エネルギー伝達装置にエネルギーを供給するように構成されたエネルギー源であって、前記エネルギー伝達装置は、組織へのエネルギー照射のために、一対のアンテナを結合させるように構成されかつその遠位端から前記エネルギー源まで延在するハンドルアセンブリを備えるエネルギー源と、前記ハンドルアセンブリに動作可能に関連づけられおり、かつ前記エネルギー源に接続するように構成された入力部および前記一対のそれぞれのアンテナに動作可能に接続された一対の出力チャネルを有する電力分配器と、前記ハンドルアセンブリに動作可能に関連づけられており、かつ前記一対の出力チャネルに動作可能に接続された移相器であって、前記一対の出力チャネル間の位相関係を選択的に変化させるように構成された移相器と、を備える電気外科手術用焼灼システム。前記エネルギー源は、前記エネルギー伝達装置にマイクロ波エネルギーを供給するように構成されたマイクロ波発生器である、請求項1に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記エネルギー源と動作可能連通して配置され、かつ前記一対の出力チャネル上で検出される反射電力を監視するように構成された少なくとも1つの整流器をさらに備え、前記エネルギー源は、前記検出された反射電力に基づいて前記エネルギー伝達装置に供給される前記エネルギーを制御する、請求項1に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記移相器は、前記ハンドルアセンブリ上に配置されかつ前記移相器に動作可能に接続されたスイッチアセンブリによって使用者によって制御される、請求項1に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記スイッチアセンブリは、前記ハンドルアセンブリの外側からアクセス可能であり、かつ前記移相器を制御するために前記ハンドルアセンブリ内に画定された溝の中を摺動するように構成されたスライドスイッチを備える、請求項4に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記移相器は、前記一対のアンテナ間で/-180°の位相差を生じさせるように選択的に制御される、請求項1に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記一対のアンテナ間の前記位相差が/-180°である場合に、前記エネルギー伝達装置は組織切除モードで動作するように構成されている、請求項6に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記移相器は、前記一対のアンテナ間に同相関係を生成するように選択的に制御される、請求項1に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記一対のアンテナ間に同相関係が存在する場合に、前記エネルギー伝達装置は組織焼灼モードで動作するように構成されている、請求項8に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記移相器は、前記一対のアンテナ間に同相関係を生成して前記一対のアンテナのそれぞれの放射部分に近接して略球状の焼灼形状を生成するように選択的に制御される、請求項1に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記移相器は、前記一対のアンテナ間に異相関係を生成して前記一対のアンテナのそれぞれの放射部分に近接して略細長い焼灼形状を生成するように選択的に制御される、請求項1に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記一対のアンテナは互いに略平行である、請求項1に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記電力分配器は90°の電力分割器である、請求項1に記載の電気外科手術用焼灼システム。前記電力分配器は、前記一対の出力チャネル間に/-90°の位相差を維持しながら、前記一対の出力チャネル間で分割されるほぼ等しい電力を生成する、請求項1に記載の電気外科手術用焼灼システム。以下、添付の図面を参照しながら本開示の組織焼灼システムの実施形態について説明する。図の説明全体にわたって、同じ符号は、同様または同一の要素を指すものとする。本明細書で使用されるマイクロ波という用語は一般に、300メガヘルツMHz3×108サイクル/秒~300ギガヘルツGHz3×1011サイクル/秒の周波数範囲の電磁波を指す。本明細書で使用されている伝送線路という語句は一般に、ある点から別の点までの信号の伝播のために使用することができる任意の伝送媒体を指す。本開示の様々な実施形態は、組織を治療するための電気外科手術システムおよび組織への電磁放射線の伝達制御方法を提供する。いつくかの実施形態は、マイクロ波周波数または他の周波数の電磁放射線を用いて実施してもよい。本開示の様々な実施形態に係る組織を治療するための電気外科手術システムは、電気外科手術装置にマイクロ波電力を伝達する。本開示の実施形態を実施するための焼灼アンテナなどの電気外科手術装置は、組織内に直接挿入してもよく、外科手術中に臨床医によって体内に配置されたかあるいは当該技術分野で知られている他の好適な方法によって体内に配置された内腔例えば、静脈、針またはカテーテルを介して挿入してもよい。本開示は一般に、マイクロ波電力を所定の位相関係で焼灼装置の一対のアンテナ間で均等に分割する焼灼システムに関する。位相関係は使用者によって選択され、行われている焼灼処置および/または所望の焼灼パターンもしくは形状に基づいている。以下にさらに詳細に述べるように、本開示の実施形態に従って焼灼アンテナの位相を互いに対して制御することによって、アンテナ間の組織に対して所望の効果を生じさせる。図1は、フレキシブルな同軸ケーブル16を介して電気外科手術用発生器14の出力部15に接続されたアンテナアセンブリ12を備える焼灼システム10を示す。発生器14は約300MHz~約6000MHzの使用周波数でマイクロ波エネルギーを提供するように構成されているが、他の好適な周波数例えば、高周波も想定される。図示の実施形態では、アンテナアセンブリ12は、例えば、約5ミリメートルmmの間隔で離間して互いにほぼ平行に配置された一対のアンテナ15aおよび15bを備える。アンテナ15a、15bは、組織に直接挿入されるか、外科手術中に臨床医によって体内に配置されるか、あるいは他の好適な方法によって体内に配置される。アンテナ15a、15bはそれぞれ、それぞれの給電路20a、20bによってケーブル16に接続された放射部分18a、18bを備える。より具体的には、アンテナアセンブリ12は、放射部分18a、18bおよび給電路20a、20bをそれぞれ取り囲むシース38a、38bと流体連通で接続されている接続ハブまたはハンドル22を介してケーブル16に接続されている。図2Aに概略的に示し、かつ図2Bに関して以下にさらに詳細に述べるように、ハンドル22内に配置された制御回路100は、発生器14の出力部15に接続し、かつ、アンテナ15aおよび15bをそれぞれ駆動するために、発生器14によって供給されたエネルギーを所定の位相関係で一対のチャネル151aおよび151b間で均等に分割するように構成されている。チャネル151a、151bは、制御回路100内に配置された可変移相器180に電気的に接続している。移相器180は、以下に詳細に述べるように、アンテナ15a、15b間の所望の位相関係例えば、同相または異相を達成するために、使用者がチャネル151aまたは151bのいずれか一方の位相を他のチャネルに対して選択的に変化させることができるハンドル22上に配置された使用者がアクセス可能な切替機構21に動作可能に接続されている。図1の例示の実施形態に示すように、切替機構21はスライドボタン23を備え、スライドボタン23は、ハンドル22の外面に配置されており、かつ可変移相器180と相互に協働してチャネル151a、151b間の位相関係を制御するために、ハンドル22を少なくとも部分的に貫通して画定された溝25の中を摺動するように構成されている。より具体的には、可変移相器180は、可変移相器180を制御するためにスライドボタン23によって機械的に係合された溝25に対してハンドル22内に好適に配置されたマイクロストリップ図示せずなどの電気伝送線路を備えていてもよい。ハンドル22の外側から可変移相器180に接続し、かつそれを制御するために、切替機構21としては、スライドボタン23の代わりに、例えば、トグルスイッチ、押しボタン、ダイヤル、電位差計、エアギャップスイッチ、パドルアクチュエータまたはレバーなどのこれらに限定されない任意の好適な切替機構が挙げられる。チャネル151aおよび/または151bはそれぞれ、組織への照射のために電気外科手術用エネルギーを放射部分18a、18bに供給するために、可変移相器180の対応する出力部101aおよび101bを介して給電路20aおよび20bに電気的に接続されている。シース38a、38bはそれぞれ、放射部分18a、18bおよび給電路20a、20bを取り囲んで、チャンバ内を循環しかつ/またはチャンバ内の空間を占める、例えば、流体、気体、冷却液、化学物質、食塩水、水、粉末状の固体またはそれらの任意の組み合わせなどの1種または複数の材料を許容するチャンバ図示せずを形成している。いくつかの実施形態では、ハンドル22は、チャンバに流体または冷却液を供給するように構成された好適な供給ポンプ図示せずに接続されていてもよい。いくつかの実施形態では、アンテナアセンブリ12は、例えば、高周波モノポーラおよび/またはバイポーラ電極アセンブリ、超音波振動子、レーザーファイバ、直流DC発熱体などこれらに限定されないとして具現化されてもよい。アンテナアセンブリ12は、各放射部分18a、18bの遠位端にそれぞれ配置された先端部48a、48bも備える。各先端部48a、48bは、いくつかの実施形態では、最小の抵抗で組織への挿入を可能にするために、それぞれの尖端26a、26bで終端するそれぞれのテーパー端24a、24bを有する。放射部分18a、18bが既存の開口部に挿入される場合、先端部48a、48bは円形または平坦状であってもよい。先端部48a、48bは、金属例えば、ステンレス鋼および様々な熱可塑性材料例えば、ポリエーテルイミドおよびポリアミド熱可塑性樹脂などの組織を貫通するのに適した様々な耐熱性材料で形成されていてもよい。いくつかの実施形態では、アンテナアセンブリ12は、患者の組織への直接的な挿入または貫通を許容するように構成されたマイクロ波アンテナである。アンテナアセンブリ12は、組織への貫通を可能にするように軸方向に剛性であってもよい。アンテナアセンブリ12は、体への侵襲性を最小にするのに十分な程に直径が小さく、そのため、体への侵襲的な貫通がより必要とされ得る場合よりも患者の準備を減少させる。アンテナアセンブリ12は、組織内に直接挿入されるか、外科手術中に臨床医によって体内に配置されたかあるいは他の好適な方法によって体内に配置された内腔例えば、静脈、針またはカテーテルを介して挿入される。図2Bは、本開示の一実施形態に係る制御回路100の概略図である。制御回路100は、伝送線路140を介して発生器14の出力部15に電気的に接続されている電力分配器150を備える。電力分配器150は、所定の位相関係を実質的に維持しながら、その出力ポートで分割される、等しいか異なる電力を提供する任意の好適な電力分割器によって実現されてもよい。例えば、電力分配器150は、例えば、90°の電力分割器集積回路によって/-90°の位相差を維持しながら、その出力ポートで分割される等しい電力を提供する電力二分分配器を使用して実現されてもよい。電力分配器150は、発生器14からの電気外科手術用出力を入力信号として受信する。電力分配器150は、発生器14から受信した入力信号を、90°の位相差で一対のチャネル151aおよび151b間で均等に分割する。チャネル151aおよび151bは、反射電力の監視のために、チャネル151a、151b上の反射電力を対応する整流器170a、170bに例えば、マイクロ波をDC整流器に結合するように構成された一対の対応する方向性結合器160aおよび160bを通過する。伝送線路175aおよび175bはそれぞれ、整流器170a、170bが処理のために発生器14にデータを通信し得るように、ケーブル16によって整流器170a、170bを発生器14に電気的に接続している。発生源からのマイクロ波などの電磁放射線を照射装置に結合させる場合、発生源例えば、発生器14から負荷例えば、アンテナ15a、15bまで転送されるエネルギー量を最大にするために、伝送線路と負荷とのインピーダンスは整合していなければならない。伝送線路と負荷とのインピーダンスが整合していない場合例えば、インピーダンス不整合、インピーダンス不整合に関連する電力損失に寄与する定常波を発生させうる反射波が生成される場合がある。いくつかの実施形態では、発生器14は、負荷インピーダンスと伝送線路インピーダンスとの間に検出される不整合などの例えば、整流器175aおよび/または175bから受信される反射率パラメータを監視する外部フィードバックループに基づいてアンテナアセンブリ12へのエネルギー出力を制御するように構成されている。そのようなインピーダンス不整合によって、発生器14からの電力の一部いわゆる反射電力が組織部位に到達せず、伝達される電力いわゆる順方向電力が不規則にまたは一貫性なく変わる場合がある。反射電力および順方向電力を測定および分析することによって、インピーダンス不整合に基づいて焼灼の完了度合いを決定することができる。特に、発生器14は、エネルギー伝達特性すなわち、反射電力を測定して焼灼の完了度合いを決定する。検出された反射電力が焼灼の完了度合いを示す特定または所定のレベルに到達するか、あるいは焼灼の完了度合いを示す経時的な特定または所定の変化率に到達すると、発生器14はエネルギー出力を終了または調整し、アンテナアセンブリ12および/または発生器14上に配置された可聴および/または視覚的インジケータ図示せずによって使用者に焼灼の完了度合いを知らせる。チャネル151a、151bは、ハンドル22上に配置された切替機構23によって使用者によって制御される上記のような可変移相器180を通過する。この接合点例えば、可変移相器180の通過前では、上に述べたように、チャネル151a、151bは90°位相が異なっている。暫くの間、図3Aおよび図3Bを参照すると、本開示の実施形態に従ってアンテナ15a、15bの位相を互いに対して制御することによって、アンテナ15a、15b間の組織に対して所望の効果を生じさせる。想像線で示し、かつ図3AにAで示す長く細い焼灼パターンが望まれる切除処置では、アンテナ15a、15b間の180の°の異相関係によって、組織に対して所望の効果を生じさせる。より具体的には、アンテナ15a、15b間の異相関係によってその間に近位エネルギー伝搬を生じさせて、平面組織凝固に適した細長い焼灼パターンAを生成する。想像線で示し、かつ図3BにBで示す比較的より大きい半径を有する略球状の焼灼パターンが望ましい焼灼処置では、アンテナ15a、15b間の同相関係によって組織に対して所望の効果を生じさせる。より具体的には、アンテナ15a、15b間の同相関係によってその間の近位エネルギー伝搬を実質的に排除して、アンテナ15a、15bそれぞれの放射部分18a、18bに近接する病巣組織焼灼に適した略球状の焼灼パターンBを生成する。上述のように、可変移相器180はハンドル22上に配置された切替機構23によって使用者によって制御されるため、チャネル151a、151bは、上記のように所望の組織焼灼パターンまたは形状に従って互いに対して様々な位相関係で構成されていてもよい。例えば、移相器180は、チャネル151a、151bを90°の異相状態から電力分配器150を介して180°の異相状態に変化させるように、チャネル151aまたは151bのうちの1つの位相を90°変化させた異相構成を含んでもよい。上述のように、チャネル151a、151b間の180°の異相関係によって、組織切除処置に理想的な長く細い焼灼パターンAが生じる。このように、チャネル151a、151bが180°異相している場合、アンテナアセンブリ12は組織切除モードで動作していると言われている。また、移相器180は、例えば、チャネル151a、151bを90°異相な状態から電力分配器150を介して同相すなわち位相差が0°の状態に変化させるように、チャネル151aまたは151bのうちの1つの位相を90°変化させた同相構成を含んでもよい。上述のように、チャネル151a、151b間の同相関係によって、組織焼灼処置に理想的な比較的より大きい半径を有する略球状の焼灼パターンBが生じる。このように、チャネル151a、151bが同相である場合、アンテナアセンブリ12は組織焼灼モードで動作していると言われている。図4は、本開示の一実施形態に係るエネルギーを標的組織に提供する方法を例示するフローチャートである。最初に工程410を参照すると、アンテナアセンブリ12のアンテナ15a、15bを標的組織に対して配置する。アンテナアセンブリ12を、組織に直接挿入するか、外科手術中に臨床医によって体内に配置されたかあるいは他の好適な方法によって体内に配置された内腔例えば、静脈、針またはカテーテルを介して挿入する。工程420では、マイクロ波電力を、発生器14によってアンテナアセンブリ12に供給し、かつ所定の位相関係例えば、/-90°で電力分配器150によって一対のチャネル151a、151b間で均等に分割する。工程430では、チャネル151a、151b間の位相関係を、所望の焼灼パターン例えば、パターンAまたはパターンB、所望の位相構成例えば、同相または異相、所望の位相関係例えば、/-0°、/-90°または/-180°などおよび/またはアンテナアセンブリ12の所望の動作モード例えば、組織切除モードまたは組織焼灼モードに従って、使用者によって制御される可変移相器180を用いて選択的に調節する。工程440では、マイクロ波電力を、可変移相器180の対応する出力部101a、101bを介してチャネル151a、151bから放射部分18a、18bそれぞれに選択的に伝送する。工程450では、放射部分18a、18bからのマイクロ波エネルギーを、所望の焼灼パターンまたは形状を達成するように標的組織に照射する。いくつかの実施形態では、標的組織にエネルギーを提供する方法は、図2Bに関連して上に述べたようにチャネル151a、151b上で検出される反射電力を監視し、検出された反射電力に基づいて発生器14によってアンテナアセンブリ12に供給されるエネルギーを制御する工程を含む。本開示のいくつかの実施形態を図面に示したが、本開示がそれらに限定されることは意図されておらず、これは、本開示は当該技術分野が許容するのと同程度に範囲が広く、本明細書は同様に解釈されることが意図されているからである。従って、上記説明は限定するものとして解釈されるのではなく、単に特定の実施形態の例示として解釈されるべきである。当業者であれば、本明細書に添付されている特許請求の範囲の範囲および趣旨を逸脱しない他の変形を想定するであろう。