利用微波辐射来治疗组织的装置以及天线校准系统和方法

专利名称：：利用微波辐射来治疗组织的装置以及天线校准系统和方法
技术领域：
：本发明涉及使用微波辐射来治疗生物组织。在具体的方面，本发明涉及用于将微波辐射递送到组织的外科手术天线、用于使用来自这样的天线的微波辐射来实现组织切除或者测量的组织治疗系统以及用于校准在这样的系统中使用的天线的系统和方法。
背景技术：
：已知一种被设置为可控地切除肺瘤和/或测量关于肿瘤和周围健康组织的信息的电外科手术系统。这样的系统可以使用两个通道用以进行受控组织切除的第一通道和用以进行敏感组织状态(电介质)测量的第二通道。在wo2004/047659和wo2005/115235中公开了与这样的系统的操作有关的主要原理。
发明内容>$^>开内容包括三个主要方面。第一方面涉及用于在辐射点(天线)校准外科手术天线的系统和方法并且具体地涉及在所述校准系统与例如已知类型的电外科手术系统一起使用时自动地进行校准例程。第二方面涉及对已知治疗系统的进一步改进，这些改进由于使用单独的低功率发送器和接收器(jML器)而在测量模式所需的增强的测量灵^i:度和減少的功率电平方面呈现出优点。第三方面涉及如下外科手术天线，这些外科手术天线可以与校准系统一起使用，以由此实现在远端(天线)校准所述天线以由此4吏所述天线能够用来ii行组织状态测量或者用来切除组织，其中期望在天线的远端(天线)与生物组织负载之间进行动态阻抗匹配。校准系统和过程从广义上讲，本发明的第一方面提供一种用于天线的校准设备，该天线被设置为从其发射区发出微波辐射，该设备包括加载装置，适合于使天线的发射区经受多个阻抗，各阻抗针对预定频率的微波辐射具有已知值；检测器，被设置为测量从天线发出的并_0^加载装置反射的具有预定频率的微波辐射的量值和相位；以及处理单元，配置成产生用于天线的校准数据，其中如果天线随后在天线的发射区处具有未知负载的情况下测量具有所述预定频率的微波辐射的量值和相位，则校准数据可用以将所测量的量值和相位转换成代表所述未知负载。优选地，加载装置包括在第二端与适合于接纳天线的发射区的第一端之间的基本上无损耗的波导腔，并且其中第一端与第二端之间的距离是可变的。例如，第二端例如在线性激励器的作用之下可相对于第一端滑动。优选地，所述腔可电连接到天线，而第二端可电连接到所述腔。在腔与天线之间和/或在腔与第二端之间的电连接可以通过射频(RF)扼流團。优选地，所述多个阻抗包括OQ(短路)和ooQ(开路)。优选地，所述加载装置适于允许为两个或者更多不同频率的微波辐射产生校准数据。在另一表达中，本发明的第一方面可以提供一种根据任一前a利要求的校准设备与天线的组合，所述天线被设置为从其发射区发出微波辐射，其中至少所述天线的发射区和加载装置在无菌环境中被包**一起。在又一表达中，本发明的第一方面可以提供一种校准天线的方法，该天线被设置为从其发射区发出微波辐射，该方法包括4纹射区经受多个阻抗，各阻抗针对预定频率的微波辐射具有已知值；对于各阻抗通过天线发出具有预定频率的微波辐射；测量v^p载装置反射的所发出的微波辐射的量值和相位；并且才艮据针对所述多个阻抗中的每一个测量的量值和相位来产生用于天线的校准数据，其中如果天线随后在天线的发射区处具有未知负载的情况下测量具有所述预定频率的微波辐射的量值和相位，则校准数据可用以将所测量的量值和相位转换成代表所述未知负载。用以在发射区(例如远端)有效地进行天线校准的能力可以实现将微波能量高效地传送到生物组织中，其中向外科手术天线的远端呈现的阻抗随，治疗过，的进行而改变。一_^一已经校准天线结构-，则有可能进行，确配。在外科手术天线的顶端与生物组织之间进行阻抗匹配的能力可以防止由于阻抗失配所致的能量反射，该能量反射可能造成天线和线缆组件的过热并且增加对组织体积进行切除所需的时间。在将天线用于^A最小的外科手术的应用中，这一发热可能造成对健康组织结构的间接破坏。又一优点在于可以用比使用如下系统而可能的准确度更大的准确度控制递送到生物组织中的能量剂量，在所述系统中不能补偿由于阻抗失配而导致的不可量化的反射。对于这一特征的实施，优选将本发明与一种进行动态阻抗匹配的方法一起使用。在WO2004/047659中已经公开了一种用以使用三短线波导腔调谐器来进行这样的阻抗匹配的系统，其中使用三个线性电机和适合的控制系统来自动地移动所述短线(stub)。用以在远端有效地进行天线校准的能力也可以^使外科手术天线能够用作一种用于测量与生物组织的特性有关的电介质信息的有用工具。在外科手术天线的远端处的有效校准使测量参考平面能够移动到进行测量的确切部位(或者位置)，例如在健康组织与癌组织之间的周边或者在癌组织内。用于以这一方式校准外科手术天线的能力可以实现获得最佳测量灵敏度。因此，本发明可以用来实现进行动态阻抗匹配并且可以用来实现进行灵敏的和可重复的电介质测量。本发明主要地涉及对外科手术天线的校准，但是本发明不限于校准这些设备。这里公开的校准系统将天线的远端有效地连接到开路(无限阻抗)与短路(零阻抗)值之间的多个负栽阻抗以使天线能够具有能够测量所述两个极限值之间的阻抗范围或者对该阻抗范围敏感的能力。天线的远端可以自动地受限于一阻抗范围。这里公开了使测量自动化的方法。优选地，天线校准系统在天线固定就位的情况下使用滑动短路线(slidingshort)。可以包括射频扼流圏以使天线和滑动短路线能够松弛地配合于所述腔内。在本说明书中，微波意味着在500MHz与100GHz之间的频率范围。当然，优选在14GHz与15GHz之间的频率，并且在下文讨论的一些实施例中使用14.5GHz的点频。虽然本发明的主要目的在于校准用于在组织切除和测量中使用的校准天线，但是本发明不限于这一应用。实际上，只要测量位置在天线装置的远端就可以使用本发明。换言之，本发明可消除在天线的远端(天线)与数字信号处理单元之间存在的任何系统误差，因此^la织负载能够有效地连接到数字信号处理单元。这可以将微波收发器内的部件中的变化纳入考虑之中，这些变化例如是由低噪声放大器、驱动器放大器、微波混频器以及PIN二极管开关和衰减器产生的热噪声或者短噪声。可期望在多于一个频率处进行校准，其中第一频率用于受控切除，而第二频率用来进行电^h质测量(组织类型/状态等)。例如，可期望在点频14.5GHz周围+Z-50MHz的频率范围内校准天线结构或者可期望使用电磁频镨的微波或者射频区内的其它频率。可以调节校准系统(或者组件)的尺度以适应在与本发明有关的根本理论保持有效的情况下的任何实用的频率(或者频率范围)。由于(例如WO2004/047659中所述类型的)系统中所用的动态调谐机制，可能有必要在切除频率处进行校准。在这一操作模式下，与切除的组织状态有关的信息用来自动地控制阻抗匹配机制以保证最大功率(或者所需功率)递送到天线的远端所见的组织负栽。在WO2004/047659中给出的一种特定装置中，四个定向耦合器用来测量正向和Jl射的功率信号，并且此信息被用作实施动态阻抗匹配方法的基础。例如，可能期望在10GHz进行组织切除而在16GHz进行电介质测量。在有必要在两个或者更多频率处校准系统的实例中，期望所有频率均可以在微波结构内传播，即在^f吏用矩形或者柱形波导的情况下，不应当截止所述波。也可期望在^f吏用不止一个频率并且所述两个频率之间有大的差异(例如10GHz的差异)时，在系统中包括不止一个^ML器单元。高阶模式在校准频率信号的波长与波导或者同轴校准组件的尺寸相比为小时也可以传播。可以通过进行系统分析以对腔中建立的高阶模式的效应进行建模来将这些效应纳入考虑之中。这在同一频率用于切除和测量时可能是不需要的，因为可以使用一种使相关频率能够无削弱地传播的标准波导(例如对于14GHz，可以使用WR62(WG18)或者WR75(WG17))。例如WO2004/047659和WO2005/115275中公开的组织切除/测量系统提供外科手术天线与组织负载之间的阻抗(或者能量)匹配，并且让天线能够测量复阻抗的小的变化以便能够对与待测量的癌肿瘤的生长关联的各种组织类型、組织状态和/或阶段的表征进行测量。本发明目的在于通过提供将在远端(天线将在该处把能量辐射到组织中)进行的对外科手术天线的校准来提高这些系统的工作效率。为了保证可以测量最宽可能范围的阻抗，期望校准系统能够局部地向天线呈现在开路与短路状态之间一定范围的已知阻抗。还期望使校准过程自动化。所述天线可以是外科手术天线或者任何其它类型的天线结构或者其它设备。本发明特别应用于所述天线(或者其它设备)的设计本身没有连接到标准同轴校准装置，如同轴(或者波导)500负载和/或同轴(或者波10导)短路和/或同轴(或者波导)开路和/或同轴(或者波导)滑动负载。这里描述的校准系统使得用于校准的参考平面能够移动到天线的远端并且将待校准的天线结构的形状和几何结构纳入考虑之中。优选地，可以通过移动连接到机电线性激励器的滑动短路来获得一定范围的校准位置，所述移动的方式使得滑动短路线(或者柱塞)在史密斯图上>^短路位置开始，且当柱:i^波导腔收回时，阻抗在可以测量一个或者多个校准点的外圆周围(假设无损耗腔)移动。如果所述腔基本上无损耗，则可以没有实部存在，因而复阻抗将是电感电抗或者电容电抗。这样的装置形成本发明的一个特定方面且在下文中具体地加以论述。可以在史密斯图上或者在其它形式如极坐标图表、相位/量值绘图或者另一适当测量平面中表示该校准。由于需要准确地测量在治疗/测量天线的远端所见的阻抗方面的信息的相位和量值，期望在将要进行组织状态(电介质)测量的点处校准外科手术天线。如果天线在远端(天线连接到组织负载的位置)未^l校准，则更难以测量向远端呈现的阻抗值，并且将难以对组织阻抗进行有效和可重复的测量和/或能够区分各种组织类型。与形成测量仪器(发生器)和天线的远端之间的传输路径的部件关联的相位和量值变化使得难以在理论上确定微波收发器和信号处理电路所在位置的发生器端所见的在天线远端处的信号的确切相位和量值。所^径中的部件可以包括微波连接器和互连、柔性线缆组件、形成天线一部分(其被插入于体内)的一定长度的刚性同轴线缆、天线本身、调谐单元、微波信号混频器、各种同轴耦合器、半刚性或者柔性半刚性组件、低噪声放大器、驱动放大器、微波循环器以及微波接收器排列中的其它部件。由于与微波频率关联的短波，计算或者量化天线远端处的相位，例如在14.5GHz的自由空间波长是20.69mm，因此例如由没有完全收紧的连接器造成的lmm的变化将造成约17度的相位变化。还有，由于对可能的制造容差的限制，可能无法构建生产变化小于lmm(或者小于0.1%)的长度为数千亳米的传输线组件。如果上述组件连接到测量仪器(发生器)并且使用在天线远端处的参考平面进:行校准，则可以减少或者消除上述困难。因此，本发明解决与如下推断信息关联的问题，该信息关于连接到天线远端的位于远处的组织负载。优选地，发生器与天线的远端之间使用的线缆组件表现低插入损耗和随着随机弯曲而产生的小的相位变化。优选的是，完整组件(柔性线缆组件和刚性同轴天线)的插入损耗小于l.SdB，且对于柔性线缆组件的任何可能物理随机变化而言相位变化小于2度。柔性线缆组件可以是同轴线缆组件或者波导组件或者二者的组合，例如一米的低损耗波导组件可以附接到电外科手术单元的输出，而第二米的柔性同轴线缆可以附接到波导组件的远端并且用作柔性部分以易于天线操纵。这一布置在期望实施如下结构时可能特别地适合，在所述结构中治疗天线附接到形成持久结构的M臂。在这一布置中，可以使用旋转接头来在一个平面中移动固定臂。所述波导组件可以是柔性的、可扭曲的或者二者的组合。使用波导组件的优点在于高功率处理能力和低插入损耗。在一个方面中，本发明因此可涉及一种用以实现在远端处校准外科手术天线的校准系统。这样的校准天线布置可以用来对生物组织的复阻抗进行可重复测量，以<更确定生物组织的类型和/或所述组织的状态和/或区分健康与癌组织。替选地或者附加地，所述被校准的天线布置可以在治疗(或者切除)过程中被动态地阻抗匹配到由所述生物组织的可变状态代表的负载中，以保证所述能量高效地进入(或者匹配)到所述生物组织负载中，因此提供一种可以避免与常规切除系统关联的弊端的促成组织切除的受控和高效的方法。根据本发明，在天线的远端处进行校准、即进行所述校准所在的参考平面位于所述外科手术天线的远端。在校准过程中，期望天线的远端暴露于大范围的阻抗。理想地，该范围应当从阻抗为无穷大的开路跨越到阻抗为零的短路，以使尽可能多的关于生物组织状态的信息可供捕获。本发明中描述的校准系统可以实现校准平面位于天线的远端并且使阻抗测量范围最大化。要求能够可重复地测量量值和/或相位的小的变化以便增加能够区分健康与癌组织或者癌症组织类型的可能性。因此优选优化测量灵敏度或者能力。广而言之，这可以使用插入于如下波导腔内的滑动短路(或者柱塞)来实现，所述波导腔的几何结构大到足以防止波被截止。可以例如通过4吏用ComputerSimulationTechnology(CST)MicrowaveStudio的电磁场仿真工具基于这里阐述的理论来优化天线的确切位置和校准系统的整体物理几何结构。可以使用的其它适当的电磁场仿真包包括AnsoftHFSS和FlomericsMicrostripes。在一种用于进行多点校准的替换布置中，可以使用将非500阻抗环境纳入考虑之中的设计成安装到外科手术天线远端的多个固定负载。然而，这一布置可能要求各负载在物理上连接到天线的远端。这在如下外科手术环境中可能特别地重要，在所述环境中优选地使可能的手术员误差最少并且限制用来进行外科手术过程的时间。其它可能的校准装置包括用于通过扭曲包含移动负载(短路线)的腔内的杆来移动负载的螺紋布置；或者用来使用偏置的(例如弹簧加载)棘齿装置(例如类似于可伸缩笔中使用的机械装置)来移动负载的布置。在后一布置中，例如按压状态(其中弹簧被压缩)可以使得可移动负载处于短路位置，而释放状态(其中弹簧被释放)可以使得可移动负载处于开路位置，即在按压与释放状态之间的移动可以是在操作频率的奇数个四分之一波长的确切倍数以实现从开路到短路的阻抗变换或者相反。在另一方面中，本发明可以涉及一种将传输组件连接到校准系统以使用位置远离校准部位的测量仪器来进行自动化校准的方法。在一个优选实施例中，传输组件具有1.62米的长度并且包括同轴连接器(优选为N型)、长度为1.5米的柔性传输线缆以及本身包括刚性同轴线缆部分的长度为0.12米的天线组件，而且也提供所需M和锐度以使天线能够直接地插入人类组织，所述刚性同轴线缆部分具有由不锈钢和铜或者银的合成物制成限于同轴传输组件或者同轴天线结构的使用。例如，传输线可以包括波导组件(实心、柔性或者柔性/可扭曲)，而陶瓷天线结构可以直接地耦合到所述波导结构中。传输组件可以是在长度上大于1.5米。所述长度可由线缆组件和天线结构的插入损耗来限制，因为该系统的Q由插入损耗来限制并且要求Q尽可能高以使得能够在调谐器与天线的远端之间设置谐振腔。对于常规低损耗同轴线缆，该长度可以限于3米。在又一方面中，本发明涉及一种^Mt滑动短路线以使天线能够连接到多个校准阻抗的方法。校准至开路与短路负载之间的具体阻抗的一个例子如下如果滑动短路线从短路朝着组织(负载)移动在操作频率处的波长的八分之三的电距离，则在假设沿着所i^径的传输损耗为零时该阻抗将包括其值与传输线的特征阻抗相等的电感电抗。应当注意，这一分析假设当滑动短路线在天线的远端时存在理想短路。使用滑动负载布置的优点在于可变负载(或者柱塞)可以初始地位于波导腔内以充当短路、然后例如使用线性激励器沿着所述腔自动地移动，并且将在滑动短路线的移动过程中取得多个测量点。假设腔的损耗可忽略不计，则所述滑动短路线的移动将在史密斯图的圆周周围产生多个点，则圆心或者匹配位置将能够被准确地定位。在这一方面中，线性激励器可以附接到发生器，并且形成校准系统一部分的滑动短路线可以例如使用机械装置^MOfe地链接到线性激励器，其中所述滑动短路线持久地连接到杆，所述杆具有沿着它的长度的某处加工的小槽(或者凹陷)，并且激励器的轴包含空心管，所述空心管具有尺寸与所述槽类似的突出部分(可能是环)以使两个^设备能够相对容易地链接在一起和分离、但是同时提供一种将杆定位于所述激励器内的可重复的良好手段。校准系统可以通过使用两个子母扣装置(即类似于护层或者表层上使用的那些)或者可替换地通过使用附接到发生器和校准单元的钩和环材料(例如Velcro⑧)来物理地连接到所U生器。其它考虑包括:使用弹簧加栽的^以及将孔定位于波导腔中以对滑动短路线或者笔型布置(即具有多个离^t校准点的布置)的位置进行定位。有多个可被考虑用于在波导腔内移动滑动短路线的可能的机电激励器。可以优选使用线性激励器，例如来自SMAC的LAL20或者LAL35线性激励器(http:Vwww.smac-inca.co.uk/LAL.htm),当然可以4吏用的其它机电激励器包括步进电极、移动线團激励器、磁致伸缩线性激励器或者基于压电的设备。本发明的这一方面也可以考虑天线和校准系统是一次性使用物品，并且有必要将它们包含于无菌容器或者壳中，因此滑动短路线的移动优选地仅在一个方向上，并且这一方向4吏得滑动短路线移出波导腔，因此当先进行滑动短路线与线性激處力器之间的;Wfe链接时，滑动短路线应当优选地在'短路，位置。这里描述的自动化校准系统的可能优点之一是使用简单；例如，操作员(例如技术员或者外科医生)应当能够将线缆组件的近端连接到发生器的射频输出并且将校准系统的滑动短路线连接到发生器(或者电子仪器单元)、然后按压'校准，按钮一次以使得能够进行全自动化系统校准。这一方面使电外科手术系统对用户友好并且对于外科手术用途而言比例如要求要将多个固定阻抗负载人工地连接到天线远端的系统更有吸引力，因为在此情形下，操作员需要进行多次物理连接并且可能被要求针对各负栽重复指定的校准序列；这一过程可能耗费时间、要求特殊的操作员训练并且易有人为误差。线缆组件、外科手术天线和校准单元可以形成一次4吏用的用后即丟弃的物品。这些部件因此可以包含于无菌包装中，而仅有所述线缆组件的小部分(可以附接到定制的微波连接器)和滑动短路线(或者柱塞)可用于与电子仪器(发生器)进行连接。这些部分将不与患者接触，因此不需要是无菌的。因此对用于校准系统壳和可移动柱塞的材料给予考虑。如果这些单元是用后即丢弃的，则可以优选开发模具(工具)以由塑料材料生产所述单元、然后用传导率高的材料层如银或者金将表面金属化，达到允许微波信号无削弱地传播的厚度，例如五个透入深度的厚度将允许99%的能量传播。银可能是最优选的，因为对于医疗环境中的应用而言，银是可接受的材料，即如果少量银沉积物在校准之后留在探测器顶端上，则这不会对患者带来危害。可替换地，校准单元可以是非一次性的。在这一情况下，外科手术天线可以用如下方式来包装，该方式^f吏得所述外科手术天线可以在保持于无菌环境中的同时被插入于校准单元内并且#>以校准。例如，所述天线可以被包装于紧密地安装到天线本体的无菌包或者袋中，并且材料的壁厚度使得它不影响天线远端(天线)的性能、即材料对于微波信号而言是透明的。在这一布置中，校准系统可以位于具有电子仪器的发生器内，并且天线可以插入到发生器的正面上的缝隙或者入口中以使得校准能够实现。天线保持器可以具有附接到校准入口的防尘帽或者盖以保护它免受尘土或者入侵物的侵袭。由于包括同轴单极结构的入侵式外科手术探测器能够穿透对形状和配置具有最小约束的软材料，因此期望对所述探测器进行校准，其中，所述同轴单极结构具有屏蔽器天线，这些天线具有锐利的指向端。这样的探测器结构可产生测量模糊性，这些模糊性可能给从一个端口的标准校准设备如SMA校准工具包获得的结果增添不确定性。所遇到的模糊性可以分为两类随机误差和系统误差。随机误差是由于测试设置中的物理改变所致的不可重复的测量变化。可能的来源包括连接器可重复性，例如测试端口线缆和仪器噪声。这些误差通常不可预测并且不能通过校准来去除。然而，可以通过进行数次测量并且求取平均值来最小化这些误差。系统误差因此可以是测量不确定性的最重要的来源。一些外科手术探测器的末端开口式结构和非标准形状^吏得它们被期望用于所述系统中，而所述结构和形状可能使得难以使用标准校准设备来一致和可重复地产生良好匹配的端接。换而言之，一批探测器内的外#+术探测器没有统一的阻抗，并且它们的形状不允许连接标准SMA校准负载。使用普通校准标准来进行校准将由此造成所测量的复阻抗的显著误差，这导致不可靠的组织类型识别。可在上文讨论的波导腔内移动的可滑动短路以某种方式运行以緩解这一困难。它的效果在于模仿一种向量网络分析校准过程，在该过程中一系列已知设备(标准)连接到受测试的设备(DUT)并且记录对这些标准的响应。在上述布置中，可在腔中接纳外科手术探测器，由此，可以通过将短路定位于沿着腔的适当的位置来呈现基于发出的微波辐射的(已知)波长具有已知值的多个阻抗。所述滑动短路4吏所述腔的电抗能够变化。滑动短路的位置可基于发出的辐射的波长来选择，以向所述探测器呈现多个已知的校准标准(阻抗值)。记录从校准标准反射的信号以确定与后续测量做比较的参考点(例如理想匹配点)。这一方法在待校准的探测器的复阻抗为使得它们的阻抗值在史密斯图的同一区域中时特别地有效。如果探测器顶端的复阻抗变化，则由移出腔的柱塞形成的圆(在与在所关心的频率的一半波长相等一在操作频率14.5GHz处大约为10mm—的柱塞移动中将穿越完整史密斯图)将在直径和中心点方面变化。例如，如果由插入于校准夹具的腔内的探测器造成的阻抗是50+j0n时，则直径将是零而中心将是50Q。有可能通过使用附加短线(stub)(或者波导腔内的多个短线——^i殳为无损耗系统，三短线可以允许将探测器所呈现的中心点移动到史密斯图上的任一处)将该点移动到更适合的区域。然而，只有单一调节满足所有的探测器，调节所述附加的短线以将阻抗移动到更合适的位置才是实用的。如果探测器表现出多种多样的阻抗量值，则可能需JHI"对每个探测器进行调节。这可能并不实用。因此，在第一方面的开发中，>^开了一种能够准确地校准其复阻抗可在史密斯图的任何区域中的一批探测器的校准技术。广而言之，第一方面的该开发可以表达为一种提供多个校准标准的一端口纠错技术，这些校准标准在预定频率具有复阻抗范围并且适于包围探测器的发射区。例如，校准标准可以是流体(例如液体)或者流体样(粒状或者散态)固体(例如尘或者沙)。可以通过将W测器上的发出预定频率的微波辐射场的天线浸入校准标准中来校准探测器。这可以模仿将探测器插入到组织中。通过检测从探测器与校准标准之间的界面反射的辐射的量值和相位来进行校准。因此，根据本发明的笫一方面，可以提供一种校准具有天线的外科手术探测器的方法，该天线被设置为发出预定频率的微波辐射场，该方法包括将探测器依次地呈现^^在预定频率处具有一系列复阻抗的三个或者更多校准标准中的各校准标准；检测在探测器被呈现给各校准标准时从所述探测器反射的微波辐射的量值和相位以确定用于各校准标准的测量阻抗值；并且比较所述测量阻抗值与用于各标准的参考阻抗值以确定用于变换后续测量阻抗值的映射函数，其中各校准标准被设置为使探测器的形状适于包围天线。各校准标准可以是流体(优选为液体)或者流体样(例如可流动)固体(优选为粉状材料，比如沙或者土)。可替换地，校准标准可以是例如适于缠绕在探测器的天线周围的可保形或者可逸艮固体。将探测器呈现给各校准标准可包括将天线浸入于各液体中。可以通过混合不同比例的具有不同阻抗的两种或者更多种材料来形成校准标准。两种或者更多种材料可以都是液体以便于混合。通iti^择适当材料，可以获得一定范围的其复阻抗分布于史密斯图的一致地校准标准(即具有可重复获得的复阻抗的混合物)。校准标准在预定频率的复阻抗范围可以包括分布于0.5与2.0之间的实部。所述预定频率可以是单个稳定频率。为求校准准确，预定频率优选为设备的操作频率如500MHz或者更高、优选为lOGHz或者更高如14.5GHz、24GHz等。所提出的校准标准(这里有时称为参考液体)可使得能够补偿一批探测器中的W测器之间的失配。在一个实施例中，用于各校准标准的参考阻抗值是使用参考探测器进行的测量。在这一情况下，针对给定探测器进行的校准测量(例如通过探测器的校准标准的检测阻抗)可被映射到针对参考探测器进行的测量。然后对从未知样本获得的测量使用映射函数。映射的测量可以用来例如通过将它们与使用参考探测器获得的用于已知组织类型的存储值进行比较来识别组织。该比较可以使用查找表等。因此，这里提出的校准技术可以允许确定映射函数以使校准的探测器进行的测量能够与针对参考探测器存储的已知值精确地做比较。可替换地，校准可以是绝对的、即校准标准的阻抗值可以已知。在这一情况下，映射函数可以起作用以将测量阻抗映射到实际阻抗。用于各种组织类型的实际阻抗值(可以从参考书获知或者通过实验来预先确定这些值)可以存储于查找表中以供比较，即以便实现识别在探测器顶端的组织类型。这里公开的校准技术可以减少通过使用端接于屏蔽器天线中的末端开口的同轴单极天线进行的阻抗测量中的不确定性。校准标准可以由可变比例的两种或者更多种可混合液体形成，这些液体在预定频率具有不同的微波辐射阻抗。为求最准确和可重复的结果，可能期望使用仅两种液体并且期望这些液体具有一致的内含物、例如无杂质或者具有固定比例的成份。例如，所述两种液体可以是纯(和无水)乙醇以及去离子水。为了有助于可重复性，期望从同一来源获得各校准标准中的水和乙醇。所述校准标准可以是包括可变比例的两种液体的混合物，例如100%的水、50%的水/50%的乙醇和100o/。的乙醇。然而纯液体不是必需的。在一个实施例中，不同比例的水和甲基化酒精用来形成校准标准。这两种材料具有易于混合并且具有生物兼容性的优点。曱基化酒精或者去离子酒精在效果上是乙醇(~90%)和甲醇(~10%)的混合物。为了有助于可重复性，期望曱基化酒精的含量(即乙醇和甲醇的相对比例)保持恒定。测量/切除系统配置根据本发明的第二方面，可以提供一种组织测量和切除i殳备，该设备具有具有第一预定频率的第一微波辐射源和具有第二预定频率的第二微波辐射源；探测器，用于将来自源的微波辐射导向至组织中，该探测器具有天线，该天线适合于从其发射区发射微波辐射；第一通道，用于在受控切除模式下在源与探测器之间传递微波辐射；第二通道，用于在测量模式下在源与探测器之间传递微波辐射；开关，用于根据所需操作模式来选择通道；以及检测器，用于检测从组织反射的微波辐射的量值和相位；其中第一通道可在第一功率电平操作且包括调谐器，被设置为使所述设备的阻抗与天线的发射区所见的组织的阻抗动态地匹配；以及一个或者多个功率耦合器，被设置为将反射的微波辐射耦合到检测器；并且其中第二通道可在第二功率电平操作并且被设置为将反射的微波辐射直接地供应到检测器。优选地，经由载波消除电路和具有高隔离性的循环器供应第二功率信号。优选地，第一功率电平比第二功率电平大两个或者更多个数量级。第二通道可以包括M器，用于在从源到探测器的正向方向上发送低功率信号并且接收反射的微波辐射且将该微波辐射导向到检测器。fet器电路中的噪声源、即产生随机噪声(热噪声或者短噪声)的部件可能限制该系统的测量灵敏度。因而在第二方面中公开了一种新的低功率收发器设计。这可能是重要的，因为整个测量系统的灵敏度取决于M器拓朴结构以及线缆组件的选择、外科手术天线i殳计和天线校准方法。这里描述的增强系统可以使用两个单独通道(或者操作模式)以及一个同轴线缆组件和外科手术天线来递送操作模式。所述两个通道(或者操作模式)是治疗通道和电介质测量通道，治疗通道包括能量源和外科手术天线的远端之间的动态阻抗匹配，而电介质测量通道使用低功率微波信号将能量发送到生物组织中并且可以包括具有载波消除电路的循环器以提供用于反射信号往回行进到接收器的路径，从而使得能够进行组织类型/状态(电介质)的测量。用来分离发送和接^径的循环器优选用于展现发送与接收端口(通常为用于常规循环器配置的端口l和3)之间的高的信号隔离电平。已经进行对治疗通道的操作的完全分析，并且已经发现在三短线的调谐器(调谐滤波器)与外科手术天线的远端(天线)之间设置谐振腔，并且这一个腔的操作类似于Fabrey-Perot腔的操作。这一个腔的有效性取决于连接于三短线调谐网络的输出与外科手术天线的近端之间的线缆组件的插入损耗以及外科手术天线本身的插入损耗。在本说明书末尾的附录A中提供了对这一调谐系统的操作的完全分析。给出的分析考虑改变调谐器的阻抗以匹配在天线的远端经历的条件，从而使得最大功率(或者所需功率)从天线的一端发出并且&V周围组织负载中。这一过程涉及到在天线的远端与三短线调谐器之间的两个方向上反射的微波功率。为了匹配条件，可以在线缆中建立驻波，其中所述场高于来自发生器的入射场以;SJL送到组织负载中的场。所述场的量值将取决于入射波的功率、传输线的插入损耗以及在天线的远端处的失配程度。在天线的远端处的大量失配将要求在三短线调谐器处建立相应高的失配，并且这将导致大量的多重反射和大的驻波。这一驻波的量值将取决于腔的Q，所述Q是三短线调谐器与天线之间的线缆组件的插入损耗的函数，该插入损耗本身是线缆长度的函数。这一设备使用谐振腔以使发生器(源)能够在组织负载不与源阻抗匹配(即在外科手术天线的远端存在高的失配或者反射系数)时将所需能量(或者功率)递送到所述负载中。在一个实施例中，所述天线可以^Li殳置为与组织的初始阻抗匹配。在治疗组织时，它的阻抗将改变，这将改变阻抗匹配并且造成反射。例如，可能从所述组织移除水分，这将造成阻抗改变。该系统可用来探测材料以确定与材料有关的各类信息或者性质/特征，或者用来提供能量源与负载之间的复共轭匹配以实现从固定阻抗源到可变阻抗负载的最大能量传送。在后一情况下，控制系统可以用来测量在外科手术天线的远端(在它与负载接触的点)所见的复阻抗并Jjt连接于发生器与负载之间的阻抗匹配网络自动地进行调节以实现发生器与负载之间的最大功率传送。这一布置将使由发生器与负载之间的阻抗失配所引起的反射最小。匹配网络的输出阻抗可以被调节成负载的复共轭以便实现匹配。对在匹配滤波器的输出处创建复共轭条件所需的复阻抗进行有效测量的能力可以依赖于在测量平面、即在外科手术天线与负载接触的位置校准外科手术天线的能力。在这一点进行校准的能力意味着直至这一点的微波测量系统是有效透明的，即天线的远端有效地连接到系统中进行数字信号处理的位置，例如数字信号处理单元的输入。天线结构根据第三方面，提供一种用于插入到组织中的外科手术天线，该天线包括具有馈电结构的伸长体，该馈电结构包括沿着所述伸长体的长度的内导体以及包围所述内导体并且通过电介质材料与内导体分离的外导体；连接器，用于将所述导体连接到微波功率源以从微波功率源接收微波频率能量；以及在伸长体的远端处的插入顶端，用于穿透组织，其中插入顶端包括连接到所述导体的辐射结构，用于从天线发射出微波频率能量以治疗组织；以及阻抗变换器，用于使电介质材料的阻抗与被治疗的组织匹配。优选地，插入顶端包括附接有辐射结构的陶瓷锥形顶端。所述陶瓷锥形顶端可以是阻抗变换器。在一个实施例中，所述辐射结构可以包括制作到陶瓷锥体的表面上的金属螺旋。可替换地，辐射结构可以包括从陶瓷锥阻抗与馈电结构匹配的阻抗变换器。第三方面的外科手术天线结构可以特别地适合于与这里描述的校准系统一起4吏用。例子包括测量/校准天线，用于治疗胸部肿瘤；具有金属螺旋的锥形或者螺旋顶端天线，包括由微波陶瓷材料制成的锥体，所述构中使用的电介质与治疗组织之间的阻抗匹配的阻抗变换器)、绕杆式天线装置，其中使用量值相等、但是相位相反的电流向两个偶极赋能；加栽波导天线，其中所述陶瓷加载材料也形成辐射天线(天线)，例如部分叶片被金属化的陶瓷叶片天线、具有平衡-不平衡变换器(bahm)的单极(或者针状天线)、具有反向平衡-不平衡变换器的单极、陶瓷顶端具有反向平衡-不平衡变换器的单极、陶瓷顶端不具有平衡-不平衡变换器的单极以及如下布置，该布置使用从陶瓷锥体突出来的多个同轴单极或者偶极，所述单极或偶极具有用以使单极或者偶极的并联阻抗与同轴馈电结构匹配的阻抗变换器。针对具有四个单极辐射器的同轴天线、用于肝治疗的同轴天线、螺旋天线、使用反向平衡-不平衡变换器装置的天线以及蓝宝石叶片加载波导天线，在本文中给出了具体实施例。上述外科手术天线可以用于治疗固体肺瘤、软组织和/或测量与^关的信息，并且也可以使用于其它外科手术过程中。例如，胸部肿瘤的治疗和定位、前列腺癌的治疗和定位、脑肿瘤的治疗、肝肿瘤的治疗以及用于在肝切除、溃疡的治疗和定位以;sj^癌的治疗和测量中使用。本说明书中提出的外科手术天线已被开发用于治疗固体肿瘤中，其中将有必要能够使微波能量与可变组织负载动态地匹配；和/或用于识别各种组织类型或者状态，例如区别健康组织与癌组织或者用于确定天线的远端何时与癌组织接触。期望在远端(天线)处对这些天线结构进行校准。下文参照以下附图来给出对本发明上述方面的具体描述图l示出了作为本发明一个实施例的天线校准系统的框图；图2示出了具有与发生器分离的校准单元的自动校准系统；图3示出了具有在发生器内的校准单元的自动校准系统；图4示出了具有无菌盖的外科手术天线；图5示出了用于一点校准装置的模型；图6示出了用于作为本发明一个实施例的自动化校准系统的可调滑动短路5图7示出了其上绘制有校准测量点的史密斯图8示出了用于本发明的校准系统的扼流團装置；图9示出了穿过作为本发明一个实施例的校准单元的截面图IO示出了作为本发明另一实施例的具有多个扼流團的校准组件；图II示出了具有用于实际系统的XJL的校准组件的另一实施例；图12示出了图11中所示校准系统的端视图；图13示出了作为本发明另一实施例的校准组件的三维图14示出了图13中所示校准组件的部分组装的三维图15示出了图13的完全组装的校准組件；图16示出了图13的校准系统中所用的柱塞的三维图17示出了根据本发明的全校准系统的三维图18示出了作为本发明另一实施例的具有可伸缩机构的校准单元；图19示出了在缩回位置的图18的校准组件；图20示出了作为本发明又一实施例的校准装置；图21示出了作为本发明另一实施例的单点校准单元；图22示出了作为本发明另一实施例的用于同轴天线的校准组件；图23示出了适用于单点校准的无菌包装中的天线；图24是作为本发明另一实施例的用于组织测量/切除系统的全系统图25是图24的系统中所用的JML器电路的框图26示出了在校准之后从天线获得的测量信息；图27示出了作为本发明另一方面的实施例的具有四个单极辐射器的同轴天线；图28(a)示出了作为本发明另一实施例的在其远端具有螺;^金属带的外科手术天线；图28(b)示出了作为本发明又一实施例的具有反向平衡-不平衡变换器装置的天线；图29是作为本发明一个实施例的另一天线的三维图30示出了适用于本发明中的同轴单极天线；图31示出了适用于4^发明中的又一天线；图32至图38是示出了在天线探测器处可能出现的不同反射M范围内能够递送的微波功率电平的曲线图39是示出了可能在一种端口反射检测方法中出现的典型系统误差的示意图；图40是在其上绘制有用于多个探测器中的每个探测器的一组校准标准的测量阻抗值的史密斯图41是在相位校正之后图40中所绘制的示出测量阻抗值的史密斯图42是其上绘制有针对这些探测器中的W测器的一组甲基化酒精/水艮准标准的测量阻抗值的史密斯图43是示出了图42中绘制的复阻抗的实部变化的曲线图44是示出了图42中绘制的复阻抗的虚部变化的曲线图45是其上绘制有使用相同探测器获取的一组甲基化酒精/;^艮准标准和乙醇/去离子7jc校准标准的测量阻抗值的史密斯图46是示出了针对探测器的一组乙醇/去离子水艮准标准的测量复阻抗值的实部和虚部变化的曲线图47是其上绘制有由探测器针对不同材料测量的校准复阻抗的均值的史密斯图48是其上绘制有由五个不同探测器针对不同材料测量的校准复阻抗的均值的史密斯图；以及图49是图48中所示的史密斯图的中心的特写图。具体实施方式校准系统和过程图l示出了自动化的多点外科手术天线校准系统的框图。优选将电子仪器1000容纳于外壳中，则可将所述外壳称为发生器。校准单元100是包括用以使得能够进行多点校准的机构的机械组件。外科手术天线400以如下方式耦合到校准单元100，该方式使得天线(aerial)的远端经受通过调节校准单元ioo中的机械滑动机构而设置的多个阻抗值。所^ta^滑动机构可以称为滑动负载或者滑动短路，并且使用机电激励器200来进行对这一机构的调节，该激励器的功能在于使滑动机构例如移入和移出校准单元组件。使用可以是比例-积分-微分(PID)控制器的激励器控制器300来控制机电激励器。这样的控制器保证可以精确地控制激励器的运动。用于激励器控制器300的控制信号来自数字信号处理器/微处理器单元800，并且这些信号是基于例如用户经由用户接口900提供的指令。数字信号处理器/微处理器单元800然后测量由于校准单元100内所含的滑动负载的位置而在外科手术天线400的远端所见的阻抗。为了进行对校准阻抗的测量，微波信号经由微波线缆组件600发送到外科手术天线40。使用微波收发器500的发送器部分来产生微波信号。来自收发器500的发送信号沿着微波线缆组件600发送到外科手术天线400，而滑动负载在校准单元100内的位置造成外科手术天线400的远端(天线)遭受失配(产生在0与1之间的反射系数)。归因于这一失配的反射信号沿着外科手术天线400的轴从天线的远端发送或者沿着微波缆线组件600传送回到》1UL器500的接收器部分。接收器将该信号的下变频为可以由模拟到数字转换器(ADC)700使用的频率而又保存信号内所含的相位信息，以使数字信号处理器/微处理器单元800能够从该信号提取相位和量值信息。此信息用来确定校准点。因此，滑动负载的各位置(受由PID控制器300通过数字信号处理器/微处理器单元800向机电激励器200施加的电压信号支配)提供单个校准点。相位和量值信息可以使用数字信号处理器/微处理器单元800被转换成复阻抗，并且可以在被称为史密斯图的阻抗图上绘制与滑动负载的位置对应的各复阻抗值。此信息提^H吏用置于外科手术天线400的远端处的参考平面(或者测量点)对系统进行校准所需的信息。图7示出了史密斯图，该图示出了28个校准点。这一绘图示出了位于史密斯图的外圆周上的所有测量点，因此该装置個i殳校准单元100内所含的波导腔无损耗。在实践中，可以有与波导腔以及也与线缆组件600和外^术天线400关联的一些损耗。这一损耗将使校准圆更接近史密斯图的中心，即校准圆的半径将减少。史密斯图提供了表示任何阻抗值的便利手段。在实践中，系统针对滑动短路线在腔内的每一个位置测量相位和量值信息，并且此信息可以被绘制、存储或者转换成任何格式。可以便利地将滑动短路线的每个位置的相位和量值(两个数字)存储到查找表中或者存储器(RAM或者DRAM)中，并且一旦测量了所有点，则可以进行数学计算以建立用于后续组织状态测量的参考点。例如，参考点可以是O、1或者-1。有利的是测量足够的校准点以使得能够测量在0。与360。之间的相位改变并且可测量的量值跨越-1与1之间的范围。在进行组织状态测量之前，通过校准来确定参考位置。在新的线缆-天线组件连接到发生器时也通过校准来确定参考位置。可期望在宽范围内测量，即捕获达360°的相位改变，因为针对各种组织类型的相位改变可能是大的。在使用中，实际组织状态测量被与参考点做比较以建立在天线的远端所见的阻抗。图2示出了连接到所述系统其余部分的自动校准设备的实施例。校准单元100使用适当的和安全的附接设备180外部地连接到发生器1010。这一附接设备可以是Vdcro的带、子母扣/短线装置或者任何其它适当的^链接。在这一配置中，校准单元100、外科手术天线400和线缆组件600形成一次性地用后即丢弃的物品。外科手术天线400可以在制造过程中被消毒和组装到校准单元100中。实际上，校准单元100和一部分线缆组件600可以容纳于无菌包装(未示出)中。在校准过程中，校准单元100和柱塞130附接到发生器1010，而线缆组件600的近端连接到发生器1010内所含的电子仪器1000(见图1)内所含的fet器。M链接140用来将柱塞130连接到线性激励器200。使用电子仪器1000来控制激励器控制器300。校准单元100包含两个射频扼流围；第一扼流圏110用来保证天线400经由插入管150电连接到校准单元100的壁165而无需在插入管150的壁与外科手术天线400的外护层之间的干涉配合。优选使用扼流團110而不是将部件设计成具有干涉配合，因为期望使用具有生物兼容性的材料(如帕利灵C)层M盖外科手术天线400，而如果天线400的外护层与插入管150的壁近接触，则可能刮去这一涂层。第二扼流團120用来4吏柱塞能够沿着波导腔160自由地滑动而又在滑动负载(或者滑动短路线)125与波导腔160的内壁之间提供良好的电短路。图3示出了用于自动校准系统的配置，其中校准单元100包含于发生器IOIO内。与图2中共同的特征被给予相同的附图标记。在这一布置中，所述用后即丢弃的物品仅为外科手术天线400和线缆组件600。由于校准单元100将用来校准许多外科手术天线这一事实，插入管150的壁可能不能为外科手术天线400提供无菌环境，因此有必要将外科手术天线400包装于能够在校准之后剥落的无菌包或者壳内，因此提供用于外科手术天线400的无菌环境。图4示出了可以完整地封闭外科手术天线400和一部分附接线缆组件600的无菌盖(或者包或者壳)650。为了使得能够使用图3中所示的布置M效地校准外科手术天线400，无菌壳650的壁尽可能薄并且由对外科手术天线400的远端(辐射天线)的电性质没有不利影响的材料制成、即期望无菌壳650在用来进行校准过程的微波频率处对于由滑动负载产生的阻抗是电透明的。无菌壳650的厚度应当也被限制为确保外科手术天线400"插入管150中而不被破裂或者破坏。第一射频扼流團110有助于保证外科手术天线400的外壁电短接到插入管150的壁并且使射频泄漏最少。可以通过保持无菌壳650的厚度尽可能薄并且通过将在所选择的校准频率处具有低损耗的材料用于无菌壳650来增强射频扼流圏650的有效性。在图3中所示布置中，柱塞130被使用;^链接140永久地连接到线性激励器200。例如，无菌壳650优选地具有小于0.2mm并且更优选地小于0.05mm的厚度，该材料在所关心的频率处具有小于0.0009并且更优选地小于0.0002的损耗因子或者耗散因子(正切5)。用来将柱塞移入和移出校准单元100内所含的波导腔的激励器200可以釆用线性电机、移动线團激励器、压电器件、步进电机或者基于磁致伸缩材料的激励器的形式。对于这里开发的系统，机电激励器200优选为具有足够长的行程的高分辨率线性激励器，以使得能够在史密斯图的圆周周围实现完整移动。由SMACEurope有限>^司制造的零件号为LAL35-025-71F的线性激励器是适合的。可以使用上述实施例来进行的校准是一端口(单端口)校准。期望在尽可能大的负载范围内校准。使用治疗(动态匹配)和测量系统(组织状态/类型识别)进行的测量将包括测量误差，且这些误差可被分成两组系统误差和随机误差。随机误差是由于噪声(例如由系统内的部件产生的短噪声或者热噪声)、温度变化和系统中的其它非确定的物理改变所致的不可重复的测量变化。系统误差包括微波电路(仪器)排列中的泄漏和失配信号、在参考信号路径与测试信号路径之间的隔离特征(例如收发器电路500中所用的循环器)以及系统频率响应。在通常的微波测量系统中，系统误差是测量不确定性的最重要的来源。在稳定测量环境中，系统误差是可重复的并且可通过校准来校正。在测量校准过程中，一连串的已知设备(或者标准)被连接到测量设备(在这一实例中为外科手术天线的辐射天线)。系统影响被确定为对标准的测量响应与已知响应之差。一JMfc^征，这些误差可能在数学上是相关的。上文讨论的校准技术是一端口校准(oneportcalibration)。这里7〉开的系统也是一端口系统。所进行的测量是反射测量，其中信号是通过天线从低功率微波源发送到负载，iUt从负载反射回的信号进行测量。换而言之，单个端口发送信号，同时接ij^生物组织负载反射的信号。这一测量通常称为散射参数测量，而这里进行的特定测量是称为5V测量的正向反射测量。Jl射测量的动态范围受测量端口的方向性限制。为了提高测量准确度和灵敏度，期望进行一端口校准，因为这可以测量和去除在一端口测量中存在的三个系统误差项方向性、源匹配和《Jt跟踪。图5示出了理想情况和误差适配器的等效电路。实际散射^lt与测量结果&7附之间的关系由方程l给出<formula>formulaseeoriginaldocumentpage27</formula>其中&h为测量的&7值，&7为实际的&7值，^为来自测量系统方向性的误差，五^为来自>^射跟踪的误差，而&为来自源失配的误差。为了获得所述三个系统误差项、使得可以^L据所进行的测量来导出实际^Jt测量，有必要创建三个方程和三个未知数且同时求解它们。为了实现这一点，需要三个校准标准，例如短路、开路和已知负载阻抗。如果，例如，仅使用例如可以是空气或者短路的一个校准标准，则测量准确度和灵^JL将是有限的。在针对这一工作中开发的自动化校准系统而给出的优选实施例中，对多个校准点进行测量以给出所需的灵翁:度等级。分别在图6(a)和图6(b)中示出了产生用以在波导系统内提供可变电抗的可调短路或者滑动短路(或者滑动负栽)的两种方法，其中规范化波导输入阻抗Z,由以下方程给出<formula>formulaseeoriginaldocumentpage27</formula>其中x为短路位置(米)，Z。为波导阻抗(欧姆)，^"为电抗(欧姆)，而4为波导长度(米)。可以通iW"波导腔160内的短路位置x的恰当调节来实现任何A^值。例如，如果a^V4，则电抗将为无穷大(开路)。在图6(a)中示出了接触型可调节波导短路，其中铍弹簧121、122用来进行移动壁125与内波导壁165之间的良好电连接。使用这一布置的不利在于它可能遭遇带有噪声的接触的问题，其中例如尘粒可能有损于滑动接触的质量，而短路可能变为间歇性的而且在已经发生过多的进入腔和移出腔的运动之后随着时间流逝导致不稳定的电性能。可以通过使用例如图6(b)中所示这样的非接触可调节的短路来克服这些问题。这一布置保证在零电流点或无穷阻抗点出现欧姆接触。在所述优选频率，￡7和丄2的长度均为"4(或者(211-1)4/4)。Z^线部分将点A处的短路变换成接触点B处的开路。在接触点的任何电阻与所述开路串联，因此该组合的阻抗无论接触电阻值如何都为无穷。线部分在非接触短路的正面将无穷阻抗变换成短路。由于短路独立于接触电阻，所以避免了与接触型短路相关联的不确定性能。根据以上描述，移动壁或者移动短路线125将被电连接到波导腔160的内壁165。在图6(b)中所示的布置中，滑动壁或者滑动短路线125被物理地连接到扼流團装置120，并且使用两个金属部分120a和120b来物理地构键120，所述两个金属部分120a和120b使用柱塞或者杆130被连接在一起。在图6(a)和6(b)所示得布置中，示出了有损耗材料124乾故置于滑动壁之后。这一有损耗材料的目的在于吸收可能从该结构泄漏出的任何残留微波能量。图6(a)和6(b)示出了连接到滑动壁(短路线)125以使所述壁能够沿着波导腔160移动的柱塞或者杆130。基于波导腔内的柱塞移动的电抗变化将如图7中给出的史密斯图上所示。图7示出了位于史密斯图的外圆周周围的校准点。点1和15分别代表短路和开#态，点2至14提供电感电抗值，而点16至27提供电容电抗值。已经假设波导腔是无损耗的，即在滑动短路线125移动离开外科手术天线400的远端时，插入损耗或者传输损耗可忽略不计。这事实上是要进行的一个有效假设，因为在所关心的优选频率(14.5GHz)处，为了在史密斯图的圆周实现全程行进(从发生器到源并且再次回到发生器或者从短#置到开#置并且再次回到短#置)而需要的横向移动约为10mm。为了使插入损耗最小，优选将波导腔160的内壁165镀银。如果波导腔160由有损耗的材料制成，则损耗将在史密斯图上表示为直径更小的圆或者表示为螺旋而不是圆，其中螺旋的顶端移动至更接近史密斯图的中心。在图8中给出了波导扼流圏的操作的图示。扼流團UO的总长度为在所关心的频率的波长的一半。由于远端110a是物理短路，所以电短路被放置于外科手术天线所在区域的壁110b处。这一布置允许天线通过天线保持器150插入于校准单元110内而无需外科手术天线400的外壁与校准单元100之间的物理接触。这在外科手术天线400的外壁涂有由生物兼容性的材料制成的例如10pm的薄层时特别地有利，因为干涉配合(或者甚至紧密配合)可能造成所述生物兼容性的材料被擦去。扼流圏110形成短路的能力在实践中将多多少少依赖于扼流團的形状。例如，如果扼流團为圆形，则内半径与外半径之差需要比在操作频率的四分之一波长大一些，因为径向腔中的实际波长取决于贝塞尔函数而不是正弦函数，这与针对矩形波导部分的情况一样，因此与轴接近的波长更长且变得几乎与针对在大半径处的自由空间的波"M目同。图9示出了穿过如下校准系统的截面，该校准系统使用滑动短路线125以使外科手术天线400的远端能够暴露于短路与开路之间的多个阻抗。滑动短路线125相对于外科手术天线400的远端的位置决定由所述远端所见的阻抗。只要波导腔160是无损耗结构，则所见的阻抗将为短路(0Q)、开路(ooQ)、电感电抗或者电容电抗。在理论上，将通过滑动短路线125在所关心的频率的波长一半的移动来实现所有阻抗。经过半波长位置的进一步移动将造成外科手术天线400的远端看见与以前相同的阻抗，即3/4人产生开路、X产生短路，等等。在图9中所示的布置中，外科手术天线400的远端安装于用来对天线进行定位的小孔165a内。第一扼流團110用来在天线保持器150的内壁与外科手术天线400的外壁(或者导体)之间产生短路。第二扼流團120用来在波导腔160的内壁165与滑动短路线125之间造成短路。柱塞或者杆130附接到第二扼流團120a/120b和滑动短路线125,以使得所述滑动短路线125能够移入和移出波导腔160。柱塞130使用^链接140被链接到激励器(未示出)。波导腔160的尺寸取决于由系统用来进行校准过程的频率。表1提供标准波导腔的列表，该列表具有用于波导腔的物理尺寸和可以使用波导腔的频率范围。如果腔尺寸小于操作频率范围所需的尺寸，则电磁场可能不在波导内传播，即波被截止。这里的校准系统中所用的优选实施例为在l4.5GHz(所关心的优选频率)实现主模(r&。)操作的波导17(WR75)或者波导18(WR62)。基于表l中的信息，使用相同或者不同波导在其它频率的^Mt是可能的。<table>tableseeoriginaldocumentpage29</column></row><table>表l:波导腔特征^Mt频率也决定第一扼流團110和第二扼流團120a/120b的物理尺度。本发明不限于将矩形几何结构用于波导腔；可期望使用柱形或者方形几何结构或者任何其它适合的形状。期望校准频率足够高(或者所用波导的几何结构足够大)以保证电磁波可以在波导内传播，即所用频率在截止频率以上并且波导在所关心的频率处引入最少数量的功率损耗(或者插入损耗)。例如，如果使用矩形波导，则宽壁的长度(最长长度)必须为在所关心的频率的波长的至少一半处，或者对于柱形波导，直径应当为在所关心的频率的波长的至少一半。图10(a)示出了可以用来校准波导型天线结构的校准系统，其中远端辐射器(天线)为陶瓷叶片结构。此示了能够对已经针对各种应用而开发的天线结构进行远端校准。换而言之，使用滑动短路线来进行远端校准的方法可以用来对任何适当设计的微波天线结构进行一端口校准。图10(a)中所示的校准单元使用两个扼流團110、111以保证天线结构400被电短路到天线保持器150而无需在天线保持器150的内壁与外科手术天线400的外壁之间进行物理接触。对两个扼流團的布置的使用可以减少来自如下间隙(或者从该间隙辐射出)的任啊电场泄漏，该间隙在为天线保持器150而制作的孔或者通道与外科手术天线400之间。该校准单元也可以4吏用连接到滑动短路线125的两个扼流圏120a/120b、126a/126b以保证波导腔160的内壁165被电短接到滑动短路线而无需进行物理接触，因此确保可以容易地将滑动短路线移入和移出波导腔160。对两个扼流圏的使用可以确保实现更佳短路并且使得可能从所述腔发出(或者辐射)的任何泄漏场最小化。所用扼流團的数目越大，则短路越好且泄漏场越低。图10(b)图示了在所关心的频率处就泄漏功率电平而言4吏用多个扼流圏的效果。可见泄漏功率随着扼流團数目的增加而减少。这里给出的扼流圏布置特别地适用于使用单个频率的系统，因为产生半波长扼流團而需要的确切物理长度可能仅在一个频率处严格地有效。实际上，在中心频率周围的频率变化不会明显地影响扼流圏产生所需短路状态的能力，但是所述有效性将随着所述频率从扼流圏长度为半波长的整数倍时的频率移开而降低。扼流圏的物理长度可以是在如下频率处的半波长，该频率落在单元被要求操作的频带的中心，或者扼流團可以具有阶跃分布。图11示出了穿过用于所述滑动短路线校准系统的具体实施例的一侧的横截面。虽然附图未按比例绘制，但是示出了适当的尺寸。使用ComputerSimulationTools(CST)MicrowaveStudio⑧对这一i史计进行建模，其中评估第一扼流圏110、第二扼流團120和滑动短路线125的有效性。发现使得外科手术天线的远端(未示出)能够看见短路而要求的滑动短路线125的位置为与波导腔160的端壁127相距约4mm。选择天线保持器150的内径以使外径为2.2mm的同轴天线能够安装于校准单元内。所选择的2.3mm的孔直径还允许外科手术天线涂有生物兼容性材料的薄层，例如帕利灵C的10pm保形涂层。钻出位置孔172以使外科手术天线的顶端能够位于校准单元内。选择孔172的深度以使外科手术天线的顶端能够位于校准单元内。选择孔172的深度以允许外科手术天线的多数辐射单极(天线)暴露于滑动短路线125。第二扼流團120提供滑动短路线125与波导壁160之间的良好短路。该完整组件由作为低损耗材料的黄铜制成并且可以相对容易地来加工。优化该结构以在14.5GHz的固定频率处操作，并且在对该结构进行的电磁场仿真中使用图11中所示为该结构给出的XJL图12示出了同一具体实施例，但是这时给出端视图。可见在第一扼流團110下面的天线保持器150的内径增加至3mm。图13示出了作为本发明一个实施例的滑动短路线波导校准单元的完全组件。该单元由黄铜制成并且包括四个主要部分。第一部分是顶块166，该顶块包括用于插入天线保持器的孔150、用于安装M4x35mm长的帽头不锈^钢组件螺松的/\个孔151、152、154-159、用于安装4mm直径x25mm长的银钢合销的两个孔169a、169b以及用于M4x20mm帽头不锈钢螺栓的一个孔153。第二部分是具有与顶块166中的孔对应的孔的中间部分167并且也包括用于安装M2.5平头不锈钢螺栓以紧固柱塞装配板131的一个孔135、用以形成第一扼流圏的铣制凹陷110以及波导腔160的一半。第三部分是柱塞组件130，该柱塞组件包括滑动短路线125、第二扼流圏120a/120b、材料块附接到背部124的柱塞装配板131(这一材料可以是微波能量吸收材料，该材料可以用来吸收由于波导腔160的内壁165与第二扼流圏120a/120b之间的非理想短路而可能存在的任何泄漏场)以及柱塞装配板中用于安装M2.5平头不锈钢螺杆132、133的两个孔131。第四部分是底部分168，该底部分包括用于安装天线400的孔150(这一孔仅允许外科手术天线的一部分插入腔)、用于安装M4x35mm长的帽头不锈钢组件螺栓的八个孔151、152、154-159、用于4mm直径x25mm长的银钢合销的两个孔169a、169b、用以允许安装M2.5黄铜调谐螺杆的一个M2.5螺紋孔161(以使得能够在竖直平面中调节外科手术天线的远端位置，从而使校准单元能够适应外科手术天线的远端(天线)的设计变化)、用以允许安装M2调谐螺杆的两个M2螺紋孔162、163以及波导腔160的另一半。M2黄铜调谐螺杆162a、163a是调谐短线并且用来调谐系统以适应在外科手术天线结构内所含的远端(天线)的设计中的变化。这些变化可能是由于制造工艺中的变化或者由于校准一定范围的不同外科手术天线设计的需要。包括调谐螺杆161a、162a和163a使得校准单元能够在适应外科手术天线的设计变化方面具有灵活性。校准单元不限于外科手术天线并且可以用来校准具有适用于其它应用中的类似物理几何结构的其它天线。图14示出了所述完整组件的另一幅图，但是其中所述组件被安装于底座l卯上，所述底座190还被用来安装机电激励器200(未示出)。可调的外科手术天线引导195的一部分连同引导安装螺杆196、197—同被示出。图14还示出了插入到天线保持器150中的外科手术天线400。可以看出外科手术天线400的远端装配于M2.5螺紋孔161内达到由M2.5黄铜调谐螺杆161a的调节所决定的水平。图14也示出了;Wfe^^140和活动激励器杆201的一部分。图15示出了具有可调的外科手术天线引导195的校准組件。同样，示出了外科手术天线400被插入到校准组件100中。可调外科手术天线引界面连接的微波连接器410附近。期望可调引导195的支撑部分接近所述连接器410，因为线缆组件600的外径可能比外科手术天线400的外径大几个数量级，因此由线缆组件600的重量引起的负载可能造成外科手术天线400的刚性同轴部分弯曲或者在天线轴上施加不必要的力，这可能造成轴弯曲。图15也示出了用于调谐螺杆161a、162a、163a的三个螺紋孔161、162、163的位置。从此图可见，所述调谐螺杆将从底部插入到波导组件中，因此底座l卯具有用以使得所述螺杆能够以最小长度的螺紋插入于孔内而又允许校准单元平放的厚度或者高度。有必要从底座l卯铣制出狭槽以使所述调谐螺杆能够被配合和调节。图16示出了柱塞130和第二扼流團120a、120b。在这一具体实施例中，银钢被用作柱塞130的材料，而第二扼流團120a、120b由黄铜制成并且被焊接到杆130的一端。可以在焊接工艺之后加工滑动短路线125的正面以保证已经去除焊料接头中的任何缺陷以及确保125的面平坦。安131也连接到柱塞130以便将该结构紧固到校准组件的其余部分。两个固定螺杆132、133被用来将使结构保持就位。非金属材料块124附接到安装板131。124的目的在于支撑由波导腔60内所含的柱塞130和第二扼流團120a、120b组成的组件。用于124的选择材料可以是吸收微波能量的材料，例如来自R&FProducts的RF泡沫(参见http:y7www.randf.com/rffoam.html)。可以针对>^射损耗或者插入损耗来对这些RF泡沫进行优化，并且在表2中给出适当材料的简短概述。<table>tableseeoriginaldocumentpage33</column></row><table>表2:R&FProducts可用的RF泡沫吸收产品这些泡沫常通常被称为雷达吸收材料(RAM)，且这些材料包括如下涂层，这些涂层的电特性和磁特性已被改变为允许在离散或者宽带频率吸收微波能量。图17示出自动化校准单元的完整的;W^和机电实施例。示出了机电被耦合到底座130。连接器210用来供应驱动机电激励器200所需的电输入信号。这些信号是由激励器控制器300产生的被适当调控的信号。所述控制器300可以提供比例的、积分的或者微分的控制以分别引入增益、防止过冲并且提供快速激励器响应时间。激励器控制器300向激励器200提供的信号是基于数字信号处理器/微处理器单元800中导出或者产生的信号，并且这些信号是基于向系统供应的测量信息或者用户命令。图18和图19示出了校准系统的另一实施例，该实施例基于在波导腔160内移动滑动短路线125以4吏外科手术天线400的远端经受不同阻抗的相同原理为基础的。在这一实施例中，该系统完全是机械的。图18示出了使用与在圆珠笔的操作中使用的可伸缩^类似的可伸缩**的布置。图18示出了为了使远端看见短路状态而设置的滑动短路线125相对于外科手术天线400的远端而言的位置。这一位置是通过将搭接(ledge)131加工到波导腔160的壁上以使弹簧132的一端被持久地附接(或者保持接触)并且即使在弹簧132处于张力之下时仍然保持位置定位(即弹簧不能到达塔接131的内径)来实现的。弹簧13的相反端附接到直径比弹簧132的直径大的板(或者盘)133以防止弹簧延伸穿过所逸板，因此弹簧132被包含于搭接131与板133之间的区域内。在图18中所示布置中，弹簧132通过物理地推动端帽138以^^弹性可变形构件136上的齿状突出物139能够位于凹陷137a中而被压缩。弹性构件136持久地附接到柱塞130。可优选构件136由塑料材料制成。搭接131的位置必须允许滑动短路线行进如下距离，该距离是在^作频率的波长的至少一半，以便允许捕获在史密斯图的圆周周围的所有点。优选地，可允许的行i^巨离是在所关心的频率处的一个波长以^更保证系统的正确^Mt。块(或者掩組)134使用附加的两个弹簧135被附接到波导165的壁。块134和弹簧135的目的在于使构件136能够变形，由此在将力施加到块134以^/S的内面能够推抵突出物139时释放突出物139。当发生这一操作时，弹簧132处于较少张力之下而突出物139位于凹陷137b中。图19示出了在弹簧132被释放以及突出物139已经移动到位置137b时的情形。在这一情形下，滑动短路线125从外科手术天线的远端(天线)400移开如下距离，该距离使该外科手术天线400的远端能够看见开路状态。弹簧132仍然在某一张力之下以保证移动短路线125的位置固定并且在波导腔160内不是+>开的。图18和图19中所示的机械校准装置使得仅能够测量两个校准点。在这一实例中所示的两个点为开路和短路，但是这一布置不限于仅测量这些位置，例如如果该移动在短路位置从源朝着发生器移动的移动方向上代表在所关心的频率处的波长的八分之一，则在外科手术天线400的远端所见的阻抗将是与波导腔的特征阻抗相等的电感电抗。可以考虑的其它远端校准装置是使用固定校准点的远端校准装置，其中有必要将校准夹具或者组件100物理地附接到外科手术天线400。有可能设计和开发多个校准负载，这些校准负载可以物理地或者人工地附接到外科手术天线的远端以提供阻抗固定的环境或者适当的校准标准。各已知标准将使天线的远端能够看见不同阻抗。优选使用至少三个已知的阻抗标准，例如开路、短路以及与系统(天线轴、线缆组件、微波部件等)的特征阻抗相等的阻抗如50Q或者75Q。优选至少三个标准以保证去除系统误差(例如直流偏移等)。图20示出了其中使用固定点校准技术M准外科手术天线的布置。校准单元IOO包含三个突出物413，这些突出物被适当地隔开以允许外科手术天线400的远端420经受三个不同的负载阻抗。外科手术天线400包含三个槽430、440、450以4吏天线能够位于校准单元100内的三个特有的位置。校准单元100被设计成在外科手术天线400的几何结构周围，从而外科手术天线400安装于校准单元100内，其中使校准单元100的内壁165与外科手术天线400的外壁之间的气隙最小。期望相邻凹口(和对应槽)的中心之间的距离为在所关心的频率处的波长的四分之一或者八分之一的奇数倍，使得当外科手术天线400的所有三个槽430、440、450与三个相应的突出物413接触时，外科手术天线400的远端420经受短路状态。当天线的顶端相抵于短路壁而被上推或者顶端贴合地适合于配对零件时可能出现短路状态。当已经调节外科手术天线400在校准单元100内的位置使得M两个槽440、450与校准单元100中的对应突出物413接触时，外科手术天线400的远端辐射顶端420将看见开路情形。如果再次改变该位置使得仅最后的槽450与第一凹口接触，则辐射顶端420所见的阻抗将再次改变。再次假设相邻凹口和槽的中心之间的距离为在所关心的频率处的四分之一波长的奇数倍并且已经设置的有效波导腔160在所关心的距离内无损耗，则外科手术天线400的辐射顶端420应当再次看见短路情形。图20中的突出物413可以由弹簧提供。因此，图20中所示的示意性突出物可以由如下槽替代，所述槽能够在外科手术天线400的外壁与它们相抵推动时完全地容纳^。小弹簧允许M具有两个位置。第一位置是如下位置在所述第一位置，i^Mt波导腔160的壁100中形成的槽内被推动以允许对外科手术天线400进行定位或者在校准单元100内自由移动。第二位置是如下位置在所述第二位置滚珠位于外科手术天线400内的槽430、440内以允许外科手术天线400位于能够对辐射顶端420进行校准的固定位置。各小弹簧的一端连接到其相应的湘朱的表面，而另一端连接到校准单元100的壁165。该连接可通过使用胶、通过粘接、通过焊接或者通过任何其它适当的装置来进行。当外科手术天线400位于校准组件100内时，可以优选&朱的一半(半球)完全地填充相应槽430、440。期望小弹簧与实际可能的一样坚硬以防止外科手术天线在校准单元100的腔160内的移动。在图20中所示的实施例中，优选波导腔支持主导模式的传播而不是更高阶模式的传播。由于更高阶模式的传播将^^操作频率足够高或者波导结构足够大以使几何结构(直径或者宽壁)能够具有比在所关心的频率处的一半波长更大的物理尺寸时才存在，所以可能的是仅主模才能够传用于图20中的校准单元100的适当的材料包括铝、铜、黄铜、镀银的钢、镀银的铝或者镀金的镍。在一些应用中，^f5U吏用一个校准点来校准天线400的远端420可能就足够了。这一布置可能适合的应用包括材料类型或者特性差别，其中材料的特征之间有大的差异，例如，其中存在阻抗实部从ioo到ikn的改变，或者其中仅有必要测量参照固定校准点的差异而非确切点。视所需的测量灵敏度而定，有可能使用这里开发的用于治疗/测量系统的单点校准来进行动态组织阻抗匹配和组织状态识别。图21示出了单点校准装置的实施例，其中外科手术天线400的中心导体421突出到波导腔160中。在所示布置中，腔的长Jbl在所关心的频率处的四分之一波长的奇数倍，这可以用来4吏中心导体421的顶端能够看见开路负载。用来填充波导腔160的材料是空气，但是可以使用其它材料。期望使用在所关心的频率处展现出高的相对电容率的材料来填充腔以使所述腔能够支持主导模式的传播而又保持腔的物理尺寸尽可能地小。在一个可选实施例中，中心导体421的远端可以与校准组件本体的壁165接触以使所述顶端421能够暴露于短路负载。在这一实例中，优选校准材料421与壁材料165相同并且这一材料为良好导体。如果这两种材料相同并且它们展现良好导体的特性，则外科手术天线400的辐射部分(天线)420的整个远端和中心导体421的顶端将看见短路负载。图22描绘了使用同轴负载而不是上文讨论的波导负载或者波导腔的单点校准装置。在图22(a)中示出了连接到外科手术天线400的远端辐射顶端420的短路负载或者校准点的同轴版本。通过将辐射顶端420的一端与金属板165a端接来实现同轴短路负载。所述板165a产生如下边界，与横向电磁(TEM)模式关联的电场在该边界处为零。因此反射系数为-1,这是用于短路的反射系数。在低频处，将有可能将内导体的顶端连接到天线400的外导体以获得良好的短路负栽，但是在这一设计中考虑的微波频率处，与接线的电感关联的电抗将是可感知的并且一些场也将从420的端部辐射出，因此将电阻分量增加到端接阻抗。在图22(b)中示出了开路负载的同轴版本。在这一布置中，校准固定器的壁165延伸穿过辐射顶端420以防止辐射从该结构的端部发散出。在这一情况下，必须选#^校准固定器的内径，使得圆形波导部分在所关心的最高频率处低于截止。长度L应当选择成足以将主模(r仏J衰减至少20dB以确保所有模式将被衰减至少这一数量，因此将在该结构的端部产生可忽略的辐射。在图22(c)中示出了滑动短路负载的同轴版本。在这一布置中，金属管165在外科手术天线400的外导体之上滑动，并且使用铍铜弹簧指167来形成400的外壁与165的内部之间的良好电接触。这一滑动短路线布置可以用来改变在辐射天线部分420的远端所见的电抗。通过在与所关心的频率(或者校准频率)处的波长的一半相等的距离内移动滑动负载，可获得从OQ(短路)到ooQ(开路)的所有电抗值。半波长移动分别对应于从-1到+1的>^射系数的改变。假设当辐射天线部分420的远端与附接到滑动短路线的端板125接触，则产生短路负载。图22(c)中所示的布置利用无损耗传输线的阻抗变换性质。图23示出了单点校准装置，其中校准负载集成于天线和线缆组件包装系统内。在图23中所示的布置中，辐射天线部分420由用来提供稳定校准负载的材料655包围，而所述校准负栽655不同于用来为线缆组件600和外科手术天线400提供无菌壳(或者无菌环境)650的材料。期望将相同材料用于校准负载655和无菌包装650以便简化制造工艺。辐射顶端420应当完全地浸没于校准材料655(650)内，并且必须保证420与655(650)之间没有气隙以保证将系统校准至已知负栽。也必须考虑用于655和/或650的材料的电组成和机械组成，例如该材料必须在辐射顶端420周围的材料密度方面一致以便使材料特征的变化最小，例如低密度PTFE可能在被挤压时sMt地改变它的相对电容率值。图23中所示的布置示出了借助SMA母头651、SMA公头652以及第一材料(校准材料)655连接到外科手术天线400的柔性线缆组件600，该SMA母头连接到外科手术天线400的近端，SMA公头652连接到线缆组件600的远端，以及所述第一材料655覆盖外科手术天线400的远端反射顶端420。该完整结构祐^封闭于无菌包或者壳650中。该组件将保持于无菌壳650内直至校准过程完成，外科手术天线400准备好用来治疗患者。校准这一设计中开发的电外科手术系统所涉及到的完整过程可以如下1.将柔性线缆组件600连接到外科手术天线400(可替换地，它们可以形成为一体)2.使用伽马或者蒸汽消毒(或者其它已知消毒方法)对线缆/天线组件进行消毒3.将校准负载材料附接到远端420(N.B.校准负载材料优选具有生物兼容性并且被消毒。如上文提到的那样，这一材料可以与用于无菌包装的材料相同)4.将组件放置于无菌包或者壳内5.将线缆组件600的近端1011附接到发生器1010的输出端口6.将指令发送到发生器1010以经由用户接口卯0启动系统校准过程(这些指令可被自动地启动)7.进行校准以使辐射顶端能够有效地移动到信号处理单元8.取下无菌包(或者壳)和内含的校准负载9.外科手术天线400现在准备好插入于患者以测量各种组织特性或者状态和/或使用固定阻抗能量源与组织之间的动态阻抗匹配利用受控能量束破坏胖瘤，其中控制机制是基于在外科手术天线400的远端辐射部分(天线)420处测量的信息。又一布置可以4吏用固定校准负栽，这些负载可被旋紧到外科手术天线400的端部上。在特定实施例中，可能在外科手术天线400的外壁上应用螺紋并且使用匹配螺紋利用螺紋孔来建立校准负载以使得在这两个零件之间进行良好的接触。可以使用电磁仿真工具来设计校准负载以使外科手术天线400的远端辐射部分(天线420)看见开路与短路负载之间的任何离散负栽(实数、虚数或者复数)。可以进一步扩展这一概念以提供如下校准工具，该校准工具包括连接在一起(可能背对背)的在负载上的两个螺紋螺丝以使得能够进行非自动化的两点校准。在这一实例中，可期望设计校准负载以使辐射顶端420能够看见开路和短路阻抗。这一思想可以通过构建包含多个校准负载的'星，形校准工具来进一步扩展到多个这样的固定负栽。这一概念可以具有如下应用，其中该系统将4吏用于非无菌环境中，和/或可以有经过训练的操作人员来执行人工校准例程。对使用螺丝布置这一思想的又一扩展可以是延长校准负栽的螺紋长度并且在将外科手术天线旋紧到校准负载的过程中执行校准例程。一旦这两个零件通过几匝螺紋而安全地连接(或者配对)，则远端辐射顶端420将在校准负栽被进一步旋紧到天线的外轴上时看见阻抗的变化。当校准负载完全地旋紧到辐射顶端420上时，天线将已经看见(或者将已经经受)多个负载以实现测量多个校准点。可优选在相反方向上使用这一布置、即初始地将校准负载完全M紧到天线的轴上直至远端辐射顶端与校准标准的端面配合、然后在旋松天线轴的同时获得多个校准点。有可能将销或者停止件放置于校准负载的螺紋内以实现在多个固定校准阻抗进行校准。这一思想的特定实施例可以是使用弹簧以实现在校准负载内推动销从而实现对辐射部分420的顶端进行定位，而一旦已经找到该位置，所述销将从所述顶端所在的区域移出以实现校准过程。可以有沿着螺紋定位的多个销，^Tg是如下弹簧，该弹簧被加载以使所述销能够在测量校准点之前从所述顶端所在的区域移出。这一校准过程可能要求进行两次;Wfe或者人工调节以测量各校准点，即将与所需位置对应的弹簧加载销推入所述组件中并且扭转天线直至达到新的校准位置。从上文应当理解，本发明不限于使用滑动短路线(或者滑动负载)布置或者其它前述校准手段(例如已经为特定外科手术天线结构(例如(上校准。可以使用空气作为在包装过程中在乂线的远端周围放置的校准负载和/或包装材料如无菌泡沫，和/或作为其他适当和稳定的校准材料。在一些实例中，可以仅使用一个校准负栽，且这一负载可以是用于外科手术天线的无菌包装。可以并且期望例如使用连接到输出连接器的短路在发生器端也进行附加校准。特定过程可以是首先将发生器校准至连接到发生器的输出端口上的短路端接，然后使用线缆和探测器组件取代所述短路端接，然后用负载有自由空间或者空气的外科手术天线的远端来再次校准。在这一特定布置中，短路可以由开路或者非端接的输出连接器取代。采用的特定校准将依赖于系统的信噪比和由测量的特性的负载或者材料变化所致的差异程度。这里介绍的校准系统可以由金属如铝、黄铜或者铜的固体块加工而境。可以优选使用塑料材料来制造校准系统，其中表面涂有金属材料。优选金属化厚度为在操作频率的至少数个透入深度，以便保证大部分电磁场在该结构内传播并且使传导损耗最小。例如，如果金属化厚度为五个透入深度，则将传播900%的电磁能量。例如，在操作频率为14.5GHz以及铜导体的情况下，所需it^深度为0.506pm以由此实现厚度与五个透入深度相等的层，所需厚度为2.530mhi。期望产生用于制造目的的塑料模具或者工具。可以优选将该结构拆分成两个部分以便易于制造和组装，并且优选简化金属化工艺(应当更易于用开放式结构来产生厚度均匀的金属化)。在这一实例中，优选将该结构拆分成两个相当的部分并且沿着波导部分的宽壁(该处电场为零)进行该拆分。然后可以使用金属螺丝或者金属胶或者二者的组合将两个半份^在一起。为了保证使沿着缝(或者M)的场泄漏最少，期望将螺丝放置成间隔操作频率的波长的八分之一(或者四分之一)以防止存在的任何间隙充当辐射缝隙或者天线。所述金属化塑料结构还具有使校准系统的重量最小并且减少制造成本的优点。由于没有电流流过中心线，对于通过注模进行的制造，也可以沿着中间来拆分校准组件，只要两个部分被仔细地配合在一起，由此无需进行#^。假如设想校准系统是一次性使用的，则这两个方面可在产品制造阶段过程中带来显著优点。这里公开的校准技术使用一端口反射检测方法。换而言之，进行的测量是反射测量，其中信号通过天线从低功率微波源发送到负载并且测量从负栽往回反射的信号。这一测量通常称为散射M测量，而这里进行的特定测量是称为&7测量的正向>11射测量。il射测量的动态范围由测量端口的方向性限制。为了提高测量准确度和灵敏度，期望进行一端口校准，因为这可以测量和去除在一端口测量中存在的三个系统误差项方向性、源匹配和^Jt跟踪。图39是示出了实际散射^^ltr赫与测量结果r浙^间关系的可替a达式。#据该图可以导出以下方程式<formula>formulaseeoriginaldocumentpage40</formula>其中rVe,^,为测量的&;值，r^^为实际的&;值，五rf为来自测量系统方向性的误差，《为来自>^射跟踪的误差，而&为来自源失配的误差。方程3中的所有项都可以是复数。补偿这三个系统误差项使得可以根据进行的测量来导出实际反射测量的一种方式是创建具有三个未知数的三个方程并且同时求解它们。这可以使用三个已知校准标准如短路、开路和已知负载阻抗来实现。一种可选解决方案是通过比较用于三个或者更多校准标准的r她自^与用于这些标准的使用参考探测器来测量的已知值来确定三个相对误差项的值(五v五',和五)从而获得映射函数。可以处理方程3以用三个已知复阻抗和三个测量复阻抗给出用于相对误差的表达式。对于后续测量，应用映射函数以获得复阻抗值以便与所存储的使用参考探测器测量的对应于各种材料(例如生物组织类型)的一组值做比较。如果使用多于三个校准标准，则映射函数可以更准确。图40和图41是其上绘制有翁:据的史密斯图，其示出了下文讨论的液体校准标准提供非常准确的可重复获得的复阻抗。在各史密斯图上有三组十一个数据点。各组数据点是针对使用同一探测器来测量的系列的十一个校准标准。各系列中的十一个校准标准是表3中所示的比例的水与甲基化酒精混合物。<table>tableseeoriginaldocumentpage41</column></row><table>表3:校准标准的组成以下过程用来制备所述校准标准-两个5mlBaxaExacta-Med分配器用来单独地测量液体量并且将甲基化酒精浓度样本混合到一组测试管中-如表1中所示，从水与甲基化酒精的混合物获得样本。从100%(10ml)水样本开始，通过递增10%(lml)的甲基化酒精和递减10%(lml)的水来形成其余10个样本画使所有液体样本制成为10ml液体量。为了保^Mt整个制备过程中维持10ml液体量，在特定水平从分配器进行测量。这使来自分配器的液体残留物的任何变化最小，因此保持浓度混合物接近所需量-在室温进行所有测试-保持制备的标准被盖紧以防止液体蒸发并且保持浓度含量-探测器被直接地连接到校准的Agilent85131F3.5mm柔性测试端口线缆，该线缆在钳子中被夹紧以维持测量准确度并iU吏归因于动态线缆弯曲的相位和量值变化最小-在点频14.5GHz处进行所有复阻抗测量-通过将测试端口线缆夹紧到钳子上，在测量过程中将保持液体浓度的测试管紧固于固定位置以使测量噪声最小-将探测器在材料中插入到多于lcm的深度并且保持于测试管的中间用来记录和分析反射测量的网络分析器和校准工具包分别是Agilent8720ET和Agilent85052B。图40示出了针对三个系列的校准标准测量的实际数据。图41示出了在相位校正(以例如补偿能够引入似目位误差的线缆扭曲等)之后的数据。三组数据在图41上彼此间是一个位于另一个之上，这表明校准标准具有一致和可重复获得的复阻抗值。图42至图44是示范了针对三个不同探测器的校准标准的可重复一致性的图。图42^!针对三个探测器的上文讨论的十一个校准标准的其上绘制有测量复阻抗的史密斯图。各系列十一个数据点具有一致的顺时针分布。各探测器的分布的顺时针运动差异可以归因于用于^#测器结构的特征阻抗的制造容差。假如史密斯图上的测量阻抗分布运动是可重复的，则可以在数学上校正这些容差。这一图表上的数据示出了校准标准产生适合于针对不同探测器的校准的复阻抗值范围。为了评定液体混合物被再现地有多好，将使用四个不同探测器的测量重复五次，每次针对新的制备系列的十一个校准标准。在图43和图44中分别示出了针对四个探测器的按照液体浓度绘制的测量复阻抗的实部和虚部。对于各探测器，用于五次重复实验中的各实验的该组十一个数据点基本上落在同一条线上。这示出了随着液体浓度的可重复的阻抗变化。在表4中给出针对受测试的四个探测器(这里标记为探测器编号#110、#117、#142和#145)的平均标准偏差。探测器编号平均标>1l偏差实部虚部#1100.230.15#1170.240.17#1420.230.15#1450.570.17表4:针对四个测试探测器的平均标准偏差如上文提到的，甲基化酒精(或者变性酒精)是乙醇(~90%)和甲醇(~10%)的混合物。这一材料的组成可以根据制造商或者工艺控制来改变。这可能具有造成校准标准的阻抗的不可量化的变化的缺点。在一个可选实施例中，工业无水乙醇(即包含99.9%乙醇)由于它的纯度而用来提供更适当的液体校准标准。为求附加的稳定性和可重复性，无水乙醇与去离子水混合。去离子7jc类似于蒸馏水。在去离子水中没有离子和非离子有机污染物被认为在生物兼容性上是友好的。另夕卜，它也较少容易受到腐蚀效应。这是一个积极的特征，因为探测器可能在校准过程中被持续地浸没于液体中。通,确地知道混合物的特性，有可能减少测量系统由于校准负载变化而造成的误差。图45是示出了使用同一探测器来测量的两个复阻抗分布的史密斯图。各分布具有一方面与甲基化酒精和自来水而另一方面与无水乙醇和去离子水的混合物对应的五个数据点。所使用的无水酒精是从英国Ethimex有限公司获得的。所述两个分布遵循分别沿循随着甲基化酒精或者纯乙醇浓度的增加而以顺时针方式弯曲的这一类似趋势。然而，无水乙醇混合物提供更宽的动态范围。这显然是因为无水乙醇与甲基化酒精相比的复阻抗的差异。图45示出了尽管存在没有离子(杂质)可能造成去离子水的电阻系数增加这一事实，所述两个分布朝着100%水这一端的值仍然非常相似。从图45可见在去离子水中存在离子含量会造成阻抗的很小变化。因此，去离子水可以充当作为校准标准的自来水的可^代物。另外，自来水的离子含量随着地区或者国家的任何改变可能不会造成大的误差。然而，使用无水乙醇和去离子水可以辅助提高纠错过程而又维持校准准确度。图46是示出了去离子水/无水乙醇液体混合物的可重复性的曲线图。在这一情况中，同一探测器被用来测量三组五个校准标准。在这一实施例中，校准标准各自为具有如表5中所示的组成的10ml。<table>tableseeoriginaldocumentpage44</column></row><table>表5:校准标准的组成去离子水和无水乙醇没有自来水和甲基化酒精那样容易混合。然而，可通过彻底地混合这两种液体、然后允许所述混合物在进行测量之前沉淀来获得一致(基本上均匀)的溶液。针对该三组校准标准在图46中所示的图表上绘制所测量的复阻抗的实部和虚部。这一图表示出了平均标准偏差为0.12(实部)和0.16(虚部)的随着无水乙醇浓度的增加而具有的可重复的阻抗改变。图47至图49示出了校准可被如何用于将使用不同探测器进行的对未知材料的测量映射到可用来识别所述未知材料的一致(可重复)位置。例如，如果使用参考探测器来进行校准，则后续映射测量可以与使用参考探测器预先确定并且例如由系统存储的针对各种材料的阻抗值做比较。在以下实验中，使用已知组织类型。该实验示出了使用上文讨论的校准技术来产生的映射函数可以将使用不同探测器进行的多个测量映射到代表该组织类型的一致位置。在这一实验中，使用一个探测器(编号#145)作为参考探测器。该参考探测器用来测量样本中的各种材料的复阻抗。在该实验中，透明塑料保持器内的胶状水溶液包含分层材料结构。所测试的材料是果冻、香肠、猪油、猪肉和鸡肉。猪的组织形成最大类别，因为猪肉最近似于人类组织。图47是示出了使用第145号探测器的针对所述材料的所测量的复阻抗.该测量示出了在变化针对空气、鸡肉、猪肉和果冻的测量材料中的位置时获得一致的复阻抗。然而，在猪油中记录有最大的不一致、继而是在肠肉中的第二最大变化。可以理解猪油损耗较少且在图47中所示的史密斯图上确认了这一论述，其中可见猪油的阻抗接近于也是低损耗介质的空气的阻抗。针对猪油的不一致性归因于它近邻于分层结构中包围它的其它材料，因为阻抗测量对探测器顶端在病理组织模型中的位置变得敏感.另一方面，肠肉由可能对所测量的阻抗值的所述明显的不确定性起作用的各种其它添加物和材料构成。表6给出使用第145号探测器测量的在病理组织模型中的复阻抗的实部和虚部的平均标准偏差值。<table>tableseeoriginaldocumentpage45</column></row><table>表6:使用第145号探测器的针对病理组织模型的平均标准偏差使用上述技术利用第145号探测器来校准三个不同的探测器(第110、117和142号探测器)。在这一情况下，使用甲基化酒精和自来水作为液体校准标准对系统进行校准。使用具有如表7中所示的组成的三个标准。<table>tableseeoriginaldocumentpage45</column></row><table>表7:校准标准的组成针对各测试探测器确定映射函数。每个映射函数用以将用于其相应测试探测器的校准标准的测量值映射到由参考探测器(这里为第145号探测器)测量的相应的校准标准的值。被校准的探测器然后用来对上文讨论的分层结构中的材料进行多次的复阻抗测量。对于W测器，确定针对各材料进行的测量的均值，然后使用校准映射函数将该均值映射到在图48中所示的史密斯图上绘制的输出值。因此，图48示出了在已经使用制备的校准标准进行全校准并且继而使用映射函数来进行纠错之后针对三个测试探测器(笫110、117和142号)以及参考探测器(第145号)在分层结构中的各种组织类型的复阻抗的全部平均测量值。图49是图48的史密斯图的中心的特写图，该图更具体地示出了针对所述探测器的均值在纠错之后如何聚集。表8通过使用第U0、117、142和145号探测器给出在病理组织模型中的复阻抗测量的实部和虚部的平均标准偏差值来对此进行量化。平均标准偏差实部虚部空气0.140.27果冻1.051.10肠肉0.940.87猪油0.500.56猪肉1.010.89鸡肉1.331.02表8:使用第IIO、117、142和145号探测器的针对病理组织模型的平均标准偏差测量/切除系统配置以下部分4S开了对WO2004/047659中所述系统的增强，这些增强实现了在使用传输路径中的小幅度信号之时检测在外科手术天线的顶端所见的信号的相位和量值的小的可重复的改变。检测这些改变可以防止在测量模式下对系统进行操作时组织破坏的可能性。这里描述的系统可以与上述自动化的校准思想有关，因为远端校准系统可以使用这里描述的灵敏收发器和稳定频率源。这一部分公开了对在三短线调谐滤波器与辐射天线的远端(天线)之间设置的谐振腔的^Mt的分析。这里给出的分析说明了对用来将调谐滤波器(三短线调谐器)的输出连接到外科手术天线的输入上的微波线缆组件的物理长度或者插入损耗进行改变的效果。在发生器电子器件(调谐器)度)的低损耗柔性线缆组件的能力就允许所述系统使用于如下应用或者对于细^l且织结构的有效治疗而言是有益的，在这些应用中有必要操控生物系统的敏感区中的小天线结构以^更测量信息，其中期望使对健康组织结构或者相邻组织结构的间接破坏最小。能够在组织阻抗改变的条件之下使用谐振腔系统以动态地将所需能量级与组织结构匹配或者将所述能量级递送到该组织结构中的附加优点在于与用以造成有效组织切除的所需能量的产生关联的微波功率设备可以位于与治疗天线隔离的区域中。这在要求切除大体积的组织时特别地有利，因为用来在与本发明关联的频率处产生能量的微波功率设备往往在输入到微波功率输出的直流功率方面效率很低(通常在10%与15%之间)，因此在这一过程中产生大量直流热量，这导致需要具有鳍(散热器)和风扇的大块金属以便从功率设备的连接处除去这一热量。如果功率设备位于接近治疗天线处，则在这一区域中也将需要所述散热器和风扇装置，因此将#^操控外科手术天线或者将该系统用于细,织结构。优选地，连接于滤波器与天线之间的柔性线缆组件的插入损耗保持在2dB以下。附录A公开了在柔性线缆组件的任一端处的反射系数和在该线的一次穿行中的插入损耗方面进行的与对谐振腔操作的分析关联的仿真结构和数学运算。分析的结果表明可以容许在调谐滤波器与外科手术天线的远端之间达2dB的损耗。在实用系统中，预期损耗将从1.5dB到2dB变化。附录A中给出的分析证实了对动态调谐的使用提供了与不含调谐滤波器的系统相比较而言的显著优点。例如，在特定实例中，示出了25.5瓦特的功率被递送到无调谐滤波器的某个组织负载，而这在部署调谐滤波器时增加至47瓦特。在不能以附录A中描述的方式来^Mt系统(其中考虑实际传输线(或者线缆组件))时，这一"&计的动态阻抗匹配方面的实施将仅在调谐滤波器和检测相位/量值信息的改变部分的装置(在这一设计中已经使用H场回路耦合器)直接地连接到治疗装置时才有可能。这样的布置可能由于附加的体积和重量而使治疗系统的物理实施不实际，所述附加的体积和重量由于需要包括以下内容而引起调谐滤波器(三短线调谐器或者可能为功率变容二极管布置)、调节调谐滤波器的装置以及将信号线、功率供应和控制信号路由回到发生器手持件中包含的仪器电子器件而需要的附加线缆连接。可替选地，功率源可被移至手持件，并且可以例如使用功率变P极管或者PIN二极管取代调谐短线来在手持件中进行动态调谐。图24描绘了完全示意系统图，而图25更具体地示出了新的收发器单元500。图24和图25中公开的实施例的优选特征可以概括如下1.治疗通道和测量通道被分离并且使用波导开关来连接到单个线缆组件。2.灵敏接收器用来在治疗模式中测量来自定向耦合器的信息。3.低功率iML器单元500用来测量组织状态/类型信息。4.锁相DRO源513用来在14.5GHz(十AlKHz变化)产生点频射频信号。5.锁相DRO源512用来产生点频频率14.45GHz以提供用于进行第一下变频的本地振荡器信号。14.5GHz射频源513和14.45GHz本地振荡器512共用同一温度补偿10MHz参考信号517。6.第二下变频级用来产生10MHz的最终中频(IF)。两个单独通道(治疗和测量)的IMt如下。通道1用于治疗模式并且使用在四个定向耦合器1400、1500、1600、1700的输出耦合端口测量的信息以控制连接到三短线调谐滤波器1300的调谐杆1201、1202、1203的位置。在这一操作模式中，收发器500的接收器部分使用PIN开关2900连接到定向耦合器1400、1500、1600、1700的^^耦合端口。通道2用于组织状态测量模式，在这一操作模式中，^器500直接地连接到附接至外科手术天线400的线缆组件600的近端，该外科手术天线本身可以连接到校准单元100和关联部件。使用低损耗波导开关3000来分离所述两种操作模式。由于需要4吏三短线调谐滤波器1300与外科手术天线400的远端之间形成的腔中的插入损耗最小(见附录A中给出的分析)，因此期望使得由将波导开关300插入到系统中所造成的插入损耗最小。关于波导开关选择的又一考虑在于对切换时间、即其间发生M切换的时间(即死时间)的考虑，因为在这一时间期间组织测量和治疗都不可能发生。这一实施例的优点在于灵敏接收器通常连接到PIN开关2900(如图24中所示)以使所检测的在定向耦合器1400、1500、16001、700的输出耦合端口入射的正向和>^射功率信号能够允许进行如下必要测量，所述必要测量允许进行动态组织匹配。可以仅要求在治疗过程之前进行灵敏电介质(或者组织状态)测量以识别肿瘤，48且在治疗过程之后进行这些测量以检验是否已经破坏癌组织。在其余时间期间选择治疗模式并且操作动态组织匹配以实现高效肿瘤的切除。用于波导开关3000的适当候选是由AdvancedSwitchTechnology(加拿大)制造和供应的AST75以及由SiversLabAB(瑞典)制造和供应的WS8189M/00。在表9中概括了所考虑的两个开关的特征。<table>tableseeoriginaldocumentpage49</column></row><table>使用图24中所示两个通道的布置的特定优点在于灵敏收发器500允许小于lOdBm(10mW)的功率电平发送到组织结构中以实现进行有效组织类型/状态识别测量。利用单个通道的测量，可能需要达30dBm(lW)的信号功率以进行相同测量、即必须将达30dBm的功率发送到组织中以实现相同的测量灵敏度。有可能使用30dBm的CW功率来切除小的组织结构，因此非常期望使这一情形在组织状态测量过程中出现。在单个通道的测量/切除系统中使用高功率电平的理由在于如下事实该结构使用20dB的定向耦合器1400、1500、1600、1700来提Wi行电介质(或者组织状态)测量所需的信息，因此测量信号在到达测量接收器的输入之前被衰减20dB。这意味着为了进行与本实施例中公开的系统相同的测量而需要的发送信号必须被提升20dB、即+10dBm+20dB-30dBm(1W)以便能够维持同一信号电平1收发器500的接收器部分的输入。用以测量相位和量值的小变化的能力实现对'连接到，外科手术天线的远端上的组织负载的复阻抗的小变化的检测。这些小变化可能归因于特定癌生长的阶段中的改变或者归因于天线的远端在天线穿过各种解剖平面如皮肤、脂肪、肌肉和血液时与各种组织结构发生接触。图25中所示^ML器(下文描述)具有与热噪声基底接近的灵敏度，该热噪声基底约为-174(111并且被限定为在1117带宽内的在室温(2卯K)的热噪声功率。它事实上是在室温可获得的性能，如果没有涉及到其它信号退化因素。在图24中示出了展示改进的拓朴结构的完整系统。频率振荡器单元520包括构建成单个模块的五个单独振荡器。10MHz的晶体振荡器517为其它四个振荡器512、513、514、516提供用来控制系统的参考信号并且使所述振荡器信号能够相互同步。所述晶体振荡器517优选为温度##晶体振荡器。频率振荡器单元520中包含的其它四个振荡器如下14.45GHz射频源513、用于第一下变频级的14.45GHz本地振荡器512、用于第二下变频级的40MHz本地振荡器514和可以用于数字信号处理器800中的定时功能的50MHz通用振荡器516。系统中所用的振荡器单元520的实际实施例是Nexyn公司(SantaClaraCA)构建的单元，并且在以下给出的表10中列举出用于在这里描述的电外科手术系统中使用的所关心的^lt:<table>tableseeoriginaldocumentpage50</column></row><table>表10:稳定源振荡器的^lt来自14.5GHz振荡器513的输出被馈给到直流块2500的输入中，该直流块的功能在于防止可能由作为在源振荡器513的频率处的子谐波分量的信号引起的且可能由脉冲调制开关2400在快速(例如少于10ns)切换时产生的开关击穿回到源振荡器513中并且例如通itit成频率拉动来扰乱它的操作，所述频率拉动可能造成源振荡器513的输出频率移位如下数量，该数量在由针对系统的规范或者要求所限定的操作(见表4)以夕卜。直流块2500采用背对背连接在一起的两个同轴到波导WR75的起动器形式，由此形成微波信号环境，由此在来自源振荡器513的输出与调制开关2400之间没有物理连接。这一布置产生用以防止在WR75波导的频率范围(见表l)以外的信号到达源振荡器513的输入的带通滤波器。来自直流块2500的输出祐:馈入调制开关2400的输入端口，该调制开关的功能在于使得能够按照允许实现所需组织效应的速率来接通和切断(调制)由源振荡器513产生的射频信号。调制开关2400的开关位置和切换速率取决于由数字信号处理器800产生的控制信号；这一信号可以是TTL电平信号。使用调制开关2400以脉冲信号形式递送微波能量的能力实现将持续时间短、幅度高的脉冲能量递送到组织结构中并且允许开发各种占空比和/或定制波形格式以实现所需临床效果。在这里描述的系统的特定实施例中，来自AdvancedControlComponents公司的S2K2吸收性单极双掷开关用来实现调制开关2400。这一特定开关表现以下性能参数最大为3dB的插入损耗、在开关断开时输入与输出(极)之间为85dB的最小绝缘、最大为100ns的用以切换极位置的时间。来自调制开关2400的输出^L馈入到第二直流块2300的输入中，该直流块的功能在于防止由调制开关2400的开关动作产生的子谐波(或者其它)信号到达功率放大器2000的输入以及引起来自功率放大器2000的输出改变或者影响功率放大器2000的输入级，例如如果通过改变调制开关2400的开关位置而产生的切换尖峰中包含的频率分量在功率放大器2000的操作带宽内、即在所述功率放大器2000产生增益的频率处，则该信号分量的幅度将在该信号的特定频率处通过功率放大器2000的增益M大且将在功率放大器的输出产生可能造成出现不期望的组织效应的附加功率。这里使用的直流阻塞滤波器2500、2300包括在背对背布置中^在一起的两个同轴到波导的转变以产生用于防止直流或者在选择波导(在这一情况下为WR75)的截止频率以下的频率传播的实用实施例，但是本发明不限于使用这一特定布置，例如，可以优选使用波导腔滤波器、微带滤波器或者同轴块。阻塞滤波器2300、2400的正确操作所需的滤波器分布是低通或者带通。来自第二直流块2300的输出被馈入到功率分路器2200的输入端口中，该功率分路器的功能在于将在其输入处的功率电平分路成两个相等部分、即进行3dB分路。功率分路器2200被设计成与在50n环境内所含输入和输出端口连接的信号良好地匹配、即使用连接到半刚性同轴线缆组件的SMA连接器来进行至输入和输出端口的连接。来自功率分路器2200的第一输出端口连接到功率电平控制器2100的输入端口，而功率分路器2100的第二输出端口连接到JML器500(在本说明书中稍后给出的单独部分中具体地描述收发器500的功能)的输入。功率电平控制器2100的目的在于控制在功率放大器2000,输出处递送的输出功率电平并，因用于在这一设计中实施功率电平控制器2100用于在所关心的频率进行操作的最适当的设备是吸收和反射性PIN二极管衰减器。这里适合作为功率电平控制器2100的具体设备是来自MicrowaveInternational有P艮公司的零件号为AT-UMCCF00B-HD的60dB线性化数字衰减器。用于这一特定设备的g如下频率范围为14.4GHz到14.6GHz、针对所有设置的VSWR1.5:1、插入损耗(衰减为0dB)最大为2.6dB、8位正二进制TTL控制线、设置时间最大为500ns以及输入功率处理最大为20dBmCW。TTL控制信号由数字信号处理器800产生。来自功率电平控制器2100的输出被馈入到功率放大器2000的输入中，该功率放大器的功能在于将功率电平控制器2100产生的信号的电平提升至如下电平，该电平可以用来使外科手术天线400能够递送所需数量的能量以造成与所述外科手术天线400的顶端接触的生物组织的切除。用于在这一设计中实施功率放大器200的具体设^^是来自ParadiseDatacom有P艮公司的125WCWKu频带放大器单元HPAK2125A-RM。用于这一设备的规范如下小信号增益最小为77dB、在操作频带内的增益平坦度为0.2dB、在14.5GHz的ldB压缩输出功率为50.4dBm(109.6W)、在14.5GHz的饱和输出功率为50.5dBm(U2.2W)、输入回程损耗为20.5dB以及输出回程损耗为17.7dB。传感器被集成于功率放大器2000内以实现141和功率设备温度监测、漏极和栅^L-源极电压监测、正向功率电平(放大器块)监测。该单元还接受输入控制线以实现屏蔽放大器以及允许使用内部PIN二极管衰减器来控制功率。来自放大器的传感器信号被输入到信号处理器800中以供后续处理。数字信号处理器800还被用来控制/屏蔽内部衰减器信号。功率循环器1800被用来保护功率放大器2000的输出端口免受在外科手术天线400的远端处的失配负载(或者可能在功率放大器2000的输出处造成>^射功率的另一条件，例如对线缆组件600的破坏、线缆组件600没有连接或者造成在调谐滤波器1300的输入处出现反射的调谐短线1201、1202、1203的设置)所造成的回到输出级中的反射能量所致的破坏。功率循环器1800的第三端口连接到50Q的功率转储负载l卯0以实现吸收在端口2与3之间在相反方向上流动的任何能量。期望功率转储负载1900与功率循环器l卯0的端口3的阻抗良好地匹配以确保^f吏端口3与152之间的能量流动最少。功率循环器1800也应当表现出高的反向信号方向隔离性以便使流回到功率放大器2000的输出中的能量最少。在这里开发的具体系统实施例中，功率放大器2000具有在频率14.5GHz处提供23dB的信号隔离的内部功率循环器(循环器和转储负载的组合通常被称为隔离器)。图31中所示的附加循环器1800和转储负载1900提供额外23dB的隔离，因此正向和Jl射信号与功率放大器2000的输出级被隔离达43dB，因此例如如果来自功率放大器2000的输出功率电平为50dBm(100W)而循环器1800的输出端口被连接到反射系数分别为+1或者-1(即所有输出功率^L^射)的开路或者短路负栽，则放大器2000内所含的输出设备将经受可忽略不计的幅度为50dBm-46dBm=4dBm(2.5mW)的反射波。这一布置满足了在无需附接线缆组件的情况下接通发生器这一需要。来自功率循环器1800的输出^L馈给到调谐滤波器/耦合器单元530的输入，该单元是包括四个定向耦合器1400、1500、1600、1700、三短线的调谐腔1300和三个调谐杆1201、1202、1203的集成电路。调谐滤波器/耦合器单元530的目的在于^f吏外科手术天线400的远端(天线)与功率放大器2000的50f2输出阻抗能够阻抗匹配以使最大功率能够被递送到生物组织的复负载阻抗中。也可以调节包括三短线调谐腔1300和三个调谐杆(短线)1201、1202、1203的调谐滤波器的阻抗，以便用与光学系统中所用的常规Fabrey-Perot谐振腔(其中在腔内设置多次反射)相似的方式在调谐滤波器/耦合器单元530与外科手术天线400的远端之间设置谐振腔，以实现即使在500发生器与组织负载之间有大的失配的条件之下仍然将所需功率递送到外科手术天线400的远端和生物组织负栽中。在本说明书结尾给出的附录A中具体地描述了调谐滤波器1300与外科手术天线400(包括线缆组件600)之间的谐振器的操作，但是主要操作原理如下将使用调谐杆(短线)1201、1203、1203来i殳置三短线调谐腔1300的阻抗以'匹配，由外科手术天线400的远端所经历的状态，使得最大功率从外科手术天线400的一端发出进入周围生物组织中。可以通过沿着调谐器与天线的辐射顶端之间的传输路径(或者腔)正向和反向反射微波功率来使这一状态成为可能。为求匹配条件，可以在所述传输线中建立驻波，因此传输线(腔)中的场将高于来自功率放大器2000的入射场和将被递送到组织中的所需场。所述场的量值将取决于来自功率放大器2000的入射波的功率、传输线损耗和在天线400的远端处的失配程度。所述传输线损耗将主要地受线缆组件600的插入损耗所支配，因此必须4吏用低损耗线缆组件。增加传输损耗的其它分量包括外科手术天线400的同轴主轴的插入损耗、波53导开关300在设置成使系统能够在治疗模式中操作(即在来自调谐滤波器/耦合器单元530的输出到线缆组件600的输入之间进行连接)时的插入损耗、调谐滤波器/耦合器单元530的插入损耗、由用来在发生器(设备)与患者(未示出)之间形成隔离屏障的直流中断所造成的损耗以及在发生器的输出处的波导到同轴的转变(未示出)。传输线损耗将对外科手术天线400的'可调性，、可被发送到患者组织中的功率电平以及系统内的部件如SMA连接器和线缆将经受的应力(电压和电流)量具有影响。附录A在线缆组件600的任一端处的>^射系数和在集总元件传输线的一次穿行中的损耗方面完全地描述和分析上述谐振腔操作。穿过短线调谐腔1300的宽壁插入的三个调谐杆(短线)1201、1202、1203使得能够产生所有电感和电容阻抗。所述调谐杆能够在腔内自由地移动，同时通过使用波导腔的壁内的三个波导扼流團来维持调谐杆的外表面与调谐腔的内壁之间的良好短路。这些扼流圏的设计和操作与在本说明书中先前具体描述的校准单元中使用的第一扼流團相同。使用线性激励器1200和适当激励器控制器单元1100来实现调谐杆1201、1202、1203在调谐腔1300内的移动。用来将杆移入和移出调谐腔的激励器可以采用线性电机、移动线團激励器、压电器件、步进电机或者基于磁致伸缩材料的激励器形式。对于这里开发的系统，优选使用高分辨率线性激励器以确保有可能实现所需的长度(阻抗)调节准确度。这里公开的系统中使用的具体线性激励器是来自SMACEurope有限公司的LAL20-010-55F，并且在表11中示出了所关心的特征。<table>tableseeoriginaldocumentpage54</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage55</column></row><table>表5:用于移动调谐短线的线性激励器的特征有必要使用三个调谐短线以确保可以达到史密斯图的所有区域以使任何负载阻抗能够与功率放大器2000的50Q输出阻抗匹配。激励器控制器1100采取PID控制单元的形式，并且这些单元提供驱动线性激励器1200所需的信号以便能够进行所需的机电转换以驱动调谐杆1201、1202、1203。向激励器控制器1100的输入信号由数字信号处理器800提供，并且这些信号是基于由调谐滤波器/耦合器单元530内所含的定向耦合器1400、1500、1600、1700提供的^^馈信息。所述定向耦合器经由时分复用开关2卯0、功率电平调节控制器2800、同轴通道开关2600和^器500将以下信息提供给信号处理单元800以实现进行对调谐杆1201、1202、1203的适当调节1500-来自外科手术天线400的远端的>^射功率、1400-来自调谐滤波器/耦合器单元430的输出的正向功率、1700-来自调谐滤波器/耦合器单元530的输入的反射功率以及1600-来自功率放大器1800的输出的正向功率。反射功率耦合器1500提供与由外科手术天线400的远端与组织阻抗之间的阻抗失配所造成的沿着线缆组件600回来的^Jt信号有关的信息。另一定向耦合器3200被插入于反射功率耦合器1500的输出端口与PIN开关2900之间以确保i^iML器500的灵敏接收器部分的功率电平不M出。这是通过使用量值检测器3300i(b险测在反射功率耦合器1500的输出处存在的功率电平以及使用这一信号来调节由功率电平控制器2800引入的衰减以保证收发器500内所含的接收器的输入信号没有饱和来实现的。在>^射功率耦合器1500的输出端口处产生的信号可能超过接收器可接受的最大信号的原因归因于可能由于上述谐振腔动作而在短时间段内在谐振腔内产生的高功率(在附录A中有完4^述)，其中在腔(调谐滤波器/耦合器530形成其组成部分)内的信号可被注入到反射功率耦合器1500的输出端口中。这一设计中开发的系统中所用的调谐滤波器/耦合器单元530是LinkMicrotek有限公司基于由MicroOncology有限公司提供的技术规范来开发的AM75CD-TUN-MIC3单元。对于在这一设计中的使用而言最重要的且与这一单元关联的^L如下小于0.3dB的穿过单元的插入损耗、用于所有定向耦合器的耦合因子20dB+/-ldB、大于150WCW的功率处理、最小为26dB的方向性、波导波长的四分之一的短线调谐器间距、引导壁中使杆能够移入和移出腔同时在调谐杆与波导腔之间进行良好短路连接的扼流團以及输出回程损耗-26dB。来自定向耦合器1400、1500、1600、1700的四个输出端口的信号使得能够完全地限定调谐腔1300的操作，并且以来自所述定向耦合器的信号为基础的处理信息使得能够移动调谐短线的位置以产生匹配阻抗条件或者谐振腔4Hf。可期望在定向耦合器1400、1500、1600、1700的输出端口与PIN开关2900的输入端口之间附接直列式固定衰减器以确保限制在所述开关的输入处入射的功率电平。所述固定衰减器的功率额定值必须确保安全地吸收通过谐振腔动作产生的功率电平。例如，可期望使用5W或者和10WCW的额定i史备。来自所述四个定向耦合器1400、1500、1600、1700的输出被馈给到时分复用PIN开关2卯0的输入端口，该开关的功能在于在四个定向耦合器处的输出信号与收发器500的接收器部分的输入之间形成微波信号连接，以实现提取与在调谐腔1300的两侧所见的正向和反射信号有关的相位和量值信息，以俊i殳置正确^N吏得实现组织阻抗匹配或者i殳置谐振腔操作。用以使PIN开关2卯0的接触能够改变位置的控制信号(开关轮询)由数字信号处理器800提供。轮询所有四个开关的动作又使得能够相对于彼此来测量正向和反射信号的相位和量值的改变。用于时间复用开关2卯0的具体实施例是来自AdvancedControlComponents公司的S4K2吸收性单极四掷开关。这一设备提供以下性能插入损耗为3,5dB、隔离为85dB并且切换速度小于100ns。来自PIN开关2卯0的单个输出被馈入测量系统功率电平控制器2800的输入，该控制器的功能在于调节i^收发器500的接收器部分的信号的功率电平以防止所述接收器的输入超过可接受值或者防止输入饱和。信号电平的变化归因于当在治疗模态中对系统进行操作时并且也在出现如附录A中所述的谐振腔操作时可能出现的信号电平的大的动态范围，其中瞬间功率电平可以比由功率放大器2000产生的最大稳态功率电平大得多。由测量功率电平控制器2800引入的信号衰减电平是基于由量值(电平)检测器3300向数字信号处理器800提供的信息。到测量功率电平控制器2800的控制信号来自数字信号处理器800并且可以是TTL电平信号的形式或者另一适当的信号形式。用于在这一设计中实施测量功率电平控制器2800的特定设备是由MicrowaveInternational有限公司供应的32dB线性化数字衰减器UMCCAT-F00B-HD-G1。与这一设备关联的特别关心的参数频率范围为14.4GHz到14.6GHz、针对所有设置的VSWR1.5:1、在衰减为OdB时插入损耗最大为2.6dB、8位正二进制TTL、i更置时间最大为500ns以及输入功率处理最大为20dBm。来自测量功率控制器2800的输出被连接到同轴通道开关2600的开关位置Sa，该开关的功能在于将M器500连接到(上文描述的)高功率动态能量递送匹配/调谐电路或者(下文描述的)低功率电^h质(组织阻抗)测量电路。对于在能量递i!M^式下的操作，共同开关接触Sc连接到接触位置Sa，而对于组织阻抗测量模式，共同开关接触Sc连接到与(下文具体描述的M氐功率发送器电路连接的接触位置Sb。同轴通道开关2600是机电开关，其中开关位置由流过激励线團的电流控制。线團衰减电路2700提供造成开关位置改变所需的驱动电流。线團衰减电路2700由数字信号处理器800产生的低功率信号驱动。所述低功率信号可以是TTL电平信号或者是另一适当的信号格式。用于同轴通道开关2600的控制信号与用于波导通道选择开关3000的控制信号同步。使用模式选择开关3000来选择操作模式(使用动态能量递送匹配/调谐电路或者低功率电介质(组织阻抗)测量的肺瘤切除)。模式选择开关3000和通ili^择开关2600以如下方式来配置使得他们同时改变接触位置；即它们被一起同步。这两个开关使得能够选择受控切除或者测量模式。控制衰减电路3100和2700被开发成使来自数字信号处理器800的TTL电平控制信号能够用来实现正确地^Mt机电开关3000、2600。位置控制信号来自数字信号处理器800提供的选择线。在第一开关位置(&)，系统将在其中仅使用收发器500的接收器部分的受控切除模式下操作，并且在第二位置(&)，系统将在其中使用完全^器500的测量或者组织识别模式下操作、即在这一模式下使用低功率发送器和接收器。来自波导通iti^择开关3000的输出被馈给到线缆组件600的输入，所述线缆组件的功能在于提供将来自发生器仪器的信号发送到外科手术天线的远端的装置和提供从外科手术天线的顶端接收在系统的发生器仪器端返回的信号的装置。所述线缆组件600优选地具有低插入(或者传输)损耗以便满足与上文(以及在附录A中给出的具体分析中)描述的谐振腔操作关联的要求并且实现尽可能多的能量可用于治疗大体积肿瘤或者与切除工具一起使用以防止在对人体内的血管分布程度高的器官的外科手术过程中的过量失血。其它所关心的^lbi随着随机弯曲而产生的柔韧度、重量和相位变化。用于这一设计中开发的系统的线缆组件的长度为1.5米，并且最终选择是基于外科医生和可容许传输损耗的实际需要(如上文讨论的那样)。所述线缆组件具有在近端的N型/^连接器和在远端的SMA母型连接器。在这里所述系统的开发过程中，评估和测试大量微波线缆组件，但是选用三个最终组件作为在系统中使用的候选。在下表12中给出三个选择的线缆组件的具体内容制造商零件号每1.5米的插入损耗Ub)随着随机弯曲而产生的相位变化(rms)RosenbergerMicro-Coax有限公司UFB311A1.0440.53°Huber&SuhnerSucoflex106E6933870.971.570W.L.Gore&Associates公司8WQ01R0106000.981.23°表6:在本发明中可使用的低损耗线缆组件使用50MHz至20GHz的8720ETAgilent向量网络分析器在点频14.5GHz处测量表12中给出的值。示出了来自线缆组件600的输出被连接到外科手术天线400以及用于进行远端校准的其它部件。上文已经具体地描述了校准系统中使用的部件。下文提供可以与本发明一起使用的外科手术天线的具体细节。现在通过参照图24和图25来更具体地描述收发器块500。收发器500使用微波循环器555以分离发送和接收信号路径。低功率收发器500的操作原理如下使用参考10MHz温度补偿晶体振荡器517的源振荡器513产生的幅度低且频率稳定的14.5GHz微波信号从端口1到端口2穿过循环器180并且通过外科手术天线400经由波导开关3000沿着线缆组件600被发送到校准单元600(如图24中所示)或者生物组织结构中。在外科手术天线400的远端入射的信号的一部分然后沿着所述针状天线400的轴和线缆组件600被^Jt回到循环器555的端口2中。用于信号流回到循环器555中的内部游4圣是从端口2到端口3。然后对从循环器555的端口2传递到端口3的接收信号进行下变频以在适合于ADC700的频率处提供模拟信号，以将所i^拟信号转换成数字信号用于供后续的信号处理。发送器电路包括在14.5GHz产生最大频率变化为lkHz的单个频率的源振荡器513。所述源振荡器513优选为电介质谐振器振荡器(DRO)并且被锁相至温度补偿晶体参考517以提供在所期望的中心频率周围具有小变化的单个频率，例如变化量为+Z-lKHz的14.5GHz。来自源振荡器517的输出被连接到第一带通滤波器501的输入端口，该滤波器的功能在于传递由源振荡器信号517产生的信号、但是抑制在其它频率存在的所有其它信号。有必要并且确实非常期望第一带通滤波器501阻挡在第一本地振荡器512的频率处存在的任何信号。优选相对于由源振荡器517产生的信号电平将可能在第一本地振荡器512的频率处存在的任何信号衰减40dB以上，以免来自第一本地振荡器512的信号使整个测量系统的性能降级。用于这一系统中所用的带通滤波器501的特定实施例是由BSCFilters有限公司供应的WB4178波导滤波器。这一特定滤波器表现以下特征中心频率为14.5GHz的4MHz带宽、最大为3dB的通带插入损耗、最小为20dB的通带回程损耗以及在从14.5GHz偏离+Z-50MHz处为50dB的通带信号抑制。来自第一带通滤波器501的输出连接到固定衰减器502的输入，该衰减器的功能在于衰减由源振荡器513产生的信号电平并且充当隔离器以有助于确保在微波循环器555的端口1处存在的任何反射信号不能回到源振荡器513的输出以及影响^Mt，例如造成频率牵引或者输出功率电平变化。来自固定衰减器502的输出被连接到第一定向耦合器551的输入，该耦合器的功能在于分接来自源振荡器514的一部分信号以便对接收的信号进行载波消除(在本说明书中稍候将在论述接收器电路的功能时具体地描述本发明的这一方面)。来自第一耦合器551的直通路径(主信号线)的输出(输出端口)被传递到微波循环器555的端口1中。微波循环器555用作用于微波信号的迂回路径、即允许信号仅在一个方向上流动；经过微波循环器555的信号路径如下在端口l输入而在端口2输出、在端口2输入而在端口3输出以;5Lfr端口3输入而在端口1输出。理想地，任何信号应当没有可能从端口1行进到端口3、从端口3行进到端口2或者从端口2行进到端口1。从端口1到2、2到3以及3到1的路径损耗或者插入损耗也应当理想地为零。在实践中，一些信号从端口l传递到端口3、从端口3到端口2并^H^端口2到端口l，而信号的电平取决于称为'隔离，的特性。对于良好的循环器，所述端口之间的隔离值尽可能高，例如如果要求窄带宽操作则优化的循环器可以表现达35dB的隔离。对于可以在这一设计中所关心的频带中操作的良好循环器，传输端口之间的插入损耗通常约为0.1dB。来自发送器级的输出信号在端口2>^循环器555出来。这一信号沿着线缆组件600通过外科手术天线400传递到校准单元100中(或者所关心的生物组织结构中)。从外科手术天线400的远端显现的信号电平使得将不以任何方式影响或者破坏生物组织机构、即功率电平将小于10mW(lOdBm)并且将最可能约为lmW(0dBm)。在接收器侧上，沿着外科手术天线400通过线缆组件600往回Jl射的信号到达微波循环器555的端口2，其中该信号从端口2行进到端口3。从端口3出来的接收信号进入第二定向耦合器554的输入端口中。第一和第二定向耦合器551和554分别形成用来增加发送与接收信号之间的信号隔离电平的载波消除电路的一部分。载波消除电路包括第一定向耦合器551、可变相位调节器552、可变衰减器553和第二定向耦合器554。载波消除电路的操作如下来自稳定源振荡器513的正向行进信号的一部分(在这一情况下一10dB(或者10%))从第一定向耦合器551的耦合端口被馈给到相位调节器552的输入，而来自相位调节器552的输出被馈给到可变衰减器553的输入中。来自可变衰减器553的输出被连接到第二定向耦合器554的耦合端口。第二定向耦合器553被配置成使得来自微波循环器555的端口3的接收信号在'低损耗，路径中穿it^合器。如已经提到的那样，载波消除电路的目的在于增加发送与接收信号之间的隔离、即减少在循环器555的端口1处的发送功率经由从循环器555的端口1到端口3的隔离路径直通到端口3的影响。此外，将有循环器555的端口与外科手载波消除电路也将减少这些信号的量值。在所示配置中，来自稳定源振荡器513的正向功率的部分4吏用相位调节器552而祐^调节相位，4吏用衰减调节器553而被调节量值，直到经由第二定向耦合器554的耦合端口而被注入到第二定向耦合器554的主线中的信号与从循环器555的端口1耦合到端口3中的不需要的发送信卞的，量在相位上相反，在量值上相等。一旦路550，则可期望使用固定值衰减器取代可变衰减器553。如果耦合到第二定向耦合器554的主线中的信号与被增加到需要的接收信号的不需要信号在相位上相反而量值相同，则将由聘^循环器555的端口1和3的有限隔离和输出M中的不需要的反射组成的不需要的信号将被去除，而在第二定向耦合器554的输出所见的信号将仅为需要的接收信号。优选第一和第二定向耦合器551和554的耦合因子分别相同；在这一情况下为10dB。对稳定单频发送器信号的使用在允许优化循环器555以增加循环器555的端口1与3之间的击穿隔离方面是有利的，且所述单个频率使得能够进行仅一次固定相位调节并且还有助于实现对由于可能沿着反射路径存在的失配而沿着所述路径回来的任何反射信号的有效消除。这一特征可以用来增加整个系统的测量灵lt度。用来实施微波循环器555的特定设备是由QuestMicrowave开发和由MicrowaveMarketing.com有限公司供应的机型SR1414C11。这一特定设备展现以下性能特征频率范围为14.3GHz到14.7GHz,其中确保以下设计参数其中不期望有功率流动的端口之间的隔离最小为30dB、用于正向功率流动的端口之间的插入损耗最大为o.3dB以及最大VSWR为1.5:1。这一设备由制造商调谐以提供在所关心的频率范围内的端口隔离方面的增强性能。第二定向耦合器554的输出端口经由同轴通道开关2600连接到隔离器508的输入，该开关的功能在于使JML器500的接收器部分能够用于从定向耦合器1400、1500、1600、1700进行测量，以使得能够进行动态阻抗匹配并且也允许通过在低功率发送器级中的切换进行电介质或者组织状态测量，以完成M器电路。隔离器508的功能在于防止在低噪声放大器507的输入处的任何失配或者反射影响所述载波消除电路的操作。来自隔离器508的输出被连接到所述低噪声放大器507的输入端口，该放大器的功能在于将接收信号的电平提升至在第一混频器506的射频输入可接受的电平以使所述混频器506能够操作。放大器507优选为低噪声放大器以确保在它的输入处的接收信号不受将增加到接收信号的比如由放大器本身产生的热或者短噪声这样的过量噪声破坏。用来实施低噪声放大器507的特定设备是由AdvancedLoggingComponents开发和由LinkMicrotekLimited供应的机型ALN05-0046。这一特定i殳^^表现以下性能指数频率范围为14.5GHz+/-2MHz、小信号增益最小为20dB、典型噪声指数为2.0dB以MldB压缩点的输出功率为14dBm。至第一混频器的本地振荡器输入信号是由第一本地振荡器源512产生的14.45GHz信号。所述第一本地振荡器源512优选为电介质谐振器振荡器(DRO)并且被锁相至温度补偿晶体参考517以提供在所期望的中心频率周围具小变化的单个频率，例如变化量小于+Z-lKHz的14.45GHz信号。优选使主稳定源振荡器513(和测量的射频信号)与第一本地振荡器512同步，而这可以通过使用同一晶体参考517(在这一情况下已经使用10MHz晶体参考)来实现。来自第一本地振荡器512的输出被连接到信号隔离器503的输入，该隔离器的目的在于防止在第一驱动器放大器504的输入所见的任何失配或者反射信号牵引由第一本地振荡器512产生的频率。来自隔离器503的输出被连接到所述第一驱动器放大器504的输入，该放大器的功能在于将第一本地振荡器512产生的信号电平提升至作为将使所述第一混频器506能够正确地操作的本地振荡器信号的可由所述第一混频器506接受的电平。来自驱动器放大器504的输出被连接到带通滤波器505的输入，该滤波器的功能在于传递由第一本地振荡器信号512产生的信号、但是抑制在其它频率处存在的所有其它信号。带通滤波器505有必要P且挡在稳定源振荡器513的频率处存在的任何信号。优选相对于由笫一本地振荡器512产生的信号电平，将可能在源振荡器513的频率处存在的任何信号衰减40dB以上以避免来自源振荡器513的信号使整个测量系统的性能降级。这一系统中所用带通滤波器505的特定实施例是由BSCFilters有限公司供应的WB4178波导滤波器。这一特定滤波器表现以下特征中心频率为14.45GHz的4MHz带宽、最大为3dB的通带插入损耗、最小为20dB的通带回程损耗以;M^14.5GHz偏离+A50MHz处的50dB的通带信号抑制。来自带通滤波器505的输出被馈给到第一混频器506的4^振荡器输入中。第一混频器506产生作为射频和本地振荡器(LO)频率之和以及之差的两个输出频率、即RF+LO和RF-LO。在这一特定实施例中，14.5GHz+14.45GHz=28.95GHz以及14.5GHz-14.45GHz=50MHz。这些频率称为中频(IF)。在这一设计中需要50MHzIF,因为这是可以用来从测量信号提取量值和相位的可用频率。用来实施用于这一设计中论述的系统的第一混频器506的特定实施例是基于从MicrowaveMarketing.com有限公司获得的MQ3531-10图像抑制混频器。这一{殳^^提供以下性能最大为10dB的转换损耗、最小为40dB的LO/RF隔离、最小为30dB的LO/IF隔离、在ldB压缩点为14dBm的输出功率、16dBm到20dBm的本地振荡器输出功率要求和34dB的边带抑制。来自第一混频器506的输出IF被馈给到固定衰减器509的输入，而来自固定衰减器509的输出被馈给到第三带通滤波器510的输入，该滤波器的功能在于滤除在求和频率(RT+LO)处的信号以及可能存在的任何其它不期望的信号，例如源振荡器信号513、第一M振荡器信号512、晶体参考信号517和l第二本地振荡器511的信号的分量。图32中给出的特定实施例中所示的带通滤波器允许50MHzIF信号无掺杂地穿过滤波器。来自第三带通滤波器510的输出被馈给到向第二混频器5U的射频输入中，该混频器的功能在于进一步对50MHzIF信号进行下变频。第二混频器511的本地振荡器输入来自经由功率分路器515馈给的第二本地振荡器源514。在这一特定实例中，第二本地振荡器514的频率为40MHz，并且优选将温度补偿晶体振荡器或者压控振荡器(VCO)模块用于实施这一单元。优选第二本地振荡器源514连接到温度补偿晶体参考以提供在所需中心频率周围有少量变化的单个频率。要求主源振荡器513、第一本地振荡器512和第二本地振荡器514—起同步，而这可以通过使用同一晶体参考517来实现。来自第二M振荡器514的输出被连接到二路功率分路器515的输入，该分路器的功能在于将由第二本地振荡器514产生的功率电平分路成两个相等部分而不造成阻抗失配。可以优选使用同轴3dB功率分路器以执行这一功能。来自功率分路器515的第一输出被馈给到第二混频器511的本地振荡器输入。第二混频器511产生作为射频和本地振荡器(LO)频率之和以及之差的两个输出频率、即RF+LO和RF-LO。在这一特定实施例中，50MHz+40MHz-卯MHz和50MHz-40MHz=10MHz。所述10MHzIF是可以由所选的ADC799使用并且被馈给到数字信号处理器单元800中的频率，该频率在该处理器单元可被用来从测量信号提取量值和相位。使用更低频率ADC的优点在于更大的线性和动态范围通常是可用的。来自第二混频器511的输出IF被馈给到带通滤波器512的输入中，该滤波器的功能在于滤除在求和频率(RF+LO)—在这一情况下为卯MHz—处信号以及可能存在的任何其它所不期望的信号，例如源振荡器信号513、第一本地振荡器信号512、晶体参考信号517和第二本地振荡器信号514。图32中给出的特定实施例中所示的带通滤波器允许10MHzIF信号无掺杂地穿过滤波器。来自功率分路器515的第二输出被馈给到数字信号处理器800中并且用于定时测量信号的功能和同步。模拟到数字转换器(ADC)700用来将在带通滤波器512的输出处产生的模拟信号转换成可以使用数字信号处理器800来处理的数字格式。数字信号处理器(DSP)800被用来执行信号处理功能(例如根据ADC700提供的数字信号来计算相位和量值)并且提供用以控制系统内的各种微波部件的^Mt的控制信号(上文已经具体地描述针对独立部件的控制信号和要求)。优选用数字方式提W目位和量值信息，因为数字处理无噪声，因此使测量灵敏度最大。这一设计中开发的系统中所用的信号处理单元是由TexasInstruments有限公司提供的T励SEZD2812-OEDSP。可以满足针对这一系统的要求的其它适当DSP板包括:AnalogDevicesADSP21992混频信号DSP控制器和AnalogDevicesBF537DSP处理器。TMDSEZD2812-OEDSP设备具有大于100MHz的芯速度、具有至少32个通用输入和输出可用、能够由40MHz的时钟信号取代、具有64个字的内部闪速ROM并且具有16k个字的内部RAM。可以优选将ADC700和DSP800集成到单个单元中。以数字方式提W目位和量值信息的过程不限于使用数字信号处理器。例如，可以使用具有适当输A/输出(1/0)卡的单板计算机(SBC)。单板计算机850用来控制用户接口功能、进行数学计算并且执行为了系统正确地操作而需要的各种其它功能。这里描述的系统中所用的单板计算机是由HeroElectronics有限公司供应的具有1.1GHzPentiumM处理器的PCM-9582F-S1A1/5.25"BiscuitPC板。用户接口卯O提供系统(设备)与用户之间的接口并且使用户能够输入诸如治疗要求、能量递送设置、待切除的肿瘤的尺寸、能量递送持续时间等指令。用户输入900也实现显示诸如能量递送分布、递送到组织中的净能量、组织结构标识即脂肪组织、骨骼、血液等以及组织结构信息即癌或者良性肿瘤等治疗信息。用户接口可以采用触屏显示器、具有膜键区的LCD/LED显示器或者具有LED指示器和按钮的LCD/LED条形图选择的形式。触屏显示器用于这一设计中开发的系统。用于这一系统的适当设备是由HeroElectronics有限公司供应的PDC-170國TTFT监视器17"医用等级高分辨率触屏。开发直流隔离电路4500以提供脚踏开关踏板与用户之间的直流隔离。在针对这一设计开发的系统中，变换器用来提供脚踏开关线缆与用户之间的电流隔离。该电路使用铁素体芯上的两个隔离绕组以及关联的电子仪器。脚踏开关踏板3500由串联连接并且装配于绝缘的用户友好的脚踏开关踏板革内的两个常开开关构成。在脚踏开关踏板3500的控制之下操作该系统，并且在没有通过物理地按压或者^Mt脚踏开关斷良3500的动作来闭合脚踏开关踏板3500内所含的两个串联连接开关的情况下无法启动能量递送。与上述电外科手术系统有关的典型校准过程可以如下1.在天线400置于校准单元100中时，接通发生器1010并且经由用户接口900激活校准过程。当使用滑动负载校准系统时，可以优选使用机电激励器200将滑动短路线125移动到第一短路位置、然后将滑动短路线从腔中收回(移出)。行进的距离应当使外^H"术天线400的远端所见的负载从短路改变成开路并且再次回到短路。在;tOfe短路的移动过程中，将针对滑动短路线在波导腔160内的多个位置使用收发器500、ADC700和数字信号处理器/微处理器单元800来测量量值和相位。2.所述测量点可以用来确定对系统进行校准(即I/Q增益失l^校准和/或直流偏移校准)所需的参数以使得能够在消除由该系统中在外科手术天线的远端与数字信号处理器之间的部件引入的效应(噪声或者误差)的情况下测量在外科手术天线的远端所见的信息，因此在已经进fr溪差消除过程之后，使用该系统来进行的并且随后使用校准数据来处理的任何测量将代表在所述天线的远端所见的负载。用以测量多个校准点的能力使误差最小、即可以测量的校准点越多，存在的任何系统误差将被减少越多。在上述校准过程中进行直流偏移和增益校准。这一校准过程涉及ADC单元700(这一单元可以与DSP800组合)。在这一过程中确定直流偏移校准系数和增益校准系数。这些系数被应用于ADC700以除去直流偏移误差和增益误差以提供ADC的最大可用范围。偏移校准系数补偿ADC700和来自收发器500的输入信号中的直流偏移误差。增益校准系数补偿ADC和输入信号中的直流增益误差。偏移系数的增加补偿了正偏移并且有效地下推ADC传递函数。偏移系数的减少补偿了负偏移并且有效地上推ADC传递函数。增益系数的增加补偿了较小的模拟输入信号范围并且按比例增大ADC传递函数，这有效地增加了传递函数的斜率。增益系数的减少补偿了较大模拟输入信号范围并且按比例减小ADC传递函数。在模拟设备技术笔记中给出了这一校准的例子，其中某个ADC使用如下方法，在该方法中将偏移校准系数分成ADCOFSH(6位)和ADCOFSL(8位)而将增益校准系数划分成ADCGAINH(6位)和ADCGAINL(8位)。可以在^il之前在工厂中校准ADC，并且将偏移和增益校准系数存储于FLASH/EE存储器的隐藏区中。每当ADC上电时，内部开机配置例程将这些系数复制到特殊功能寄存器区中的偏移和增益校准寄存器中。在校准之后，能够限定代表各种组织结构(或者其它负载阻抗)的所有复阻抗点可以位于其中的平面，并且所述点在该平面上的位置将特定于被测量的数量。与各组织类型对应的数据可以存储于查找表中。将使用这里描述的系统来收集数据，并且将在已经校准该单元之后进行测量。一旦复阻抗值已被加载到系统中包含的查找表中，则将有可能一旦已经进行上述校准过程就使用该系统对相同点进行定位。可以优选使用查找表连同数学外插以确定连接到外科手术天线的远端上的负载性质或者类型。图26图示了使用位于如下平面上的点的七个组织类型的表示，该平面在竖直方向上从-1变为+1且在水平方向上从-1变为+1。应当理解一旦已经进行校准过程，所述七个组织类型将一直由在(-1，1)和(-1，1)平面上的同一位置限定。实际上，这些点可以4戈表癌生长的阶段如良性或者恶性或者各种生物组织结构例如皮肤、脂肪、肌肉、血液、骨骼等。天线结构以下部分提供外科手术天线结构的细节。可以使用上述过程来校准这里描述的外科手术天线结构，例如滑动短路线(负载)校准单元和自动地进行校准例程的装置。针对这一设计已经考虑的并且在这里描述的外科手术天线结构包括同轴结构，所述同轴结构4吏用在具有一体式匹配变换器的陶资锥形顶端中容纳的多个单极辐射元件；使用制作到陶瓷锥形顶端的表面上的螺旋或者螺线形天线(线)的结构；反向平衡-不平衡变换器装置；加载的波导结构(矩形、柱形、方形或者任何其它适当的几何结构)；单个同轴单极和双极天线结构；绕杆式天线结构；以及单个单极同轴天线，这些天线具有与用于在与胸部肿瘤的治疗关联的治疗和测量系统中使用的在别处描述的集成匹配变换器相似的集成匹配变换器。本发明不限于使用上文列举的外科手术天线结构，并且这一设计中描述的校准系统可以或者可以不使用于外科手术应用中，例如可以开发可以适配到这里描述的校准单元中的天线结构以用于测量香水的特性、检测有害化学物或者材料、测量与废物处理过程关联的阶段或者检测与葡萄酒或者威士忌酒的变陈关联的阶段等。这是列举本发明的一些潜在应用的非穷举列表。图27示出了可以4吏用上述滑动短路校准方法来校准的外科手术天线400。图27中所示的天线是同轴天线结构，该结构包括第一部分(410，450,460，470)，该部分是标准同轴线缆组件；第二部分480，该部分是阻抗变换器；以及第三部分，该部分包括装配于陶乾锥形结构49内的四个同轴线(491,492)、(493、494)、(495，496)、(497，498)。所述四个同轴线的远端优选地涂有具有生物兼容性的材料如帕利灵C以防止组织或者入侵物进入天线结构内.开放式同轴线与生物组织负载接触，而由辐射器产生的场用来治疗生物组织结构。可以优选在中心导体492、494、496、498的端部上装配小的金属盘以改变或者调节场分布。这一天线结构可以用来治疗大的器官如肝或者肺，并且也可以用来在治疗过程中测量在组织状态识别方面的组织信息或者在所述外科手术天线被插入穿过各种解剖平面时确定组织结构。陶瓷锥体490优选地使用低损耗电介质材料，并且这一材料优选为硬材料以使完整的外科手术天线400能够经由皮肤插入到人类解剖体中。外科手术天线400是具有阻抗变换器480的同轴结构，该变换器用以将标准同轴线缆的阻抗变换成由在生物组织负栽的远端终结的四个更多同轴传输线的并联阻抗组成的负栽阻抗。馈给同轴线缆包括内导体460、外导体450和第一电介质(srl)470。馈给同轴结构在具有SMA连接器410的终结，所述SMA连接器410使得能够进行与柔性线缆组件的连接。可以优选所述四个传输线的物理长度为在所关心的频率的负载波长的一半的整数倍以便使所述传输线透明、即阻抗变换器480的远端将'看见，连接到四个传输线中的各传输线的远端上的生物组织的阻抗的四分之一，其中假设组织负载的阻抗在四个测量点中的各测量点相同、即组织结构就阻抗而言为均匀。在图27中将阻抗变换器48表示为同轴结构的组成部分。在这一布置中，阻抗变换器480包括如下同轴部分，该同轴部分的物理长JLA在所关心的频率的加载波长的四分之一的奇数倍而阻抗等于负载阻抗的四分之一(假设传输线(491,492)、(493，494)、(495，496)、(497,498)的长度为在所关心的频率处的加载波长的一半的整数倍)与馈给同轴线450、460、470的特征阻抗的乘积的平方根。如果没有存在于结构中的其它变换并且同轴传输线450、460、470的特征阻抗是标准同轴馈给线缆的特征阻抗即50Q,则以下公式描述了天线结构400的第一部分的阻抗其中8n为第一电介质材料470的相对电容率(无量纲)、D3是外导体450的内径(米)，而D1是第一内导体460的外径(米)。下文给出的方程6描述了用来将标准同轴部分450、460、470的阻抗与组织负载和传输线(491，492)、(493，494)、(495,496)、(497，498)的四个并联阻抗之和进行匹配的阻抗变换器480的阻抗[Z^:其中D2是第二内导体480的外径(米)。使用下文给出的方程6在形式上描述第二部分(阻抗变换器)的长度其中w为任何整数值(无单位)，v为真空或者空气中的光速(3xl()Sm/s)，而/为操作频率(Hz)。针对&的损耗正切(正切S)优选为尽可能低以防止能量在天线结构中耗散并且造成结构加热。用于标准同轴部分的电介质常数可以不同于用于阻抗变换器的电介质常数，但是优选将相同电介质材料用于两个部分以制作该结构。在一个可选实施例中，内导体460、480的外径D1、D2分别可以相同，并且可以改变内导体480的区域中的电介质材料的相对电容率以提供所需的阻抗变换。另一方面，可以有利地使直径D2大到适应传输线(491,492)、(493,494)、(495，496)、(497，498)的内导体之间的连通性、即尺度D4(498)、D5(496)、D6(494)、D7(492)在D2(480)内。应当注意用于图27中所示传输线491、492;493、494;495、496;497、498的电介质材料与用于锥形顶端490的电介质材料即Srt相同。为了便于和易于制造已经使用这一布置，并且本发明不限于将相同材料用于硬锥形顶端以及四个传输线的内导体与外导体之间的电介质。另夕卜本发明不限于使用四个传输线；在理论上，可以使用可以实际地附接到陶瓷锥形顶端的任何数目的传输线，只要匹配变换器480的XJL被调节为确保在标准同轴馈电结构与由生物组织呈现的负载之间获得良好匹配。另外，可以指出可以用包括中心导体498、496、494、492和低损耗电介质锥形材料4卯的单个辐射单极天线取代传输线491、492;493、494;495、496;497、498。这一形式的天线在使锥体490的整个表面能够有效地充当全向辐射器方面可以是优选的。在实际实施例中，天线结构的第一部分是如下同轴布置，该同轴布置包括外径为12mm而内径为llmm的外导体450、外径为3.38mm的实心中心(或者内)导体460以;M目对电容率(介电常数)为2.0的第一电介质材料(Sn)。这一同轴布置产生特征阻抗(Zw)为500(使用方程3)的第一传输线。天线结构的第二部分是4吏用与第一同轴传输线部分中所用相同的电介质材料(srl》470和相同的外导体450的阻抗变换器，但是这次使用不同直径的内导体480。第二内导体480的外径是6.1mm;这产生特征阻抗(Z。2)为(使用方程3获得的)25Q的传输线部分。第二内导体480的物理长度是10.97mm,其与当该结构载有介电常数为2.0的材料时在14.5GHz处的波长的四分之三相等。长度为10.97mm的250传输线部分形成可以用来将50Q源阻抗(同轴输入馈线)与12.5fl负载阻抗匹配(即V(50Qxi2.5Q)=25Q))的阻抗变换器。这意味着如果要满足针对阻抗匹配网络的条件则陶乾锥体4卯内所含的四个传输线的并联阻抗必须是12.50。陶乾锥体490是相对电容率或者介电常数(sr2)为10的低损m材料。可以使用的适当材料是硬陶瓷，例如氧化铝。陶瓷锥体490内所含的四个传输线各自使用由电介质材料分离的两个导体来组成。在这一实施例中，所述电介质材料与用于锥形顶端490的本体的电介质材料相同，但是这一设计不限于这种情况。在所述布置中，用于锥形顶端内所含的四个传输线的外导体491、493、495、497的内径是2.8mm，而内导体492、494、496、498的外径是0.2111111。如果在两个导体之间使用相对电容率为10的铝，则四个传输线的特征阻抗(Zw)是50Q，因此如果生物組织的阻抗也是50a则在阻抗变换器的远端所见的阻抗是12.50、即500/4。示出了小的金属板附接到中心导体492、494、496、498,并且这些板可元件时可能的表面区域更大的表面区域产生辐射场。在阻抗变换器的远端与陶瓷锥形顶端490之间的连接之间存在小的间隙以便防止在480的远端与外导体491、493、495、497之间产生短路。锥形顶端490被设计成适配于同轴结构内。可以优选从所述四个传输线去除外导体491、493、495、497以产生包括在陶乾顶端490内辐射的四个单极的结构。用来产生阻抗变换器的较大直径的内导体480使得所述四个内导体492、494、496、498能够相对容易地被物理连接。可以优选使用单个实心棒或者杆来制造用于第一部分460的内导体和用于变换器480的内导体。例如，可以使用外径为6.1mm的黄铜棒，并且可以通过使用车床将6.1mm的棒降低成直径为3.38mm来产生用于第一部分460的中心导体。应当余留长度为10.97mm的直径为6.1mm的变换.从锥体突出的天线结构可以各自包括由第一电介质材料分离以形成用于传播波的同轴环境的内导体和外导体，以及用iMt所述内导体之上形成保护性锥体的第二电介质材料。所述保护性锥体优选地由硬材料制成并且可以用来支撑所述内导体。天线的外体是圆柱体并且可以是同轴或者波导结构。适当的阻抗变换器(或者多个阻抗变换器)包含于天线结构内以使同轴结构与天线馈电和生物组织负载能够阻抗匹配。这一类结构可以使用于其中要求切除例如肝内的大体积组织的应用中。可以在天线从锥体4卯突出的区域校准这一结构以使该结构能够与动态阻抗匹配机制一起使用以实现在出现负载变化的实例中、例如在肝治疗过程中当天线的辐射顶端变得浸透于血液中时高效地递送能量。图28(a)示出了已被制作到陶瓷锥体上的螺旋天线结构。在这里示出的布置中，使用同轴线缆的中心导体作为辐射天线420，并且回程导体412被附接到同轴馈给组件的外导体450。可以优选将多个辐射元件制作到锥体以形成天线。例如，可以形成绕杆式天线，其中用量值相等、但是相位正交的电流向两个半波长偶极天线赋能。为了在半波长偶极上的电流为相位正交，可将所述偶极连接到长度不等的单独的非谐振线。在这一设计中所用优选频率处，未加载半波长约为10mm,因此将螺旋或者两个偶极装配到小的陶乾(或者其它)锥体上以产生可以用于各种生物应用的辐射天线结构是可行的。这里描述的螺旋和绕杆式天线结构可以装配到被描述为在本文的第一部分中给出的本发明具体实施例的校准部件中，并且该结构可以被校准至所述辐射螺旋或者绕杆。图28(b)示出了单极天线结构，其中辐射元件包含于陶瓷锥体内并且已经包括变换器以防止射频电流沿着同轴馈电结构421的外护层流回以;SJt成场图案改变(已经观测到由天线产生的辐射可以绕回到本身上)并且产生电流沿着轴流动这一所不期望的效应。图28(b)中所示的这里所关心的特征是已经被开发成使导体421的远端'看见，开路状态的新变换器(常称为'平衡-不平衡变换器，)布置。锥体顶端420的形状使得已经形成反向变换器(或者平衡-不平衡变换器)。这是通过在外导体421的内壁与陶资锥体420的外部之间制作小的槽423而变得可能的。槽423的长度必须是在要求没有表面电流流动的频率处的波长的四分之一的奇数倍。必须对槽423的除了以下壁之夕卜的所有壁进行金属化在陶瓷顶端420的边缘与外导体421的远端发生接触的远端的壁以及槽423内包含的第二壁。所该处发生接触)看见开路、因此为零电流流动提供必要条件。优选使用空气填充槽423，但是可以使用低损耗电介质材料来减少槽的长度。如果使用有损耗、例如耗散因子在所关心的频率大于0.001的电介质材料，则平衡-不平衡变换器可能变得不那么有效。这里介绍的平衡-不平衡变换器实现制作具有连续分布的天线结构，因此使该结构能够经由皮肤插入于患者内以实现执行入侵程度最小的过程而不会由于在中心导体的远端处包括天线结构内包含的短路到开路变换器而产生健康组织烧伤或者所不期望的能量分布的风险。对于胸部肿瘤的治疗，优选对对天线进行端部细化。这一布置的一个特定优点在于无需通过将第三导体附接到外导体421以通过使用第二同轴结构iME外导体421的远端产生开路状态来产生三轴结构，其中新的外导体在与旧的外导体421的一端相距如下距离处被短路到该新的内导体421以产生所需阻抗变换(平^^-不平衡变换器)，所^J巨离是在所关心的频率的波长四分之一的奇数倍。如果在两个导体之间存在空气，则平衡-不平衡变换器的长度应当在这一设计中的所关心的频率应当是5mm。可见看出，使用常规平衡-不平衡变换器装置的弊端在于该结构的直径增加并且该结构是阶梯式几何结构、即外导体和辐射锥体不再连续，因此使用常规平衡-不平衡变换器方法的天线结构将难以经由皮肤插入于人体内或者使用于入侵程度最小的外科手术中。这里描述的包含反向平衡-不平衡变换器的同轴天线结构可以装配到作为被描述为在本文的第一部分中给出的本发明具体实施例的校准组件中，并且天线结构可以祐」校准至辐射锥形天线。在另一实施例中，中心422导体的远端没有被封闭、因而与生物组织发生直楱接触。优选地，低损耗、但是物理上坚硬的材料被用来在顶端支撑内导体422，并且顶端的整个型面可以使得天线结构本身将用于其中该结构经由皮肤插入穿itA类组织结构的间质治疗。图29示出了可以使用上述校准方法在远端辐射天线处祸L校准的又一外科手术天线结构。这里示出的布置是加载波导天线，该天线4吏用蓝宝石材料以形成辐射部分455并且在这一特定实例中也充当可以用来刺穿生物组织的锐利刀片。该结构由一定长度的柔性波导610、匹配变换器450和所述蓝宝石刀片455构成。可以使用电铸工艺在表面之上对蓝宝石部分进行金属化而仗暴露刀片的一端。蓝宝石材料也可以用来在未加载波导部分610(该部分是与空气的阻抗接近的高阻抗)的阻抗与可以是例如在IOOO与1Q之间的低阻抗的生物组织之间进行阻抗匹配。波导610的尺寸将^JMt频率而定。在用于作为这一设计的一部分而开发的外科手术天线的一个特定实施例中，使用在12.4GHz与18GHz之间的频率范围内操作的WG18(WR62)柔性波导部分(见上文给出的表1)，这是最适合的，因为操作频率是14.5GHz。将调谐螺杆插入到匹配转换器450的壁中以提供一种在统计上将天线调谐至具体组织负载的装置可能是适当的。匹配变换器450还提供一种将蓝宝石刀片保持就位的装置并且充当柔性波导610与蓝宝石材料455之间的接口。图29示出了与生物组织块456接触的蓝宝石刀片455。用于这一外科手术天线的一个特定应用是用于肝切除中，其中所述刀片用来辅助刺穿肝而微波能量用来通过使血液瞬间地凝结防止流血并且也用来辅助切割过程。失血是在使用常规方法、例如使用手术刀片进行肝切除的过程中的一个特定问题。已经报导在肝切除过程中可能失去多达8品脱的血液。因此本发明对于在肝切除过程或者对人体内的其它血管分布程度高的器官的外科手术过程中使失血最少或者防止失血而言可能具有特别重要性。由于期望与血液和肝组织匹配这一事实，将这一天线与这一设计中公开的自动化校准单元一起使用可能是特别有利的。图30示出了具有不锈钢体421和简易的单极辐射元件422的同轴天线结构。所述辐射元件可以使用具有生物兼容性的材料411被密封或者包装，并且优先选择的材料可以是用于为该结构提供一定程度的硬度的硬材料，以使得使所述单极422能够被独立地插入于人体内。天线400的本体可以被密封于第二具有生物兼容性的材料421中。可优选具有生物兼容性的材料4U和421是相同材料，并且也可优选该结构具有所述材料的保形涂层。图40中所示的天线结构可被插入于在本文中的第一部分中描述的校准单元100内，并且可以在辐射单极422处进行校准。图31示出了外科手术天线的细节，该天线已经被开发成对小的表面肿瘤进行切除，以及测量在发生的组织阻抗改变方面与组织在切除过程中的状态改变有关的信息，而且也测量在天线插入穿itM织类型时各种组织类型的阻抗，并且也区分健康与癌组织状态以对待处理的肿瘤位置进行定位。这里示出的结构由同轴体421、辐射天线420和微波连接器410构成。同轴体421优选是刚性的以使所述结构能够经由皮肤并且独立地被插入于体内。用于同轴体421的外护层的材料优选为不锈钢并且更优选为医用不^^钢。同轴结构的内部由内导体422和第一电介质材料470构成。辐射天线420包括笫二电介质材料4卯，该材料用来提供同轴馈电结构与组织负载之间的阻抗匹配，并且也用来提供刚性锥形顶端以使天线结构能够经由皮肤插入到人体内。该结构也包含第二匹配变换器或者短线471，该变换器或者短线是位于在变换器/顶端4卯内加工或者模制的凹陷472内的金属环。短线471的功能在于帮助提供天线结构的辐射部分(天线)与组织负载之间的良好阻抗匹配，例如该短线可以在所关心的频率产生小的电感，该电感可以用来抵消在天线插入于肿瘤内时可能存在的电容电抗。用于第二电介质490的材料应当是低损耗微波材料并且优选为硬陶瓷材料。可以使用的具体材料是相对电容率约为10的氧化铝。这一天线结构可以装配于上文具体描述的校准单元内。可以使用校准单元对所述天线结构进行校准以使天线能够用作测量设备，其中要求识别生物组织结构的各种类型或者状态和/或使用动态阻抗匹配来可控地切除组织结构，其中持续地监视正被治疗的组织的阻抗并且对调谐滤波器进行调节以使天线的远端(天线)与变化的组织负载阻抗能够阻抗匹配以便将能量高效地递送到组织中以造成快速和高效的组织切除。期望上述外科手术天线结构由没有磁成份的材料制成。也优选将帕利灵C材料的保形涂层涂敷到这里描述的外科手术天线结构。约为lO[im的涂层厚度不会影响该结构的微波性能、但是将减少天线表面上的摩擦系数。帕利灵C易于涂敷并且是已经经受与它在人体内的使用有关的广泛的材料测试的具有生物兼容性的材料。如果外科手术天线的顶端由非生物兼容性的材料、即为非生物兼容性的硬陶瓷制成，则包括帕利灵C的层(或者涂层)可使该结构能够被接受在人体内使用。附录在有损耗的传输线的相反端连接的外科手术天线和三短线调谐器的操作在这一分析中，"探测器"对应于上文描述的"外科手术天线"或者"天线"。这里公开的测量和切除系统的优选功能在于将微波功率递送到患者内的肺瘤。这是通过将发射微波辐射的'探测器，插入到肿瘤中来实现的。所述探测器将构成将与人体组织接触以及由人体组织包围的全向天线。已知不同组织类型具有不同的电特性并且这些组织类型将向探测器呈现一系列的电阻抗。这样的结果是一般将不出现M生器到组织的最优能量递送。这一情形进一步加剧，因为可预期肿瘤的电特性在切除过^t中(也就是在递送微波能量之时)将改变，因而该过程的组织阻抗和效率将在这一时段中对应地更改。为了避免上述情形，该系统将进行与向探测器呈现的改变的电条件相适应的对探测器的动态调谐。这通过使用'三短线的波导调谐器，来实现。这一调谐将能够产生所有电感和电容阻抗并且它将位于主设备内。探测器将处于线缆的远端，而这一线缆的相反端将连接到通向调谐器的电路。调谐器的阻抗将被设置成与在探测器处经历的条件'匹配，，使得最大功率从探测器发出并且进入周围组织中。这一过程将涉及到在探测器与调谐器之间'来回，(即在两个方向上)反射的微波功率。为求匹配条件，可以在线缆中建立驻波，所述场高于来自发生器的入射场和发送到组织中的场。所述场的量值将取决于入射波的功率和在传输线中的损耗，并且也取决于探测器的失配程度。失配(连同在调谐器处设置的相应较高的失配)越高，则在二者之间的多次^^射将越大并且驻波将越大。线缆将形成传输线的一部分。除了所述线缆之外，在调谐器与探测器之间的该线中还包括其它微波部件，这些微波部件主要地是波导开关、波导定向耦合器、波导直流中断、波导到同轴转换以及同轴连接器。重要的是评定这些部件将对探测器的'可调性，的影响以及可以向患者的组织发送的功率。也重要的是确定驻波的量值是否可能对包括这一传输线的那些电路部件的选择或者设计具有任何影响。可以在发送线的任一端处的反射系数以及在该线的一次运输中的损耗方面简单地描述和分析该问题。在下一部分中将示出这一描述的数学计算以给出通过使用电子表格来容易地计算的简单解。此后是对可以根据该分析来获得的一些结论的讨论和描述。在本说明书中，在探测器处的电压《Jt系lbUr2，在调谐器处的电压反射系lbUV而在调谐器与探测器之间的单向电压损耗系数(包4^谐器内的任何损耗)是a。7\和12是对应的电压传输系数。假设将调谐器被调节为针对所需效应给出最佳相位，因而该相位为包括在电压系数中。可以通过求取电压系数的平方来获得功率损耗系数。这假设所有传输线具有相同阻抗。如果所述线具有不同阻抗，则可以进行、但AA利用更复杂的方程进行类似计算。在理想系统中将没有反射、没有损耗，是理想传输。在这一情况下，n和r2将是零，而n、r2和a将是i。所有这些系数的范围为o到i。传输线具有自远端的电压反射系数r2.朝着发送器的整数个半波长沿着功率衰减为^的传输线有电压反射系婆tn的不连续点。将假设两次反射^^据它们的相对符号或为同相或为异相。对于单次通行，经过第一不连续点的传输将是^^(基于功率守恒，假设阻抗保持相同)。来自第二不连续点的反射将是『^。这将沿着传输线并且以强度$《《经过第一不连续点被往回发送，并且也朝着第二不连续点被往回^f以便以强度-w、《到达所述第二不连续点。来自第一不连续点的初始反射与发出的所有后续多次反射之和由方程7给出方程7中的括号内的项是已经求和成无穷多个项的收敛几何序列。这代表用于从其间具有损耗线的两个不连续点向发生器的总往回反射的电压系数。^Hfl:当没有向发生器的反射时如果调谐第一不连续点，使得没有功率返回到发生器，则在使用方程7时电压及^射系lbl零、即nji"*^一al，+--~^:m，爐w然后r=—^!E^=《A-=《Afrf+r卜这是预期的结果，其中两个不连续点在从t生器来)现察时将给出在史密斯图上显示的完全相反阻抗移位，并且来自第一不连续点的>^射小于第二不连续点，因为第二不连续点的影响由于在传输线上的衰减而被减少。经过第二不连续点发送的信号可以计算为f我+|ynf如kJ+"')=:f^1^10由于在这一例子中调谐第一不连续点，从而没有功率返回到发送器，所以r^《A(来自方程9)和方程(10)中的末项可以改写为i皿eJf巧1i—rf1,墨e^rl11这是向组织发送的电压信号，于是通过求平方，发送的功率由以下方程12给出^i《议2—rf由于考虑其中没有功率反射到发生器的'调谐，情况，所以可以将传输线中吸收的功率计算为未经过第二不连续点发送的功率。使用方程12中的第二项，在传输线中吸收的功率(剩余功率)由以下方程13给出<formula>formulaseeoriginaldocumentpage76</formula>紧接在第一不连续点之后的总正向行进信号具有幅度,和功率流(这不允许不连续点本身中的损耗)。这些由于在两个不连续点之间的传输线(可以视为谐振腔)中的信号的谐振增强而可以大于一。在同一点的反向行进信号具有幅度-『^和功率流c。这些功率流之间的差是1、即所有入射功率正向流动，因为第一不连续点被调谐以呈现与发送器的匹配。条件2:当所述不连续点具有相等量值时如果4吏第一不连续点在大小上等于第二不连续点，则r,根据方程10来计算并且在方程14中给出总发送信号<formula>formulaseeoriginaldocumentpage76</formula>发送功率然后由方程15给出<formula>formulaseeoriginaldocumentpage76</formula>返回到发送器的功率根据方程7由方程16给出—G并且可以<formula>formulaseeoriginaldocumentpage76</formula>因为按照定义^+《"，在没有考虑在不连续点内的损耗时。在传输线中吸收的功率(剩余功率)然后由以下方程17给出<formula>formulaseeoriginaldocumentpage76</formula>不连续点之后正向行进的信号由以下方程18给出<formula>formulaseeoriginaldocumentpage76</formula>而向第一不连续点反向行进的信号由方程19给出<formula>formulaseeoriginaldocumentpage77</formula>已经导出用于来自其间其间具有所述线的调谐器与探测器的反射的通用方程(方程7)。已经研究两种'匹配，情形在一种情形中功率往回反射到发送器(调谐器阻抗是通过有损耗传输线所见的调谐器阻抗的复共轭)，而在另一情形中，调谐器电抗是探测器阻抗的复共轭。考察这两种情况以便代表将从不同调谐技术出现的结果。对探测器阻抗的测量可以通过线缆来进行以获得组合效应的复杂反射并且如上所示用来设置调谐器。其它方法可以涉及到在调谐之前从测量中在数字上去除传输线的已知损耗，或者将调谐器设置成预定值以对应于已经使用系统的测量模式而被识别的不同组织类型。从方程13和17可见，如预期的那样，小的衰减值(ot接近l)造成传输线中的最低损耗。然而，所述方程中的其它项示出了对于线中的恒定衰减而言，在来自第一不连续点(调谐器)的>^射最小(n接近零)时损耗最低。这意味着在这些低损耗情形中，来自探测器的^^射在所考虑的两种情况下也将是少量的(r2接近零)。这意味着当探测器被匹配时出现传输线中的最低损耗。如果探测器未获得匹配，则存储的功率在传输线中增加并且有关联的更高损耗。出于这一原因，建议对于该探测器的设计而言，探测器应当与肺瘤的典型电性质预匹配。以这一方式，当功率高时在切除过程中需要很少调谐或者无需调谐。出于这一原因，开发探测器的当前设计以具有与肿瘤的良好匹配，而与将在测量模式中使用低功率来识别的脂肪和空气具有逐渐更差地匹配。在要在更低功率进行切除的情况下，由于必要的调谐而在传输线中(成比例)引起的更高损耗不是一个明显问题。在以下图中示出了失配和衰减对发送功率的影响以及示出了在传输线中的损耗。在各曲线图上，在探测器一端的反射幅度(r2)跨水平轴从0到1变化，并且针对从(作为^lt的)O.ldB到3dB的传输线上的单向损耗值(101og(a2))绘制曲线。针对评估的各情形提供一对曲线图。第一曲线图示出了针对在没有功率往回反射到发送器(r产a亇2)时这一情况的预测表现，而第二曲线图示出了针对在探测器和调谐器具有共轭反射系数(iv=r2)时这一情况的预测表现。图32示出了当100瓦特在调谐器入射时向组织发送的功率。图3也将该功率表示为用dB表达的功率的减少。如预期的那样，所述曲线图示出了在反射系数低时，引起的损耗近似地对应于传输线的损耗并且代表其中探测器的固有阻抗与组织的固有阻抗接近的情形。对于这一情况，很少出现沿着传输线的各方向上的多次反射。然而可见随着反射的值增加、损耗也增加，并且这些是归因于波的每次经历衰减的大量穿行。紧接地示出了将探测器设计成与在这一情况下为肿瘤的待切除组织的特征预匹配的益处。由上可见在有必要调谐的情形之下，待补偿的失配越大，向组织传送功率的效率将越差。因此应当考察通过将调谐器安装到系统中而获得的益处。这可以通过计算在没有调谐器而仅有传输线和探测器在电路中时向组织发送的功率来估定。正向功率由一n-W)给出。再次对于从t生器供应的100瓦特的微波功率，针对用于各种线缆损耗值的探测器反射系数绘出向组织递送的功率。图34A示出了以瓦特为单位的这一功率，而在图34B中以dB为单位示出了与发生器供应的输入功率相比较的损耗。将这些与图32和图33进行比较，可立即清楚的是，在反射逼近l时，在没有调谐器时经历更快的功率降低。这在线缆损耗值较低时特别地明显。考察一种具体情况是有启发的，并且预期在实践中在传输线中的损耗将在2dB的范围中，而可能实现的最佳损耗可以是L5dB。以传输线中的1.5dB损耗为例并且在反射系数为0.8时比较32A与34A,在部署调谐器时约47瓦特传递到组织，而在没有使用调谐器时将^JL射25.5瓦特。图35示出了用于紧接在调谐器之后的正向行波的电压倍增，而图36示出了用于紧接在调谐器之后的反向行波的电压倍增。从曲线可见其中没有功率返回到发生器的情形产生更高电压，因而为了考察最差情况，再次针对1.5dB的单次穿行损耗观测图35A和图35B。将这两个曲线图上的这些曲线外插至等于1的反射系数限制，所述正向行波在调谐器处具有接近1.4的电压倍增因子，而反向行波在调谐器处的电压约等于入射波中的电压。对于100瓦特的最大输入功率，在14.5GHz出现在波导17中的RMS电压将在212伏特RMS(300伏特峰值)的区域中，因此可以预期1.4倍于此的电压、即约420伏特。这为针对与调谐器邻近的波导部件(即调谐器本身和波导定向耦合器)而设定的要求提供了限制值。图37示出了由于驻波而可能的峰电压。这是在正向波为最大(即在第一不连续点(调谐器)旁边)的点处的正向和反向波的电压之和。图38示出了用于正向和反向行波的功率之和的峰值。il^明了产生部件的局部加热的可能性。可能在传输线中出现的峰电压是要确定的重要M,因为它将对传输线中的其它电路元件(即同轴部件，比如波导到同轴的转变以及连接器)所必需的性能具有影响。如先前所示，对这些图的考察示出了在系统被调谐为使得向发生器的返回为零时产生更高电压和功率。因此图37A和38A示出了最坏情况，其中将再次针对1.5dB的单向损耗观测所述图。将图37A中的曲线外插至单位反射系数，获得约2.4的电压倍增。在50欧姆的同轴线中，当调谐器处入射IOO瓦特时造成接近170伏特的峰电压。这一个值同样提供针对同轴部件规格的限制条件。类似地，图38A示出了也可以按照3.3的因子来增加局部加热。已经进行数学分析以描述在使用微波调谐器单元来'匹配，远处放置于有损耗传输线的远端处的'探测器，天线时出现的条件。探测器和它嵌入于其中的组织介质的组合阻抗可以变化，且通常将不同于传输线和微i^生器的阻抗。数学公式说明了在调谐器与组织中的失配探测器之间反射的电磁波的相互作用以及可以在传输线中建立的驻波。已经示出当探测器的阻抗不同于发生器的阻抗时，明显更多微波功率可以通过使用调谐器单元被传送到组织。然而，也已经示出当探测器-组织组合的阻抗等于发生器的阻抗时出现最佳传输。因此可取的^Jl当针对主要地使用探测器来切除的组织类型的复阻抗来获得信息。探测器应当优选地被设计成与该阻抗在内部匹配。在这样的条件之下，最大功率将可用于切除而没有由调谐器引入的不连续点。所述调谐器的功能将是当组织条件不是设计所针对的条件时达到最佳可能的功率传送。已经建立方程以分析其中设置调谐器以抵消来自线缆和探测器的所有反射的情形，以及当调谐器与在探测器发现的阻抗条件完全地匹配时的情形。已经评估这两种情况以说明可以用来控制调谐器的不同技术。可以，当调谐器将设置由线缆与探测器的组合效应所形成的匹配的复共轭时，更高的功率耦合到所述组织。已经绘出如下曲线图，这些曲线图示出了针对将在探测器出现的一定范围的不同的反射条件，可以向患者递送的微波功率的电平。在分析中包括线缆中存在的不同电平的损耗将对发送功率具有的影响。如预期的那样，在线缆损耗更低时传送更高功率。然而，也已经示出了在线缆损耗更低时，调谐器的作用在探测器高度失配的条件下维持良好功率传送方面明显更有效。这强调了低淑耗传输线的优点，因而随着线缆技术的未来itA，单探测器设计可以对范围更广的组织特性更有效。也计算并且以曲线图的形式呈现了在调谐器处建立的电压和可能在驻波中出现的电压峰值。这些曲线图的重要性在于计算的数值使得能够指定电路中的部件要进行操作的条件。此夕卜，可以根据这一分析来估计发热效应。权利要求1.一种用于天线的校准设备，所述天线被设置为从其发射区发出微波辐射，所述设备包括加载装置，适合于使所述天线的所述发射区经受多个阻抗，各阻抗针对预定频率的微波辐射具有已知值，检测器，被设置为测量从所述天线发出且从所述加载装置反射的具有所述预定频率的微波辐射的量值和相位，以及处理单元，配置成产生用于所述天线的校准数据，其中，如果所述天线随后用来测量从在所述天线的发射区处的未知负载反射的具有所述预定频率的微波辐射的量值和相位，则所述校准数据可用来将所测量的量值和相位转换成代表所述未知负载。2.根据权利要求1所述的校准设备，其中所述加载装置包括在第二端与适合于接纳所述天线的发射区的第一端之间的基本上无损耗的波导腔，并且其中所述第一端与第二端之间的距离是可变的。3.根据权利要求2所述的校准设备，包括被设置为相对于所述第一端滑动所述第二端的激励器。4.根据权利要求2或者3所述的校准设备，其中所述腔可电连接到所述天线，而所述第二端可电连接到所述腔。5.根据权利要求4所述的校准设备，包括被设置为在所述腔与天线之间和/或在所述腔与所述第二端之间提供电连接的至少一个射频(RF)把流團。6.根据权利要求4或者5所述的校准设备，其中所述第二端包括短路。7.根据任一前述权利要求所述的校准设备，其中所述多个阻抗包括(短路)和ooO(开路)。8.根据任一前述权利要求所述的校准设备，其中所述加载装置适合于允许针对两个或者更多不同频率的微波辐射产生校准数据。9.一种根据任一前述权利要求所述的校准设备与天线的组合，所述天线被设置为从其发射区发出微波辐射，其中至少所述天线的所^iL射区和所述加载装置在无菌环境中被包装在一起。10.—种校准天线的方法，所述天线^Ci更置为从其发射区发出微波辐射，所述方法包括使所^L射区经受多个阻抗，各阻抗针对预定频率的微波辐射具有已知值；对于各阻抗通过所述天线发出具有所述预定频率的微波辐射；测量从所述加载装置反射的所发出的微波辐射的量值和相位；并且根据所测量的量值和相位产生用于所述天线的校准数据；其中如果所述天线随后被用来在所述天线的发射区处具有未知负载的情况下测量具有所述预定频率的微波辐射的量值和相位，则所述校准数据可用来将所测量的量值和相位转换成代表所述未知负载。11.一种校准具有天线的外科手术探测器的方法，所述天线^fc没置为从其发射区发出预定频率的微波辐射场，所述方法包括将所述探测器依次地呈现给在所述预定频率处具有一系列复阻抗的三个或者更多校准标准中的每一个；检测在将所述探测器呈现给各校准标准时从所述探测器反射的微波辐射的量值和相位以确定用于各校准标准的测量阻抗值；以及比较所述测量阻抗值与用于各标准的参考阻抗值以确定用于变换后续测量阻抗值的映射函数，其中各校准标准被设置为使所述探测器的形状适于包围所述天线。12.根据权利要求11所述的方法，其中各校准标准是液体，且将所述探测器呈现给各校准标准包括将所述天线浸入于各液体中。13.根据权利要求11所述的方法，其中各校准标准是可流动固体。14.根据权利要求11至13中的任一权利要求所述的方法，其中所述校准标准是混合物，所述混合物包含比例可变的针对所述预定频率的微波辐射具有不同阻抗的两种或者更多种材料。15.根据权利要求14所述的方法，其中所述两种或者更多种材料中的各材料是可混合液体。16.根据权利要求15所述的方法，其中所述两种或者更多种材料是乙醇和去离子水。17.根据权利要求11至16中的任一权利要求所述的方法，其中所述校准标准在所述预定频率处具有包括分布于0.5与2.0之间的实部的复阻抗。18.根据权利要求11至17中的任一权利要求所述的方法，其中所述预定频率是10GHz或者更高的单个稳定频率。19.根据权利要求11至18中的任一权利要求所述的方法，其中用于各校准标准的所述参考阻抗值是使用参考探测器进行的测量。20.根据权利要求11至19中的任一权利要求所述的方法，其中所述参考阻抗值是所述校准标准的绝对阻抗值。21.—种组织测量和切除i史备，包括微波辐射源；探测器，用于将来自所述源的微波辐射导向至组织中，所述探测器具有天线，所述天线适合于从其发射区发出所述微波辐射；第一通道，用于在受控切除模式中承载所述源与所述探测器之间的微波辐射；第二通道，用于在测量模式中承载所述源与所述探测器之间的微波辐射；开关，用于根据所需操作模式来选择所述第一或者第二通道；以及检测器，用于检测从所述组织反射的微波辐射的量值和相位；其中所述第一通道可在第一功率电平操作并且包括调谐器，被设置及一个或多个功率耦合器，被设置为将所反射的微波辐射耦合到所述检测器；以及其中所述第二通道可在第二功率电平操作并且被设置为将所>^射的微波辐射直接地供应到所述检测器。22.根据权利要求21所述的组织测量和切除设备，其中所述第二通道包括循环器，连接成允许在第一端口接收的来自所述源的正向辐射经由第二端口被递送到所述探测器以及允许在第二端口接收的来自所述探测器的>^射辐射经由第三端口递送到所述检测器。23.根据权利要求22所述的组织测量和切除设备，包括连接于所述循环器的第一端口与第三端口之间的载波消除电路。24.根据权利要求23所述的组织测量和切除设备，其中所述载波消除电路包括第一耦合器，被设置为耦合可在所述循环器的所述第一端口接收的正向定向辐射；信号调节器，被设置为修改所耦合的辐射的量值和/或相位；以及第二耦合器，被设置为将所修改的辐射耦合到来自所述循环器的第三端口的信号中，由此，所述修改的辐射被设置为消除从所述循环器的第三端口泄漏出的来自所述源的辐射。25.根据权利要求21至24中的任一权利要求所述的组织测量和切除设备，包括具有混频器的接收器，所述混频器具有连接成接收所述反射的微波辐射的第一输入、连接成接收混^ff号的第二输入角连接到所述检测器的输出，所述混频器被设置为向所述检测器输出信号，所输出的信号的频率低于在所述第一输入接收的所述反射的微波辐射的频率。26.根据权利要求25所述的组织测量和切除设备，其中所述混^fT号从所述微波辐射源导出。27.根据权利要求21至26中的任一权利要求所述的组织测量和切除设备，其中所述微波辐射源被锁相至单个频率。28.根据权利要求21至27中的任一权利要求所述的组织测量和切除设备，其中通过沿着所述第二通道递送的辐射而进入到组织中的微波功率的幅度小于10mW(10dBm)。29.根据权利要求21至28中的任一权利要求所述的组织测量和切除设备，其中所述第一功率电平比所述第二功率电平大两个或者更多个数量级。30.—种用于插入到组织中的外科手术天线，所述天线包括具有馈电结构的伸长体，所述馈电结构包括沿着所述伸长体的长度的内导体以及包围所述内导体并且通过电介质材料与所述内导体分离的外导体，连接器，用于将所述导体连接到微波功率源以从所述微波功率源接收微波频率能量，以及在所述伸长体的远端处的插入顶端，用于穿透所述组织，其中所述插入顶端包括连接到所述导体的辐射结构，用于从所述天线发出微波频率能量以治疗所述组织；以及阻抗变换器，用于使所述电介质材料的阻抗与所治疗的组织匹配。31.根据权利要求30所述的外科手术天线，其中所述插入顶端包括所述辐射结构附接到其上的陶乾锥形顶端。32.根据权利要求31所述的外科手术天线，其中所述阻抗变换器是所述陶瓷锥形顶端的全部或者部分。33.根据权利要求31或者32所述的外科手术天线，其中所述辐射结构包括制作到所述陶资锥体的表面上的金属螺旋。34.根据权利要求31或者32所述的外科手术天线，其中所述辐射结构包括从所述陶瓷锥体突出的多个同轴单极或者偶极，且所述阻抗变换器被设置为使所述单极或者偶极的并联阻抗与所述馈电结构匹配。全文摘要公开了用于外科手术天线的校准方法和设备，所述外科手术天线被设置为将微波辐射(例如具有500MHz到100GHz的治疗频率)递送到生物组织中。天线的发射区暴露于多个校准标准，其每一个在所述治疗频率处具有不同复阻抗。在一个实施例中，所述校准标准被创建在可变长度的短路端接的波导腔中。在另一实施例中，各校准标准是两种或者更多种液体的不同混合物。当发射区暴露于校准标准时，对从所述发射区反射的信号的量值和相位的测量可以例如通过基于用于校准标准的测量值和已知或者参考值产生映射函数来允许对天线的校准。还公开了组织治疗设备，该设备具有用于在高功率电平将微波辐射输送到外科手术天线的切除通道以及用于在低功率电平将微波辐射输送到外科手术天线的单独测量通道，其中测量通道旁路切除通道上的噪声分量。还公开了具有阻抗变换器的外科手术天线，该阻抗变换器用于使例如在一个或者多个辐射元件中端接的同轴馈电结构与待处理的组织相匹配。文档编号A61B18/18GK101583398SQ200780045304公开日2009年11月18日申请日期2007年10月10日优先权日2006年10月10日发明者克里斯托弗·保罗·汉科克,约翰·毕晓普,马丁·温福德·布顿,马尔科姆·怀特申请人:医疗设备创新有限公司