JP2010505571A - 手術用アンテナ - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、エネルギを制御可能に生物組織に送り込むのに適するよう構成された手術用アンテナに関するものである。
人間または動物の体内にある、非常に多くの血管が通っている臓器に手術を施した場合に血液を過度に失うことは、手術用メスの刃のような、従来の手術用具を用いた際の特有の問題である。
一般的にいうと、発明は、切断用ブレードと関連する手術用アンテナを提供するものであり、このアンテナは、ブレードが組織を切断する領域にマイクロ波エネルギを制御可能に送るように構成されている。マイクロ波エネルギは、血液を凝固させて、その領域での血流を効果的に封じることができる。さらに、このアンテナは、肝臓または非常に多くの血管が通っている他のあらゆる臓器の内部にある大きな癌性腫瘍を組織の壊死を引き起こ
す温度まで癌性組織を瞬時に加熱することにより治療することにも利用してよいが、組織の黒焦げを防止し、腫瘍の周りにある健康な組織に対する損傷を最小限にする。
アンテナは、複数の放射素子を含んでもよく、例えば、器具の切断用ブレードの長さを長くするために隣り合わせに取り付けられた複数の切断素子を含んでもよい。あるいは、複数のパッチアンテナが1つの切断素子にその縁部の近傍において製作されてもよい。給電構造部は、1つのマイクロ波放射供給源からの電力を複数の放射素子の各々の間で等しく分割するように構成されたパワースプリッタを含むことが好ましい。
高周波マイクロ波エネルギは、積極的に加熱する容積をエネルギの浸透深さに応じて局所的なものにすることができ、この結果、熱の生成が早くなり、マイクロ波エネルギが灌流の放熱効果に打ち勝つことができる。
反射電流経路を設けるための外部接地パットの必要性がなく、これにより、システムの設定に伴う複雑さを軽減でき、また、反射パッドが皮膚の表面と間欠的に接触した場合に生じることのある皮膚表面の火傷を防止できる。
よい)。これに加えてまたは代えて、アンテナは、組織の特性を測定できるように構成されてもよい。例えば、アンテナは、WO2004/047659またはWO2005/115235に開示されているような治療システムとともに使用されてもよい。しかしながら、発明は、これらの電気外科的システムでの使用に限定されず、他の電気外科的治療および/または測定システムで使用されてもよい。例えば、発明は、組織の測定または動的インピーダンス整合回路を用いずに使用されてもよく、つまり、発明は、電力の大きさおよび送る時間(例えば可変パルス幅)のみを調整する用意のあるマイクロ波供給源を提供するシステムに接続されてもよい。好ましくは、単一周波数発振源および固体増幅器ユニットがマイクロ波エネルギを生成するのに用いられる。
はなく、例えば1.5dB毎メートルより小さい。(上記に定義したように)本発明の実施に役立つと考えられる周波数範囲の上限で作動する装置の場合、マイクロ波電力発生装置を放射用アンテナの極めて近くにくるように移動させることが、上記電力発生装置と上記放射用アンテナとの間に挿入されたエネルギ配給ケーブル内の挿入損失の影響を最小限とするためには有益であろう。
うから、誘電率の実際の値は、材料の複素誘電率に応じて変わるであろう(電磁場のシミュレーションが構造を最適化するのに利用できる)。
のインピーダンス、つまり377Ωにはあまり整合しないように設計されているという事実によってさらに少なくなっている。自由空間へ放射する危険は、治療用のエネルギを生成して送るのに用いるシステムに付随する検出用電子機器がアンテナが自由空間へ放射していることを検出することができ、出力電力をゼロ近く、つまり、1mWから10mWに自動的に減らすことができるという事実からなおいっそう少なくなっている。
たは一様な組織効果を生成できる単一のブレードを作ってもよい。
ストリップ構造を用いることがある。ブレードの長さ方向に沿って一様な場を与えるためには、例えば、正方形または長方形のパッチアンテナ、スロット付き放射体、または、進行波アンテナといった複数のマイクロストリップ構造をブレードの長さ方向に沿って製作することが好ましい。
ネクタ組立体を用いて卓上ジェネレータに取り付けることができる。スナップ式コネクタまたは専用の押し込み式構造が使用されてもよい。
本明細書に記載の切除アンテナの作用は、バターナイフまたは肉包丁のそれと同様であると説明してもよいものである。本発明を実施するためにさまざまなブレード構造体、すなわち、「歯」の形状をしたブレード、手術用メスの形状をしたブレード、「ペイントストリッパ」の形状をしたブレード、のみの形状をしたブレード、半球形状のブレード、キッチンナイフの形状をしたブレード、および、彫刻刀の形状をしたブレードが考慮された。「歯」の形状をしたブレードを用いた場合、歯が三角形構造の形状をとり、底部の角の各々が60°の角度であり、組織に「突き刺さる」能力を提供することが好ましいであろう。
う問題を克服しうるものである。アンテナを較正することにより、システム負荷を形成する生物組織のインピーダンスに、アンテナの出力インピーダンスを効果的に接続することが可能である。
いように、確実にしている。
(a)放射/切断用ブレードおよび整合用変成器については:
硬度1900ヌープ(9モー)、C軸に垂直な誘電率=9.3、C軸に平行な誘電率=11.5、そして、損失正接(すなわち、損失率または1/Q)=0.00005であるサファイア(AL2O3)、
D6として知られているモーガンエレクトロセラミックス社製のある特定のマイクロ波セラミックで、誘電率=6.5+/−0.5、かつ、損失正接=0.002であり、3GHzと20GHzとの間の周波数範囲にわたって使用できるもの;
(b)コーティング材料については:
パリレンC、テフロン(登録商標)またはPTFEは、放射/切断用ブレードをコーティングするのに、および/または、アンテナ構造体全体をコーティングするのに用いてもよく、これは、それらに生体適合性があり、対象周波数での損失が小さいからである。誘電体の加熱損失は、例えば10μmから100μmといった上記材料の非常に薄い層を使用することで回避しうる;
(c)ブレードの筐体、導波管部分、および、ケーブル組立体については:
高伝導性を有し、それにより導波管での導体損失を最小にし、かつ、導体の損失によって引き起こされる導波管構造体の加熱を制限する真鍮、アルミニウム、銅、または、銀。例えば、銀をめっきしたアルミニウム製の構造体を用いることがでる。この場合、めっきする厚みは対象周波数での表皮厚さの数倍であり、マイクロ波のエネルギの大部分がその深さに確実に収まるようにする。
1順方向電力結合器15は、電力増幅器14の出力で生成された電力の一部を測定するように構成されている。第1順方向電力結合器15からの出力は、第1反射電力結合器16に接続されており、この第1反射電力結合器16は、調整可能同調フィルタ17への入力で生成された反射電力の一部を測定するように構成されている。同調フィルタ17は、インピーダンス調整器としての役割を果たすものであり、このユニットのインピーダンスは、手術用アンテナ20の放射部分が見たインピーダンスを生物組織180が生成する負荷インピーダンスとインピーダンス整合させることが可能である任意のインピーダンスに調節することができる。同調フィルタ17からの出力は、第2順方向電力結合器18の入力に接続されており、この第2順方向電力結合器18は、同調フィルタ17から出て来る電力の一部を測定するように構成されている。第2順方向電力結合器18からの出力は、第2反射電力結合器19の入力に接続されており、この第2反射電力結合器19は、アンテナ20の出力放射用ブレード110と生物組織負荷180との間のインピーダンス不整合により、ケーブル組立体150に沿って反射されて戻ってくるものの一部を測定するように構成されている。順方向電力結合器15、18および反射電力結合器16、19の結合されたポートから測定された信号は、マイクロ波受信ユニット22に供給される。このマイクロ波受信ユニット22は、その信号をアナログ/デジタルコンバータ(ADC)によって利用できるより低い周波数に変換する。アナログ/デジタルコンバータは信号処理ユニット13に入っており、この信号処理ユニット13は、位相および大きさの情報を抽出するのに用いられる。位相および大きさの情報は、同調フィルタ17の同調素子に必要な調整を計算するのに使われ、電力増幅器14の出力で生成されたエネルギを手術用アンテナ20の放射用先端部で見た組織荷重180とインピーダンスを整合させられるようにし、これによりシステムが変動するインピーダンス負荷へ求められた電力レベルを送り込むことができるようにする。この実施形態において、同調素子は、3つの同調ロッド(またはスタブ)25、26、27であり、導波管空胴に物理的に(機械的に)出し入れして、生物組織180によって手術用アンテナ20の放射部分に与えられた負荷に電力増幅器14からの出力電力を送り込めるようにするものである。パワー・バラクタ・ダイオードまたはパワーPINダイオードもまた同調素子として利用することができる。同調用スタブ25、26、27は、各々、容量性または誘導性リアクタンスがあり、このリアクタンスの値は、導波管空胴内の特定の同調用ロッドの距離の関数である。隣り合う同調用スタブの中心は、作動周波数で利用される具体的な導波管の管内波長の1/4または1/8のいずれかだけ離されている。導波管空胴内の同調用スタブの位置は、この場合には電気機械的なアクチュエータであるスタブ/同調用素子コントローラ28の入力での信号によって決まる。スタブ/同調用素子コントローラ28を制御するために使用される入力信号は、デジタル・シグナル・プロセッサ13によって与えられ、これらの信号は、マイクロ波受信ユニット22からの信号に基づいており、マイクロ波受信ユニット22からの信号自体は、指向性結合器15、16、18、19の結合されたポートで測定された情報に基づくものである。手術用アンテナ20は、前述した自動インピーダンス整合システムを使用可能とするために、遠位にある放射用ブレード110で較正される。外科手術で使用する前に、アンテナ20は較正ユニット21に挿入され、アンテナ20(放射用サファイアブレード)の遠位端で「見た」信号をデジタル・シグナル・プロセッサ・ユニット13が基準にすることができるように、単一ポート較正が行われ、位相および大きさの情報がデジタル信号処理法を用いて抽出される。較正は、(空中の)放射用アンテナの遠位先端部と、デジタル・シグナル・プロセッサへの入力との間におけるシステムの全部品によって引き起こされる位相および大きさの変化を効果的に取り除き、測定された信号が、放射用アンテナの遠位先端部が接触した生物負荷を表すことができるようにする。
ンスは、14.5GHzという対象周波数での反射損失が−30dBよりも大きくなるであろうということを示しており、このことは、サファイアアンテナ構造体の遠位端で送り出されているエネルギが肝臓のモデルのインピーダンスとよく整合していること、および、放射構造体によって生成されたエネルギの大部分が肝臓組織に送り込まれるであろうことを意味している。
1.放射用ブレードにおける電力レベル:60W
2.作動モード:連続波
3.作動時間:45秒
4.周波数および安定性:14.5GHz(+/−1kHz)
5.肝臓の初期温度:約15°
この場合、浸透深さは、放射による浸透深さに制限される。
一致しており、互いに加わることになる。第2ポート230における波は、λ/4および5λ/4進み、したがって、これらも位相が一致しており、互いに加わる。しかしながら、第3ポート240における波は、2λ/4およびλ進み、よって、これらは、180°位相がずれており、それ故に打ち消される。さらに、2つの出力ポート230、250の間の電気的長さがλ/2であり、それ故に2つの出力信号の間に180°の位相のずれがあろうことが分かる。これは、2つの放射用ブレード110、111の作用に影響を及ぼすことはない。なぜならば、2つの放射用アンテナは、生物組織の中へと向けられたエネルギに関しては独立に作動しており、それ故に、2つの放射用ブレード110、111により生成された場のパターンの間で相互作用または結合が最小のはずだからである。2つの信号を同相で戻すことが望ましいのであれば、リングの第2ポート230と導波管ケーブル組立体140との間、または、リングの第4ポート250と導波管組立体141との間の経路のどちらかに一本の補助導波管部分を挿入することもできる。補助導波管部分の電気的経路長が180°であれば、導波管ランチャー120、121の第1および第2部分に供給された波は、同相で戻るであろう。180°の位相ずれを生成するのに必要な補助的な長さは、本明細書で与えている具体的な実施形態の作動周波数における空気中(または真空中)で約10mmであるので、導波管の補助的な部分は、2つの放射用ブレードの間で著しい大きさの不均衡を引き起こすことはなく、それ故に、2つのブレードで生成されるエネルギの差は無視できる。
用いることができる。
するが、もしループが90°回されていれば、TE波が形成されたであろう。ループ結合を利用することの代替は、プローブ結合を利用することであり、この場合、普通は対象周波数の波長の1/4に等しい長さを有するプローブが導波管の壁に差し込まれる。「H」フィールドループが使用された場合には、磁場が一般に支配的であり、このため、導波管は横磁と呼ばれ、磁力線がループの中心を通る。図13から分かるが、マイクロストリップラインと導波管空胴との間に隙間がある。この隙間は、信号線(または給電)が導波管空胴の壁部と短絡しないことを保証する。誘電体基板材料350の底面(第2面)は、その全面を金属で被覆されて接地面を形成しており、この金属で被覆された面は、導波管空胴120、121、122、123の外側壁部に電気的(かつ物理的)に接続されている。
構造部から出てくる放射を防止し、また、さらに不連続性を最小にするために、ストリップラインまたは三重マイクロストリップ構造を用いて実施することができる。
パッチアンテナ401〜416までの給電ラインをそれぞれ形成する。
1.まず、16個の放射用アンテナへの給電では、アンテナ給電箇所401〜416で50Ωのインピーダンスの負荷が「見られる」と仮定する。
Z0=√(Z1×ZS)=>Z1=Z0 2/ZS=502/25=100Ω
(この解析では、Z0がマイクロストリップラインの(オームで表した)特性インピーダンスであり、Z1は(オームで表した)負荷インピーダンスであり、そしてZSは、(オームで表した)供給源インピーダンスである)。
Zl=Z0 2/ZS=502/25=100Ω
8.このことは、マイクロストリップライン320の中心点で「見られる」インピーダンスが50Ωであること、つまり、2つの100Ωインピーダンスの並列和(100/2=50Ω)であることを意味する。
縁部と接触している生物組織180のインピーダンスと、インピーダンスが整合するように構成されている。
ール、ダイポール、ターンスタイル、または、スパイラルアンテナ構造体をブレード構造体に取り付けてもよい。放射構造は、部分的に遮蔽して、自由空間への電磁場の放出を制限する、または、使用者に対する、若しくは、所望の治療領域ではない体の領域における患者に対する放射の危険を制限することもできる。図20(a)に示した構成は、「H」フィールドアンテナ502が配置されている切断用ブレード500の中心の辺りの一部分を取り去って変更してもよい。上記の「H」フィールドアンテナ502は、この場合、切断ブレード500の刃先の周りに、その刃先の近傍の血流を封じるのに利用できる放射電磁場を生成できるように、上記の切断用ブレード500の中心部分の内部に存在してもよい。この構成は、図20(b)に示されており、絶縁材料501は取り去られており、放射用ループがブレード500の切り出し部分の内部に配置されていることが分かる。上記のブレード500は、硬質セラミック材料または金属から作られてもよい。図20(b)および20(c)は、それぞれ、「H」フィールド・ループ・アンテナおよび「E」フィールドプローブまたはモノポールアンテナを備えた手術用メスの刃のアンテナの実施形態を示している。これらの実施形態の各々は、ブレードの一部が取り除かれていて、マイクロ波放射がブレードの刃先の周りに伝搬できるようにしている。
テナ構造体の放射面の断面を示している。放射面が治療すべき組織構造180の表面に置かれていることが分かる。この発明は、矩形形状のロッドを使用することに限定されない。四角形状ロッド、あるいは、三角形状のロッドでさえ使用することができる。図21(a)および(c)に示されている構造は、アンテナが物理的に接触している組織の表面下に位置している組織構造にエネルギを放つのに用いることもできる。例えば、アンテナの放射部分(円筒形または矩形)は、皮膚の表面に置いてもよく、そしてマイクロ波のエネルギは、皮膚の上面(表皮)の質を変えずに、皮膚表面の真下にある脂肪組織の状態を変えることに用いてもよい。皮膚の表面(または他の組織構造)は、表面における、および/または、表面近傍の組織構造を確実に保護するために、マイクロ波エネルギを加えている間に冷却することもできる。
Z02=√(Z01×Z03 2/Z1×n)
を用いて計算することができる。ただし、Z02は、同軸変成部分802の特性インピーダンス(Ω)であり、Z01は、同軸給電ケーブル801の特性インピーダンス(Ω)であり、Z03は、802の遠位端に接続された第「n」同軸ケーブル部分の特性インピーダンス(Ω)であり、Z1は組織負荷のインピーダンス(Ω)であり、「n」は放射素子の数である(無次元)。
た全エネルギを生物組織へ移すことが可能となる。
−手術用切除具をマイクロ波供給源に接続するためのマイクロ波コネクタ組立体;
−マイクロ波供給源から放射用ブレード構造体へエネルギを送るためのケーブル組立体(例えば、同軸ケーブルまたは適切な導波管);
−ケーブル組立体のインピーダンスを組織のインピーダンスに整合させるためのインピーダンス整合回路(または変成器);および
−放射用ブレード構造体自体。
手術用切除具を実施するための一部の実施形態では、矩形導波管ケーブルがケーブル組立体として利用された。導波管ケーブルは、可撓性があってもよく、ねじることができてもよい。手術用ブレードの設計は、導波管空胴の大きさによって決まり、これは、さらに導波管がサポートできる周波数範囲によって決まる。表1は、標準導波管空胴を導波管空胴の物理的寸法およびその導波管空胴を使用できる周波数範囲と併記したリストである。
Hzで作動するのに特に適している。ブレード構造体1130の形状は、図25に示されているブレード構造体1110と同様である。2つの傾斜した刃先1132、1134が矩形ブロック1136の一端に機械で形成されている。矩形ブロックの寸法は、この実施形態では異なっている。図31に示されているように、矩形ブロックは、幅2mmおよび高さ8mmを有する。しかし、他の詳細は同じである。例えば、上側の刃先1132は、矩形ブロック1136の上面と60°の角度をなし、一方、下側の刃先1134は、矩形ブロック1136の底面と15°の角度をなす。これらの角度は、外科医または臨床医によって一般に使用される標準的な手術用メスの刃を代表するものであることから選ばれている。刃先1132、1134は、矩形ブロック1136の高さの半分のところであるブレード先端部1138で出会っている。それぞれ刃先1132、1134で出会っている傾斜面1140、1142は、互いに90°となっている。矩形ブロック1136の側面並びに上面および下面は、金属で被覆されているが、傾斜面1140、1142は、金属で被覆されていない(つまり、露出したアルミニウムである)。
−導波管は空気(εr=1)で満たされていると仮定する
−組織の誘電率は40であると仮定する
−変成器の材料の誘電率は、したがって、
このことは、損失率(tanδ)がほぼゼロであることを仮定している。実際には、それ自体が熱として顕在化する、変成器の材料の中の電力損失を最小限にすることが好ましい。
、矩形ブロック1136の金属被覆されていない末端部分1174が、導波管1172の一体の末端部分である導波管変成器部分1176を通って突出している。前述したように、この構成の寸法は、矩形ブロック1136と導波管1172との間を整合させるために、矩形ブロック36、導波管1172のサイズと、送られるマイクロ波エネルギの周波数に基づいて選択される。作動周波数が14.5GHzであるこの実施形態では、導波管変成器部分1176は、長さが12mm(金属被覆されていない末端部分1174は、この長さ全体に沿って突出している)、高さが15.4mm、そして、幅が3.6mmである。
Claims (38)
- 手術器具において、
生物組織を切断するための縁部を有する切断素子と、
前記切断素子の前記縁部で実質的に一様なマイクロ波放射場を放出するように構成されたアンテナと
を有することを特徴とする手術器具。 - 請求項1に記載の手術器具において、
前記アンテナは、マイクロ波放射供給源に接続するための給電構造部と、前記放射場を放出するように構成された放射部分とを含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項2に記載の手術器具において、
前記切断素子は、前記放射部分を含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項3に記載の手術器具において、
前記切断素子は、前記給電構造部からエネルギを受けるための結合部分を含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項4に記載の手術器具において、
前記結合部分は、前記切断要素が前記給電構造部から実質的に最大の場の結合を受けるのに適するように構成されている
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項5に記載の手術器具において、
前記結合部分は、インピーダンス変成器を含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項6に記載の手術器具において、
前記インピーダンス変成器は、テーパ付き変成器である
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項6に記載の手術器具において、
前記インピーダンス変成器は、ステップ変成器である
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項5に記載の手術器具において、
前記結合部分は、スタブ同調器を含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項4から9までのいずれか1項に記載の手術器具において、
前記切断要素は、前記結合部分および前記放射部分を除き金属被覆された面を有する
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項1から10までのいずれか1項に記載の手術器具において、
前記給電構造部は、導波管を含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項1から11までのいずれか1項に記載の手術器具において、
前記切断素子は、ブレードを含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項12に記載の手術器具において、
前記ブレードは、セラミックから作られている
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項12に記載の手術器具において、
前記ブレードは、アルミニウムまたはサファイアから作られている
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項1から14までのいずれか1項に記載の手術器具において、
前記アンテナは、前記切断素子の縁部に沿って実質的に一様である場を放出するように構成されている
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項1に記載の手術器具において、
前記アンテナは、前記切断素子上に製作された「H場」ループアンテナを含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項1に記載の手術器具において、
前記アンテナは、複数の放射素子を含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項15に記載の手術器具において、
複数のパッチアンテナが前記切断素子上に前記縁部の近傍で製作されている
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項15に記載の手術器具において、
前記給電構造部は、マイクロ波放射供給源からの電力を前記複数の放射素子の各々の間で均等に分割するように構成されたパワースプリッタを含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項19に記載の手術器具において、
前記パワースプリッタは、ハイブリットリングを含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項19に記載の手術器具において、
前記パワースプリッタは、マイクロストリップ給電ラインの配列を含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項1から21までのいずれか1項に記載の手術器具において、
前記器具のインピーダンスを調整するように構成された同調機構を含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項22に記載の手術器具において、
前記アンテナは、マイクロ波放射供給源に接続可能な導波管を含み、前記同調機構は、前記導波管に調節可能に取り付けられた3つのねじを含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項22に記載の手術器具において、
前記アンテナは、マイクロ波放射供給源に接続可能な導波管を含み、前記同調機構は、前記導波管のインピーダンスを予め定められたインピーダンスに整合させるように構成された変成器を含む
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項24に記載の手術器具において、
前記変成器は、前記切断用ブレードと一体の部分である
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項23または24に記載の手術器具において、
前記変成器は、使用している前記導波管を伝搬する前記マイクロ波放射の波長の1/4の奇数倍である長さを前記導波管に沿った方向に有する
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項1から26までのいずれか1項に記載の手術器具において、
前記アンテナは、前記切断用の縁部において5GHzから100GHzの周波数を有するマイクロ波放射場を放出するように構成されている
ことを特徴とする手術器具。 - マイクロ波放射を生成するように構成されたマイクロ波放射供給源と、前記供給源からマイクロ波放射を受けるように接続された、請求項1から27のいずれか1項に記載の手術器具とを有する手術用切断装置。
- 請求項28に記載の手術用切断装置において、
前記供給源は、5GHzから100GHzの安定な周波数の信号を生成するための発振器と、前記信号を治療に適した電力の大きさまで増幅するための増幅器とを含む
ことを特徴とする手術用切断装置。 - 請求項28または29に記載の手術用切断装置において、
前記供給源と前記手術器具との間に接続された反射放射検出器と、
前記供給源と前記手術器具との間に接続されたインピーダンス調節器と
を含み、
前記反射放射検出器は、前記手術器具を通して前記供給源の方へ反射されて戻るマイクロ波放射の大きさおよび位相を検出するように構成されており、前記インピーダンス調節器は、前記反射されたマイクロ波放射の検出された大きさおよび位相に基づいて制御可能である調節可能複素インピーダンスを有する
ことを特徴とする手術用切断装置。 - 請求項28に記載の手術用切断装置において、
前記手術器具と前記供給源との間のマイクロ波放射を検出するように構成された順方向および反射電力指向性結合器を含み、前記反射放射検出器は、前記順方向および反射電力指向性結合器によって結合された前記マイクロ波放射から大きさおよび位相の両方の情報を抽出するように構成されたヘテロダイン受信機である
ことを特徴とする手術器具。 - 請求項31に記載の手術用切断装置において、
前記インピーダンス調節器は、前記検出器によって抽出された前記位相および大きさ情報に基づいて調節可能である
ことを特徴とする手術器具。 - アブレーションプローブにおいて、
組織を突き通すのに適するよう構成された挿入端を有する細長いボディと、
前記挿入端にある複数の放射素子であって、各放射素子が、組織を除去するためにマイクロ波放射場を放出するのに適するように構成された複数の放射素子と、
マイクロ波電力供給源に接続可能であり、マイクロ波電力を前記放射素子へ伝えるように構成された給電構造部と
を備え、
前記給電構造部は、前記マイクロ波電力を実質的に均等に前記放射素子の間で分割し、それにより放出された放射場を前記挿入端で実質的に一様にするように構成されている
ことを特徴とするアブレーションプローブ。 - 請求項33に記載のアブレーションプローブにおいて、
前記細長いボディは、前記挿入端から突出する複数のアンテナを保持するように構成されたカテーテルを備える
ことを特徴とするアブレーションプローブ。 - 請求項33に記載のアブレーションプローブにおいて、
各放射素子は、同軸モノポールアンテナを備える
ことを特徴とするアブレーションプローブ。 - 請求項33に記載のアブレーションプローブにおいて、
前記給電構造部は、一つ以上のマイクロストリップ伝送線を含む
ことを特徴とするアブレーションプローブ。 - 請求項33に記載のアブレーションプローブにおいて、
前記給電構造部のインピーダンスを前記放射素子のインピーダンスと整合させるためのインピーダンス変成器を含む
ことを特徴とするアブレーションプローブ。 - 請求項33に記載のアブレーションプローブにおいて、
前記挿入端は、セラミック製円錐体を備える
ことを特徴とするアブレーションプローブ。
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