用于将射频和/或微波频率能量输送到电外科器械的电缆的制作方法

发明领域

本发明涉及一种用于将射频和/或微波频率能量输送到电外科器械的电缆。更具体地，本发明涉及这种电缆，所述电缆包括中空管并且其中可使连接到所述电缆的电外科器械相对于所述电缆旋转。

发明背景

电外科器械是出于诸如切割生物组织或者使血液凝固的目的而用于将射频和/或微波频率能量输送到生物组织的器械。射频和/或微波频率能量使用电缆被供应给电外科器械。用于此目的的常规电缆具有包括实心圆柱内导体、环绕所述内导体的介电材料的管状层和环绕所述介电材料的管状外导体的同轴传输线路结构。

当操作许多电外科器械时，通常需要向电外科器械提供附加物料或组件(例如，控制装置)，诸如液体或气体进料、液体或气体，或用于操纵(例如打开/关闭、旋转或者延伸/缩回)电外科器械的各部分的导线或拉线。

为了将这些附加物料或组件提供给电外科器械，已经与常规电缆一起提供了附加结构，诸如与常规电缆相邻的附加管。例如，已知在常规电缆旁边提供容纳电外科器械的拉线的附加管，并且已知将常规电缆和容纳拉线的管容纳在单个保护套/壳体中。

技术实现要素：

本发明人已认识到具有以上所描述的同轴传输线路结构的用于将射频和/或微波能量输送到电外科器械的常规电缆遭受各种缺点。

特别地，本发明人已认识到利用在使用时提供电外科器械所需的一切的常规布置，所述电外科器械包括常规电缆和诸如用于收容拉线的附加管的其他结构，浪费了显著量的空间，并且对于布置的给定总大小(直径)来说电缆的最大可能的大小(直径)是有限的，这可以导致在电缆中发生显著的功率损耗。

此外，本发明人已认识到利用常规布置，诸如拉线的附加组件被定位朝向布置的边缘，并且此离心配置可能在使用附加组件来操作电外科器械时引起问题。

本发明人已认识到可以通过提供为中空的电缆使得一个或多个附加组件可在使用时穿过该电缆来解决这些问题中的一个或多个。通过将一个或多个附加组件定位在电缆内部，可使电缆的大小(直径)最大化，这可以减小在电缆中发生的功率损耗，因为附加结构需要电缆周围的更少空间。此外，通过将诸如拉线的附加组件定位在电缆内部，可以能够沿着电缆的中心往下(或更靠近电缆的中心)将致动输送到电外科器械，这可以改进电外科器械的致动。

本发明人也已认识到这种中空电缆在发送微波频率能量时由于集肤深度效应而可在实践中实现，这意味着微波频率能量仅在导体的浅表面区域中行进。本发明人也已认识到可沿着这种中空电缆适合地输送射频能量，而不管细导体在这种电缆中的使用与较粗导体的使用相比增加电阻、损耗和热如何。

此外，本发明人已认识到期望提供这种电缆，利用所述电缆能够使连接到电缆的电外科器械相对于电缆旋转。例如通过允许电外科器械的一部分或全部的更准确或适当的定位或定向，能实现电外科器械与电缆之间的相对旋转可以允许在该电外科器械的操作期间更适当地控制该电外科器械。

因此，最一般地本发明提供一种用于将射频和/或微波频率能量输送到电外科器械的中空电缆，其中到所述电外科器械的双极电连接被配置为使得该双极电连接在所述电外科器械相对于所述电缆旋转时被维持。

根据本发明的第一方面，提供了一种用于将射频和/或微波频率能量输送到电缆的第一端处的电外科器械的电缆，所述电缆包括：

中空管，其包括被介电材料分开的内导电层和外导电层以形成传输线路；

第一端子，其在所述电缆的所述第一端处以用于形成到所述内导电层的电连接；

第二端子，其在所述电缆的所述第一端处以用于形成到所述外导电层的电连接；

可旋转组件，其在所述电缆的所述第一端处，其中所述可旋转组件包括与所述中空管连续的纵向通路，并且其中所述可旋转组件可相对于所述传输线路旋转并且包括：

电连接到所述第一端子的第一部分，其中所述第一部分和所述第一端子可相对于彼此旋转并且被配置成在相对于彼此旋转时维持电连接；

电连接到所述第二端子的第二部分，其中所述第二部分和所述第二端子可相对于彼此旋转并且被配置成在相对于彼此旋转时维持电连接。

因此，所述电缆可通过所述可旋转组件(其例如可以直接或间接连接到所述电外科器械，或者可以与所述电外科器械成一体)连接到电外科器械以形成到所述电外科器械的双极电连接。此外，所述双极电连接在所述可旋转组件(并且因此所述电外科器械)旋转时被维持，因为所述第一和第二部分与所述第一和第二端子之间的电连接在所述可旋转组件的旋转期间被维持。

所述可旋转组件的纵向通路可以包括开路通道，即其中所述通道的圆周的至少一部分是无覆盖物的；或封闭通道，例如孔或管腔。所述纵向通路可以通过被定位在所述中空管的所述第一端处与所述中空管连续，使得通过所述中空管馈送并且离开所述中空管的所述第一端的组件也通过所述纵向通路来馈送。所述纵向通路可以与所述中空管的中心通路对齐。可替代地，所述纵向通路中的一些或全部可以通过与所述中空管的中心通路重叠的所述纵向通路中的一些或全部(例如，通过被定位在所述中空管周围或内部的所述可旋转组件中的一些或全部)与所述中空管连续。

在一些实施方案中，所述电缆可以用于将仅射频能量输送到所述电外科器械。在其他实施方案中，所述电缆可以用于将仅微波频率能量输送到所述电外科器械。在另外的实施方案中，所述电缆可以用于将射频能量和微波频率能量两者输送到所述电外科器械。

术语内意指更靠近所述中空管的中心。术语外意指远离所述中空管的中心。

所述管可以是所述内导电层和所述外导电层为同心(同轴)层的圆柱管。在这种情况下，术语内意指径向内，并且术语外意指径向外。

术语中空意味着管具有沿着其长度延伸例如以所述管的中心为中心的孔或管腔。

除非上下文另外规定，否则术语导电在本发明中用于意指电传导的。

电外科器械可以是在手术期间使用并且利用射频或微波频率能量的任何器械或工具。在本文中，射频(rf)可以意指10khz至300mhz范围内的稳定的固定频率并且微波能量可以意指具有300mhz至100ghz范围内的稳定的固定频率的电磁能量。rf能量应该具有足够高以防止所述能量引起神经刺激并且足够低以防止所述能量对组织结构引起组织热烫或不必要的热余量或损坏的频率。用于所述rf能量的优选标定频率包括以下各项中的任一个或多个：100khz、250khz、400khz、500khz、1mhz、5mhz。用于所述微波能量的优选标定频率包括915mhz、2.45ghz、5.8ghz、14.5ghz、24ghz。

所述电缆的中空性质意指在使用所述电外科器械时所需的其他组件，诸如气体或液体进料，或者可通过所述电缆的内部供给拉线或其他控制装置。这意味着可相对于其中其他组件必须被定位在所述电缆的外部周围的布置使所述电缆的外径最大化。使所述电缆的直径最大化相对于较小直径电缆减小所述电缆中的功率损耗。所述电缆相对于常规电缆因此可以能够将更多功率输送到所述电外科器械。此外，诸如拉线的致动组件可以被定位为靠近所述电缆的中心，这可以改进所述电外科器械的致动。

穿过所述电缆的所述中空管的附加组件(诸如致动控件或气体或液体进料)可以被按照同心布置而布置在所述电缆的所述中空管中。这可以优化所述电缆的所述中空管中的空间的使用。这也可以方便在所述电缆的所述第一端处使所述可旋转组件和所述电外科器械旋转，因为它将减小或者防止所述电缆的所述中空管内的附加组件在旋转期间缠结。

所述传输线路可以是其中所述内导电层和所述外导电层同轴的同轴传输线路。

所述电缆的所述第一端是用于连接(直接或者通过另一组件或部分间接)到所述电外科器械的所述电缆端。换句话说，所述电缆的所述第一端是所述电缆的远侧端。

所述电缆的相对第二端用于将所述电缆连接到用于向所述电缆供应射频/或微波频率能量的发生器。换句话说，所述电缆的所述第二端是所述电缆的近侧端。所述电缆的所述第二端可以具有用于将所述电缆的所述第二端连接到发生器的端子或连接器。因此，所述电缆可以用于将射频和/或微波频率能量从连接到所述电缆的所述第二(近侧)端的发生器输送到连接到所述电缆的所述第一(远侧)端的电外科器械。

所述第一端子可以包括所述内导电层的一端，例如所述电缆在所述电缆的所述第一端处的面或所述内导电层在所述内导电层的所述端处的环状表面上暴露的所述内导电层的一端。

所述第二端子可以包括所述外导电层的一端，例如所述电缆在所述电缆的所述第一端处的面或所述外导电层在所述外导电层的所述端处的环状表面上暴露的所述外导电层的一端。

端子与对应部分之间的电连接最一般地意指其中可将电信号从所述端子传递给所述对应部分的所述端子与所述对应部分之间的界面。例如，可以在所述端子与所述对应部分之间存在直接接触，使得电流直接在它们之间流动，或者是通过中间导电材料或介质(例如，导电粘合剂或粘接材料)的间接电连接。可替代地，可以通过某种其他类型的电耦合(例如，电感或电容耦合)或其他类型的磁和/或电耦合(例如，变压器)将电信号从所述端子传递给所述对应部分。

根据本发明的第一方面的电缆可以具有以下可选特征中的任何一个，或者就它们兼容来说，具有以下可选特征的任何组合。

所述第一部分或所述第二部分可以被配置成通过被配置成在相对旋转期间保持与相应的端子直接物理接触来在相对旋转期间维持到相应的端子的电连接。

所述第一端子可以包括所述内导电层的暴露部分的表面。术语暴露可以意指例如在所述电缆的环状表面上无覆盖物或可接近。所述内导电层的所述暴露部分的所述表面可以是所述内导电层的所述暴露部分的环状表面。

所述内导电层的所述暴露部分可以包括所述内导电层的暴露管状部分。换句话说，例如在所述内导电层的一端处，可以使所述管状内导电层的短长度暴露。这可以例如通过不在此区域中在所述内导电层的所述表面上设置覆盖层(例如，管状层)来实现。

所述第一端子可以在所述电缆的外环状表面上，并且所述第一部分可以被定位在所述电缆的所述外环状表面周围。因此，所述第一部分的表面(例如，内表面或外表面)可以与所述第一端子相邻(相对)，使得可容易地在它们之间实现电连接。

可替代地，所述第一端子可以在所述电缆的内环状表面上，并且所述第一部分可以被定位在所述电缆的所述内环状表面内部。

所述第一部分可以在其内表面或外表面上包括导电材料，所述导电材料与所述第一端子接触。因此，电连接通过所述第一部分上的导电材料以物理方式接触所述第一端子而形成在所述第一部分与所述第一端子之间。在所述第一部分被定位在所述第一端子位于其上的环状表面内部的情况下，所述导电材料将在所述第一部分的外表面上。

可替代地，在所述第一部分被定位在所述第一端子位于其上的环状表面周围的情况下，所述导电材料将在所述第一表面的内部分上。

所述导电材料可以包括导电材料的环状带。这可以方便当所述第一部分旋转时维持到所述第一端子的电连接。

此外，或者可替代地，所述第一部分可以包括被偏置以与所述第一端子接触的一个或多个导电元件。

所述一个或多个导电元件可以包括弹簧翼、弹簧片、弹簧垫或弹簧突起。

所述一个或多个导电元件可以通过用导电材料涂覆它们而使其导电。

所述一个或多个导电元件可以被定位在所述第一部分的内表面或外表面上。

因此，可以在所述第一部分与所述第一端子之间提供可靠的弹簧电连接，其在相对旋转期间被维持。

所述第一部分可以包括中空管。这可以方便将所述第一部分旋转地安装在所述电缆上。

在所述第一端子在所述电缆的外环状表面上并且所述第一部分被定位在所述电缆的所述外环状表面周围的情况下，所述第一部分可以包括第一和第二弹簧翼，所述第一和第二弹簧翼将所述电缆的所述外环状表面夹紧在其之间。因此，可以在所述第一部分与所述第一端子之间实现在所述第一端子和所述第一部分的相对旋转期间被维持的安全弹簧电连接。

在所述第一端子在所述电缆的内环状表面上并且所述第一部分被定位在所述电缆的所述内环状表面内部的情况下，所述第一部分可以包括第一和第二弹簧翼，所述第一和第二弹簧翼朝外压靠所述电缆的所述内环状表面。因此，可以在所述第一部分与所述第一端子之间实现在所述第一端子和所述第一部分的相对旋转期间被维持的安全弹簧电连接。

所述第一部分可以包括自然弹簧材料的中空管，轴向条已被从其圆周去除以形成所述第一和第二弹簧翼。在所述第一部分被定位在所述电缆的外环状表面周围的情况下，所述第一部分由此做出的所述中空管可以具有小于所述外环状表面的直径的初始直径。因此，所述弹簧翼将在所述第一部分被定位在所述外环状表面周围时朝外弯曲并且所得到的弹簧力将使所述弹簧翼将所述电缆夹紧在其之间。可替代地，在所述第一部分被定位在所述电缆的内环状表面内部的情况下，所述第一部分由此做出的所述中空管可以具有大于所述内环状表面的直径的初始直径。因此，所述弹簧翼将在所述第一部分被定位在所述内环状表面内部时朝内弯曲并且所得到的弹簧力将使所述弹簧翼朝外压靠所述内环状表面。

所述第二端子的以下特征的优点可以与所对应的第一端子的以上优点相同。

所述第二端子可以包括所述外导电层的暴露部分的表面。

所述外导电层的所述暴露部分可以包括所述外导电层的暴露管状部分。

所述第二端子可以在所述电缆的外环状表面上，并且所述第二部分可以被定位在所述电缆的所述外环状表面周围。

可替代地，所述第二端子可以在所述电缆的内环状表面上，并且所述第二部分可以被定位在所述电缆的所述内环状表面内部。

所述第二部分可以在其内表面或外表面上包括导电材料，所述导电材料与所述第二端子接触。

所述导电材料可以包括导电材料的环状带。

所述第二部分可以包括被偏置以与所述第二端子接触的一个或多个导电元件。

所述一个或多个导电元件可以包括弹簧翼、弹簧片、弹簧垫或弹簧突起。

所述第二部分可以包括中空管。

当所述第二端子在所述电缆的外环状表面上并且所述第二部分被定位在所述电缆的所述外环状表面周围时，所述第二部分可以包括第一和第二弹簧翼，所述第一和第二弹簧翼将所述电缆的所述外环状表面夹紧在其之间。

当所述第二端子在所述电缆的内环状表面上并且所述第二部分被定位在所述电缆的所述内环状表面内部时，所述第二部分可以包括第一和第二弹簧翼，所述第一和第二弹簧翼朝外压靠所述电缆的所述内环状表面。

所述第二部分可以包括自然弹簧材料的中空管，轴向条已被从其圆周去除以形成所述第一和第二弹簧翼。

所述第一部分可以连接到所述第二部分或者与所述第二部分成一体。例如，所述第一部分和所述第二部分可以例如由诸如塑料的绝缘材料模制在一起，所述绝缘材料然后被选择性地涂覆有导电材料。可替代地，所述第一部分和所述第二部分可以例如通过激光切割由同一管道形成。可替代地，所述第一部分和所述第二部分可以被单独地做出，然后例如通过摩擦配合或者通过使它们固定或者粘接在一起而连接在一起。

本发明人也已认识到实现电外科器械相对于电缆的旋转的替代方式是使电缆的内导电层随着电外科器械而旋转，使得在内导电层与外导电层之间存在相对旋转。

因此，根据本发明的第二方面提供了一种用于将射频和/或微波频率能量输送到电外科器械的电缆，所述电缆包括：

第一部分，其包括设置在介电材料的中空管的外侧上的外导电层；

第二部分，其包括内导电层；

其中所述第二部分被定位在所述第一部分内部，使得所述内导电层和所述外导电层形成传输线路；

其中所述第二部分可相对于所述第一部分旋转；

其中所述第二部分包括在其中所述外导电层被暴露的区域中电连接到所述外导电层的另一导电层，所述另一导电层与所述内导电层电绝缘，其中所述另一导电层和所述外导电层可相对于彼此旋转并且被配置成在相对于彼此旋转时维持电连接。

因此，可实现到连接到所述第二部分的电外科器械的双极电连接并且在所述电外科器械(和所述第二部分)的旋转期间维持该双极电连接，因为所述内导电层具有到所述第二部分的固定连接，并且因为所述第二部分与所述第一部分之间的所述电连接在所述第二部分与所述第一部分之间的相对旋转期间被维持。

所述第二部分也可以包括内中空材料管，并且所述内导电层可以例如通过被涂覆在所述内中空管或材料的外表面上被设置在所述内中空材料管的外侧上。在一些实施方案中，所述内导电层可以是实心导电管。

此布置具有所述第二部分除了可相对于所述第一部分旋转之外也可相对于所述第一部分轴向地移动的优点。因此，可以能够更准确地定位或者定向所述第二部分(并且因此所述电外科器械)。

本发明的第一和/或第二方面可以具有以下可选特征中的任何一个，或者在就它们兼容来说的情况下，具有以下可选特征的任何组合。

所述电缆可以包括通过所述电缆的所述中空管馈送的致动装置以用于使所述可旋转组件相对于所述传输线路旋转或者使所述第二部分相对于所述第一部分旋转。

所述致动装置可以包括诸如杆、线、电缆或中空管的致动器元件。可替代地，例如在液压致动系统中，所述致动装置可以包括流体，例如液体或气体。

在一个实施方案中，可以通过将所述致动器元件连接(固定)到所述电外科器械并且通过使所述致动器旋转以直接使所述电外科器械旋转来使所述电外科器械旋转。这在一些情况下可以提供所述电外科器械的可接受的旋转控制。

然而，本发明人已认识到，在一些情况下，这种类型的控制可以导致在一系列跳跃(或颠簸)或间歇突然改变中发生电外科器械的旋转，这在许多应用中可能是不希望的。这被认为是因为致动器中的弯曲在所述致动器的旋转期间引起摩擦和转矩压力。

本发明人已认识到可以通过以下方式来克服此问题：通过推或者拉诸如杆、线、电缆、管或管道的致动器元件以相对于电外科器械轴向地移动它来引起电外科器械的旋转，并且在致动器与电外科器械之间提供将此轴向移动转换成电外科器械的旋转移动的界面。本发明人已认识到致动器的轴向拉和推移动即使在电缆弯曲的情况下也可以沿着电缆平稳地传送，使得可实现电外科器械的平稳旋转。

因此，所述致动装置可以被配置成沿着所述电缆的所述中空管轴向地移动，并且所述电缆可以包括设置在所述电缆的所述中空管中的界面以用于将所述致动装置的轴向移动转换成所述可旋转组件或所述第二部分的(以及因此所述电外科器械的)旋转移动。换句话说，可以沿着所述电缆推或者拉(缩回)所述致动装置。利用流体，可以通过施加到所述流体的压力或推力的改变来实现相同的效果。

可以提供另一界面以防止所述致动器元件相对于所述电缆旋转，使得所述致动器元件仅能够沿着所述电缆轴向地移动。

所述致动器元件可以具有设置在其外表面上的螺旋路径，并且所述电缆可以包括具有跟随器的旋转器，所述跟随器在所述致动器元件轴向地移动时跟随所述螺旋路径，从而使所述旋转器旋转。因此，所述致动器元件的轴向移动被转换成所述旋转器的旋转移动。

可替代地，所述致动器元件可以包括在其外表面上的跟随器，并且所述电缆可以包括具有设置在其内表面上的螺旋路径的旋转器，所述跟随器在所述致动器元件轴向地移动时沿着所述螺旋路径行进，从而使所述旋转器旋转。因此，所述致动器元件的轴向移动被转换成所述旋转器的旋转移动。

所述旋转器可以是中空圆柱体或管状体。

所述螺旋路径可以包括凸起的螺旋路径。

可替代地，所述螺旋路径可以包括螺旋通道、螺旋凹槽或螺旋狭槽。

所述跟随器可以包括：突起；引脚、翅片；凹部；凹槽；通道；或狭槽。

所述旋转器可以(直接或者通过另一部分或组件间接)连接到所述电外科器械或者与所述电外科器械成一体，使得所述旋转器的旋转引起所述电外科器械的旋转。

当所述电缆包括所述可旋转组件时，所述旋转器可以(直接或者通过另一部分或组件间接)连接到所述可旋转组件或者与所述可旋转组件成一体，使得所述旋转器的旋转引起所述可旋转组件的旋转。

在一个实施方案中，用于防止所述致动器相对于所述电缆旋转的所述界面可以包括在所述致动器上的跟随器(例如，引脚或翅片)，所述跟随器跟随所述电缆的或所述电缆的柄的壁上的线性轴向路径(例如，凹槽或狭槽)。可替代地，所述界面可以包括在所述电缆或所述电缆的柄上的跟随器(例如，引脚或翅片)，所述跟随器跟随所述致动器的表面上的线性轴向路径(例如，凹槽或狭槽)。在任何一种情况下，所述致动器能够相对于所述电缆轴向地移动但是被防止相对于所述电缆旋转。

所述电缆可以被配置成利用所述传输线路和定位在所述中空管中并且沿着所述中空管延伸的另一导体将射频能量输送到所述电外科器械，并且所述另一导体可以在所述电缆的所述中空管内与所述传输线路电绝缘。

沿着所述电缆的相同传送线路往下发送射频能量和微波频率能量两者的可能问题是高电压射频能量可以尤其在特别适合于在输送微波频率时使用的多孔低损耗材料中引起介电材料的击穿。因此，在一些实施方案中射频信号可以替代地使用所述传输线路和定位在所述中空管中并且沿着所述中空管延伸的导体来输送。这可以显著地减小所述介电材料的击穿的风险。

所述电缆可以被配置成通过在其第二(近侧)端处具有端子或连接器来以这种方式输送射频能量，所述端子或连接器用于连接到用于向所述另一导体和所述传输线路供应射频能量的发生器。

在所述中空电缆内使所述另一导体与所述传输线路电绝缘可以防止所述另一导体与所述传输线路之间的空气的电击穿，其将以其他方式损坏所述电缆或者增加所述电缆中的功率损耗。例如，这可以利用所述另一导体周围(例如设置在所述另一导体的表面上)的绝缘层或设置在所述电缆的最内表面上的绝缘层来实现。

所述电缆可以被配置成利用(仅)所述内导电层和所述另一导体或者利用(仅)所述外导电层和所述另一导体或者利用所述内导电层、所述外导电层和所述另一导体将射频能量输送到所述电外科器械，其中所述内导电层和所述外导电层在所述电缆的第二(近侧)端处电连接。

定位在所述中空管中的所述导体可以是具体地用于此目的的导电杆或管。可替代地，所述另一导体可以包括所述电缆的另一管状导电层，例如所述电缆的最内管状层。可替代地，穿过所述中空管的附加组件可以充当中心导体。例如，用于向所述电外科器械供应液体或气体的管或导线或拉线的外壳可以由导电材料形成或者被涂覆有导电材料，并且可以作为所述中心导体。发生器然后可以用于使用所述传输线路和所述另一导体将所述射频信号与所述微波频率信号分开地输入到所述电缆中，所述微波频率信号仅被输入到所述传输线路的内导电层和外导电层。

利用诸如此的布置，可能有必要在所述电缆的第一端处提供诸如双工器的配置以防止更高电压的射频信号沿着所述内导体和所述外导体向后行进，并且/或者以防止所述微波信号沿着所述另一导体向后行进。可替代地，所述另一导体可以被配置为使得它在使用所述电缆来仅输送微波能量时以物理方式断开。例如，这可以通过远离所述电外科器械轴向地拉所述另一导体使得它不再接触所述电外科器械的对应端子来实现。

所述电缆可以包括定位在所述中空管中并且沿着所述中空管延伸以便利用所述传输线路将射频能量输送到所述电外科器械的导体。

所述介电材料可以包括实心介电材料管；或具有多孔结构的介电材料管。为实心介电材料管可以意味着所述介电材料是基本上均质的。具有多孔结构可以意味着所述介电材料是基本上不均质的，具有显著数量或量的空气囊或空隙。

例如，多孔结构可以意指蜂窝结构、网状结构或泡沫结构。

所述介电材料可以包括ptfe或另一低损耗微波介电质。

例如，所述介电材料可以包括具有大于0.2mm的厚度的管，例如具有0.3mm或0.4mm的厚度的管。在一个实施方案中，所述介电材料可以是具有1.6mm的内径和2.4mm的外径的ptfe管。

所述内导电层和/或所述外导电层可以包括：材料管的内部或外部上的导电涂层；靠着材料管的内部或外部定位的实心导电材料管；或形成在材料管上或者嵌入在材料管中的编织导电材料层。

所述导电涂层或所述导电材料可以是金属，诸如银、金或铜。可替代地，所述导电涂层或所述导电材料可以包括不同类型的导电材料，诸如石墨烯。所述导电涂层和所述导电材料优选地是良导体，即微波频率或射频下的低损耗导体，例如不是钢。

所述内导电层和/或所述外导电层可以包括银涂层。

所述内导电层和/或所述外导电层可以具有约0.01mm的厚度。

在所述电缆用于将仅射频能量输送到所述电外科器械而不输送微波频率能量的情况下，所述介电材料未必为良好的微波介电质。替代地，在这些实施方案中所述介电材料可以是良好的射频介电材料，例如提供足够地大于射频信号的电压的切断电压(stand-offvoltage)或击穿电压的材料，即具有足够高的介质强度的材料。所述介电材料也可以至少部分地基于其机械特性(诸如其硬度、强度或易于电镀)来选择。适合的材料可以是kapton，例如具有大约3000kv/mm的击穿强度的kapton聚酰亚胺膜。因此，在下文中当所述电缆将被用于将仅射频能量输送到所述电外科器械时ptfe可以用kapton或kapton聚酰亚胺或另一适合的射频介电质替换。

在正在输送仅射频能量的情况下，在所述电缆连接到所述电外科器械的区域处由于阻抗失配而导致的能量的反射显著小于当输送微波频率能量时的反射。因此，将所述电缆连接到所述电外科器械可能更简单，并且这能例如利用两条适当的连接线(除在下面所讨论的连接布置之外)来实现。

在一些实施方案中，单个导体单极工具可以被引入到所述电缆中并且仅连接到所述内导电层。

保护覆盖物或衬垫可以被设置在所述内金属层的内侧上以保护所述内金属层例如不受由穿过所述中空电缆的组件或工具引起的损坏的影响。在一个实施方案中，所述保护衬垫可以包括内管状层，并且所述内金属层可以被涂覆在所述内管状层的外表面上。所述内管状层可以包括绝缘材料或介电材料。

在一个实施方案中，所述电缆的所述第一端可以可与所述电缆的剩余部分分离或者以其他方式分开，例如使得所述第一端子和所述第二端子的具有不同配置的不同第一端可以通过将他们附接到相同电缆与所述电缆一起使用。在另一实施方案中，所述电缆的所述第一端可以与所述电缆成一体或者固定到所述电缆。

保护外护套或外涂层(例如，喷涂层)可以存在于所述电缆的外表面上，以保护所述电缆的所述外表面。这可以包括例如绝缘材料，和/或针对其机械特性(诸如强度和/或硬度)所选择的材料。

在一种配置中，所述电缆可以包括中空内管状层；所述中空内管状层的外表面上的所述内导电层的管；所述内导电层的所述管的外表面上的所述介电材料管；以及所述介电材料管的外表面上的所述外导电层的管。所述结构可以或者可以不包括这些层中的一些或全部之间的空气间隙。避免空气间隙的优点是可以使所述电缆中的损耗最小化。在一个示例中，可通过在前面(内)层上顺序地涂覆每个后续层来制造此结构。可替代地，能通过将所述层中的一个或多个形成为第一部分并且将所述层中的一个或多个形成为第二部分并且然后在另一个部分内部使一个部分滑动来做出此结构。所述中空内管状层可以包括ptfe或聚酰亚胺。所述中空内管状层可以具有0.1mm的厚度。

所述内导电层可以越过所述管状介电材料的边缘突出，使得所述内导电层在所述电缆的所述第一端处被暴露。这可以方便在所述电缆的所述第一端处连接所述电外科器械。

在替代配置中，所述电缆可以包括所述内导电层的中空管；所述内导电层的所述中空管的外表面上的所述介电材料管；以及所述介电材料管的外表面上的所述外导电层的管。再者，空气间隙可以或者可以不存在于所述层中的一个或多个之间。在一个示例中，可以通过分别在所述介电材料的所述内表面和所述外表面上涂覆所述内导电层和所述外导电层来制造这种配置。

此电缆还可以包括所述外导电层的所述管的外表面上的保护外管状层。所述外管状层可以包括ptfe或聚酰亚胺。所述保护外管状层可以是绝缘层。

所述外导电层可以越过所述介电材料管的边缘突出，使得所述外导电层在所述电缆的所述第一端处被暴露。这可以方便所述电外科器械的连接。

所述电缆的外径可以在其与所述电缆的所述第一端相邻的其长度的一部分(段或部分)上更小。换句话说，所述电缆可以在所述第一端处更窄。这可以方便将所述电缆连接到在所述电外科器械。

可以通过减小电缆的内径使所述电缆的外径在所述部分上变得更小。换句话说，可以朝内轻推或者移动所述电缆的壁，使得他们对于所述电缆在所述第一端处的段来说更靠近所述电缆的中心轴线。

可替代地，或者此外，可以通过减小所述介电材料或所述电缆的另一组件的厚度使所述电缆的外径在所述部分上变得更小。在这种情况下，所述电缆的内径可以不变，但是所述外径减小。例如，可以通过用机器加工所述区域直到更小厚度或者通过使用热收缩材料来减小所述介电材料或所述另一组件的厚度。

可以使用定位在所述电缆的所述第二(近侧)端处或者与所述电缆的所述第二(近侧)端相邻的侧进料来将射频能量和/或微波频率能量输入到所述电缆。这可以允许通过各种其他组件和器械控件的电缆的无障碍的通道。为了rf能量不短路，所述内导电层和所述外导电层可以不跨越所述中空通道离开所述电缆的所述介电材料连接。可以通过同轴滤波器或扼流器来防止微波能量从所述电缆的开口端泄漏。可以选择所述扼流器或滤波器离所述侧进料的距离，以便使发生器设备的阻抗与所述中空电缆和侧进料的阻抗相匹配。

附图说明

现在将参考附图仅通过示例讨论本发明的实施方案，在附图中：

图1是根据本发明的实施方案的电缆的一部分的示意图示；

图2是根据本发明的替代实施方案的电缆的一部分的示意图示；

图3是根据本发明的替代实施方案的电缆的一部分的示意图示；

图4是根据本发明的替代实施方案的电缆的一部分的示意图示；

图5是根据本发明的替代实施方案的电缆的一部分的示意图示；

图6是根据本发明的替代实施方案的电缆的一部分的示意图示，其中所述电缆的外径在其一端附近更窄；

图7是根据本发明的替代实施方案的电缆的一部分的示意图示，其中所述电缆的外径和内径在其一端附近更窄；

图8是根据本发明的实施方案的电缆的示意图示，其中射频能量使用中空电缆内部的导体来输送；

图9示出根据本发明的实施方案的用于将电外科器械连接到电缆使得该电外科器械可相对于该电缆旋转的第一种配置；

图10示出根据本发明的实施方案的用于将电外科器械连接到电缆使得该电外科器械可相对于该电缆旋转的第二种配置；

图11示出根据本发明的实施方案的用于将电外科器械连接到电缆使得该电外科器械可相对于该电缆旋转的第三种配置；

图12a至图12f是根据本发明的实施方案的用于形成到金属管状层的旋转电连接的构思的示意图示；

图13是根据本发明的实施方案的旋转器转轴的示意图示，所述旋转器转轴用于在连接到所述旋转器转轴的电外科器械与电缆之间提供相对旋转；

图14示出根据本发明的实施方案的电缆的另一种配置，其中电外科器械可相对于所述电缆旋转；

图15示出根据本发明的实施方案的用于将致动器的轴向移动转换成电外科器械的旋转移动的配置；

图16示出根据本发明的实施方案的用于将致动器的轴向移动转换成电外科器械的旋转移动的替代配置；

图17a至图17c示出用于使得能实现电缆与电外科器械之间的双极旋转连接并且用于将致动器的轴向移动转换成电外科器械的旋转移动的配置。

具体实施方式

在下面所描述的实施方案的特征等效的情况下，使用相同的参考数字并且不重复其详细描述。

在图1中图示根据本发明的实施方案的电缆的一部分的示意图示。图1仅示出电缆的与其一般构造有关的选择细节，而未示出到电外科器械的连接。图1中的虚线旨在图示电缆的中心轴线。

图1中所图示的电缆1包括内管状层3，所述内管状层3可以包括ptfe或聚酰亚胺或提供足够的机械强度的另一材料(此层的电特性是不太重要的)。在此实施方案中，内管状层具有0.1mm的厚度。

内金属层5(其对应于内导电层)被设置在内管状层3的外表面上，以在内管状层3周围形成管。在此实施方案中，内金属层5由银制成并且具有0.01mm的厚度。

介电层7(其对应于介电材料)被设置在内金属层5的外表面上，以在内金属层5周围形成管。在此实施方案中，介电层7包括ptfe并且具有0.4mm的厚度。

外金属层9(其对应于外导电层)被设置在介电层7的外表面上，以在介电层7周围形成管。在此实施方案中，外金属层9由银制成并且具有0.01mm的厚度。

当然，在其他实施方案中，任一层的厚度可以与以上所描述的厚度不同，并且任一层的材料也可以是不同的。例如，介电层7可以包括不同的低损耗微波介电材料或不同的射频介电材料代替ptfe，并且内金属层5和/或外金属层9可以由除银以外的金属形成。

内金属层5、介电层7和外金属层9形成同轴传输线路以用于将射频和/或微波频率能量输送到连接至其的电外科器械。

内管状层3可以用来在电缆的使用期间保护内金属层5不受通过电缆1的中空内部插入的任何组件的影响。在此意义上，内管状层可以被认为是衬垫。内管状层3也可以向电缆提供机械强度。

在其他实施方案中，可以在外金属层9的外表面上设置另一绝缘套管或涂层以在电缆的使用期间防止外金属层9的磨损，并且以使外金属层9电绝缘。

介电层7(和外金属层9)的边缘11相对于内管状层3(和内金属层5)的边缘13后缩，使得内金属层5的区域被暴露在边缘11、13之间。这可以方便在电缆一端处连接电外科器械。

在一些实施方案中，外金属层9的边缘可以相对于介电层7的边缘11后缩，以便增加外金属层9与内金属层5之间的空气间隙。这可以减小发生外金属层9与内金属层5之间的空气的电击穿的风险。

可替代地，或者此外，在一些实施方案中可以在外金属层9的边缘处或边缘周围和/或在电缆的其他区域中施加绝缘流体或润滑脂或其他材料，以减小在电缆中发生空气的电击穿的风险。

在一个实施方案中，可以通过在前一(内)层的外表面上顺序地形成每个层来构造图1中所示的结构。例如，内管状层3的外表面可以被涂覆有金属以形成内金属层5。例如，边缘11的后缩位置可以通过向后用机器加工此边缘来实现。可替代地，可以通过在内管状层3的外表面上形成内金属层5、在介电层7的外表面上形成外金属层9并且然后将内管状层3插入在介电层7内部来制造此配置。

图1中所示的电缆具有中心通道、孔或管腔15，通过其可将组件(诸如液体或气体进料或拉线或其他控制装置)馈送并供应给连接到电缆的电外科器械。

在图2中图示根据本发明的替代实施方案的电缆的一部分的示意图示。图2仅示出电缆的与其一般构造有关的选择细节，而未示出到电外科器械的连接。图2中的虚线旨在图示电缆的中心轴线。

图2中所图示的电缆17包括内管状金属层19(其对应于内导电层)。在此实施方案中，内管状金属层19由银制成并且具有0.01mm的厚度。

介电层21(其对应于介电材料)被设置在内管状金属层19的外表面上，以在内管状金属层19周围形成管。在此实施方案中，介电层21包括ptfe并且具有0.4mm的厚度。

外金属层23被设置在介电层21的表面上。在此实施方案中外金属层23包括银并且具有0.01mm的厚度。

外管状层25被设置在外金属层23的表面上。在此实施方案中外管状层25包括ptfe或聚酰亚胺并且具有0.1mm的厚度。

当然，在其他实施方案中任一层的厚度可以与以上所描述的厚度不同，并且任一层的材料也可以是不同的。例如，介电层21可以包括不同的低损耗微波介电材料或不同的射频介电质代替ptfe，并且内金属层19和/或外金属层23可以由除银以外的金属形成。

内金属层19、介电层21和外金属层23形成同轴传输线路以用于将射频和/或微波频率能量输送到连接至其的电外科器械。

介电层21(和内金属层19)的边缘27相对于外金属层23(和外管状层25)的边缘29后缩，使得外金属层23的区域被暴露在边缘27、29之间。这可以方便在电缆一端处连接电外科器械。

在一个实施方案中，可以通过在前面(内)层上顺序地涂覆每个层来制造此结构。例如，边缘27的后缩位置可以通过向后用机器加工此边缘来实现。可替代地，可以通过在介电层21的内表面上形成内金属层19、在外管状层25的内表面上形成外金属层23并且然后将介电层21插入在外管状层25内部来制造此结构。

在图3中图示根据本发明的替代实施方案的电缆的一部分的示意图示。图3仅示出电缆的与其一般构造有关的选择细节，而未示出到电外科器械的连接。图3中的虚线旨在图示电缆的中心轴线。

图3中所图示的电缆31包括内管状金属层33(其对应于内导电层)。在此实施方案中，内管状金属层33由银制成并且具有0.01mm的厚度。

介电层35(其对应于介电材料)被设置在内管状金属层33的外表面上，以在内管状金属层33周围形成管。在此实施方案中，介电层35包括ptfe并且具有0.4mm的厚度。

外金属层37(其对应于外导电层)被设置在介电层35的表面上。在此实施方案中外金属层37包括银并且具有0.01mm的厚度。

当然，在其他实施方案中任一层的厚度可以与以上所描述的厚度不同，并且任一层的材料也可以是不同的。例如，介电层35可以包括不同的低损耗微波介电材料或不同的射频介电材料代替ptfe，并且内金属层33和/或外金属层37可以由除银以外的金属形成。

内金属层33、介电层35和外金属层37形成同轴传输线路以用于将射频和/或微波频率能量输送到连接至其的电外科器械。

在一个实施方案中，可以通过分别在介电层35的内表面和外表面上涂覆内金属层33和外金属层37来制造此结构。可替代地，内金属层33和/或外金属层37可以包括定位在介电层35的内表面或外表面上的实心金属管。

在图4中图示根据本发明的替代实施方案的电缆的一部分的示意图示。图4仅示出电缆的与其一般构造有关的选择细节，而未示出到电外科器械的连接。图4中的虚线旨在图示电缆的中心轴线。

图4中所图示的电缆39包括介电材料41的不均匀多孔结构。该不均匀多孔结构可以是例如蜂窝结构、网状结构或由泡沫材料形成的泡沫结构。介电材料41可以包括ptfe。

内金属层43被设置在介电材料41的内表面上并且外金属层45被设置在介电材料41的外表面上。

内金属层43、介电层41和外金属层45形成同轴传输线路以用于将射频和/或微波频率能量输送到连接至其的电外科器械。

介电材料41的不均匀多孔结构可以改进介电材料41的微波介电特性。换句话说，介电材料41可以是更有效的低损耗微波介电质。

在此实施方案中，内金属层43和外金属层45中的一者或两者可以是实心金属管，而不是金属涂层。这可以改进电缆的机械强度和结构完整性。

可替代地，内金属层43和外金属层45中的一者或两者可以是金属涂层并且可以形成在设置在内金属层43的内表面上或在外金属层45的外表面上的附加管状层上，以为电缆提供机械支撑。例如，这种附加管状层可以由ptfe或聚酰亚胺形成。

在图5中图示根据本发明的替代实施方案的电缆的一部分的示意图示。图5仅示出电缆的与其一般构造有关的选择细节，而未示出到电外科器械的连接。图5中的虚线旨在图示电缆的中心轴线。

图5中所图示的电缆47包括内金属层49和设置在该内金属层49的外表面上的介电层51。所述电缆还包括嵌入在介电层51中的编织金属结构53(其对应于外导电层)。

在一个实施方案中，可以通过在内金属层49的表面上挤压或者以其他方式形成介电层51的一部分、将编织金属结构53编织在介电层51的所述部分上并且然后在编织金属结构53上挤压或者以其他方式形成介电层51的剩余部分来制造此构造。

在替代实施方案中，涂覆在编织金属结构53顶的材料可以与编织金属结构53下面(内部)的材料不同。例如，编织金属结构53可以形成在介电层51上，然后可以在编织金属结构53上挤压或者以其他方式形成不同的材料。此不同的材料可以不是介电材料并且可以替代地为诸如聚酰亚胺的绝缘材料。

内金属层49可以包括实心金属管，或者可替代地可以是形成在另一管状层(未示出)(诸如ptfe或聚酰亚胺的管状层)的外表面上的金属涂层，例如银涂层。

在此实施方案中，编织金属结构通过编织涂覆有银的铜或钢丝而形成。当然，可以在其他实施方案中使用其他金属。

在此实施方案中，介电材料包括ptfe。

可以在本发明中使用以上所公开的任一种配置。也可以使用所描述的实施方案的变化。例如，在实施方案中，材料管的表面上的金属涂层可以替代地用实心金属管替换，并且反之亦然。

在本发明的一些实施方案中，电缆的外径可能由于其在该电缆附接到电外科器械的电缆端附近或电缆端处的长度的一部分而减小。这可以方便将电缆连接到电外科器械。

作为示例，这被图示在针对具有图1中所图示的配置的电缆的图6中。在图6中所图示的电缆55中，介电层7的厚度在与电缆55一端相邻的电缆55的长度的一部分57上减小。例如，介电层7的厚度可以在减小厚度部分中从0.4mm减小至0.2mm或0.1mm的厚度，使得电缆55的总直径在不改变电缆55的内径的情况下减小了0.4mm或0.6mm。尽管未示出，然而介电层7的边缘可以仍然像图1中所图示的那样后缩。在一个实施方案中，介电层7的厚度可以在与电缆一端相邻的20mm的长度上减小。例如，可以通过沿着介电层7往下用机器加工来实现厚度的减小。例如，具有减小厚度的电缆的部分的长度可以是20mm。可在实践中(在电缆中的可接受功率损耗方面)使用的减小厚度部分的最大长度取决于介电材料的具体厚度和介电材料的电特性。这可以通过模拟和/或测量针对特定配置来确定。

可以在其他实施方案中通过减小介电材料和其他管状层(如果存在)中的一个或多个的厚度以便减小电缆在连接有电外科器械的电缆一端处的外径来实现相同的效果。

可替代地，或者此外，可以通过减小电缆的内径来在它连接到电外科装置的端附近的部分中减小电缆的外径。

作为示例，这被图示在针对具有图1中所图示的配置的电缆的图7中。在图7中所图示的电缆59中，电缆的内径在电缆59的长度的一部分61上减小，方式是在该部分61中使电缆59的外壁朝内偏转或者移动使得电缆59的内径减小。例如，具有减小厚度的电缆的长度可以是20mm。

可利用以上所描述的其他实施方案通过朝内移动电缆的壁以减小电缆的内径来实现相同的效果。

在所描述的实施方案中的任一个中，如果电缆用于仅输送射频能量，则介电材料可以是适合的射频介电材料，诸如kapton或kapton聚酰亚胺，即具有比射频能量的电压足够大的击穿强度的介电材料。

在本发明的一些实施方案中，射频能量和微波频率能量两者使用内金属层和外金属层来输送。然而，在更高电压射频信号引起介电材料的电击穿的一些情况下可能存在风险。因此，在本发明的一些实施方案中，可以将射频信号与微波频率信号分开地输送到电外科器械。这可以通过使用内金属层和/或外金属导体以及定位在电缆中的中空孔中并沿着电缆中的中空孔延伸的导体来输送射频能量而实现。

这被图示在针对具有图1中所图示的配置的电缆的图8中。然而，相同的构思也适用于以上所描述的其他配置，即导体可以被定位在其他配置的中空芯中并且用于输送射频能量。在图8中所图示的电缆63中，导体65被定位在电缆63的中空芯中并且沿着电缆63延伸到电外科器械(未示出)。在一些实施方案中，导体65可以是为此目的而提供的金属杆或管。然而，在其他实施方案中，导体65可以是电外科器械的一部分或组件的导电外表面，所述组件诸如用于供应液体或气体的管或导线或拉线或其他控制装置的外壳。

导体65通过内管状层与电缆的内金属层和外金属层绝缘。例如，内管状层可以包括绝缘材料。

电缆63可连接到发生器，所述发生器被配置成通过导体65以及内金属层和/或外金属层向电缆供应射频信号并且通过内金属层和外金属层供应微波频率信号。因此，介电材料可以不经历足够的电压以使它电击穿，因为它可以仅被暴露在更低的电压微波频率信号下。

当内金属层和外金属层两者用于与中心导体65一起输送射频能量时，内金属层和外金属层可以在电缆的第二(近侧)端处电连接在一起。

利用此布置，可能有必要在电缆连接到电外科器械的电缆一端处提供一个或多个组件以防止射频信号能够沿着内金属层和外金属层的微波传输路径向后行进，和/或以防止微波信号沿着导体65向后行进。否则，介电材料可以仍然被暴露在高电压信号下并且可以仍然处于击穿的风险下。

可替代地，或者附加地，在一个实施方案中电缆可以被配置为使得可沿着电缆向后轴向地拉导体65以在正向电外科器械输送仅微波频率能量时断开导体65与电外科器械之间的电连接，以防止微波频率能量沿着导体65行进。

为了减小在上述实施方案中的任一个中发生介电质或空气间隙的电击穿的风险，可以在电缆的一个或多个部分周围(例如，在很可能击穿的区域处，诸如在一个或多个层的各端处)设置低损耗流体或润滑脂或其他材料，以减小发生电击穿的风险。

图9示出根据本发明的实施方案的用于将电外科器械连接到电缆使得该电外科器械可相对于该电缆旋转的第一种配置。图9中所图示的电缆具有基于图1中所图示的配置的配置(但是各个层的材料和/或厚度可以是不同的)。所述电缆还包括设置在外金属层9的外表面上的保护护套或覆盖物或涂层67以保护外金属层9并且以使外金属层9电绝缘。

电外科器械可连接到电缆，使得它可使用旋转器转轴69相对于电缆旋转。旋转器转轴69包括具有较小内径的第一部分71和具有较大内径的第二部分73。在此实施方案中，第一部分71和第二部分73具有相同的外径，但是这不是必要的。旋转器转轴69可以包括一段管(一部分或一件短管)。然而，如在下面所讨论的，在其他实施方案中旋转器转轴69可以不包括一段管。

旋转器转轴69被定位在电缆的第一端的外部周围。

旋转器转轴69被定位在电缆的第一端上，使得第一部分71的内表面面对内金属层5，所述金属层在介电层7(和外金属层9)的边缘11与内管状层3(和内金属层5)的边缘13之间的区域中暴露。第一部分71的内表面被配置为使得第一部分71的内表面的至少一部分接触内金属层5以便在第一部分71的内表面的至少一部分与内金属层5之间实现电连接，并且使得第一部分71的内表面可在仍然维持该电连接的同时相对于内金属层5旋转(例如滑动)。

例如，这可以通过具有对应于(即相同或者稍微大于)内金属层5的外径的内径的第一部分71的内表面并且通过用导电材料部分地或完全地涂覆的第一部分71的内表面来实现。可替代地，这可以通过具有大于内金属层5的外径的直径并且包括被偏置以与内金属层5接触的一个或多个导电元件(诸如弹簧垫、弹簧翼、弹簧片或弹簧突起)的第一部分71的内表面来实现，使得一个或多个导电元件形成到内金属层5的弹簧电连接并且可在滑动/旋转的同时维持此电连接。

此外，旋转器转轴69被定位在电缆的第一端上，使得第二部分73的内表面面对外金属层9。第二部分73的内表面被配置为使得第二部分73的内表面的至少一部分接触外金属层9以便在第二部分73的内表面的至少一部分与外金属层9之间实现电连接，并且使得第二部分73的内表面可在仍然维持该电连接的同时相对于外金属层9旋转(例如滑动)。

例如，这可以通过具有对应于(即相同或者稍微大于)外金属层9的外径的直径的第二部分73的内表面并且通过用导电材料部分地或完全地涂覆的第二部分73的内表面来实现。可替代地，这可以通过具有大于外金属层9的外径的直径并且包括被偏置以与外金属层9接触的一个或多个导电元件(诸如弹簧垫、弹簧翼、弹簧片或弹簧突起)的第二部分73的内表面来实现，使得一个或多个导电元件形成到外金属层9的弹簧电连接并且可在滑动/旋转的同时维持此电连接。

图10示出根据本发明的实施方案的用于将电外科器械连接到电缆使得该电外科器械可相对于该电缆旋转的第二种配置。图10中所图示的电缆具有基于图2中所图示的配置的配置(但是层的材料和/或厚度可以是不同的)。所述电缆还包括设置在外管状层25的外表面上以保护外管状层25的保护护套或覆盖物或涂层67。

电外科器械可连接到电缆，使得它可使用旋转器转轴75相对于电缆旋转。旋转器转轴75包括具有较大外径的第一部分77和具有较小外径的第二部分79。在此实施方案中第一部分77和第二部分79具有相同的内径，但是这不是必要的。旋转器转轴75可以包括一段管(一部分或一件短管)，但是如在下面所描述的，在一些实施方案中情况可以不是这样的。

旋转器转轴75被定位在电缆的第一端上，同时旋转器转轴75基本上容纳在电缆内部。

旋转器转轴75被定位在电缆的第一端上，使得第一部分77的外表面面对外金属层23，所述外金属层在外金属层23(和外管状层25)的边缘29与介电层21(和内金属层19)的边缘27之间的区域中暴露。第一部分77的外表面被配置为使得第一部分77的外表面的至少一部分接触外金属层23以便在第一部分77的外表面的至少一部分与外金属层23之间实现电连接，并且使得第一部分77的外表面可在仍然维持该电连接的同时相对于外金属层23旋转(例如滑动)。

例如，这可以通过具有对应于(即相同或者稍微小于)外金属层23的内径的直径的第一部分77的外表面并且通过用导电材料部分地或完全地涂覆的第一部分77的外表面来实现。可替代地，这可以通过具有小于外金属层23的内径的直径并且包括被偏置以与外金属层23接触的一个或多个导电元件(诸如弹簧垫、弹簧翼、弹簧片或弹簧突起)的第一部分77的外表面来实现，使得一个或多个导电元件形成到外金属层23的弹簧电连接并且可在滑动/旋转的同时维持此电连接。

此外，旋转器转轴75被定位在电缆的第一端上，使得第二部分79的外表面面对内金属层19。第二部分79的外表面被配置为使得第二部分79的外表面的至少一部分接触内金属层19以便在第二部分79的外表面的至少一部分与内金属层19之间实现电连接，并且使得第二部分79的外表面可在维持电连接的同时相对于内金属层19旋转(例如滑动)。

例如，这可以通过具有对应于(即相同或者稍微小于)内金属层19的内径的直径的第二部分79的外表面并且通过用导电材料部分地或完全地涂覆的第二部分79的外表面来实现。可替代地，这可以通过具有小于内金属层19的内径的直径并且包括被偏置以与内金属层19接触的一个或多个导电元件(诸如弹簧垫、弹簧翼、弹簧片或弹簧突起)的第二部分79的外表面来实现，使得一个或多个导电元件形成到内金属层19的弹簧电连接并且在滑动/旋转的同时维持此电连接。

图11示出根据本发明的实施方案的用于将电外科器械连接到电缆使得该电外科器械可相对于该电缆旋转的第三种配置。图11中所图示的电缆具有基于图3中所图示的配置的配置(但是层的材料和/或厚度可以是不同的)。所述电缆还包括设置在外表面上的保护护套或覆盖物或涂层67。

此外，在图11中所图示的配置中，外金属层37包括越过介电材料35的边缘延伸使得它在电缆的内环状表面上被暴露的一部分37b。例如，部分37b可以包括中空实心金属管或圆柱体。在外金属层37为中空实心金属管或圆柱体的情况下，部分37b可以是外金属层37的整体延伸。可替代地，在外金属层37是金属涂层的情况下，部分37b可以是例如通过与外金属层37物理接触而电连接到外金属层37的单独的导电部分。在一个实施方案中，可以将部分37b设置(例如涂覆)在保护护套67的内表面上。

电外科器械可连接到电缆，使得它可使用旋转器转轴81相对于电缆旋转。旋转器转轴81包括具有较大外径的第一部分83和具有较小外径的第二部分85。在此实施方案中第一部分83和第二部分85具有相同的内径，但是这不是必要的。旋转器转轴81可以包括一段管(一部分或一件短管)，但是如在下面所讨论的，在一些实施方案中情况可以不是这样的。

旋转器转轴81被定位在电缆的第一端上，同时旋转器转轴81基本上容纳在电缆内部。

旋转器转轴81被定位在电缆的第一端上，使得第一部分83的外表面面对外金属层37的部分37b。第一部分83的外表面被配置为使得第一部分83的外表面的至少一部分接触部分37b以便在第一部分83的外表面的至少一部分与部分37b之间实现电连接，并且使得第一部分83的外表面可在仍然维持该电连接的同时相对于部分37b旋转(例如滑动)。

例如，这可以通过具有对应于(即相同或者稍微小于)部分37b的内径的直径的第一部分83的外表面并且通过用导电材料部分地或完全地涂覆的第一部分的外表面来实现。可替代地，这可以通过具有小于部分37b的内径的直径并且包括被偏置以与部分37b接触的一个或多个导电元件(诸如弹簧垫、弹簧翼、弹簧片或弹簧突起)的第一部分83的外表面来实现，使得一个或多个导电元件形成到部分37b的弹簧电连接并且在滑动/旋转的同时维持此电连接。

此外，旋转器转轴81被定位在电缆的第一端上，使得第二部分85的外表面面对内金属层33。第二部分85的外表面被配置为使得第二部分85的外表面的至少一部分接触内金属层33以便在第二部分85的外表面的至少一部分与内金属层33之间实现电连接，并且使得第二部分85的外表面可相对于外金属层33旋转(例如滑动)并且可在旋转的同时维持该电连接。

例如，这可以通过具有对应于(即相同或者稍微小于)内金属层33的内径的直径的第二部分85的外表面并且通过用导电材料部分地或完全地涂覆的第二部分85的外表面来实现。可替代地，这可以通过具有小于内金属层33的内径的直径并且包括被偏置以与内金属层33接触的一个或多个导电元件(诸如弹簧垫、弹簧翼、弹簧片或弹簧突起)的第二部分85的外表面来实现。

在上述配置中的任一种中，旋转器转轴可以是电外科器械的不可分割的部分。可替代地，旋转器转轴可以(电和机械方式)连接到电外科器械。例如，旋转器转轴和电外科器械可以包括一个或多个对应的突起和/或凹部以用于将电外科器械连接到旋转器转轴。可替代地，电外科器械可以通过例如经由焊接或者经由粘合剂或粘接材料使电外科器械的一个或多个部分固定到旋转器转轴而连接到旋转器转轴。可替代地，或者此外，旋转器转轴可以具有用于电连接到电外科器械的对应端子的电连接端子，以便在旋转器转轴与电外科器械之间提供双极电连接。因此，通过使电外科器械和整体或连接的旋转器转轴相对于电缆旋转，电外科器械可以相对于电缆旋转。

在以上所描述的配置中的任一种中，例如通过在多个不同的位置处在旋转器转轴的一部分与所对应的金属层之间发生的物理接触，可以在旋转器转轴的部分上的多个不同的位置处实现旋转器转轴的一部分与所对应的金属层之间的电连接。例如，在多个位置处实现电连接的优点是相对于在仅一个位置处具有电连接的布置电容将减小。

此外，或者可替代地，导电润滑脂可以存在于旋转器转轴的部分与所对应的金属层之间的任何间隙之间，以在旋转器转轴的部分与所对应的金属层之间提供更均匀的电连接。

旋转器转轴可以包括被选择性地涂覆有导电材料以便与内金属层和外金属层形成滑动电连接的绝缘材料。例如，旋转器转轴的各部分可以在内表面或外表面上被选择性地涂覆有导电材料的一个或多个环状带和/或轴向条以便与对应的金属层形成滑动电连接。

在旋转器转轴包括一段管的情况下，可以通过(取决于电缆的特定配置)在旋转器转轴的部分的内表面或外表面周围设置导电材料的环状环或带来实现到金属层的电连接。这些导电带然后可以电连接到旋转器的端面上的端子以便通过定位在旋转器转轴的内部或外部表面上的导电材料的路径而电连接到电外科器械。

旋转器转轴可以包括绝缘材料，所述绝缘材料被选择性地涂覆有导电材料以留下适当的连接端子以用于连接到电外科器械。

用导电材料对旋转器转轴的选择性涂覆可以通过首先施加均匀涂层并且然后通过去除(例如通过蚀刻)材料的适当区域来实现。

在所有的上述实施方案中，旋转器转轴包括与电缆的中空管的中心通路连续的纵向通路(在这些实施方案中为中心封闭通道或孔)。

在一些实施方案中，旋转器转轴的第一部分和/或第二部分(即，具有不同的内径或外径的部分)可以是中空管(或管道)的段。换句话说，所述部分的外表面可以在所述部分的中心轴线周围跨越360度的角度以在中心轴线周围形成封闭回路(或圆)。

然而，在其他实施方案中旋转器转轴的第一部分和/或第二部分可以包括其中中空管的各部分已被省略或者去除的中空管(或管道)的段，使得所述部分的外表面在所述部分的中心轴线周围跨越不到360度的角度并且不形成封闭环路。

例如，图12a图示使用已去除或者省略(例如切割，例如通过激光切割)一部分的管(或管道)来形成到管状金属层的旋转电连接的基本构思。当然，在其他实施方案中可以按照除去除现有管的一部分以外的方式做出具有基于图12a中所图示的配置的配置的第一部分。例如，可以通过模制或者以其他方式形成第一部分的形状而不是形成管并且然后去除它的部分来做出具有基于图12a中所图示的配置的配置的第一部分。

在图12a中，金属层87被设置在中空材料管89的外表面上。例如，材料管89可以是内管状层3并且金属层87可以是图1和图9的内金属层5，或者材料管89可以是介电材料7并且金属层87可以是图1和图9的外金属层9。

在图12a中，使用部分管91(已从管的圆周去除或者省略了轴向条使得该管的外圆周不在管的中心轴线周围形成封闭回路的管)来实现到金属层87的旋转电连接。在此实施方案中，部分管91包括具有与金属层87的外表面类似的(即相同的或较小的)初始直径的管，轴向条已在圆周之外被从所述管切割，使得部分管的外表面不再在部分管91的中心轴线周围形成封闭回路(或圆)。在图12a中，部分管91已伸长以适合装配在金属层87的外表面周围以在部分管91与金属层87之间提供弹簧安全和旋转连接。部分管91在多个位置中(例如，在部分管91的中心区域中并且在部分管91的在轴向方向上延伸的边缘处)朝内压在金属层87上。

部分管91的各面可被认为是夹紧金属层的外表面的弹簧翼。

部分管91可以由自然弹簧材料(例如聚酰亚胺)形成。

部分管91在其内表面上包括沿着部分管91轴向地延伸的导电条93。导电条93被定位在部分管91的中心位置处，在所述中心位置处部分管91接触金属层87。因此，当部分管91相对于金属层87旋转时，始终在导电条93与金属层87之间形成安全电连接。

图12b是定位在图1中所图示的电缆配置的内金属层5周围的部分管91的示意图示。图12c是示出内表面上的导电条93的部分管91的内表面的示意图示。

图12a至图12c仅示出被形成到单个金属层的可旋转电连接。当然，在本发明的实施方案中可以设置两个此类部分管91a、91b以便形成到电缆的内金属层和外金属层的可旋转电连接。例如，在图12b中，与第一部分管91a相比具有更大直径的第二部分管91b能被定位在外金属层9周围以便形成到外金属层9的可旋转电连接。两个部分管可以整体地形成，或者可以机械地连接或者附接在一起。

图12d和图12e图示包括第一部分管91a和第二部分管91b的旋转器转轴的示例，所述第一部分管用于形成到内金属层的可旋转电连接，所述第二部分管用于形成到外金属层的可旋转电连接。第一部分管91a和第二部分管91b由相同的绝缘材料(例如，聚酰亚胺)整体地形成并且被选择性地涂覆有导电材料以用于形成到金属层的适当的电连接。

如上所述，部分管可以被定位在所对应的金属层的外部周围以便形成到金属层的弹簧连接。可替代地，在其他实施方案中可以通过设置由具有大于金属层的内径的初始直径的管形成的部分管91来实现到材料管的内部上的金属层的等效可旋转电连接，使得部分管91被压缩以适合装配在金属层内部并且在多个地方中朝外压靠金属层。此布置被图示在图12f中，图12f示出部分管91，其已被压缩以适合装配在管内部使得部分管91的翼朝外压靠管的内部从而形成到管的内部的弹簧连接。

图12a至图12e中所图示的部分管全部具有开路通道形式的纵向通路，所述纵向通路通过部分管的壁粘接在其圆周的仅一些上，所述部分管的壁与电缆的中空管的中心通路连续。

图13是旋转器转轴的替代配置的示意图示，所述旋转器转轴用于使得能实现连接到旋转器转轴(或者与其成一体)的电外科器械与电缆之间的电连接和相对旋转。

旋转器转轴95具有与图10和图11中所图示的配置类似的配置。换句话说，旋转器转轴95包括具有较大外径的第一部分97和具有较小外径的第二部分99。旋转器转轴95主要由绝缘材料形成。例如，它可以至少部分地由模制塑料制造。旋转器转轴95的第一部分97包括一个或多个不可分割的弹簧垫101a并且第二部分99包括一个或多个不可分割的弹簧垫101b。弹簧垫101a、101b在它们的自然(或静止)状态下分别从第一部分97或第二部分99的外表面突出或者伸出并且可逆着弹簧力的作用朝向相应的外表面向后位移，所述弹簧力作用来将它们返回到它们的自然(或静止状态)。弹簧垫101a、101b的外表面被涂覆有导电材料。

因此，当旋转器转轴95利用容纳在内金属层内部的第二部分99和容纳在外金属层内部的第一部分97被定位在电缆的一端上时，例如如图10或图11中所图示，第二部分99上的弹簧垫101b将接触内金属层并且(由于它被向后压和所得到的弹簧力)将朝向内金属层偏置。因此将在旋转器转轴95与内金属层之间形成安全且可靠的弹簧连接，所述弹簧连接使得能实现旋转器转轴95与内金属层之间的旋转并且通过涂覆在弹簧垫101b上的导电材料来电连接旋转器转轴95和内金属层。对应连接通过第一部分的弹簧凸耳101a接触并且朝向外金属层偏置而形成在旋转器转轴95与外金属层之间。

导电材料的一个或多个路径(即线路或部分)可以形成在旋转器转轴95上以便将弹簧垫101a、101b上的导电材料电连接到用于将旋转器转轴连接到电外科器械的端子，所述端子可以位于旋转器转轴的端面上。例如，这些路径可以沿着旋转器转轴95的内或外环状表面往下通过。

可以使用具有诸如图9中所图示的配置的配置的对应的旋转器转轴，在图9中第一和第二金属层被设置在管状层的外表面上并且旋转器转轴的第一和第二部分被设置在金属层的外侧上。在那种情况下，弹簧垫可以在它们的自然(或静止)状态下分别从第一部分或第二部分的内表面朝内突出或者凸出，以便在所述部分与定位在所述部分内部的相应的金属层之间形成弹簧连接。

在以上所描述的实施方案中的任一个中，旋转器转轴的轴向位置可以是固定的，以防止旋转器转轴轴向地移动(并且因此断开电连接)。这可以在一个实施方案中通过在旋转器转轴和电缆上设置一个或多个凸出部和/或对应的突起来实现，所述一个或多个凸出部和/或对应的突起相互作用以防止旋转器转轴轴向地移动。在一个实施方案中，电缆可以具有穿过电缆的整个宽度的一个或多个孔隙，例如激光切割的孔隙。旋转器转轴可以在其表面中具有当旋转器转轴处于正确的轴向位置中时与一个或多个孔隙对齐的一个或多个环状通道或凹部。可以将挡块装配到一个或多个孔隙中，使得它通过孔隙突出并且进入到旋转器转轴中所对应的环状通道或凹部中。因此，当块在适当位置时旋转器转轴可自由地旋转，因为块被容纳在环状通道或凹部中并且可在旋转期间沿着它移动。然而，旋转器转轴被防止轴向地移动，因为块邻接环状凹部或通道的轴向壁。

可以在电缆上设置外保护护套以防止所述块在电缆的操作期间被从孔隙中去除。

在一个实施方案中，一个或多个块也可以用于将电信号从内金属层或外金属层传送到电缆的外部。因此，所述块可以执行双重功能，这可以减小所需组件的数量。

在以上所描述的实施方案中的任一个中，如图6和图7中所示电缆可以在其第一端处变窄。这可以提供用于在电缆的第一端处连接诸如旋转器转轴的旋转部分的更多空间。

图14示出根据本发明的实施方案的电缆的另一种配置，其中电外科器械可相对于所述电缆旋转。在图14中所图示的实施方案中，电缆被分成两个主要元件。第一元件包括介电材料层103，其中外金属层105被设置(例如涂覆)在其外表面上并且保护层107被设置在外金属层105的外表面上。

第二元件包括具有设置(例如涂覆)在其外侧上的内金属层111的内管状层109。内管状层109被定位在介电材料层103内部，使得内金属层111与介电材料层103相邻。然而，内金属层111不附接或者连接到介电材料层103并且能够相对于介电材料层滑动，使得第二元件可相对于第一元件旋转。

第二元件还包括附接在第二元件的第一端处的电外科器械113。在与电外科器械113相邻的区域中，另一介电材料层115被设置在内金属层111上，与介电材料层103和外金属层105的一端相邻。另一介电材料层115具有大于介电材料层103和外金属层105的组合厚度的厚度。此外，另一外金属层117被设置在另一介电材料层115的外表面上，使得它在相反方向上从另一介电材料层115的边缘向电外科器械轴向地延伸，以便与外金属层105的暴露部分重叠。另一外金属层117在重叠的区域中接触外金属层105，从而在外金属层105与另一外金属层117之间形成电连接。另一外金属层117可相对于外金属层105滑动，使得第二元件在仍然维持电连接的同时可相对于第一元件旋转。

因此，第一元件与第二元件之间的连接是这样的，即可在维持到电外科器械的双极电连接的同时使电外科器械和第二元件相对于第一元件(即电缆的外部)旋转。

利用此配置，能够既相对于电缆使电外科器械旋转又相对于电缆轴向地移动电外科器械。这可以允许良好地控制电外科器械的定向和定位。

现在将讨论如何使在电缆的一端处连接的电外科器械旋转的一些具体示例配置。

在一个实施方案中，可以通过将诸如杆、线、电缆或管的致动器连接到电外科器械并且通过使该致动器旋转以直接使电外科器械旋转来使电外科器械旋转。这在一些情况下可以提供电外科器械的可接受的旋转控制。然而，本发明人已认识到在一些情况下，这种类型的控制可以导致在一系列跳跃(或颠簸)或间歇突然改变中发生电外科器械的旋转，这在许多应用中可能是不希望的。这被认为是因为致动器中的弯曲引起摩擦和转矩压力。

本发明人已认识到可以通过以下方式来克服此问题：通过推或者拉诸如杆、线、电缆、管或管道的致动器以相对于电外科器械轴向地移动它来引起电外科器械的旋转并且通过在致动器与电外科器械之间设置将此轴向移动转换成电外科器械的旋转移动的界面。本发明人已认识到致动器的轴向拉和推移动即使在电缆弯曲的情况下也沿着电缆平稳地传送，使得可实现电外科器械的平稳旋转。

在一个实施方案中，如图15中所图示，这通过在致动器121的外表面上设置凸起的螺旋线119来实现，所述致动器121在此实施方案中是中空柔性管道。对应的旋转器123被设置在(直接或者通过其他部分或组件间接)连接到电外科工具的螺旋线119上方。旋转器123包括中空管或管道。旋转器123具有用于使旋转器123跟随凸起的螺旋线119的路径的某个装置或结构。例如，旋转器123可以具有用于容纳凸起的螺旋线119的曲面通道或凹槽。旋转器123通过图15中未图示的某个装置被防止随着致动器121而轴向地移动，在下面对此进行更详细的讨论。因此，当致动器121相对于旋转器123轴向地移动时，旋转器123被保持在同一轴向位置中并且使得通过凸起的螺旋线119与旋转器123之间的相互作用而相对于致动器121旋转。

在图15中所图示的实施方案中，凸起的螺旋线119包括按照螺旋图案在致动器121周围弯曲的线。然而，在其他实施方案中可以不同地配置凸起的螺旋线119。例如，在一个实施方案中凸起的螺旋线119可以包括被切割(例如激光切割)以产生螺旋形状并且然后附接(例如粘接)到致动器121的外部上的管。可替代地，凸起的螺旋线119可以通过例如通过激光蚀刻从致动器121的外表面选择性地去除材料而形成在致动器121的外表面上，使得致动器121和凸起的螺旋线119由单个管形成。

在此实施方案中，凸起的螺旋线119包括单个非常小的低螺距螺纹。这可以使得旋转器123能够在致动器121上具有良好轴承，从而给予它平稳的旋转动作。

因为在此实施方案中致动器121是中空管道，所以诸如液体或气体进料或拉线或其他致动器的其他组件可在电缆使用时穿过该中空管道。因此，用于使电外科器械旋转的致动不会显著地限制通过中空电缆提供其他组件。

图15中所图示的旋转器123可以与先前描述的旋转配置中的任一个成一体，或者连接到先前描述的旋转配置中的任一个，诸如图9至图13中所图示的旋转转轴或图14中所图示的第二元件，从而使得能够在这些实施方案中的任一个中使电外科工具准确地旋转。

在一些实施方案中，旋转器123可以在轴向方向上比图15中所示的旋转器123明显要长。这可以提供用于提供密封的附加空间。

在其他实施方案中，用以将致动器的线性运动转换成旋转器的旋转的致动器与旋转器之间的相互作用可以与图15中所图示的相互作用不同。例如，不是具有凸起的螺旋线，而是致动器可以替代地在其外表面上具有螺旋凹槽或狭槽，并且旋转器可以具有跟随器(例如诸如引脚的突起)，所述跟随器被容纳在螺旋凹槽或狭槽中，使得该跟随器跟随凹槽或狭槽的路径。因此，当致动器轴向地移动并且旋转器的轴向位置固定时，使旋转器旋转。

在替代实施方案中，旋转器可以替代地包括螺旋凹槽或狭槽并且致动器可以包括容纳在旋转器的螺旋凹槽或狭槽中的跟随器。因此，当致动器轴向地移动并且旋转器被防止轴向地移动时，使旋转器旋转。这被图示在图16中，其中致动器121包括跟随器125并且旋转器123在其内表面上具有螺旋凹槽127以用于容纳跟随器125。

如以上所讨论的，为了在上述配置中实现旋转器的旋转，旋转器被防止轴向地移动。在一些实施方案中，这可以通过在电缆一端设置挡块(诸如环或突起)以便防止旋转器轴向地位移比挡块更远来实现。在其他实施方案中，可以将外部盖或套管装配在电缆上方，所述盖或套管具有挡块，诸如环或突起，以用于防止旋转器轴向地位移比挡块更远。

在其他实施方案中，电缆端的直径可以像图7中所图示的那样并且/或者通过诸如卷边或热收缩的其他手段来防止旋转器逃离电缆端或者通过在电缆一端处形成凸缘或环而减小。

在一些实施方案中，致动器还可以被配置成与电缆或者与电缆的柄相互作用，使得致动器被防止相对于电缆旋转。这可以改进旋转器的旋转并且/或者变得更易于使旋转器旋转。这可以例如通过在致动器的表面中提供其中容纳电缆或柄的内表面上的跟随器(例如诸如引脚的突起)的线性轴向凹槽或狭槽来实现。替代地，线性轴向凹槽或狭槽可以形成在电缆或柄的表面中，其中容纳在致动器的表面上的跟随器(例如，突起或引脚)。

为了向致动器赋予轴向运动，可以在电缆的近侧端处设置第二螺旋界面，由此控制旋钮等的旋转被转换成致动器的轴向移动。

在一些配置中先前所描述的旋转器转轴和先前所描述的旋转器可以组合(例如，附接在一起)以形成单个组件。

图17a示出其中旋转器转轴和旋转器组合在一起的示例。图17a中所图示的布置包括第一部分129和第二部分131。第一部分129包括在外部上涂覆有导电材料的材料管。如关于旋转器转轴先前所讨论的，第一部分此外包括与材料管的一端间隔开的部分管133，以便定位在电缆的外金属层的外表面周围。部分管133在其内部上具有导电涂层以用于实现到外金属层的电连接。

第二部分131包括在外部上涂覆有导电材料的材料管。已经从材料管切去螺旋狭槽，以便与致动器上的跟随器(未示出)相互作用。第二部分131因此作为如上所述的旋转器。

如关于旋转器转轴先前所讨论的，第二部分131具有与材料管相邻以便定位在电缆的内金属层的外表面周围的部分管135。

如图17b中所示，第二部分131可以是第一部分129内部的滑道并且固定在第一部分129内部以形成组合的旋转器转轴和螺旋线(旋转器)。

如图17c中所示，经组合的旋转器转轴和螺旋线然后可连接到具有与图1中所图示的配置相对应的配置的电缆。因此，在经组合的旋转器转轴及螺旋线与电缆之间形成可旋转双极电连接，并且可通过轴向地移动致动器来使经组合的旋转器转轴和螺旋线旋转，所述致动器可以是贯穿电缆中的中空通路的轴向地滑动的套管等。

电外科工具然后可连接到经组合的旋转器转轴和螺旋线的自由端(图17c中的左端)。图17c未示出到电外科器械的电连接界面。然而，该连接界面可以包括例如电缆上且电外科器械上的对应导电凹部和/或突起，诸如金属箔凸耳、引脚或线和对应的孔或开口，或电缆和电外科器械上的直接物理接触或者电接触(例如使用线)的对应的电连接端子。

在一些情况下，可能有必要将具有图1中所图示的配置的电缆(其中金属层被设置在内管状层和介电材料管的外表面上)转换为其中金属层可从这些层的内部凹进的配置。在一个实施方案中，这可以通过在内管状层和介电材料管的各端处设置对应大小的实心金属管来实现。导电箔可用于将实心金属管通过机械和电方式连接到相应的金属层，从而允许从实心金属管的内表面获得到金属层的电连接。因此，如图10中所图示的旋转器转轴能与具有图1中所图示的配置的电缆一起使用。

相同的构思也可以用于将具有图2中所图示的配置的电缆(其中金属层被设置在介电材料和外管状层的内表面上)转换为其中金属层可从那些层的外部凹进的配置。

可替代地，在内部上具有金属涂层的陶瓷套环可连接到内管状层端，使得可从陶瓷套环的内部获得到内金属层的电连接。此外，在电外科器械连接端处具有内部金属涂层并且在那端处具有金属环的外护套可被定位在外金属层方，并且可从金属环的内部获得到外金属层的电连接。

在一个实施方案中，可将来自涂覆在内管状层的外部上的内金属层的电信号传送到待用作滑动电连接的金属环。这可通过将内管状层的远侧端定位为使得它从介电层(在其外表面上被涂覆外金属层)的远侧端后缩来实现。从内管状层的远侧端的近侧延伸到内管状层的远侧端的远侧的介电层的内部的一部分可用导电材料涂覆。因此，来自内金属层的电信号被传送到介电层的内部上的部分，因为此部分与内金属层接触。金属环(或管)可滑动到介电层的远侧端，使得它与内管状层的远侧端相邻。因为金属环与用导电材料涂覆的介电层的内部上的部分接触，所以该金属环甚至在该金属环滑动地移动远离内管状层时也电连接到内金属层(条件是金属环的至少一部分保持与介电层的内部上的部分接触)。因此，金属环包括到内金属层的滑动电连接，这可以允许(直接或间接)连接到该金属环的电外科器械在仍然保持与内金属层电接触的同时相对于内金属层轴向地滑动。