場合がある。

４つの方向性結合器１４００、１５００、１６００、１７００からの出力は、時分割多重化ＰＩＮスイッチ２９００の入力ポートに供給され、その機能は、４つの方向性結合器における出力信号と、トランシーバ５００の受信器部分への入力との間に、マイクロ波信号接続を形成し、組織のインピーダンス整合または設定される空洞共振器動作を可能にするための補正状態を設定するために、同調共振器１３００の両側で見られる前方信号および反射信号に関する位相および大きさの情報を抽出することを可能にすることである。ＰＩＮスイッチ２９００の接触が位置を変化することを可能にする制御信号（スイッチポーリング）は、ディジタル信号プロセッサ８００によって提供される。４つのスイッチのすべてをポーリングする作用は、次に、前方信号および反射信号の位相および大きさにおける変化を互いに測定することを可能にする。時分割多重化スイッチ２９００のために用いられる特定の実施形態は、Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｃｏｎｔｒｏｌ Ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ Ｉｎｃ．製のＳ４Ｋ２吸収型単極４投スイッチであった。このデバイスは、以下の性能を提供する。挿入損失が、３．５ｄＢであり、分離が、８５ｄＢであり、切り替え速度が、１００ｎｓ未満である。ＰＩＮスイッチ２９００からの単一出力は、測定システム電力レベル制御装置２８００の入力に供給され、その機能は、トランシーバ５００の受信器部分に入る信号の電力のレベルを調整して、上記の受信器への入力が、許容可能な値を超えないようにすること、または入力飽和を防止することである。信号レベルにおける変動は、システムが処置モダリティにおいて作動されているとき、さらに、付録Ａに記載したような空洞共振器動作が生じる場合、瞬間的な電力レベルが、電力増幅器２０００によって生成される最大安定状態電力レベルよりはるかに大きい可能性がある場合に生じる可能性がある信号レベルの大きなダイナミックレンジに起因する。測定電力レベル制御装置２８００によって持ち込まれる信号減衰のレベルは、大きさ（レベル）検出器３３００によってディジタル信号プロセッサ８００に提供される情報に基づいている。測定電力レベル制御装置２８００への制御信号は、ディジタル信号プロセッサ８００から生じ、ＴＴＬレベル信号または別の適切な信号形式の形態であってもよい。本研究において、測定電力レベル制御装置２８００の実装のために用いられる具体的なデバイスは、Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｌｔｄ．によって供給される３２ｄＢの線形化ディジタル減衰器ＵＭＣＣ ＡＴ−Ｆ００Ｂ−ＨＤ−Ｇ１であった。このデバイスに関連付けられる具体的な関心変数は、周波数範囲が１４．４〜１４．６ＧＨｚであり、すべての設定にお
いてＶＳＷＲが１．５：１であり、０ｄＢ減衰に関する挿入損失が最大２．６ｄＢであり、８ビットの正のバイナリＴＴＬがあり、設定時間が最大５００ｎｓであり、ＣＷ入力電力操作が最大２０ｄＢｍである。

測定電力制御装置２８００からの出力は、同軸チャネルスイッチ２６００のスイッチ位置Ｓａに接続され、その機能は、トランシーバ５００を高電力動的エネルギ供給整合／同調回路（上記に記載）に接続するか、またはトランシーバ５００を低電力誘電（組織インピーダンス）測定回路（以下に記載）に接続するかのいずれかである。エネルギ供給モードにおける動作の場合には、共通のスイッチ接点Ｓｃは、接点位置Ｓａに接続され、組織インピーダンス測定モードの場合には、共通のスイッチ接点Ｓｃは、接点位置Ｓｂに接続され、低電力送信器回路（以下に詳細に記載）を接続する。同軸チャネルスイッチ２６００は、電気機械スイッチであり、スイッチ位置は、減衰コイルを通って流れる電流によって制御される。コイル作動回路２７００は、スイッチ位置を変化させるために必要な駆動電流を提供する。コイル作動回路２７００は、ディジタル信号プロセッサ８００によって生成される低電力信号によって駆動される。低電力信号は、ＴＴＬレベル信号または別の適切な信号形式であってもよい。同軸チャネルスイッチ２６００に関する制御信号は、導波路チャネル選択スイッチ３０００用の制御信号に同期化される。

動作モード（動的エネルギエネルギ供給整合／同調回路または低電力誘電（組織インピーダンス）測定を用いた腫瘍切除）が、モード選択スイッチ３０００を用いて選択される。モード選択スイッチ３０００およびチャネル選択スイッチ２６００は、同時に接点位置を変化させる、すなわち共に同期化されるように構成される。これらの２つのスイッチは、制御された切除モードまたは測定モードのいずれかが選択されることを可能にする。制御作動回路３１００および２７００は、ディジタル信号プロセッサ８００からのＴＴＬレベル制御信号を用いることを可能にし、電気機械スイッチ３０００、２６００が正確に動作されることを可能にするために開発された。

位置制御信号は、ディジタル信号プロセッサ８００によって供給される選択線から来る。第１のスイッチ位置（Ｓ_ａ）において、システムは、トランシーバ５００の受信器部分のみが用いられる場合には、制御された切除モードで動作し、トランシーバ５００全体が用いられる、すなわち、このモードにおいて、低電力送信器および受信器が用いられる場合には、第２の位置（Ｓ_ｂ）において、システムは、測定または組織認識モードで動作する。

導波路チャネル選択スイッチ３０００からの出力は、ケーブルアセンブリ６００への入力に供給され、その機能は、発振器計装から外科用アンテナの遠位先端部に信号を送信する手段を提供することと、システムの発振器計装端部で戻る外科用アンテナの先端部からの信号を受信する手段を提供することである。上記のケーブルアセンブリ６００は好ましくは、低挿入（または伝送）損失を有し、上述した（および付録Ａで与えられる詳細な分析に含まれる）空洞共振器動作に関連付けられる要件を満たし、できるだけ多いエネルギを大量の腫瘍の処置に利用可能にするか、または人間の体内のきわめて血管の多い臓器における手術中の過剰な血液損失を防止するために切除器具と共に用いることを可能にする。他の関心変数は、可撓性、重量およびランダムな屈曲に関する位相の変動である。本研究において開発されているシステムのために用いられるケーブルアセンブリの長さは、１．５ｍであり、最終的な選択は、外科医の実際的な必要性および許容可能な伝送損失（上述の通り）に基づいた。ケーブルアセンブリは、近位端部にＮ型雄コネクタを備え、遠位端部にＳＭＡ雄型コネクタを備える。本願明細書に記載されたシステムの開発中に、複数のマイクロ波ケーブルアセンブリの評価および試験が行われたが、３つの最終的なアセンブリが、システムにおいて用いるための候補として選択された。最適な３つのケーブルアセンブリの詳細は、以下の表１２において与えられる。

表１２において与えられた値は、５０ＭＨｚ〜２０ＧＨｚの８７２０ＥＴ Ａｇｉｌｅｎｔベクトルネットワークアナライザを用いて、１４．５ＧＨｚのスポット周波数で測定された。

ケーブルアセンブリ６００からの出力は、外科用アンテナ４００および遠位先端部較正を行うために用いられる他の構成要素に接続されることが示されている。較正システムにおいて用いられる構成要素は、上記に詳細に記載されている。本発明と共に用いることができる外科用アンテナの特定の詳細は、以下で提供される。

ここで、図２４および図２５を参照することによって、トランシーバブロック５００について詳細に記載される。トランシーバ５００は、マイクロ波サーキュレータ５５５を用い、送信信号経路および受信信号経路を分離する。低電力トランシーバ５００の動作原理は、以下の通りである。１０ＭＨｚ温度補償型水晶発振器５１７に参照される源発振器５１３を用いて生成された低振幅および周波数安定の１４．５ＧＨｚのマイクロ波信号が、ポート１からポート２までサーキュレータ１８００を通過し、導波路スイッチ３０００を介してケーブルアセンブリ６００に沿って送信され、外科用アンテナ４００を通り、較正ユニット６００（図２４に図示）または生物組織構造のいずれかの中に送信される。外科用アンテナ４００の遠位先端部に入射する信号の一部は次に、上記のニードルアンテナ４００のシャフトおよびケーブルアセンブリ６００に沿ってサーキュレータ５５５のポートに戻るように反射される。サーキュレータ５５５に戻るように流れる信号に関する内部経路は、ポート２からポート３に進む。サーキュレータ５５５のポート２からポート３に通過する受信信号は次に、ＡＤＣ７００に適した周波数で、アナログ信号を提供するように周波数ダウンコンバートされ、次の信号処理のためにアナログ信号をディジタル信号に変換する。送信器回路は、１ｋＨｚの最大周波数変動によって１４．５ＧＨｚの単一周波数を生成する源発振器５１３から構成される。上記の源発振器５１３は好ましくは、誘電共振器発振器（ＤＲＯ）であり、温度補償型水晶標準５１７に位相ロックされ、所望の中心周波数の周囲の小さな変動を有する単一の周波数、たとえば、＋／−１ＫＨｚの変動を有する１４．５ＧＨｚの信号を提供する。源発振器５１７からの出力は、第１の帯域通過フィルタ５０１の入力ポートに接続され、その機能は、源発振器信号５１７によって生成される信号を通過するが、他の周波数で存在する他の信号をすべて却下することである。第１の帯域通過フィルタ５０１に関して、第１の局所発振器５１２の周波数に存在する任意の信号を遮断することが必要であり、実際にきわめて望ましい。第１の局所発振器５１２の周波数に存在する可能性がある任意の信号に関して、源発振器５１７によって生成される信号レベルに対して４０ｄＢを超えて減衰され、全体的な測定システムの性能を劣化させる第１の局所発振器５１２からの信号を回避することが好ましい。このシステムにおいて用いられる帯域通過フィルタ５０１に関する特定の実施形態は、ＢＳＣ Ｆｉｌｔｅｒｓ Ｌｔｄ．によって供給されるＷＢ４１７８導波路フィルタであった。この具体的なフィルタは、以下の特性を呈する。１４．５ＧＨｚの中心周波数で帯域幅が、４ＭＨｚであ
り、最大帯域通過挿入損失が、３ｄＢであり、最小帯域通過戻り損失が、２０ｄＢであり、１４．５ＧＨｚから＋／−５０ＭＨｚ離れた位置における帯域通過信号却下が、５０ｄＢである。第１の帯域通過フィルタ５０１からの出力は、固定減衰器５０２の入力に接続され、その機能は、源発振器５１３によって生成される信号のレベルを減衰して、アイソレータとして作用し、マイクロ波サーキュレータ５５５のポート１に存在する任意の反射信号が、源発振器５１３の出力に戻ることができず、たとえば、周波数の引き寄せおよび出力電力レベル変動を生じるなどの動作に影響を及ぼすことができないように確実にするのに役立つようにすることである。固定減衰器５０２からの出力は、第１の方向性結合器５５１の入力に接続され、その機能は、源発振器５１３からの信号の一部を取り出して、受信信号に関する搬送波の相殺を行うことである（本発明のこの態様は、受信器回路の機能を取り上げるときに、この詳細において後で詳細に記載される）。第１の結合器５５１（出力ポート）の通過経路（主信号線）からの出力は、マイクロ波サーキュレータ５５５のポート１に渡される。マイクロ波サーキュレータ５５５は、マイクロ波信号の迂回路として作用し、すなわち、信号が１方向のみに流れることを可能にする。マイクロ波サーキュレータ５５５を通る信号経路は、以下の通りである。ポート１における入力およびポート２における出力、ポート２における入力およびポート３における出力、ポート３における入力およびポート１における出力である。理想的には、任意の信号に関して、ポート１からポート３に、ポート３からポート２にまたはポート２からポート１に移動することが可能であるべきではない。また、ポート１からポート２へ、ポート２からポート３へ、ポート３からポート１への経路損失または挿入損失は理想的には、ゼロであるべきである。実際には、ポート１からポート３に、ポート３からポート２におよびポート２からポート１に何らかの信号が進み、信号のレベルは、「分離」として既知である特性によって決定される。良好なサーキュレータの場合には、上記のポート間の分離の値は、可能な限り高い。たとえば、狭帯域幅の動作が必要とされる場合には、最適なサーキュレータは、３５ｄＢまでの分離を呈してもよい。本研究において関心がある周波数帯域において動作することができる良好なサーキュレータの場合には、伝送ポート間の挿入損失は通常、約０．１ｄＢである。送信器段階からの出力信号は、ポート２でサーキュレータ５５５から出る。この信号は次に、ケーブルアセンブリ６００に渡され、外科用アンテナ４００を通って、較正ユニット１００（または関心生物組織構造）の中に入る。外科用アンテナ４００の遠位先端部から来る信号のレベルは、生物組織構造が、何らかの方法で影響または損傷を受けないようにする。すなわち、電力レベルは、１０ｍＷ（１０ｄＢｍ）未満であり、約１ｍＷ（０ｄＢｍ）である可能性が最も高い。

受信器側で、ケーブルアセンブリ６００を通って、外科用アンテナ４００に沿って戻るように反射される信号は、ポート２からポート３に移動する場合には、マイクロ波サーキュレータ５５５のポート２に達する。ポート３から来る受信信号は、第２の方向性結合器５５４の入力ポートに入る。第１の方向性結合器５５１および第２の方向性結合器５５４はそれぞれ、搬送波相殺回路の一部を形成し、送信信号と受信信号との間の信号分離のレベルを増大するために用いられる。搬送波相殺回路は、第１の方向性結合器５５１、可変位相調整器５５２、可変減衰器５５３および第２の方向性結合器５５４から構成される。搬送波相殺回路の動作は、以下の通りである。安定源発振器５１３から前方に進む信の一部、この場合には−１０ｄＢ（または１０％）は、第１の方向性結合器５５１の結合ポートから位相調整器５５２の入力に供給され、位相調整器５５２からの出力は、可変減衰器５５３の入力に供給される。可変減衰器５５３からの出力は、第２の方向性結合器５５４の結合ポートに接続される。第２の方向性結合器５５４は、マイクロ波サーキュレータ５５５のポート３からの受信信号が、「低損失」経路における結合器を通過するように構成される。既に述べたように、搬送波相殺回路の目的は、送信信号と受信信号との間の分離を増大すること、すなわち、ポート１からポート３への分離経路を介して、サーキュレータ５５５のポートに到達するサーキュレータ５５５のポート１における送信電力の影響を削減することである。さらに、サーキュレータ５５５のポート２と外科用アンテナ４００
との間の出力回路における不整合に起因する望ましくない反射を生じる信号があることになる。搬送波相殺回路はまた、これらの信号の大きさを低減する。示された構成において、第２の方向性結合器５５４の結合ポートを介して第２の方向性結合器５５４の主線に投入される信号が、逆位相であって、ポート１からサーキュレータ５５５のポート３で結合される望ましくない送信信号の成分と大きさにおいて等しくなるまで、安定源発振器５１３からの前方電力の一部は、位相調整器５５２を用いて位相において調整され、減衰調整器５５３を用いて、大きさにおいて調整される。一旦、搬送波相殺回路５５０が、嵌合されるケーブルアセンブリ６００および外科用アンテナ４００に関して最適化されると、可変減衰器５５３を固定値減衰器と置き換えることが望ましい場合がある。第２の方向性結合器５５４の主線に連結される信号は、逆位相であって、望ましい受信信号に加わる望ましくない信号と同一の大きさからなる場合には、サーキュレータ５５５のポート１およびポート３にわたる両方の有限の分離から構成される望ましくない信号および出力経路における望ましくない反射は、除去され、第２の方向性結合器５５４の出力で見られる信号は、望ましい受信信号のみとなる。それぞれ第１の方向性結合器５５１および第２の方向性結合器５５４の結合因子に関して、同一であり、この場合には１０ｄＢであることが好ましい。安定単一周波数送信器信号の使用は、サーキュレータ５５５を最適化して、サーキュレータ５５５のポート１とポート３との間の著しい分離を増大することを可能にする点で好都合であり、単一周波数は、１つの固定位相調整のみを行うことを可能にし、反射経路に沿って存在する可能性がある不整合に起因する上記の経路に沿って戻る任意の反射信号の効果的な相殺を可能にするのにも役立つ。この特徴は、システム全体の測定感度を増大するために用いられる可能性がある。

マイクロ波サーキュレータ５５５を実現するために用いられる具体的なデバイスは、Ｑｕｅｓｔ Ｍｉｃｒｏｗａｖｅによって開発され、Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ Ｍａｒｋｅｔｉｎｇ．ｃｏｍ Ｌｔｄ．によって供給されるモデルＳＲ１４１４Ｃ１１であった。この具体的なデバイスは、以下の性能指数を呈する。以下の設計変数が保証される周波数範囲は、１４．３ＧＨｚ〜１４．７ＧＨｚであり、電力潮流が望ましくないポート間の分離の最小値は、３０ｄＢであり、前方電力潮流のために用いられるポート間の最大挿入損失は、０．３ｄＢであり、最大ＶＳＷＲは、１．５：１である。このデバイスは、関心周波数範囲にわたるポート分離に関して、向上した性能を提供するように、製造元によって調整された。

第２の方向性結合器５５４の出力ポートが、同軸チャネルスイッチ２６００を介して、アイソレータ５０８の入力に接続され、その機能は、トランシーバ５００の受信器部分が、方向性結合器１４００、１５００、１６００、１７００からの測定を行うために用いることを可能にして、動的インピーダンス整合を行い、トランシーバ回路を完成するために、低電力送信器段階で切り換えることによって誘電測定または組織状態測定を行うことも可能にする。アイソレータ５０８の機能は、低雑音増幅器５０７への入力における任意の不整合または反射が搬送波相殺回路の動作に影響を及ぼさないようにすることである。アイソレータ５０８からの出力は、上記の低雑音増幅器５０７の入力ポートに接続され、その機能は、第１の周波数混合器５０６へのＲＦ入力で許容可能なレベルまで、受信信号のレベルを上げて、上記の周波数混合器５０６を動作可能にすることである。増幅器５０７に関して、その入力における受信信号が、たとえば、受信信号に加わる増幅器自体によって生成される熱雑音または短絡雑音などの過度の雑音で破損されないことを確実にするために、低雑音増幅器であることが好ましい。低雑音増幅器５０７を実現するために用いられる具体的なデバイスは、Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｌｏｇｇｉｎｇ Ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓによって開発され、Ｌｉｎｋ Ｍｉｃｒｏｔｅｋ Ｌｉｍｉｔｅｄによって供給されるモデルＡＬＮ０５−００４６であった。この具体的なデバイスは、以下の性能指数を呈する。周波数範囲が、１４．５ＧＨｚ＋／−２ＭＨｚであり、最小の小信号利得が、２０ｄＢであり、代表的な雑音指数が、２．０ｄＢであり、１ｄＢ圧縮点における出力電力が、１４
ｄＢｍである。第１の周波数混合器への局所発振器入力信号は、第１の局所発振器源５１２によって生成される１４．４５ＧＨｚの信号である。この第１の局所発振器源５１２は好ましくは、誘電共振器発振器（ＤＲＯ）であり、温度補償型水晶標準５１７に位相ロックされ、所望の中心周波数の周囲の小さな変動を有する単一の周波数、たとえば、＋／−１ＫＨｚの変動を有する１４．４５ＧＨｚの信号を提供する。主安定源発振器５１３（および測定されるＲＦ信号）に関して、第１の局所発振器５１２に同期化されることが好ましく、これは、同一の水晶標準５１７（この場合には、１０ＭＨｚ水晶標準が、用いられた）を用いることによって達成されてもよい。第１の局所発振器５１２からの出力は、信号アイソレータ５０３の入力に接続され、その目的は、第１の駆動増幅器５０４への入力で見られる任意の不整合または反射信号が、第１の局所発振器５１２によって生成される周波数を引き寄せないようにすることである。アイソレータ５０３からの出力は、上記の第１の駆動増幅器５０４の入力に接続され、その機能は、第１の局所発振器５１２によって生成される信号のレベルを上記の第１の混合器５０６を正しく動作可能にする局所発振器信号として第１の周波数混合器５０６によって許容可能なレベルまで上げることである。駆動増幅器５０４からの出力は、帯域通過フィルタ５０５の入力に接続され、その機能は、第１の局所発振器信号５１２によって生成される信号を通過させるが、他の周波数に存在する他の信号をすべて却下することである。帯域通過フィルタ５０５に関して、安定源発振器５１３の周波数に存在する任意の信号を遮断することが必要である。源発振器５１３の周波数に存在する可能性がある任意の信号に関して、第１の局所発振器５１２によって生成される信号レベルに対して４０ｄＢを超えて減衰され、全体的な測定システムの性能を劣化させる源発振器５１３からの信号を回避することが好ましい。このシステムにおいて用いられる帯域通過フィルタ５０５に関する特定の実施形態は、ＢＳＣ Ｆｉｌｔｅｒｓ Ｌｔｄ．によって供給されるＷＢ４１７８導波路フィルタであった。この具体的なフィルタは、以下の特性を呈する。１４．５ＧＨｚの中心周波数で帯域幅が、４ＭＨｚであり、最大帯域通過挿入損失が、３ｄＢであり、最小帯域通過戻り損失が、２０ｄＢであり、１４．５ＧＨｚから＋／−５０ＭＨｚ離れた位置における帯域通過信号却下が、５０ｄＢである。帯域通過フィルタ５０５からの出力は、第１の周波数混合器５０６への局所発振器入力に供給される。第１の周波数混合器５０６は、ＲＦ周波数および局所発振器（ＬＯ）周波数の和および差である２つの出力周波数、すなわち、ＲＦ＋ＬＯおよびＲＦ−ＬＯを生成する。この特定の実施形態において、１４．５ＧＨｚ＋１４．４５ＧＨｚ＝２８．９５ＧＨｚおよび１４．５ＧＨｚ−１４．４５ＧＨｚ＝５０ＭＨｚである。これらの周波数は、中間周波数（ＩＦ）として既知である。５０ＭＨｚのＩＦは、本研究において必要とされる。これは、測定信号からの大きさおよび位相を抽出するために用いられることができる使用可能な周波数であるためである。本研究において取り組まれるシステムに関して、第１の周波数混合器５０６を実現するために用いられる特定の実施形態は、Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ Ｍａｒｋｅｔｉｎｇ．ｃｏｍ Ｌｔｄ．から入手されるＭＱ３５３１−１０画像拒否混合器であった。このデバイスは、以下の性能を提供する。最大変換損失が、１０ｄＢであり、最小ＬＯ／ＲＦ分離が、４ＯｄＢであり、最小ＬＯ／ＩＦ分離が、３ＯｄＢであり、１ｄＢ圧縮点における出力電力が、１４ｄＢｍであり、局所発振器入力電力要件が、１６ｄＢｍ〜２０ｄＢｍであり、側波帯拒否が、３５ｄＢである。第１の周波数混合器５０６からの出力ＩＦは、固定減衰器５０９の入力に供給され、固定減衰器５０９からの出力は、第３の帯域通過フィルタ５１０の入力に供給され、その機能は、和周波数（ＲＦ＋ＬＯ）における信号と、たとえば、源発振器信号５１３、第１の局所発振器信号５１２、水晶標準信号５１７および第２の局所発振器５１１に進む信号の成分に存在する可能性がある任意の他の望ましくない信号と、を除去することである。図３２において与えられる特定の実施形態に示される帯域通過フィルタは、５０ＭＨｚのＩＦ信号が、純粋にフィルタを通過することを可能にする。第３の帯域通過フィルタ５１０からの出力は、第２の周波数混合器５１１へのＲＦ入力に供給され、その機能は、５０ＭＨｚのＩＦ信号をさらに周波数ダウンコンバートすることである。第２の周波数混合器５１１への局所発振器入力は、電力分割器５１５を介して供給される第２の局所発振器源５１４から生
じる。この具体的な場合において、第２の局所発振器５１４の周波数は、４０ＭＨｚであり、このユニットの実装のために、温度補償型水晶発振器または電圧制御型発振器（ＶＣＯ）モジュールを用いることが好ましい。第２の局所発振器源５１４に関して、温度補償型水晶標準に接続して、所望の中心周波数の周囲における小さな変動を有する単一周波数を提供することが好ましい。主源発振器５１３、第１の局所発振器５１２および第２の局所発振器５１４を共に同期化することが必要であり、これは、同一の水晶標準５１７を用いることによって達成されてもよい。第２の局所発振器５１４からの出力は、双方向電力分割器５１５の入力に接続され、その機能は、インピーダンス不整合を生じることなく、第２の局所発振器５１４によって生成される電力レベルを２つの等しい部分に分割することである。同軸３ｄＢ電力分割器を用いて、この機能を実現することが好ましい場合がある。電力分割器５１５からの第１の出力は、第２の周波数混合器５１１の局所発振器入力に供給される。第２の周波数混合器５１１は、ＲＦ周波数および局所発振器（ＬＯ）周波数の和および差である２つの出力周波数、すなわち、ＲＦ＋ＬＯおよびＲＦ−ＬＯを生成する。この特定の実施形態において、５０ＭＨｚ＋４０ＭＨｚ＝９０ＭＨｚおよび５０ＭＨｚ−４０ＭＨｚ＝１０ＭＨｚである。測定信号から大きさおよび位相を抽出するために用いられることができる場合には、１０ＭＨｚのＩＦは、選択されたＡＤＣ７００によって用いられ、ディジタル信号プロセッサユニット８００に供給されることができる周波数である。より低い周波数ＡＤＣを用いることの利点は、より大きな線形性およびダイナミックレンジが通常、利用可能であることである。第２の周波数混合器５１１からの出力ＩＦは、帯域通過フィルタ５１２の入力に供給され、その機能は、和周波数（ＲＦ＋ＬＯ）、この場合には９０ＭＨｚにおける信号と、たとえば、源発振器信号５１３、第１の局所発振器信号５１２、水晶標準信号５１７および第２の局所発振器信号５１４に存在する可能性がある任意の他の望ましくない信号と、を除去することである。図３２において与えられる特定の実施形態に示される帯域通過フィルタは、１０ＭＨｚのＩＦ信号が、純粋にフィルタを通過することを可能にする。電力分割器５１５からの第２の出力は、ディジタル信号プロセッサ８００に供給され、測定信号のタイミング機能および同期化のために用いられる。

アナログディジタル変換器（ＡＤＣ）７００は、帯域通過フィルタ５１２の出力において生成されたアナログ信号をディジタル信号プロセッサ８００を用いて処理されることができるディジタル形式に変換するために用いられた。ディジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）８００は、たとえば、ＡＤＣ７００によって生成されたディジタル信号から位相および大きさを計算するなどの信号処理機能を実現し、システム内の種々のマイクロ波構成要素の動作を制御するための制御信号を提供するために用いられる（個別の構成要素に関する制御信号および要件は既に、上記で詳細に記載した）。ディジタル処理は、雑音を含まず、したがって、測定感度が最大化されるため、位相および大きさの情報をディジタルによって抽出することが好ましい。本研究において開発されたシステムにおいて用いられる信号処理ユニットは、Ｔｅｘａｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｌｔｄ．によって供給されるＴＭＤＳＥＺＤ２８１２−ＯＥ ＤＳＰであった。このシステムの要件に適合していると考えられる他の適切なＤＳＰ基板としては、アナログデバイスＡＤＳＰ２１９９２混合信号ＤＳＰ制御装置およびアナログデバイスＢＦ５３７ＤＳＰ処理装置が挙げられる。ＴＭＤＳＥＺＤ２８１２−ＯＥ ＤＳＰデバイスは、１００ＭＨｚを超えるコア速度を有し、利用可能な少なくとも３２個の汎用入力および出力を有し、４０ＭＨｚクロック信号によって駆動されることができ、内部フラッシュＲＯＭからなる６４ｋのワードを有し、内部ＲＡＭからなる１６ｋのワードを有する。ＡＤＣ７００およびＤＳＰ８００に関して、１つの単一ユニットに組み込まれることが好ましい場合がある。位相および大きさの情報をディジタルによって抽出する処理は、ディジタル信号プロセッサを用いることに限定されない。たとえば、適切な入力／出力（Ｉ／Ｏ）カードを有する単一基板コンピュータ（ＳＢＣ）が、用いられてもよい。

単一基板コンピュータ８５０は、ユーザインターフェイス機能を制御し、数学計算を行い、正しく動作するためにシステムが必要とする種々の他の機能を実行するために用いられる。本願明細書において開発されたシステムにおいて用いられる単一基板コンピュータは、Ｈｅｒｏ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ Ｌｔｄによって供給される１．１ＧＨｚのＰｅｎｔｉｕｍ（登録商標） Ｍプロセッサを有するＰＣＭ−９５８２Ｆ−Ｓ１Ａ１／５．２５” Ｂｉｓｃｕｉｔ ＰＣ基板であった。

ユーザインターフェイス９００は、システム（機器）とユーザとの間のインターフェイスを提供し、ユーザが命令、たとえば、処置要件、エネルギ供給設定、切除される主要のサイズ、エネルギ供給の持続時間などを入力することを可能にする。ユーザ入力９００はまた、処置情報、たとえば、エネルギ供給分布、組織に供給される正味エネルギ、脂肪組織、骨、血液などの組織構造の特定、癌性腫瘍または良性腫瘍などの組織構造情報を表示可能にする。ユーザインターフェイスは、タッチスクリーンディスプレイ、薄膜キーパッドを有するＬＣＤ／ＬＥＤディスプレイまたはＬＥＤインジケータおよびプッシュボタンを有するＬＣＤ／ＬＥＤ棒グラフの選択の形態をとってもよい。タッチスクリーンディスプレイは、本研究において開発されたシステムのために用いられた。このシステム用の適切なデバイスは、Ｈｅｒｏ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ Ｌｔｄによって供給されるＰＤＣ−１７０−Ｔ ＴＦＴ モニタ１７”医療グレード高解像度タッチスクリーンである。

ＤＣ分離回路３４００は、足踏みスイッチペダルとユーザとの間のＤＣ分離を提供するために開発された。本研究のために開発されたシステムにおいて、変成器は、足踏みスイッチケーブルとユーザとの間の電気分離を提供するために用いられた。回路は、フェライトコア上の２つの分離巻線および関連電子計装を用いた。足踏みスイッチペダル３５００は、直列に接続され、絶縁されたユーザの扱いやすい足踏みスイッチペダル筐体内部に取り付けられる２つの通常は開いたスイッチからなる。システムは、足踏みスイッチペダル３５００の制御下で動作され、エネルギ供給は、足踏みスイッチペダル３５００内に収容される２連接続スイッチが、足踏みスイッチペダル３５００を物理的に押すか、または動作させる作用によって閉じられない限り、起動することができない。

上述した電気外科的システムに関する代表的な較正手順は、以下の通りであってもよい。

１．較正ユニット１００における所定の場所にあるアンテナ４００によって、発振器１０１０のスイッチを入れ、ユーザインターフェイス９００を介して較正手順を始動させる。摺動負荷較正システムが用いられる場合には、摺動短絡１２５に関して、電気機械アクチュエータ２００を用いて第１の短絡回路位置に移動させ、次に、共振器から摺動短絡を引き抜く（または移動する）ことが好ましい場合がある。移動される距離は、外科用アンテナ４００の遠位先端部によって見られる負荷が、短絡回路から開回路まで変化し、再び短絡回路に戻ることを可能にする必要がある。機械的短絡の移動中に、大きさおよび位相は、導波路共振器１６０内の摺動短絡の複数の位置に関して、トランシーバ５００、ＡＤＣ７００およびディジタル信号プロセッサ／マイクロプロセッサユニット８００を用いて測定された。

２．測定点が、システムを較正するために必要な変数（すなわち、Ｉ／Ｑ利得不均衡較正および／またはＤＣオフセット較正）を決定して、外科用アンテナの遠位先端部と相殺されるディジタル信号プロセッサとのシステムにおける構成要素によって影響（雑音または誤差）が持ち込まれた状態で、外科用アンテナの遠位先端部において見られる情報を測定することを可能にするために用いられることができ、したがって、誤差相殺処理が行われた後、システムを用いて行なわれ、較正データを用いて処置される任意の測定は、アンテナの遠位先端部で見られる負荷を代表している。複数の較正点を測定するための能力に
より、誤差が最小限に抑えられることを可能にする。すなわち、測定されることができる較正点が多ければ多いほど、存在する任意の系統的誤差が多く削減される。

上述した較正手順中に、ＤＣオフセット較正および利得較正が行なわれる。この較正手順は、ＡＤＣユニット７００（このユニットは、ＤＳＰ８００と組み合わせられてもよい）。この手順中、ＤＣオフセット較正係数および利得較正係数が、決定される。これらの係数は、ＡＤＣ７００に適用され、ＤＣオフセット誤差および利得誤差を除去して、ＡＤＣの最大使用可能範囲を提供する。オフセット較正係数は、ＡＤＣ７００におけるＤＣオフセット誤差およびトランシーバ５００からの入力信号を補償する。利得較正係数は、ＡＤＣおよび入力信号の両方におけるＤＣ利得誤差を補償する。オフセット係数を増大することは、正のオフセットを補償し、ＡＤＣ伝達関数を効果的に押し下げる。オフセット係数を減少させることは、負のオフセットを補償し、ＡＤＣ伝達関数を効果的に押し上げる。利得係数を増大することは、より小さなアナログ入力信号範囲を補償し、ＡＤＣ伝達関数を拡大し、伝達関数の勾配を効果的に増大する。利得係数を減少することは、より大きなアナログ入力信号範囲を補償し、ＡＤＣ伝達関数を縮小し、これにより、伝達関数の勾配を効果的に減少する。この較正の実施例は、アナログデバイス技術覚書において与えられ、オフセット係数が、ＡＤＣＯＦＳＨ（６ビット）およびＡＤＣＯＦＳＬ（８ビット）に分割され、利得較正係数が、ＡＤＣＧＡＩＮＨ（６ビット）およびＡＤＣＧＡＩＮＬ（８ビット）に分割される場合に、一定のＡＤＣがこの方法を用いる。ＡＤＣは、出荷前に工場において較正されてもよく、オフセット較正係数および利得較正係数が、ＦＬＡＳＨ／ＥＥメモリの隠れた領域に格納される。ＡＤＣが電源を入れるたびに、内部電源投入構成ルーチンが、これらの係数を特殊機能レジスタ領域におけるオフセット較正レジスタおよび利得較正レジスタにコピーする。

較正後に、種々の組織構造（または他の負荷インピーダンス）を表すすべての複素インピーダンス点を位置付けることができる平面を規定することが可能であり、平面上の点の位置は、測定量に対して一意である。各組織タイプに対応するデータは、参照表に格納されてもよい。データは、本願明細書に記載されるシステムを用いて収集され、測定は、ユニットが較正された後に行われる。複素インピーダンス値が、システム内に含まれる参照表に読み込まれた時点で、一旦、上記の較正手順が行われ、システムを用いて同一の点を位置決めすることが可能となる。参照表に加えて、数学的外挿を用いて、外科用アンテナの遠位先端部に接続される負荷の特性またはタイプを決定することが好ましい場合がある。

図２６は、垂直方向において−１〜＋１および水平方向において−１〜＋１まで進む平面に位置決めされる点を用いて、７つの組織タイプの代表を示している。一旦、較正手順が行われると、７つの組織タイプは、（−１，１）および（−１，１）平面における同じ位置によって常に規定されることになる。実際には、これらの点は、たとえば、良性または悪性などの癌の成長のステージまたはたとえば、皮膚、脂肪、筋肉、血液、骨などの種々の生物組織構造を表してもよい。

アンテナ構造
以下の節は、外科用アンテナ構造の詳細を提供する。本願明細書に記載される外科用アンテナ構造は、上述した手順、たとえば、摺動短絡（負荷）較正ユニットおよび較正ルーチンを自動的に行う手段を用いて較正されてもよい。

本研究で検討され、本願明細書において記載された外科用アンテナ構造としては、一体整合変成器を備えたセラミックの円錐先端部に収容される複数の単極放射素子を用いた同軸構造、セラミックの円錐の表面上に作製される渦巻き形または螺旋形アンテナ（線）を用いた構造、反転バラン機構、装荷型導波路構造（矩形、円筒形、四角形または任意の他
の適切な幾何構成）、単一の同軸単極アンテナ構造および双極アンテナ構造、ターンスタイルアンテナ構造、乳房の腫瘍の処置に関連付けられる処置および測定システムにおいて用いるための他の場所で記載したものと類似の一体型整合変成器を有する単一の単極同軸アンテナが挙げられる。本発明は、前掲の外科用アンテナ構造を用いることに限定されておらず、本研究において記載した較正システムは、外科的用途において用いられてもよく、用いられなくてもよい。たとえば、本願明細書に記載される較正ユニットに嵌合されることができるアンテナ構造は、香水の特性の測定、有害化学物質または材料の検出、廃棄物処理手順に関連付けられる段階の測定、ワインまたはウイスキーなどの熟成二巻列けられる段階の検出などのために、開発されてもよい。これは、本発明に関するいくつかの潜在的な用途を列挙する限定的なリストである。

図２７は、上述した摺動短絡回路較正方法を用いて較正されることができる外科用アンテナ４００を示す。図２７に示されるアンテナは、標準的な同軸ケーブルアセンブリである第１の部分（４１０、４５０、４６０、４７０）と、インピーダンス変成器である第２の部分４８０と、セラミック円錐構造４９０の内部に取り付けられる４つの同軸線（４９１、４９２）、（４９３、４９４）、（４９５、４９６）、（４９７、４９８）から構成される第３の部分と、から構成される同軸アンテナ構造である。上記の４つの同軸線の遠位端部は好ましくは、生体適合性材料、たとえば、パリレンＣによって被覆され、組織またはアンテナ構造内部への侵入を防止する。開いた同軸線は、生物組織負荷と接触状態にあり、放射体によって生成される磁界は、生物組織構造に処置を施すために用いられる。中心導体４９２、４９４、４９６、４９８の端部に小さな金属ディスクを取り付けて、磁界の分布を変化または調製することが好ましい場合がある。このアンテナ構造は、大きな臓器、たとえば、肝臓または肺を処置するために用いられてもよく、処置処理中、組織状態認識に関する組織情報の測定または外科用アンテナが種々の解剖学的平面に挿入されるときの組織構造の決定のために用いられてもよい。セラミックの円錐４９０は好ましくは、低損失誘電材料を用い、この材料は好ましくは、硬質材料であり、外科用アンテナ４００全体を人体に経皮的に挿入されることを可能にする。

外科用アンテナ４００は、標準的な同軸ケーブルのインピーダンスを、生物組織負荷を有する遠位端部で終端される４つのさらなる同軸伝送線の平行インピーダンスから構成される負荷インピーダンスに変成するために、インピーダンス変成器４８０を備えた同軸構造である。供給同軸ケーブルは、内側導体４６０、外側導体４５０、第１の誘電体（ε_ｒ１）４７０から構成される。供給同軸構造は、可撓性ケーブルアセンブリに対する接続を可能にするＳＭＡコネクタ４１０を有する近位端部で終端される。上記の４つの伝送線の物理的な長さに関して、関心周波数における負荷波長の２分の１の正確な倍数であり、上記の伝送線を透過的にすることが好ましい場合がある。すなわち、組織負荷のインピーダンスが、４つの測定点のそれぞれで同一である、すなわち組織構造が、インピーダンスに関して一様であると仮定すると、インピーダンス変成器４８０の遠位端部は、４つの伝送線のそれぞれの遠位端部に「接続される」生物組織のインピーダンスの４分の１と「見なす」。

インピーダンス変成器４８０が、同軸構造の一体部分として、図２７には示されている。この機構において、インピーダンス変成器４８０は、その物理的長さが、関心周波数における負荷波長の４分の１の奇数倍である同軸部分と、（伝送線（４９１、４９２）、（４９３、４９４）、（４９５、４９６）、（４９７、４９８）の長さが、関心波長における負荷波長の２分の１の正確な倍数であると仮定すると、）負荷インピーダンスの４分の１の積の平方根に等しいインピーダンスと、供給同軸線４５０、４６０、４７０の特性インピーダンスと、から構成される。構造において存在する他の変圧がなく、同軸伝送線４５０、４６０、４７０の特性インピーダンスが、標準的な同軸供給ケーブルのインピーダンス、すなわち、５０Ωである場合には、以下の公式が、アンテナ構造４００の第１の部
分のインピーダンスを表す。

式中、ε_ｒ１は、第１の誘電材料４７０の比誘電率（無次元）であり、Ｄ３は、外側導体４５０の内径（単位ｍ）であり、Ｄ１は、第１の内側導体４６０の外径（単位ｍ）である。

以下で与えられる式５は、インピーダンス変成器４８０のインピーダンスを表し、標準的な同軸部分４５０、４６０、４７０を組織負荷および伝送線（４９１、４９２）、（４９３、４９４）、（４９５、４９６）、（４９７、４９８）の４つの平行インピーダンスの和［Ｚ_Ｌ］と整合するために用いられる

式中、Ｄ２は、第２の内側導体４８０の外径（単位ｍ）である。
第２の部分（インピーダンス変成器）の長さは、以下で与えられる式６を用いて公式に表される。

式中、ｎは、任意の整数値（無次元）であり、ｖは真空または空中における光の速度（３×１０^８ｍ／ｓ）であり、ｆは、動作周波数（単位Ｈｚ）である。

ε_ｒ１の場合の損失正接（ｔａｎδ）は好ましくは、可能な限り小さく、エネルギが、アンテナ構造において消散され、構造を加熱させないようにする。

標準的な同軸部分のために用いられる誘電率は、インピーダンス変成器に関して用いられる誘電率とは異なっていてもよいが、両方の部分に関して同一の誘電材料を用いて、構造を作製することが好ましい。

別の機構において、内側導体４６０、４８０の外径Ｄ１、Ｄ２はそれぞれ、同一であってもよく、内側導体４８０の領域における誘電材料の比誘電率は、必要なインピーダンス変成を提供するように変更してもよい。

他方、直径Ｄ２を伝送線（４９１、４９２）、（４９３、４９４）、（４９５、４９６）、（４９７、４９８）の内側導体の間の接続性に適合させるほど大きくする、すなわち、Ｄ２（４８０）の中に、寸法Ｄ４（４９８）、Ｄ５（４９６）、Ｄ６（４９４）、Ｄ７（４９２）を含むことが好都合である場合がある。

図２７に示される伝送線４９１、４９２と、４９３、４９４と、４９５、４９６と、４９７、４９８に関して用いられる誘電材料は、円錐先端部４９０に関して用いられる材料、すなわち、ε_ｒ２と同一であることを留意すべきである。この機構は、便宜上、製造しやすくするために用いられ、本発明は、硬質円錐先端部と、４つの伝送線の内側導体と外
側導体との間の誘電体に関する同一の材料を用いることに限定しない。さらに、本発明は、４つの伝送線の使用に限定しない。理論的には、良好なインピーダンス整合が標準的な同軸供給構造と生物組織によって提供される負荷との間で得られることを保証するように、整合変成器４８０の寸法が調整される限り、セラミックの円錐先端部に実際に取り付けられることができる任意の数の伝送線を用いてもよい。

さらに、伝送線４９１、４９２と、４９３、４９４と、４９５、４９６と、４９７、４９８は、中心導体４９８、４９６、４９４、４９２および低損失誘電円錐材料４９０から構成される単一の放射単極アンテナと置き換えてもよいことを留意されたい。アンテナのこの形態は、円錐４９０の全体表面を無指向性放射体として効果的に作用することを可能にする観点から好ましい場合がある。

実際的な実施形態において、アンテナ構造の第１の部分は、１２ｍｍの外径および１１ｍｍの内径を有する外側導体４５０と、３．３８ｍｍの外径を有する中実の中心（または内側）導体４６０と、比誘電率（誘電率）２．０を有する第１の誘電材料（ε_ｒ１）４７０と、から構成される同軸機構である。この同軸機構は、５０Ω（式３を用いる）の特性インピーダンス（Ｚ_０１）を有する第１の伝送線を製造する。アンテナ構造の第２の部分は、インピーダンス変成器であり、第１の同軸伝送線部分に用いられるものと同一の誘電材料（ε_ｒ１）４７０および同一の外側導体４５０を用いるが、今度は、異なる直径の内側導体４８０を用いる。第２の内側導体４８０の外径は、６．１ｍｍであり、これは、２５Ω（式３を用いて得られる）の特性インピーダンス（Ｚ_０２）を有する伝送線の部分を製造する。第２の内側導体４８０の物理的長さは、１０．９７ｍｍであり、構造が２．０の誘電率を有する材料を搭載している場合には、１４．５ＧＨｚの波長の４分の３と同等に見なす。２５Ω伝送線の長さ１０．９７ｍｍの部分は、５０Ω源インピーダンス（同軸入力供給線）を１２．５Ωの負荷インピーダンスと整合するために用いられることができるインピーダンス変成器を形成する。すなわち、√（５０Ω．１２．５Ω）＝２５Ωである。これは、インピーダンス整合ネットワークに関する状態が、満たされることになっている場合には、セラミックの円錐４９０内に収容される４つの伝送線の平行インピーダンスが、１２．５Ωでなければならないことを示唆している。セラミックの円錐４９０は、比誘電率または誘電率（ε_ｒ２）１０を有する硬質低損失材料である。用いられてもよい適切な材料は、硬質セラミック、たとえば、アルミナである。セラミックの円錐４９０内に収容される４つの伝送線は、誘電材料によって分離される２つの導体を用いてそれぞれ構成される。この実施形態において、上記の誘電材料は、円錐先端部４９０の本体に関して用いられるものと同一であるが、この設計は、この通りであるものに限定されない。示された機構において、円錐先端部４９０内に収容される４つの伝送線のために用いられる外側導体４９１、４９３、４９５、４９７の内径は、２．８ｍｍであり、内側導体４９２、４９４、４９６、４９８の外径は、０．２ｍｍである。比誘電率１０のアルミナが、２つの導体の間に用いられる場合には、４つの伝送線の特性インピーダンス（Ｚ_０３）は、５０Ωであり、したがって、生物組織のインピーダンスもまた、５０Ωである場合には、インピーダンス変成器の遠位端部で見られるインピーダンスは、１２．５Ω、すなわち、５０Ω／４である。小さな金属プレートが、中心導体４９２、４９４、４９６、４９８に取り付けられていることが示されているが、これらのプレートは、４つの放射伝送線によって生成される磁界を分散して、非終端型素子が用いられる場合に可能であるより広い表面積にわたって放射磁界を生成するために用いられてもよい。インピーダンス変成器の遠位端部とセラミックの円錐先端部４９０の間の接続との間に、小さな間隙が存在し、４８０の遠位端部と外側導体４９１、４９３、４９５、４９７との間に生成される短絡回路を防止する。円錐先端部４９０は、同軸構造の内部に嵌合するように設計される。

４つの伝送線から外側導体４９１、４９３、４９５、４９７を除去して、セラミック先端部４９０の内部に放射する４つの単極から構成される構造を作製することが好ましい場
合がある。

インピーダンス変成器を作製するために用いられるより大きい直径の内側導体４８０の直径は、４つの内側導体４９２、４９４、４９６、４９８が、相対的に容易に物理的に接続されることを可能にする。

第１の部分４６０のために用いられる内側導体および変成器４８０のために用いられる内側導体に関して、単一の中実バーまたはロッドを用いて作製されることが好ましい場合がある。たとえば、外径６．１ｍｍの黄銅バーが用いられてもよく、第１の部分４６０二巻する中心導体は、旋盤を用いて、６．１ｍｍのバーを直径３．３８ｍっまで小さくすることによって、作製されてもよい。直径６．１ｍｍの部分の長さ１０．９７ｍｍは、誘電体４７０が充填される導体４５０の内部にバーが組み立てられるときに、必要なインピーダンス変成を行うように残される必要がある。

円錐から突出するアンテナ構造はそれぞれ、伝搬することになっている波に関して同軸環境を形成するための第１の誘電材料と、上記の内側導体にわたって保護円錐を形成するために用いられる第２の誘電材料と、によって離隔される内側導体および外側導体からなっている。上記の保護円錐は好ましくは、硬質材料から構成され、上記の内側導体を支持するために用いられてもよい。アンテナの外側本体は、円筒であり、同軸構造または導波路構造であってもよい。適切なインピーダンス変成器（または複数のインピーダンス変成器）は、アンテナ構造内に収容され、同軸構造が、アンテナの供給および生物組織負荷と整合されるインピーダンスであることを可能にする。このタイプの構造は、たとえば、肝臓内部の大量の組織を切除することが必要である用途において用いられてもよい。この構造は、アンテナが円錐４９０から突出する領域で較正されることが可能であり、構造を動的インピーダンス整合機構と共に用いることを可能にし、たとえば、肝臓の処置中に、アンテナの放射先端部が、血液で濡れた状態になっているときに、負荷の変動が生じる場合に効率的にエネルギを供給することを可能にする。

図２８（ａ）は、セラミックの円錐の上に作製された渦巻き型アンテナ構造を示す。ここに示された機構において、同軸ケーブルの中心導体は、放射アンテナ４２０として用いられ、戻り導体４１２は、同軸供給アセンブリの外側導体４５０に取り付けられる。円錐の上に複数の放射素子を作製してアンテナを形成することが好ましい場合がある。たとえば、２つの半波長双極アンテナが、等しい大きさであるが、矩象である電流によってエネルギを供給される場合には、ターンスタイル型アンテナを形成してもよい。半波長双極における電力が、矩象にあるために、双極は、等しくない長さの非共振線を分離するために接続されてもよい。本研究において用いられる好ましい周波数で、無負荷の半波長は、約１０ｍｍであり、したがって、渦巻きまたは２つの双極を小さなセラミック（または他の）円錐の上に取り付けて、種々の生物的用途のために用いられることができる放射アンテナ構造を作製することが実現可能である。本願明細書に記載される渦巻きアンテナ構造およびターンスタイルアンテナ構造は、本文書の第１部で与えられる本発明の特定の実施形態として記載される較正アセンブリの中に嵌合されることが可能であり、構造は、上記の放射渦巻きまたはターンスタイルに較正されることが可能である。

図２８（ｂ）は、放射素子が、セラミックの円錐内に収容され、ＲＦ電流が同軸供給構造４２１の外側被覆物に沿って戻るように流れないようにして、磁界のパターンを変化させ（アンテナによって生成される放射線が、それ自体の上に巻き付くことができることが観察されている）、シャフトに沿って流れる電流の望ましくない影響を生成する変成器が含まれている場合の単極アンテナ構造を示す。図２８（ｂ）に示されるここでの関心特徴部は、導体４２１の遠位端部を開回路状態と「見なす」ように構成するために開発された新たな変成器（「バラン」と呼ぶことが多い）機構である。円錐先端部４２０の形状は、
反転変成器（またはバラン）が形成されているようになっている。これは、外側導体４２１の内壁とセラミックの円錐４２０の外側部分との間に、小さな溝４２３を構成することによって可能となる。溝４２３の長さは、表面電流が流れる必要がない周波数において波長の４分の１の奇数倍でなければならない。セラミック先端部４２０の縁が、外側導体４２１の遠位端部および溝４２３内に収容される第２の壁と接触状態にある場合には、溝４２３のすべての壁は、遠位端部で壁から離隔されるように金属化されなければならない。溝の対向する端部は、良好な電気短絡回路を提供して、遠位端部（セラミック先端部４２０の端部が接触状態にある場合）に関して、開回路と見なさなければならず、したがって、ゼロの電流潮流に関して必要な状態を提供しなければならない。溝４２３に関して、空気で満たされることが好ましいが、低損失誘電材料を用いて、溝の長さを短くしてもよい。たとえば、関心周波数において０．００１を超える散逸係数を有するような損失の多い誘電材料が用いられる場合には、バランは、あまり効果的にはならない可能性がある。ここで導入されるバラン機構は、連続的な分布を有するアンテナ構造を作製することを可能にし、したがって、構造を患者の内部に経皮的に挿入することを可能にし、健常組織に対するやけどの危険性または中心導体の遠位端部においてアンテナ構造の内部に収容される開回路変成器に対する短絡回路の介在に起因して生成される望ましくないエネルギ分布を生じることなく、低侵襲的手順を行うことを可能にする。乳房の腫瘍の処置の場合には、アンテナに関して、端部を細くすることが好ましい。

この機構の具体的な利点は、第３の導体を外側導体４２１に取り付けることによって３軸構造を作製して、所望のインピーダンス変成（バラン）を形成するために、新たな外側導体が、関心周波数において波長の４分の１の奇数倍である古い外側導体４２１の端部からの距離で、新たな内側導体４２１に短絡される場合に、第２の同軸構造を用いることによって、外側導体４２１の遠位端部に開回路状態を作製する必要がないことである。空気が、２つの導体の間に存在する場合には、バランの長さは、本研究において関心波長で５ｍｍである必要がある。従来のバラン機構を用いることの欠点は、構造の直径を増大し、構造が、階段状の幾何構成である、すなわち、外側導体および放射円錐がもはや連続的でなく、したがって、従来のバラン方法を用いるアンテナ構造に関して、人間の体内に経皮的に挿入されるか、または低侵襲手術において用いられることが困難となることが分かる。

本願明細書に記載される反転バランを収容する同軸アンテナ構造は、本文書の第１部で与えられる本発明の特定の実施形態として記載される較正アセンブリの中に嵌合されることが可能であり、アンテナ構造は、放射円錐空中線に対して較正されることが可能である。別の実施形態において、中心導体４２２の遠位端部は、包囲されておらず、したがって、生物組織に直接的に接触することになる。好ましくは、低損失であるが、物理的に硬質の材料が、先端部で内側導体４２２を支持するために用いられ、先端部の全体的な外形は、構造が人間の組織構造を通って経皮的に挿入される場合に、アンテナ構造は、間質の処置のために用いられるのに役立つようになっている可能性がある。

図２９は、上述した較正方法を用いて遠位放射空中線において較正されることができるさらなる外科用アンテナ構造を示す。ここの示された機構は、装荷型導波路アンテナであり、放射部分４５５を形成し、この具体的な場合において、生物組織を切開するために用いられることができる鋭い刃としても作用するためにサファイア材料を用いる。構造は、一定の長さの可撓性導波路６１０、整合変成器４５０および上記のサファイア刃４５５からなる。サファイア部分は、露出される刃の端部のみに関して、電鋳処理を用いて表面にわたって金属化されてもよい。サファイア材料はまた、空気のインピーダンスに近い高いインピーダンスである無負荷の導波路部分６１０のインピーダンスと、たとえば、１００Ωと１Ωとの間の低いインピーダンスであってもよい生物組織との間のインピーダンス整合を行うために用いられてもよい。導波路６１０のサイズは、動作周波数に左右される。
本研究の一部として開発された外科用アンテナに関する特定の実施形態において、動作周波数が、１４．５ＧＨｚであることから、最も適切である、１２．４ＧＨｚ〜１８ＧＨｚ（上記で与えられた表１参照）の周波数範囲にわたって動作するＷＧ１８（ＷＲ６２）可撓性導波路の部分が、用いられた。同調ねじを整合変成器４５０の壁に挿入して、特定の組織負荷にアンテナを静的に同調する手段を提供することが、適切である場合がある。

整合変成器４５０はまた、所定の位置にサファイア刃を保持する手段を提供し、可撓性導波路６１０とサファイア材料４５５との間の境界として作用する。図２９は、生物組織４５６のブロックと接触状態にあるサファイア刃４５５を示す。この外科用アンテナ用の１つの特定の用途は、肝臓切除において用いるためである。ここでは、刃が肝臓を切開するのに支援するために用いられ、一方で、マイクロ波エネルギが、血液を瞬時に凝固することによって、出血を防止し、切開処理を支援する。失血は、従来の方法、たとえば、外科用メスの刃を用いる肝臓切除中の具体的な問題である。８パイントまでの血液が、肝臓切除手順中に失われることが、報告されており、したがって、本発明は、肝臓切除手順中または人体中の他のきわめて欠陥が新生されやすい臓器における外科的手順中に失血を最小限に抑えるか、または防止することに特に関心がある可能性がある。血液および肝臓組織に整合することが望ましいと考える事実に起因して、本研究において開示される自動較正ユニットを備えた本アンテナを用いることが特に好都合である可能性がある。

図３０は、ステンレス鋼の本体４２１および簡素な単極放射素子４２２を有する同軸アンテナ構造を示す。上記の放射素子は、生体適合性材料４１１を用いて包囲されるか、または包み込まれてもよく、最適な材料は、硬質材料であってもよく、構造に関する剛性の程度を提供し、上記の単極４２２が、人体の内部に助けを借りることなく挿入されることを可能にする。アンテナ４００の本体は、第２の生体適合性材料４２１の中で包囲されてもよい。生体適合性材料４１１および４２１に関して、同一材料であることが好ましい場合があり、構造に関して、上記の材料の等角コーティングを有することが好ましい場合もある。図４０に示されるアンテナ構造は、本文書の第１部に記載される較正ユニット１００の内部に挿入されてもよく、較正は、放射単極４２２で行われてもよい。

図３１は、小さな球形の腫瘍の切除を行い、組織のインピーダンスで行われる変化に関して、切除中に、組織の状態の変化に関する情報を測定し、アンテナが組織構造に挿入されているときに、種々の組織タイプのインピーダンスを測定し、処置される腫瘍の位置を特定するために健常組織の状態と癌組織の状態との間の区別も行うために開発されている外科用アンテナの詳細を示す。

ここに示される構造は、同軸本体４２１、放射空中線４２０およびマイクロ波コネクタ４１０からなる。同軸本体４２１は好ましくは、剛性であり、構造が経皮的にかつ助けを借りることなく、本体の内部に挿入されることを可能にする。同軸本体４２１の外側被覆物のために用いられる材料は好ましくは、ステンレス鋼であり、さらに好ましくは、医療グレードステンレス鋼である。同軸構造の内部は、内側導体４２２および第１の誘電材料４７０からなる。放射アンテナ４２０は、第２の誘電材料４９０を備え、同軸供給構造と組織負荷との間のインピーダンス整合を提供するために用いられ、アンテナ構造が、人体に経皮的に挿入されることを可能にするような剛性の円錐先端部を提供するためにも用いられる。構造はまた、凹部４７２の内部に着座する金属リングである第２の整合変成器またはスタブ４７１を収容し、この金属リングは、変成器／先端部４９０の内部に機械加工または成形される。スタブ４７１の機能は、アンテナ構造（空中線）の放射部分と組織負荷との間の良好なインピーダンス整合を提供するのに役立つ。たとえば、スタブは、関心周波数における小さなインダクタンスを生成してもよく、アンテナが腫瘍の内部に挿入される場合に存在する可能性がある容量性リアクタンスを相殺するために用いられてもよい。第２の誘電体４９０のために用いられる材料は、低損失マイクロ波材料である必要があ
り、好ましくは、硬質セラミック材料である。用いられてもよい特定の材料は、約１０の比誘電率を有するアルミナである。このアンテナ構造は、上記で詳細に記載した較正ユニットの内部に嵌合することができる。アンテナ構造は、生物組織構造の種々のタイプまたは状態を特定することおよび／または動的インピーダンス整合を用いて組織構造を制御可能に切除することが必要である場合、処置される組織のインピーダンスが、常時監視され、同調フィルタに対して調整が行われ、アンテナの遠位先端部（空中線）が、変化している組織負荷インピーダンスとインピーダンス整合されることを可能にし、高速かつ効率的な組織切除を生じるように、エネルギを組織に効率的に供給する場合には、アンテナを測定デバイスとして用いることを可能にするために、較正ユニットを用いて較正されてもよい。

上述した外科用アンテナに関して、磁気成分を有する材料から構成されることが望ましい。また、本願明細書に記載される外科用アンテナ構造にパリレンＣ材料の等角コーティングを施すことが好ましい。約１０μｍのコーティング厚さは、構造のマイクロ波挙動に影響を及ぼさず、アンテナの表面における摩擦係数を削減する。パリレンＣは、塗布しやすく、人体の内部でのその使用に関する広範な材料試験を受けた生体適合性材料である。外科用アンテナの先端部が、非生体適合性材料、すなわち、非生体適合性である硬質セラミックから構成される必要があり、次に、パリレンＣの層（またはコーティング）の含有により、構造が、人体の内部での使用に関して許容可能であることを可能にすることができる。

付録：損失を有する伝送線の対向する端部に接続される外科用アンテナおよびトリプルスタブチューナの動作
この分析において、「プローブ」は、上述した「外科用アンテナ」または「アンテナ」に対応する。

本願明細書に開示される測定および切除システムの好ましい機能は、患者内の腫瘍にマイクロ波電力を供給することである。これは、マイクロ波放射線が放出される「プローブ」を腫瘍内に挿入することによって実行されることができる。プローブは、人間の組織と接触状態にあり、人間の組織によって包囲される無指向性の空中線を構成する。異なる組織タイプは、異なる電気特性を有することと、これら異なる組織タイプが、プローブに一定の範囲の電気インピーダンスを提供することが、既知である。この結果、発振器から組織に一般的に最適な電力供給は生じない。この状況は、腫瘍の電気特性が切除中に変化すると予測されるために、すなわち、マイクロ波電力が供給されている間、組織インピーダンスおよび処理の効率が、この期間中に対応して変わると予測されるためにさらに深刻となる。

上述した状況を未然に防止するために、システムは、プローブに提供される変化する電気状態に対して適切であるプローブの動的同調を実行する。これは、「３スタブ導波路チューナ」を用いて達成されることができる。このチューナは、誘導性インピーダンスおよび容量性インピーダンスのすべてを作成することができ、主要機器内に位置決めされる。プローブは、ケーブルの遠位端部に位置し、このケーブルの対向する端部は、チューナにつながる回路に接続される。

チューナのインピーダンスは、プローブで直面される状態を「整合する」ように設定され、その結果、最大電力は、プローブから周囲の組織に送信される。この処理は、「前後に」、すなわち、プローブとチューナとの間で両方向に反射するマイクロ波電力を伴う。整合状態に関して、定常波は、ケーブルに設定されてもよく、この磁界は、発振器からの入射磁界および組織に送信される磁界の両方より高い。この磁界の大きさは、入射波の電力および伝送線における損失の両方によって決定され、プローブの不整合の程度によって
も決定される。チューナで設定される対応するより高い不整合と共に、この不整合が高くなればなるほど、２つの間の複数回の反射がより大きくなり、定常波がより大きくなる。

ケーブルは、伝送線の一部を形成する。ケーブルに加えて、他のマイクロ波成分が、チューナとプローブとの間のこの線に含まれ、これらは主に、導波路スイッチ、導波路方向性結合器、導波路ＤＣブレイク、導波路‐同軸移行および同軸コネクタである。これらの構成要素は、プローブの「同調可能性」と、患者の組織に送信されることができる電力と、を有する影響を評価することが重要である。また、定常波の大きさが、選択またはこの伝送線を含むそれらの回路構成要素の設計に何らかの影響を有するかどうかを決定することも重要である。

問題は、伝送線のいずれかの端部における反射係数、線の１回の通過における損失に関して、簡単に記載され、分析されることができる。次の節において、表計算を用いて容易に計算される簡単な解を与えるために、この説明の数学が示される。この後に、分析から得られることができる結論の一部の考察および説明が続く。

この説明において、プローブにおける電圧反射係数は、Γ_２であり、チューナにおける電圧反射係数は、Γ_１であり、チューナとプローブとの間の１方向電圧損失係数はαであり、チューナ内の任意の損失を含む。Ｔ_１およびＴ_２は、対応する電圧伝送係数である。

チューナが必要な効果を得るために最適な位相を与えるように調整されると仮定されると、位相は、電圧係数に含まれていない。電力損失係数は、電圧係数の平方をとることによって、得られることができる。これは、すべての伝送線が、同一のインピーダンスを有すると仮定する。伝送線が異なるインピーダンスを有する場合には、同様の計算が実行可能であるが、さらに複雑な式を必要とする。

理想的なシステムでは、反射および損失がなく、完璧に伝送される。この場合には、Γ_１およびΓ_２は、ゼロであり、Ｔ_１、Ｔ_２およびαは、１である。これらの係数はすべて、０〜１の範囲にある。

伝送線は、遠端部Γ_２からの電圧反射係数を有する。電力減衰α^２の伝送線に沿って、送信器に向かって、半波長の整数倍で、電圧反射係数Γ_１の不連続性がある。２つの反射は、それらの相対符号に応じて、同位相またはずれた位相のいずれかを加えると仮定される。

１回の通過に関して、第１の不連続性による伝送は、Ｔ_１＝√１−Γ_１ ^２である（インピーダンスが同一のままであると仮定すると、電力の保存による）。第２の不連続性による反射は、Ｔ_１αΓ_２である。これは、伝送線に沿って戻るように送信され、強度Ｔ_１αＴ_１αΓ_２を有する第１の不連続性を通り過ぎ、第２の不連続性に向かって戻るように反射され、強度−Γ_１α^２Ｔ_１αΓ_２で達する。

第１の不連続性からの最初の反射および送信される次の複数の反射のすべての和は、式７によって与えられる。

式７における括弧の項は、合計されて無限数の項になる収束等比級数である。
これは、それらの間の損失の多い線を有する両方の不連続性から発振器に戻る全反射に関する電圧係数を表す。

状態１：発振器への反射がない場合
第１の不連続性が、式７を用いて発振器に戻る電力がないように調整される場合には、電圧係数はゼロである。すなわち、

であり、したがって、

である。
これは、発振器から見たときに、２つの不連続性が、スミスチャート上に表示されるインピーダンスの正確に対向する配置を与えられる場合には、予想された結果であり、第２の不連続性の影響は、伝送線における減衰によって減少されることから、第１の不連続性からの反射が、第２の不連続性より小さい。

第２の不連続性を通り過ぎて送信される信号は、以下のように計算されることができる。

この実施例において、第１の不連続性は、送信器への電力の戻りがないように調整されるため、Γ_１＝−α^２Γ_２（式９から）であり、式１０における最後の項は、以下のように書き直すことができる。

これは、組織に送信される電圧信号であることから、平方により、送信される電力は、以下の式１２によって与えられる。

電力が発振器に反射されないように「同調される」場合を検討しているため、第２の不連続性を通り過ぎて送信されない電力として、伝送線において吸収される電力を計算することができる。式１２における第２の項を用いて、伝送線において吸収される電力（残りの電力）は、以下の式１３によって与えられる。

第１の不連続性の直後に前方に進む信号全体は、振幅１／Ｔ_１および電力潮流１／Ｔ_１ ^２（これは、不連続性自体における損失を許容しない）を有する。これらは、空洞共振器と見なすことができる２つの不連続性の間の伝送線における信号の共振の構築のために、１つの不連続性より大きい可能性がある。同一の点において後方に進む信号は、振幅−Γ_１／Ｔ_１および電力潮流Γ_１ ^２／Ｔ_１ ^２を有する。これらの電力潮流の間の差は、１である。すなわち、第１の不連続性が、送信器に対する整合を提供するように調整されるため、入射電力はすべて、前方に流れる。

状態２：不連続性が等しい大きさである場合
第１の不連続性が、第２の不連続性とサイズにおいて等しいように構成される場合には、Γ_１＝−Γ_２であり、式１０から全体的な送信信号を計算することができ、式１４において与えられることができる。

送信される電力は次に、式１５によって与えられる。

送信器に戻る電力は、式７から、式１６によって与えられる。

これは、定義Ｔ_１ ^２＋Γ_１ ^２＝１によって、不連続性の中で損失が考慮されないためである。

伝送線において吸収される電力（残りの電力）は次に、以下の式１７によって与えられる。

第１の不連続性の後に前方に進む信号は、以下の式１８によって与えられる。

第１の不連続性に対して後方に進む信号は、式１９によって与えられる。

チューナとプローブとの間の線を有するチューナおよびプローブからの反射に関する一般式が、導出された（式７）。２つの「整合」状況が調査され、一方は、送信器に戻るように反射される電力がなく（チューナのインピーダンスは、損失の多い伝送船において見られるチューナのインピーダンスの複素共役である）、他方は、チューナのリアクタンスが、プローブのインピーダンスの複素共役である。２つの場合は、異なる同調技術から生じる結果を表すために調べられる。プローブのインピーダンスの測定は、ケーブルを通じて行われて、結合効果の複雑な反射を得ることができ、上述したように、チューナを設定するために用いられることができる。他の方法は、同調前に、測定から伝送線の既知の損失を数値的に除去すること、またはあるいは組織の異なるタイプに対応する所定の値にチューナを設定することを伴うことができ、これらのタイプは、システムの測定モードを用いて特定された。式１３および式１７から、予想されるように、減衰の低い値（αが１に近い）が伝送線において最も低い損失を結果として生じることが分かる。しかし、式における他の項は、伝送線における一定の減衰に関して、第１の不連続性（チューナ）からの反射が最小である（Γ_１が０に近い）場合に、損失が最低であることを示している。これは、これらの低損失の状況において、考慮される両方の場合において、プローブからの反射もまた、小さい（Γ_２が０に近い）ことを意味している。これは、プローブが整合されるときに、伝送線における最小の損失が生じることを意味している。プローブが整合されない場合には、伝送線において格納される電力が構築され、より高い損失に関連付けられる。このため、プローブの設計に関して、プローブは、腫瘍の代表的な電気特性に予め整合されるべきであることが推奨される。このように、電力が高い場合には、切除処理中、同調がほとんどまたは全く必要とされない。このため、プローブの本設計は、腫瘍への良
好な整合を有するように開発され、測定モード中に、低電力を用いて特定されることができる脂肪および空気に対しては段階的に不良な整合を有する。切除がより低い電力で実行されることができる場合には、必要な同調が重要な問題ではない結果として、より高い損失が伝送線において（比例的に）生じる。

送信される電力における不整合および減衰の影響および伝送線における損失が、以下の図に示されている。各グラフでは、プローブの端部における反射振幅（Γ_２）が水平軸にわたって０〜１に変化し、曲線は、変数として０．１ｄＢ〜３ｄＢの伝送線における１方向の損失の値（１０ ｌｏｇ（α^２））に関して描かれる。

評価される各状況に関して、１対のグラフが、提供される。第１のグラフは、電力が送信器に戻るように反射されない場合（Γ_１＝α^２Γ_２）の予想される挙動を示し、第２のグラフは、プローブおよびチューナが、共役反射係数（Γ_１＝Γ_２）を有する場合の予想される挙動を示す。

図３２は、１００ワットがチューナに入射される場合に、組織に送信される電力を示す。図３３もまた、ｄＢにおいて表現される電力における減少としてこれを示す。予想されるように、グラフは、低反射係数で、被る損失は、伝送線の損失に略対応し、プローブの固有インピーダンスが組織のインピーダンスに近い状況を表す。この場合に関して、反射が伝送線に沿った各経路で生じることは、ほとんどない。しかし、反射が値において増大するため、損失もまた増大することが見られ、これらは、波の多数の通過に起因し、それぞれが減衰を受ける。切除されることになっている組織の特性、この場合には腫瘍の特性に予め整合されるようにプローブを設計する利点は、直ちに示される。

同調が必要である状態の下で、補償すべき不整合が大きければ大きいほど、組織への電力伝達の効率が不良となることは、上記から明白である。したがって、チューナをシステムに取り付けることによって得られる利点を調べる必要がある。これは、チューナがなく、伝送線およびプローブのみが、回路にある場合に組織に送信される電力を計算することによって評価されることができる。電報電力は、α^２（１−Γ_２ ^２）で与えられる。

また、発振器から供給される１００ワットのマイクロ波電力に関して、組織に供給される電力が、ケーブル損失の種々の値に関してプローブ反射係数に対してプロットされる。図３４Ａは、ワット単位のこの電力を示し、図３４Ｂでは、発振器によって供給される入力電力に比べた損失が、ｄＢ単位で示される。図３２および図３３とこれらを比較すると、チューナがない場合には、反射が不変性に近づくにつれて、電力におけるより急激な減少を受けることが直ちに明白である。これは、ケーブル損失のより低い値で特に顕著である。特定の場合を調べることは有益であり、実際には伝送線における損失は、２ｄＢの領域にあり、達成される可能性がある最適なものは、１．５ｄＢであると予想される。伝送線における１．５ｄＢの損失を例にとり、反射係数０．８で図３２Ａを図３４Ａと比較すると、チューナが配置されている場合には、約４７ワットが、組織に渡されるのに対して、チューナを用いない場合には、２５．５ワットのみが放出される。

図３５は、チューナの直後に前方に進む波に関する電圧の増倍を示し、図３６は、チューナの直後に後方に進む波に関する電圧の増倍を示す。電力が発振器に戻らない状況は、より高い電圧を生じることが曲線から分かり、したがって、最悪の場合を調べるために、１．５ｄＢの１回の通過損失に関して、図３５Ａおよび図３６Ａを再び観察する。１に等しい反射係数の制限に対して、２つのグラフにおけるこれらの曲線を外挿することにより、前方に進む波は、チューナで１．４に近い電圧増倍係数を有するのに対して、チューナで後方に進む波の場合の電圧は、入射波の電圧に略近い。１００ワットの最大入力電力に関して、１４．５ＧＨｚにおける導波路１７で生じるＲＭＳ電圧は、２１２ボルトのＲＭ
Ｓ領域、３００ボルトのピークにあり、したがって、この１．４倍、すなわち、約４２０ボルトは、予想されると考えられる。これは、チューナに近接する導波路構成要素、すなわち、チューナ自体および導波路方向性結合器に関して設定される要件の場合の制限値を供給する。

図３７は、定常波に起因して考えられるピーク電圧を示す。これは、前方波が最大である点、すなわち、第１の不連続性（チューナ）の隣で前方波の電圧および後方波の電圧の和である。図３８は、前方に進む波および後方に進む波に関する電力の和のピークを示す。これは、構成要素の局所的な加熱の生成に関する電位を示す。

伝送線に生じうるピーク電圧は、伝送線における他の回路要素、すなわち、導波路‐同軸通過およびコネクタなどの同軸構成要素に必要な性能における影響を有するため、決定すべき重要な変数である。既に示されているように、図の調査により、発振器に対する戻りがないように同調されたシステムに関して、より高い電圧および電力が生成されることを示している。したがって、最悪の場合は、再び１．５ｄＢの１方向の損失に関するプロットを観察する場合、図３７Ａおよび図３８Ａによって示される。図３７Ａにおける曲線を一貫性のある反射係数に対して外挿することにより、約２．４の電圧増倍が得られる。５０Ω同軸線において、１００ワットがチューナに入射される場合には、これは、１７０ボルトに近いピーク電圧を生じる。再度、この値は、同軸構成要素の仕様に関する制限常態を提供する。同様に、図３８Ａは、局所加熱がまた、３．３の因子だけ増大される可能性があることを示す。

マイクロ波チューナユニットが、損失の多い伝送線の遠端部に遠隔的に配置される「プローブ」空中線を「整合する」ために用いられる場合に、生じる状態を示すために、数学的分析が行われた。プローブおよび組み込まれる組織媒体の結合インピーダンスは、変化する可能性があり、一般的に、伝送線およびマイクロ波発振器のインピーダンスとは異なる。数学公式は、チューナと組織中の不整合のプローブとの間で反射する電磁波の相互作用と、伝送線に設定されることができる定常波と、を考慮する。

プローブのインピーダンスが、発振器のインピーダンスとは異なる場合には、チューナユニットを用いて、著しく多いマイクロ波電力を組織に伝達することができることを示している。しかし、プローブ‐組織の組み合わせのインピーダンスが、発振器のインピーダンスに等しい場合に、最適な伝送を生じることもまた示されている。したがって、プローブが主に切除するために用いられることができる組織タイプの複素インピーダンスに関する情報を得る必要があることが望ましい。プローブは好ましくは、そのインピーダンスに内部で整合されるように設計される必要がある。そのような状態の下で、チューナによって導入される不連続性がない場合には、最大電力が切除に利用可能である。チューナの機能は、組織状態が、設計された状態以外である場合に、最良の可能な電力伝達を得ることである。

式は、チューナがケーブルおよびプローブからのすべての反射を相殺するように設定される状況を分析し、チューナがプローブで見られるインピーダンス状態に正確に整合する状況も分析することを記載している。これらの２つの場合は、チューナが制御される異なる技術を考慮するために、評価された。次に、チューナがプローブとケーブルの結合効果によって形成される整合の複素共役に設定されることになっている場合に、より高い電力が組織に連結されることが分かる。

グラフは、プローブで生じる異なる反射状態の範囲に関して、患者に供給されることができるマイクロ波電力のレベルを示すグラフが、プロットされている。ケーブルに存在する損失の異なるレベルが、送信される電力に及ぼす影響が、分析に含まれる。予測される
ように、より高い電力が、より低いケーブル損失で伝達される。しかし、より低いケーブル損失で、チューナの作用は、高いプローブ不整合状態で良好な電力電圧を維持する際に、著しく効果的であることもまた示している。これは、低損失伝送線の利点を強調しており、したがって、ケーブル技術における未来の進歩により、単一のプローブ設計が、より広範囲の組織特性に関してより効果的である可能性がある。

また、チューナにおいて構成される電圧および定常波において生じる可能性がある電圧のピークが、計算されて、図式的な形態で示されている。これらのグラフの重要性は、計算された数値が、回路中の構成要素が動作することができる状態を指定することを可能にする。さらに、加熱の影響が、この分析から推定されることができる。

Claims (34)

1. その放出領域からマイクロ波放射線を放出するように配置されるアンテナ用の較正装置であって、前記装置は、
   前記アンテナの前記放出領域に複数のインピーダンスをかけるように適合される負荷機構を有し、各インピーダンスは、マイクロ波放射線の所定の周波数に関する既知の値を有し、
   前記アンテナから放出され、前記負荷機構から反射される前記所定の周波数を有する前記マイクロ波放射線の大きさおよび位相を測定するように構成される検出器と、
   前記アンテナ用の較正データを生成する構成される処理ユニットとを有し、
   前記アンテナが次に、前記アンテナの前記放出領域における未知の負荷から反射される前記所定の周波数を有する前記マイクロ波放射線の大きさおよび位相を測定するために用いられる場合には、前記較正データは、前記未知の負荷を代表するように、前記測定された大きさおよび位相を変換するために使用可能である、較正装置。
2. 前記負荷機構は、前記アンテナの前記放出領域を受信するように適合される第１の端部と第２の端部との間に、実質的に無損失の導波路共振器を含み、前記第１の端部と前記第２の端部との間の距離は、可変である、請求項１に記載の較正装置。
3. 前記第１の端部に対して前記第２の端部を摺動するように配置されるアクチュエータを含む、請求項２に記載の較正装置。
4. 前記共振器は、前記アンテナに電気的に接続可能であり、前記第２の端部は、前記共振器に電気的に接続可能である、請求項２または３に記載の較正装置。
5. 前記共振器と前記アンテナとの間の電気接続および／または前記共振器と前記第２の端部との間の電気接続を提供するように配置される少なくとも１つの無線周波数（ＲＦ）チョークを含む、請求項４に記載の較正装置。
6. 前記第２の端部は、短絡回路を含む、請求項４または５に記載の較正装置。
7. 前記複数のインピーダンスは、０Ω（短絡回路）および∞Ω（開回路）を含む、請求項１〜６のいずれか一項に記載の較正装置。
8. 前記負荷機構は、マイクロ波放射線の２つ以上の異なる周波数に関して較正データの生成を可能にするように適合される、請求項１〜７のいずれか一項に記載の較正装置。
9. 請求項１〜８のいずれか一項に記載の較正装置とその放出領域からマイクロ波放射線を放出するように配置されるアンテナの組み合わせであり、前記アンテナの少なくとも前記放出領域および前記負荷機構は、無菌の環境に共に包装される組み合わせ。
10. その放出領域からマイクロ波放射線を放出するように配置されるアンテナを較正する方法であって、前記方法は、
    前記放出領域に複数のインピーダンスをかけることと、各インピーダンスが、マイクロ波放射線の所定の周波数に関する既知の値を有することと、
    各インピーダンスに関して
    前記アンテナを通じて前記所定の周波数を有する前記マイクロ波放射線を放出することと、
    前記負荷機構から反射される前記放出されたマイクロ波放射線の大きさおよび位相を測定することと、
    前記測定された大きさおよび位相から前記アンテナに関する較正データを生成することとを含み、
    それにより、前記アンテナが次に、前記アンテナの前記放出領域における未知の負荷に関して、前記所定の周波数を有する前記マイクロ波放射線の大きさおよび位相を測定するために用いられる場合には、前記較正データは、前記未知の負荷を代表するように、前記測定された大きさおよび位相を変換するために使用可能である、方法。
11. その放出領域から所定の周波数でマイクロ波放射電磁界を放出するように配置されるアンテナを有する外科用プローブを較正する方法であって、前記方法は、
    前記所定の周波数において一定の範囲の複素インピーダンスを有する３つ以上の較正標準のそれぞれに対して前記プローブを順に提供することと、
    各較正標準に関して、測定されたインピーダンス値を決定するために、各較正標準に提供する場合に、前記プローブから反射されるマイクロ波放射線の大きさおよび位相を検出することと、
    各標準に関して、前記測定されたインピーダンス値を基準インピーダンス値と比較して、次に測定されるインピーダンス値を変換するためのマッピング関数を決定することとを含み、
    各較正標準は、前記プローブの形状を適合させるように配置され、前記アンテナを包囲するようにする、方法。
12. 各較正標準は、液体であり、各較正標準に関して前記プローブに提供することは、各液体に前記アンテナを浸漬することを含む、請求項１１に記載の方法。
13. 各較正標準は、流動性の固体である、請求項１１に記載の方法。
14. 前記較正標準は、前記所定の周波数においてマイクロ波放射線に関して異なるインピーダンスを有する２つ以上の材料の異なる割合を含む混合物である、請求項１１〜１３のいずれか一項に記載の方法。
15. 前記２つ以上の材料は、混和可能な液体である、請求項１４に記載の方法。
16. 前記２つ以上の材料は、エタノールおよび脱イオン水である、請求項１５に記載の方法。
17. 前記較正標準は、０．５〜２．０に広がる実数成分を含む前記所定の周波数における複素インピーダンスを有する、請求項１１〜１６のいずれか一項に記載の方法。
18. 前記所定の周波数は、１０ＧＨｚ以上の単一の安定周波数である、請求項１１〜１７のいずれか一項に記載の方法。
19. 各較正標準に関する前記基準インピーダンス値は、参照プローブを用いて行われる測定値である、請求項１１〜１８のいずれか一項に記載の方法。
20. 前記基準インピーダンス値は、前記較正標準の前記絶対インピーダンス値である、請求項１１〜１９のいずれか一項に記載の方法。
21. マイクロ波放射線源と、
    前記源から組織にマイクロ波放射線を向けるためのプローブであって、その放出領域から前記マイクロ波放射線を放出するように適合されるアンテナを有する前記プローブと、
    制御された切除モードにおいて、前記源と前記プローブとの間で、マイクロ波放射線を
    搬送するための第１のチャネルと、
    測定モードにおいて、前記源と前記プローブとの間でマイクロ波放射線を搬送するための第２のチャネルと、
    必要な動作モードに基づいて前記第１のチャネルまたは前記第２のチャネルを選択するためのスイッチと、
    前記組織から反射されるマイクロ波放射線の大きさおよび位相を検出するための検出器とを備え、
    前記第１のチャネルが、第１の電力レベルで動作可能であり、前記アンテナの前記放出領域によって見られる前記組織の前記インピーダンスと前記装置の前記インピーダンスを動的に整合するように配置されたチューナと、前記反射されたマイクロ波放射線を前記検出器に結合するように配置された１つまたは複数の電力結合器とを含み、
    前記第２のチャネルが、第２の電力レベルで動作可能であり、前記反射されたマイクロ波放射線を前記検出器に直接的に供給するように配置される、組織測定および切除装置。
22. 前記第２のチャネルは、第１のポートで受信される前記源からの前方放射線を第２のポートを介して前記プローブに供給可能にし、前記第２のポートで受信される前記プローブからの反射放射線を第３のポートを介して前記検出器に供給可能にするように接続されるサーキュレータを含む、請求項２１に記載の組織測定および切除装置。
23. 前記サーキュレータの前記第１のポートと前記第３のポートとの間に接続される搬送波相殺回路を含む、請求項２２に記載の組織測定および切除装置。
24. 前記搬送波相殺回路は、前記サーキュレータの前記第１のポートで受信可能な前方に向けられる放射線を結合するように配置される第１の結合器と、前記結合放射線の大きさおよび／または位相を修正するように配置される信号調整器と、前記結合放射線を前記サーキュレータの前記第３のポートからの信号に結合するように配置される第２の結合器とを備え、前記修正された放射線が、前記サーキュレータの前記第３のポートから漏れる前記源からの放射線を相殺するように配置される、請求項２３に記載の組織測定および切除装置。
25. 前記反射されるマイクロ波放射線を受信するように接続される第１の入力と、ミキシングダウン信号を受信するように接続される第２の入力と、前記検出器に接続される出力とを有する混合器を有する受信器を含み、前記混合器は、前記第１の入力で受信される前記反射マイクロ波放射線より低い周波数を有する信号を前記検出器に出力するように配置される、請求項２１〜２４のいずれか一項に記載の組織測定および切除装置。
26. 前記ミキシングダウン信号は、前記マイクロ波放射線源から導出される、請求項２５に記載の組織測定および切除装置。
27. 前記マイクロ波放射線源は、単一周波数に位相ロックされる、請求項２１〜２６のいずれか一項に記載の組織測定および切除装置。
28. 前記第２のチャネルに沿って供給される放射線によって組織内に発射されるマイクロ波電力の振幅は、１０ｍＷ（１０ｄＢ）未満である、請求項２１〜２７のいずれか一項に記載の組織測定および切除装置。
29. 前記第１の電力レベルは、前記第２の電力レベルより２桁以上大きい、請求項２１〜２８のいずれか一項に記載の組織測定および切除装置。
30. 組織内に挿入するための外科用アンテナであって、前記アンテナは、
    細長い本体の長さに沿って内側導体と、前記内側導体を包囲し、誘電材料によって離隔される外側導体と、を備える供給構造を有する細長い本体と、
    前記導体をマイクロ波電源に接続して、そこからマイクロ波周波数エネルギを受信するコネクタと、
    前記組織を貫通するための前記細長い本体の遠位端部における挿入先端部と、を備え、
    前記挿入先端部は、前記アンテナから前記マイクロ波周波数エネルギを放出するために、前記導体に接続され、前記組織を処置するための放射構造と、前記処置された組織と前記誘電材料の前記インピーダンスを整合するためのインピーダンス変成器とを備える、外科用アンテナ。
31. 前記挿入先端部は、前記放射構造が取り付けられるセラミックの円錐先端部を備える、請求項３０に記載の外科用アンテナ。
32. 前記インピーダンス変成器は、前記セラミックの円錐先端部のすべてまたは一部である、請求項３１に記載の外科用アンテナ。
33. 前記放射構造は、前記セラミックの円錐の表面の上に作製される金属渦巻きを備える、請求項３１または３２に記載の外科用アンテナ。
34. 前記放射構造は、前記セラミックの円錐を突出する複数の同軸単極または双極を備え、前記インピーダンス変成器は、前記供給構造と前記単極または双極の平行インピーダンスを整合するように配置される、請求項３１または３２に記載の外科用アンテナ。

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