JP2012020135A - 使用者によって制御される移相を有するデュアルアンテナアセンブリ - Google Patents

Abstract

【課題】組織にエネルギーを供給するための装置および方法、より詳細には、焼灼プローブおよび組織への電磁放射線の伝達制御方法を利用する装置および電磁放射線伝達手順を提供する。
【解決手段】電気外科手術用焼灼システム１０は、供給エネルギー伝達装置にエネルギーを供給するエネルギー源を備える。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１５ａ，１５ｂを結合させかつその遠位端から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。電力分配器は、ハンドルアセンブリに動作可能に関連づけられて、エネルギー源に接続する入力部および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。移相器は、ハンドルアセンブリに動作可能に関連づけられ、一対の出力チャネルに動作可能に接続されて、出力チャネル間の位相関係を選択的に変化させる。
【選択図】図１

Description

本開示は、組織にエネルギーを供給するための装置および方法に関し、より詳細には、焼灼プローブおよび組織への電磁放射線の伝達制御方法を利用する装置および電磁放射線伝達手順に関する。

特定の疾患の治療では悪性の腫瘍を破壊する必要がある。腫瘍細胞を加熱および破壊するために電磁放射線を使用することができる。治療では、癌性腫瘍が特定された組織に焼灼プローブを挿入する場合がある。一旦プローブが配置されると、電磁エネルギーがプローブを通って周囲組織に伝達される。

癌などの疾患の治療では、ある種の癌細胞は高温で変性することが判明しており、この温度は、健康な細胞に通常有害な温度よりも僅かに低い。温熱療法などの公知の治療は、隣接する健康な細胞を不可逆的な細胞破壊が生じる温度よりも低い温度に維持しながら異常細胞を４１℃超の温度まで加熱するために電磁放射線を使用する。このような方法では、電磁放射線を照射して組織を加熱、焼灼および／または凝固させる。このような方法を行うために、時としてマイクロ波エネルギーが利用される。電磁放射線を利用して組織を加熱する他の処置としては、組織の凝固、切断および／または焼灼も挙げられる。

電磁放射線を利用する電気外科手術装置は、様々な使用および用途のために開発されている。様々な組織に対して切断および凝固作用を行うために、短時間に高い破裂エネルギーを供給するように使用することができる複数の装置が入手可能である。焼灼処置を行うために使用することができる複数の異なる種類の装置が存在する。典型的には、焼灼処置で使用されるマイクロ波装置は、エネルギー源として機能するマイクロ波発生器およびエネルギーを標的組織に案内するためのアンテナアセンブリを有するマイクロ波外科手術器具を備える。マイクロ波発生器と外科手術器具は通常、マイクロ波エネルギーを発生器から器具に伝送するための、および、器具と発生器との間で制御、フィードバックおよび識別信号を通信するための複数の導体を有するケーブルアセンブリによって動作可能に接続されている。

マイクロ波エネルギーは通常、組織を貫通することができるアンテナアセンブリによって照射される。モノポールおよびダイポールアンテナアセンブリなどのいくつかの種類のアンテナアセンブリが知られている。モノポールおよびダイポールアンテナアセンブリでは、マイクロ波エネルギーは一般に、導体の軸から離れるように垂直に放射する。モノポールアンテナアセンブリは、マイクロ波エネルギーを伝送する単一の細長い導体を備える。典型的なダイポールアンテナアセンブリは、２つの細長い導体を有し、それらは直線状に並べられ、かつ電気絶縁体を挟んで互いに対して両端に配置されている。各導体は、マイクロ波エネルギーの波長の長さの約１／４であってもよく、供給されるマイクロ波エネルギーの波長の約１／２である２つの導体の集合体長さにしてもよい。ある処置中にマイクロ波エネルギーが周囲組織に放射する程度を評価するのは難しく、そのため、焼灼される周囲組織の領域または体積の決定が難しい場合がある。

本開示の一実施形態によれば、電気外科手術用焼灼システムは、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を備える。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。電力分配器は、ハンドルアセンブリに動作可能に関連づけられており、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。移相器は、ハンドルアセンブリに動作可能に関連づけられており、一対の出力チャネルに動作可能に接続されている。移相器は、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ている。

本開示の別の実施形態によれば、標的組織にエネルギーを供給する方法は、標的組織部位に対してエネルギー伝達装置を配置する工程と、エネルギー源からエネルギー伝達装置に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間で均等に分割する工程とを含む。また、本方法は、一対のチャネル間の位相関係を選択的に変化させる工程と、選択的に調整された位相関係で標的組織に均等に分割されされたエネルギーを照射する工程とを含む。

本開示の別の実施形態によれば、エネルギーを標的組織に供給する方法は、標的組織部位に対してマイクロ波アンテナアセンブリを配置する工程と、エネルギー源からマイクロ波アンテナアセンブリに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間で均等に分割する工程とを含む。本方法は、所望の組織焼灼形状に基づいて、チャネル間の位相関係を同相構成および異相構成のうちの１つに変化させるために、少なくとも１つのチャネルの位相を選択的に＋／−９０°変化させる工程も含む。本方法は、標的組織への照射のために、一対のチャネルから対応する１対のアンテナまで均等に分割されされたエネルギーを照射する工程も含む。

本開示の一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の概略図である。 は、本開示の一実施形態に係る制御回路を示す図１の電気外科手術システムの部分概略図である。図２Ｂは、図２Ａの制御回路の概略図である。 は、本開示の一実施形態に係る制御回路を示す図１の電気外科手術システムの部分概略図である。図２Ｂは、図２Ａの制御回路の概略図である。 および図３Ｂは、本開示の様々な実施形態に係る組織焼灼形状を示すアンテナアセンブリの概略図である。 および図３Ｂは、本開示の様々な実施形態に係る組織焼灼形状を示すアンテナアセンブリの概略図である。 本開示の一実施形態に係る組織の治療方法を示すブロック図である。

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（ＭＨｚ）（３×１０^８サイクル／秒）〜３００ギガヘルツ（ＧＨｚ）（３×１０^１１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。

Claims (14)

1. 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。
2. 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。
3. 前記エネルギー源と動作可能連通して(in operative communication)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。
4. 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。
5. 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。
6. 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。
7. 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。
8. 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。
9. 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。
10. 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。
11. 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。
12. 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。
13. 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。
14. 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。

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