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，并且特别地涉及包括中空管的这种电缆。

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、环绕内导体的介电材料的管状层和环绕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收容电外科器械的拉线的附加管，并且已知将常规电缆和收容拉线的管收容在单个保护套/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，并且此离心配置可以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。

最一般地，本发明涉及一种用于向电外科器械发送射频和/或微波频率能量的中空电缆，其中所述中空电缆被设置有用于与所述电外科器械形成双极电连接的电连接器。

根据本发明的一个方面，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；

所述电缆的所述第一端处的第一端子，所述第一端子被布置成在所述内导电层与所述电外科器械的第一协作端子之间形成电连接；

所述电缆的所述第一端处的第二端子，所述第二端子被布置成在所述外导电层与所述电外科器械的第二协作端子之间形成电连接。

因此，所述电缆可通过电连接所述第一端子和所述第一协作端子并且通过电连接所述第二端子和所述第二协作端子而连接到电外科器械以与该电外科器械形成双极电连接。所述电缆然后可用于将射频或微波频率能量输送到所述电外科器械。

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。所述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的功率输送到电外科器械。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。

所述第一和第二端子可以被布置成通过分别电连接到所述内导电层或所述外导电层并且通过被定位在它们可接近所述电外科器械的对应端子的地方而形成到所述电外科器械的第一和第二对应端子的电连接。

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。

端子与对应端子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端子的所述端子与所述对应端子之间的界面。例如，可以在所述端子与所述对应端子之间存在直接接触，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端子。

根据本发明的所述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。

所述第一端子可以包括在轴向方向上从所述电缆的所述第一端延伸并且电连接到所述内导电层的第一导电突起。所述第一导电突起可以是在一般轴向方向上从所述电缆的所述第一端凸出、突出或者延伸的任何导电部分。所述第一导电突起可以不只在所述轴向方向上(即与所述轴向方向平行地)延伸并且替代地也可以在所述电缆的朝外(例如径向)方向上延伸。换句话说，所述第一导电突起可以以与所述轴向方向成一个角度延伸。所述第一导电突起可以与所述电缆的一部分整体地形成，或者附接或连接到所述电缆。

所述第一导电突起可以被布置(例如定位和/或成形)为被容纳在所述电外科器械的对应第一凹部中，例如形成在所述电外科器械的端面上。换句话说，所述电外科器械的所述第一对应端子可以是在所述电外科器械上用于容纳所述第一导电突起的对应第一凹部。所述内导电层与所述电外科器械之间的电连接因此可以通过被容纳在所对应第一凹部中的所述第一导电突起而形成。

所述第二端子可以包括在轴向方向上从所述电缆的所述第一端延伸并且电连接到所述外导电层的第二导电突起。所述第二导电突起可以是在一般轴向方向上从所述电缆的所述第一端凸出、突出或者延伸的任何导电部分。所述第二导电突起可以不只在所述轴向方向上(即与所述轴向方向平行地)延伸并且替代地也可以在所述电缆的朝外(例如径向)方向上延伸。换句话说，所述第二导电突起可以以与所述轴向方向成一个角度延伸。所述第二导电突起可以与所述电缆的一部分整体地形成，或者附接或连接到所述电缆。

所述第二导电突起可以被布置(例如定位和/或成形)为被容纳在所述电外科器械的对应第二凹部中，例如形成在所述电外科器械的端面上。换句话说，所述电外科器械的所述第二对应端子可以是在所述电外科器械上用于容纳所述第二导电突起的对应第二凹部。所述外导电层与所述电外科器械之间的电连接因此可以通过被容纳在所述对应第二凹部中的所述第二导电突起而形成。

所述第一导电突起和/或所述第二导电突起可以是刚性的。因此，所述第一导电突起和/或所述第二导电突起除了提供上述电连接之间之外还可以提供所述电缆与所述电外科器械之间的安全机械连接。例如，在所述第一导电突起和所述第二导电突起被容纳在所述电外科器械的面上的对应凹部中时，所述电缆可以通过被容纳在所述对应凹部中的所述导电突起经由电且机械方式连接到所述电外科器械。

所述第一导电突起和/或所述第二导电突起可以包括导电突耳、导电翅片、导电杆、导电引脚、导电线，或实际上任何其他细长的导电构件。

所述第一导电突起和/或所述第二导电突起可以由金属制成。

所述第一端子和所述第二端子可以位于所述电缆相对于所述电缆的中心轴线的相对侧。换句话说，所述第一端子和所述第二端子皆可以位于与所述电缆的所述中心轴线垂直并且穿过所述电缆的所述中心轴线的线上。此配置可以方便将所述电缆连接到所述电外科器械，并且，在所述第一端子和所述第二端子包括刚性突起的情况下，也可以改进所述电缆与所述电外科器械之间的机械连接的强度和稳定性。

所述第一导电突起可以在所述轴向方向上从定位在所述内导电层周围并且电连接到所述内导电层的导电带延伸，其中所述第一导电突起可以与所述导电带成一体。例如，所述导电带可以基本上围绕所述内导电层并且所述第一导电突起可以从所述导电带的边缘的一部分起延伸。

所述导电带可以被管状段(例如，介质管的小段)覆盖，并且所述管状段的边缘可以与所述内导电层的边缘齐平，同时所述第一导电突起越过所述管状段的所述边缘延伸。

所述第二导电突起可以在所述轴向方向上从定位在所述外导电层周围并且电连接到所述外导电层的导电带延伸，其中所述第二导电突起与所述导电带成一体。例如，所述导电带可以基本上围绕所述外导电层并且所述第二导电突起可以从所述导电带的边缘的一部分起延伸。

所述第一导电突起和/或所述第二导电突起以及所述整体导电带可以包括导电箔，例如导电金属箔。

在所述电缆包括所述第一导电突起和所述第二导电突起的情况下，所述第一导电突起和所述第二导电突起可以由连接到所述电缆的所述第一端的管段支撑。例如，所述电缆的一端可以具有有角表面并且具有对应有角表面的管段可以连接到所述电缆的所述端。所述管段可以通过具有用于容纳所述第一导电突起和所述第二导电突起的对应通道、孔或管腔来支撑所述第一导电突起和所述第二导电突起。所述管段可以被成形为使得所述第一导电突起和所述第二导电突起在所述管段的第一端附接到所述电缆时从所述管段的第二端延伸。所述第一导电突起和所述第二导电突起可以附接或者固定到所述管段。术语管段意指短长度的管。

所述第一导电突起可以在所述介电材料和所述外导电层被省略的区域中电连接到所述内导电层。例如，可以切去或者去除所述外导电层和所述介电材料的一部分或段以使所述内导电层在所述电缆的外环状表面上的区域暴露。所述第一导电突起然后可通过与所述内导电层的已暴露区域物理(或电)接触而电连接到所述内导电层。这可以使得所述第一导电突起能够连接到所述内导电层，而不用所述第一导电突起显著地延伸到所述电缆的中空内部或所述电缆的外部中。已暴露区域的剩余部分然后可以被覆盖有绝缘材料，诸如绝缘粘合剂。

所述第二导电突起可以在所述介电材料和所述内导电层被省略的区域中电连接到所述外导电层。例如，可以切去或者去除所述内导电层和所述介电材料的一部分或段以使所述外导电层在所述电缆的内环状表面上的区域暴露。所述第二导电突起然后可通过与所述外导电层的已暴露区域物理(或电)接触而电连接到所述外导电层。这可以使得所述第二导电突起能够连接到所述外导电层，而不用所述第二导电突起显著地延伸到所述电缆的中空内部或所述电缆的外部中。已暴露区域的剩余部分然后可以被覆盖有绝缘材料，诸如粘合剂。

可替代地，所述第一端子可以包括位于所述电缆的环状表面上的导电材料的第一区域。所述导电材料的第一区域可以是所述电缆的表面的涂有金属的区域。所述表面可以是所述电缆的内环状表面或外环状表面。

可以在所述电缆的端面处使所述导电材料的第一区域暴露。例如，所述导电材料的第一区域可以延伸到所述电缆的端面，使得所述导电材料的第一区域的边缘在所述电缆的所述端面处被暴露(即，可见或可接近)。可替代地，所述导电材料的第一区域可以包括形成在所述电缆的端面上并且电耦合到所述导电材料的第一区域的剩余部分的另一部分。利用此布置，可以通过使所述电外科器械在所述电外科器械的面上的端子与所述导电材料的第一区域的已暴露部分接触来实现到所述导电材料的第一区域的电连接。

所述第二端子可以包括位于所述电缆的环状表面上的导电材料的第二区域。所述导电材料的第二区域可以是所述电缆的表面的涂有金属的区域。所述表面可以是所述电缆的内环状表面或外环状表面。所述导电材料的第二区域可以形成在与所述导电材料的第一区域相同的所述电缆的环状表面上，这可以方便将所述电缆连接到所述电外科器械。

可以在所述电缆的端面处使所述导电材料的第二区域暴露。例如，所述导电材料的第二区域可以延伸到所述电缆的端面，使得所述导电材料的第二区域的边缘在所述电缆的所述端面处被暴露(即，可见或可接近)。可替代地，所述导电材料的第二区域可以包括形成在所述电缆的端面上并且电耦合到所述导电材料的第二区域的剩余部分的另一部分。利用此布置，可以通过使所述电外科器械在所述电外科器械的面上的端子与所述导电材料的第二区域的已暴露部分接触来实现到所述导电材料的第二区域的电连接。

所述导电材料的第一区域可以位于所述介电材料的外侧上并且可以通过穿过所述介电材料或者在所述介电材料周围的电连接而电连接到所述内导电层。位于所述介电材料的外侧上可以意味着所述导电材料的第一区域形成在所述介电材料的外表面上或者在形成在所述介电材料的所述外表面上的另一层的外表面上。因此，在此布置中可利用位于所述介电层外部的端子实现到所述内导电层的电连接，这可以方便将所述电缆连接到所述电外科器械。

所述导电材料的第一区域可以包括所述外导电层的一部分，所述部分与所述外导电层的剩余部分电绝缘。例如，所述导电材料的第一区域可以通过例如通过蚀刻选择性地去除所述外导电层的部分而形成。可替代地，所述导电材料的第一区域可以选择性地形成在与所述外导电层的剩余部分分开的区域中。

所述电连接可以包括定位在通过所述介电材料的孔中的导电材料。换句话说，孔可以形成在所述导电材料的第一区域与所述内导电层之间的所述介电材料中，并且此孔可以被填充有导电材料。因此，可在所述导电材料的第一区域与所述内导电层之间设置电连接。可替代地，所述电连接可以包括定位在所述介电材料的边缘周围(例如，在所述电缆的在所述电缆的所述第一端处的所述面处)的导电路径，例如导电材料。

所述第二端子可以包括位于所述介电材料的外侧上的导电区域，所述导电区域是所述外导电层的一部分或者电连接到所述外导电层。因此，所述第一端子和所述第二端子两者可以被设置在所述电缆的相同外环状表面上，这可以方便将所述电缆连接到所述电外科器械。

所述第一导电区域和所述第二导电区域可以在所述电缆的环状表面上的不同位置处并且彼此电绝缘。例如，它们可以被定位在所述电缆的相对侧。所述第一导电区域和所述第二导电区域可以在所述电缆上的同一轴向位置处。

可替代地，所述导电材料的第二区域可以位于所述介电材料的内侧上并且可以通过穿过所述介电材料或者在所述介电材料周围的电连接而电连接到所述外导电层。位于所述介电材料的内侧上可以意味着所述导电材料的第二区域形成在所述介电材料的内表面上或者在形成在所述介电材料的所述内外表面上的另一层的内表面上。因此，在此布置中可利用位于所述介电层内部的端子实现到所述外导电层的电连接，这可以方便实现这种电连接。

所述导电材料的第二区域可以包括所述内导电层的一部分，所述部分与所述内导电层的剩余部分电绝缘。例如，所述导电材料的第二区域可以通过例如通过蚀刻选择性地去除所述内导电层的部分而形成。可替代地，所述导电材料的第一区域可以选择性地形成在与所述内导电层的剩余部分分开的区域中。

所述电连接可以包括定位在通过所述介电层的孔中的导电材料。换句话说，孔可以形成在所述导电材料的第二区域与所述外导电层之间的所述介电材料中，并且此孔可以被填充有导电材料。因此，可在所述导电材料的第二区域与所述外导电层之间设置电连接。可替代地，所述电连接可以包括定位在所述介电材料的边缘周围(例如，在所述电缆的在所述电缆的所述第一端处的所述面处)的导电路径，例如导电材料。

所述第一端子可以包括位于所述介电材料的内侧上的导电区域，所述导电区域是所述内导电层的一部分或者电连接到所述内导电层。因此，所述第一端子和所述第二端子两者可以被设置在所述电缆的相同内环状表面上，这可以方便将所述电缆连接到所述电外科器械。

所述第一导电区域和所述第二导电区域可以在所述电缆的环状表面上的不同位置处并且彼此电绝缘。例如，它们可以被定位在所述电缆的相对侧。所述第一导电区域和所述第二导电区域可以在所述电缆上的相同轴向位置处。

所述电缆可以包括一个或多个突起或凹部以用于与所述电外科器械的一端上的对应突起或凹部协作以便使所述电外科器械相对于所述电缆对齐。这可以帮助所述电外科器械与所述电缆的定向(即，旋转或角对齐)，例如使得所述电外科器械的对应端子与所述电缆的所述第一和第二端子适当地对齐。

所述内导电层可以被设置在材料管的外表面上，并且所述材料管的边缘可以相对于所述介电材料的边缘后缩。换句话说，所述介电材料和所述材料管的所述边缘可以交错，同时所述介电材料的所述边缘越过所述材料管的所述边缘伸出(突出)。此交错布置可以提供用于将工具连接到所述电缆的良好表面，例如而不必大于所述电缆的外径或者小于所述中空电缆的内径。

所述第一端子和所述第二端子的几何形状(例如，大小、形状、位置、中心轴线周围的角展度)可以被配置成在一个或多个微波频率下基本上使所述电缆的阻抗与预定阻抗(例如，电外科器械的已知阻抗)相匹配。换句话说，可以部分地基于所述电外科器械的配置的知识来选择或者预先确定所述第一端子和所述第二端子的几何形状(例如，大小和/或形状)，使得所述电缆的阻抗在所述连接处基本上与所述电外科器械的阻抗相匹配。这将基本上防止在所述连接处由于阻抗失配而导致的功率的反射，并且因此增加输送到所述电外科器械的功率的量。

例如，在所述端子包括以上所讨论的导电区域的第一区域和第二区域的情况下，可以例如基于模拟和/或测试和/或测量的结果来选择所述第一和第二区域的长度和/或宽度，以在感兴趣的微波频率下使所述电缆的阻抗与所述电外科工具的阻抗相匹配。

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所述介电材料的击穿。因此，在一些实施方案中所述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另一导体来输送。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所述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。例如，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。

不是为突出部，而是在一个实施方案中所述第一端子和/或所述第二端子可以包括例如形成在所述电缆的端面中的凹部，以用于容纳例如形成在所述电外科器械的端面上的所述电外科器械的对应导电突起。因此，通过将所述电外科器械定位为使得所述电外科器械的所述第一导电突起和所述第二导电突起被容纳在所述电缆的对应的第一和第二凹部中并且电连接到所述电缆的对应的第一和第二凹部来在所述电缆与所述电外科器械之间实现电连接以及可能机械连接。

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射频介电材料，例如提供足够地大于所述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所述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。

在一些实施方案中，可以存在多个第一端子和/或多个第二端子。例如，所述多个第一端子和/或所述多个第二端子可以对称地分布在所述电缆的所述中心轴线周围。可以将所述第一和第二端子交替地定位在所述电缆的所述中心轴线周围。

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，例如使得所述第一和第二端子的具有不同配置的不同第一端可以通过将它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，使得它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所述中心轴线。

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，但是所述外部直径减小。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第二(近侧)端处或者与所述电缆的第二(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。

可以提供一种电外科设备，所述电外科设备包括根据前述权利要求中的任一项所述的电缆和电外科器械，其中：

所述电外科器械的第一协作端子电连接到所述第一端子，使得在内导电层与所述第一协作端子之间形成电连接；并且

所述电外科器械的第二协作端子电连接到所述第二端子，使得在外导电层与所述第二协作端子之间形成电连接。

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，其中该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，其中该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9a至图9d示出根据本发明的实施方案的电缆的电连接端子的第一种配置；

图10a至图10c示出根据本发明的实施方案的电缆的电连接端子的第二种配置；

图10d和图10e示出与电外科器械连接的图10c的电缆；

图11a至图11e示出根据本发明的实施方案的电缆的电连接端子的第三种配置；

图12a至图12c示出根据本发明的实施方案的电缆的电连接端子的第四种配置；

图13示出使用根据本发明的实施方案的电缆将微波频率能量输送到电外科器械的计算机模拟；

图14示出针对图13中所图示的计算机模拟的随频率变化关联回波损耗；

图15示出使用根据本发明的实施方案的电缆将微波频率能量输送到电外科器械的计算机模拟；

图16示出针对图15中所图示的计算机模拟的随频率变化的关联回波损耗；

图17是示出介电层的厚度和导体的直径对电缆中的衰减的影响的曲线图。

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，而未示出电缆的连接端子。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，其可以包括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，该内管状层具有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。然而，这不是必要的。

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并且/或者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，而未示出电缆的连接端子。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。然而，这不是必要的。

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，而未示出电缆的连接端子。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，而未示出电缆的连接端子。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，而未示出电缆的连接端子。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顶上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。

现在将讨论如何将电缆连接到电外科器械的一些具体示例。尽管这些具体示例各自与以上所讨论的配置中的一个有关，然而可以对以上所讨论的其他配置应用相同的特征和构思。

图9a至图9d示出根据本发明的实施方案的电缆的第一和第二连接端子的第一种配置。图9a至图9c图示如何可以制造具有此配置的电缆，并且图9d示出此实施方案中的第一和第二端子的配置。

图9a是介电材料管67的第一端的正视图的示意图示。例如，介电材料67可以包括ptfe。介电材料管67在其外表面上具有从第一端的边缘附近延伸到介电材料管67的第二端(未示出)的管状金属涂层69(其对应于外导电层)。介电材料管67也在其外表面上具有电绝缘第一导电区域71，其包括电绝缘金属涂层。

在一个实施方案中，电绝缘第一导电区域71可以最初被形成为管状金属涂层69的一部分，然后可以例如通过蚀刻选择性地去除管状金属涂层69的区域73，以留下电绝缘第一导电区域71。例如，图9a中的区域73可以是已选择性地去除了管状金属涂层69的区域。当然，在其他实施方案中可以通过选择性地涂覆电绝缘第一导电区域71而非周围区域73来形成电绝缘导电区域71。

电绝缘第一导电区域71可以对应于导电材料的第一端子或第一区域。

在此实施方案中，第一导电区域具有矩形形状，但这不是必要的。

孔75(或孔或通道)形成在电绝缘第一导电区域71中并且也通过电绝缘第一导电区域71之下的介电材料管67。

图9b是介电材料管67的第一端的后视图的示意图示(从图1的相对侧)。与电绝缘第一导电区域71在正面上的位置相对的是电连接到管状金属涂层69的第二导电区域77。

第二导电区域77可以对应于第二端子，或者对应于电连接材料的第二区域。

可以通过去除(例如蚀刻)周围区域73中的管状金属涂层69或者通过在第二导电区域77中但不在周围区域73中选择性地形成金属涂层来形成第二导电区域77。第二导电区域77具有矩形形状。

如图9a和图9b中所示，在电缆的端面上电缆的面朝外边缘在凸耳79处被涂覆有导电材料，所述凸耳79分别与第一导电区域71和第二导电区域77相邻并且电连接到第一导电区域71和第二导电区域77。因此，第一导电区域71和第二导电区域77在电缆的端面处被暴露。

图9c是例如可以由ptfe或聚酰亚胺制成的另一材料管81的示意图示。另一材料管81可以对应于内管状层。另一材料管81在其外表面上具有从第一端的边缘附近延伸到另一材料管81的第二端(未示出)的管状金属涂层83(其对应于内导电层)。在另一材料管81的表面的一部分85上不存在金属涂层。可以通过去除(例如蚀刻)该区域中的管状金属涂层83来产生部分85。

图9d是交错布置87中的所得到的电缆的示意图示，当另一材料管81被插入到介电材料管67中并且固定使得其前边缘在介电材料管67的前边缘后面几毫米时产生所述电缆。当然，在实践中可以按照与此不同的方式(例如，通过在电缆的前一层上选择性地形成电缆的每个层)做出图9d中所图示的电缆，以建立电缆的结构。例如，可以在前一层上涂覆或者挤压每个层，并且可以例如通过蚀刻在必要时去除一个或多个层的选择性部分。

在图9d中所示的配置中，第一导电区域71中的孔65直接位于另一材料管81的管状金属涂层83上。孔65被填充有导电材料89，使得在第一导电区域71与另一材料管81的管状金属涂层83之间实现电连接。

因此，在电缆的外环状表面上可接近的是电连接到内管状金属层83的第一导电区域71(第一端子)和电连接到外管状金属层69的第二导电区域77(第二端子)。这些导电区域71、77被定位在电缆的相对侧。

此外，电缆的正面上的第一凸耳79a(第二端子)电连接到第二导电区域77并且电缆的正面上的第二凸耳79b(第一端子)电连接到第一导电区域71。因此，可以通过使电外科器械的正面上的对应端子与凸耳79a和79b直接接触来使电外科器械与电缆进行双极电接触。

可替代地，或者此外，电外科器械可以具有分别与第一导电区域71和第二导电区域77重叠并接触的伸出部分。

此外，另一材料管81和介电材料管67的边缘的交错布置87提供用于在连接点处在不必大于电缆的外径或者小于电缆的内径的情况下附接电外科器械的良好表面。

可以在电缆的外表面上设置保护护套91以保护外导电层69和/或以使外导电层绝缘。可替代地，可以对外导电层69施加保护涂层(例如，喷涂层)以保护外导电层和/或以使外导电层绝缘。

在图9d中所图示的结构中，微波频率信号被从内导电层83输送到第一导电区域71，其在比内导电层83大的直径处。微波频率信号路径的直径的此改变冒引起可以导致微波频率功率中的一些被反射的阻抗失配，使得由电外科器械接收到的微波频率功率减小的危险。

为了设法减小这种阻抗失配，针对电外科器械的给定配置，可以例如基于模拟和/或测试和/或测量的结果选择第一导电区域和/或第二导电区域的几何形状(例如，长度和/或宽度和/或位置)，以基本上使电缆的阻抗与电外科器械的阻抗相匹配。通过基本上使电缆的阻抗与电外科器械的阻抗匹配，可以使连接界面处的微波频率功率的反射最小化。可以将此匹配设计成在感兴趣的具体微波频率(即由电外科器械使用的微波频率)下最佳。

图10a至图10c示出根据本发明的实施方案的电缆的第一和第二连接端子的第二种配置。图10a和图10b图示如何可以制造具有此构造的电缆，并且图10c示出此实施方案中的第一和第二端子的配置。

图10a是电缆的第一端的正面在其制造期间的示意图示。如图10a中所示，电缆包括内管状层93。管状导电层95(其对应于内导电层)形成在靠近第一端的内管状层93的外表面上并且延伸到内管状层93的第二端(未示出)。电连接到管状导电层95的第一导电区域97也形成在第一端处的内管状层93的外表面上。第一导电区域97在两侧被未形成有导电层的区域99围绕。在一个实施方案中，可以通过去除(例如蚀刻)区域99中的管状导电层95来形成第一导电区域97。

如图10a中所示，电缆还包括管状介电层101，所述管状介电层101在其外表面上具有管状导电层103(其对应于外导电层)。在图10a中，内管状层93被部分地插入在管状介电层101中。

图10b是电缆的第一端的背面在其制造期间的示意图示(图10a的相对面)。如图10b中所示，与正面上的第一导电区域97相对的是通过未形成有导电层的区域99与管状导电层95分开的电绝缘第二导电区域105。

可以通过去除(例如蚀刻)周围区域99中的管状导电层95来形成第二导电区域105。可替代地，可以通过在第二导电区域105中而不在周围区域99中选择性地涂覆导电材料来形成第二导电区域105。

如图10b中所示，管状介电层101和管状导电层103具有靠近管状介电层101的边缘借此穿过的通孔107。

图10c是电缆的完成构造的背面的示意图示，其中内管状层93已被进一步插入到管状介电层101中，使得通孔107被定位在第二导电区域105上。通孔107已被填充有导电材料109，使得外管状导电层103电连接到内管状层93上的第二导电区域105。

因此，在内管状层93上的是电连接到内导电层95的第一导电区域97(第一端子)和电连接到外导电层103的第二导电区域105(第二端子)。

在替代实施方案中，可以省略通孔107和导电材料109。替代地，可以在介电层101的正面上设置导电材料以将管状导电层103电连接到第二导电区域105。因此，可以在介电层101周围而不是通过介电层101在第二导电区域105与管状导电层103之间实现电连接。

与先前描述的实施方案一样，可以针对电外科器械的给定配置选择第一导电区域97和第二导电区域105的配置(大小和/或形状和/或位置)以设法使电缆的阻抗与电外科器械的阻抗相匹配，以减小连接界面处的微波频率功率的反射。

图10d示出第一电外科工具连接到电缆端的示例。当电外科工具被完全地插入在电缆端上时，在电外科工具的轴内部的对应端子(未示出)将重叠并且与第一导电区域97或第二导电区域105直接接触，从而在电缆与电外科器械之间形成双极电连接。如图10d中进一步所示，在此示例中电外科工具包括钳子，并且用于使钳子致动的拉线111和/或其他控件已穿过中空电缆的中心。

图10e示出第二电外科器械连接到电缆端的示例，所述电连接与以上所描述的电连接相同。在这种情况下，用于向电外科器械供应盐水的管113已穿过电缆115的中心。也可以将管113用作用于使电外科器械的针致动的推杆。

图11a至图11e示出根据本发明的实施方案的电缆的第一和第二连接端子的第三种配置。图11a至图11d图示如何可以制造具有此构造的电缆。图11e示出此实施方案中的第一和第二端子的配置。

图11a是电缆端的示意图示。图11a中所图示的电缆包括内管状层117，所述内管状层117例如可以包括ptfe、聚酰亚胺或另一适合的材料。第一管状导电层119(其对应于内导电层)被涂覆在内管状层117的外表面上。图11a中的内管状层117被部分地插入到介电材料管121中，所述介电材料管121具有涂覆在其外表面上的第二管状导电层123(其对应于外导电层)。如图11a中所示，在此布置中内管状层117和第一管状导电层119的长度从介电材料管121突出。可以例如通过形成均匀电缆并且然后切短介电材料管121和第二管状导电层123以使第一管状导电层119暴露来制造此配置。

图11a示出包括凸耳125a(其对应于第一导电突起)和整体带127a的金属箔，所述整体带127a通过缠绕第一管状导电层119的带127a与第一管状导电层119接触，同时凸耳125a在轴向方向上从电缆端突出。所述金属箔可以粘接到第一管状导电层119。

图11b示出图11a中所图示的相同配置，但是其中在适当位置的带127a缠绕第一管状导电层119。

图11c示出图11b中所图示的配置，其中介电材料管129的短段在电缆端上滑动，使得它覆盖金属箔并且使得它与内管状层117的边缘齐平。

图11d示出包括也凸耳125b(其对应于第二导电突起)和整体带127b的第二金属箔，所述整体带127b通过缠绕第二管状导电层123并且缠绕介电材料管129的短段的带127b与第二管状导电层123接触，同时凸耳125b在轴向方向上从电缆端突出。所述金属箔可以粘接到第二管状导电层123和/或到介电材料管129的短段。

如图11e中所示，所得到的电缆具有在轴向方向上从电缆的端面伸出的电连接到第一管状导电层119的第一凸耳125a，以及在轴向方向上从电缆的端面伸出的电连接到第二管状导电层123的第二凸耳125b。在此实施方案中，凸耳与电缆的轴向方向平行突出。然而，在其他实施方案中凸耳可以以与轴向方向成一个角度突出，使得它们在轴向方向和朝外方向两者上突出。

可以通过使电外科器械的面与电缆的面接触使得第一凸耳125a和第二凸耳125b被容纳在形成在电外科器械的所述面中的对应凹部中来实现图11e中所示的电缆与电外科器械之间的电连接，所述对应凹部是电外科器械的连接端子。以这种方式，可以容易地在电缆与电外科器械之间实现双极电连接。

如图11e中所示，也可以在电缆上设置保护护套，以保护第二管状导电层123和外金属凸耳，和/或以使这些部分绝缘。可替代地，可以使用另一类型的保护层，例如保护涂层，诸如保护涂层上的喷涂物。

当然，可以通过以与图11a至图11d中所图示的方式不同的方式制造电缆(例如，通过在内管状层117上选择性建立电缆的结构)来实现图11e中所示的连接端子的配置。

图12a至图12c示出根据本发明的实施方案的电缆的第一和第二连接端子的第四种配置。图12a图示如何可以制造具有此配置的电缆。图12b和图12c示出此实施方案中的第一和第二端子的配置。

图12a是包括内管状层131的电缆端的示意图示，所述内管状层131例如可以包括ptfe、聚酰亚胺或另一适合的材料。内导电层133存在于内管状层131的外表面上。介电材料135存在于内导电层133的外表面上。外导电层137存在于介电材料135的外表面上。

如在下面所描述的，电缆的端面139被以一定角度切割，主要使得它可被容易地用机器加工但是也将给出更多的表面区域以用于连接到另一部分。

在电缆的第一区域141中，外导电层137和介电材料135被切去，或者以其他方式去除，以使内导电层133的一部分暴露。因此，可从电缆的外部环状表面接近内导电层的一部分。

此外，在电缆的第二区域143中，内管状层131和内导电层133被切去，或者以其他方式去除，以使外导电层137的一部分暴露。因此，可从电缆的内部环状表面接近外导电层137的一部分。

图12a也示出具有与电缆的有角端面139相对应或者匹配的有角端面的管145的短段。电缆包括附接导电引脚147a和147b，所述导电引脚147a和147b被定位在管145的短段上，使得当管145的短段连接到电缆的端面139时第一引脚147a接触第一区域141以便在第一引脚147a与内导电层133之间形成电连接，并且使得第二引脚147b接触第二区域143以便在第二引脚147b与外导电层143之间形成电连接。

图12b示出管145的短段附接的电缆。第一区域141和第二区域143可被覆盖有绝缘粘合剂149以使内导电层133和外导电层137的已暴露区域绝缘。

如图12c中所示，也可在电缆的外表面周围设置绝缘外覆盖物151，以保护外导电层137并且以使外导电层137绝缘。绝缘外覆盖物可以是在电缆上拉的护套，或者可替代地可以是被施加到电缆的外表面的保护涂层，例如涂层上的喷涂物。

所得到的电缆具有从其端面轴向地突出的电连接到内导电层133的第一导电引脚147a和从其端面轴向地突出的电连接到外导电层137的第二导电引脚147b。这些引脚被设置在电缆的相对侧。

电缆可以通过使电外科器械的面与电缆的面接触使得第一导电引脚147a和第二导电引脚147b被容纳在电外科器械的所述面上的对应凹部中而连接到电外科器械，从而在电缆与电外科器械之间形成双极电连接。

导电引脚147a、147b可以提供到电外科器械的良好电连接以及到电外科器械的良好机械连接，因为它们是刚性的并且定位在电缆的相对侧。

在以上所描述的配置中的任一个中，电外科器械可以通过焊接(例如，超声焊接、点焊接或激光焊接)、粘附(例如，使用焊料或诸如银环氧树脂的导电环氧树脂)或者机械地固定(例如，通过夹住或卷边，或者通过使一个或多个组件热收缩)到电缆的端子的电外科器械的对应端子固定到电缆。

可替代地，可能期望使用与超过一种类型的电外科器械相同的电缆。因此，电外科器械可以不永久地附接到电缆。替代地，电外科器械的对应端子可以例如通过容纳在电外科器械的凹部中的电缆的导电突起与电缆的端子接触而不用固定到它们，或者反之亦然。因此，可以能够容易地且快速地与其他电外科器械交换附接到电缆的电外科器械。

图13示出使用根据本发明的实施方案的电缆将微波频率能量输送到电外科器械的计算机模拟。在图13的计算机模拟中，区域153对应于介电材料。在同轴电缆中，介电材料是ptfe，然而在为刀片的电外科器械中，介电材料是氧化铝。带155是空气的薄带，其在实践中可被填充有表面涂层，例如聚对二甲苯。部分157是电导体，例如镀金铜。部分158也是电导体，例如镀银铜。

透明立方体表示微波功率将被泵送到其中以使血液凝固的血液丰富组织。

所述电缆具有与图1中所图示的配置类似的配置，其中外部分158对应于外金属层并且内金属层被几乎完全掩盖。在模拟中，内金属层具有1.6mm的直径并且外金属层具有2.4mm的直径。电外科工具的刀片是2mm宽，其中0.5mm在导体157之间。刀片(“膜片(hull)”)的下部导体157下方的介电材料厚0.5mm。

在模拟中电缆与电外科器械之间的电连接与图9d中所图示的电连接类似，其中第一和第二导电区域被设置在电缆的外部环状表面上，所述第一导电区域电连接到内金属层并且与外金属层电绝缘，并且所述第二导电区域电连接到外金属层并且与内金属层电绝缘。这些导电区域经由锥形区域电连接到电外科器械的相应端子。

电缆与电外科器械的刀片之间的锥形区域长1mm。在一定范围内，锥形区域的顶部和底部部分的确切形状不认为对设计是关键的。

在电缆的外金属层的顶部与锥形区域的上部锥体(对应于导电材料的第一区域)之间存在1mm方形连接块。在此之前也存在1mm间隙，其中导电材料被省略或者已被去除，并且去除或省略的导电材料的宽30度槽(连接块的任何一面)使连接块与外导体的其余部分分开。因此，连接块与外导体的其余部分电绝缘。

在每个锥体开头之前的电缆的顶部和底部处的剩余导体宽150度。

图14示出针对图13中所图示的计算机模拟的随频率变化的关联回波损耗。关联回波损耗指示由于与电外科器械的界面处的功率的反射而导致的电缆中的功率损耗，所述反射由界面处的阻抗失配所引起。如图14中所示，关联回波损耗在5.8ghz的频率下被最小化为大约-10db的值，所述频率在本发明的一些实施方案中是由电缆输送的微波能量的具体频率。

此计算机模拟说明通过本发明中的第一端子和第二端子的适当配置，例如它们的大小和形状，可使电缆的阻抗基本上与电外科器械的阻抗相匹配，从而使连接界面处的微波功率的反射最小化。

图15示出使用根据本发明的实施方案的电缆将微波频率能量输送到电外科器械的计算机模拟。在图15的计算机模拟中，区域153对应于介电材料。在同轴电缆中，介电材料是ptfe，然而在为刀片的电外科器械中，介电材料是氧化铝。带155是空气的薄带，其在实践中可以被填充有表面涂层，例如聚对二甲苯。部分157是电导体，例如镀金铜。部分158也是电导体，例如镀银铜。

透明立方体表示微波功率将被泵送到其中以使血液凝固的血液丰富组织。

除到电外科器械的电连接的配置以外，此模拟中的电缆的配置对应于前一个模拟中的电缆的配置。

此模拟与前一个模拟不同之处在于在此模拟中外导体已通过延伸通过使内导体与外导体分开的介电材料的边缘的导电路径被带下到内径(内导体的直径)。从外导体到内径的导电路径长0.5mm并且宽1.3mm。

在电缆一端处的两个导体宽170度并且间隙宽10度。锥体长1mm。

在实践中，电缆的内部导体将需要介电质绝缘涂层以当边缘相当靠近在一起时防止飞弧。此绝缘体将与电缆中的关联回波损耗有小差异(可能为改进)。

图16示出针对图15中所图示的计算机模拟的随频率变化的关联回波损耗。关联回波损耗指示由于与电外科器械的界面处的功率的反射而导致的电缆中的功率损耗，所述反射由界面处的阻抗失配所引起。关联回波损耗与图14中所图示的回波损耗类似，但是不相同，其中关联回波损耗在5.8ghz的频率下被最小化为大约-11db的值。

图17是示出介电层的厚度和外导体的直径对具有与图1中所图示的配置相对应的配置的长度2.3m的电缆中的衰减的影响的曲线图。图例中的数字代表以mm表示的介电层的厚度，并且这些数字顺序与曲线图上的线相同(即，0.2对应于顶部线，0.25对应于下一条线等)。

图17示出电缆中的衰减随着介电层的渐减厚度而显著地增加，对于0.2mm的厚度达到约8db的值并且在0.5mm下具有约3.7db的值。从图17中清楚的是，主要是介电层的厚度决定损耗，其中损耗仅随着外导体的渐增直径而缓慢下降。