JP2017533746A - 高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーを電気手術器具に伝送するためのケーブル - Google Patents

Abstract

本発明の実施形態は、高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーを電気手術器具に伝送するための中空ケーブルを提供し、ここで、中空ケーブルには、中空ケーブル内に適合する、たとえば中空ケーブルに対して摺動させる、電気手術器具との双極性の電気接続を形成するための電気コネクタが設けられる。コネクタは、ケーブルの反対側で軸方向に延在する伝導性突起とすることができる。突起は、タブ、フィン、ロッド、ピンまたはワイヤとすることができる。突起は、器具の対応する端子を係合するストリップとすることができる。本発明の送信線構造は、従来の同軸ケーブルより大きい直径を有することができ、それは損失を最小化することができ、同時に、手術器具に到達させる制御ワイヤ及び／または流体のためのアクセスをさらに提供する。ケーブルは複数の器具で使用することができる。

Description

本発明は、高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーを電気手術器具に伝送するためのケーブル、特に、中空チューブを備えるそのようなケーブルに関するものである。

電気手術器具は、生体組織または凝固している血液の切除などの目的のために、高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーを生体組織に供給するために使用される器具である。高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーは、ケーブルを使用して電気手術器具に供給される。この目的のために使用される従来のケーブルは、中実の円筒状の内側導線と、内側導線のまわりの誘電物質のチューブ状層と、誘電物質のまわりのチューブ状外側導線とを備える同軸送信線構造を有する。

多くの電気手術器具を操作するとき、液体もしくはガスの供給、液体もしくはガス、または、電気手術器具の部分（複数可）を操作（たとえば、開閉、回転、もしくは伸縮）するためのガイドワイヤまたはプルワイヤなどの、追加供給または構成要素（たとえば制御手段）を電気手術器具に提供する必要があることが一般的である。

これらの追加供給または構成要素を電気手術器具に提供するために、従来のケーブルに隣接する追加のチューブなどの追加の構造が、従来のケーブルとともに設けられている。たとえば、従来のケーブルのそばに電気手術器具のプルワイヤを収容する追加のチューブを提供し、単一の保護ジャケット／ケース内に従来のケーブルとプルワイヤを収容するチューブとを収容することが知られている。

本発明者らは、高周波及び／またはマイクロ波エネルギーを電気手術器具に伝送するためのその従来のケーブルを実現しており、それは上記の同軸送信線構造を有し、さまざまな欠点に悩まされている。

特に、本発明者らは、使用時、電気手術器具に必要なすべてを提供するための従来の構成でそれを実現しているが、それは、従来のケーブルと、プルワイヤを収容するための追加のチューブなどの他の構造とを含み、非常に大きな空間が無駄になり、構成の所定の全体的なサイズ（直径）のために、ケーブルの最大サイズ（直径）が制限され、ケーブルでの大きな電力損失の発生につながることがある。

さらにまた、本発明者らは、従来の構成で、プルワイヤなどの追加の構成要素を構成の縁部の方に位置付けることを実現しているが、この中心を外れた構成は、追加の構成要素を使用して電気手術器具を操作するときに、問題を引き起こすことがある。

本発明者らは、これらの問題のうちの１つまたは複数に、中空であるケーブルを提供することによって対処できることを実現し、その結果、１つまたは複数の追加の構成要素は、使用時、ケーブルを通過することができる。ケーブルの内側に追加の構成要素のうちの１つまたは複数を位置付けることによって、ケーブルのサイズ（直径）を最大化することができ、追加の構造のために必要なケーブルまわりの空間がより少なくなるため、ケーブルで発生する電力損失を減少させることができる。さらにまた、ケーブルの内側にプルワイヤなどの追加の構成要素を位置付けることによって、ケーブルの中心に沿って（またはその近くで）電気手術器具を動作させることが可能となることがあり、電気手術器具の動作を改善させることができる。

本発明者らはまた、マイクロ波周波数エネルギーが導線の浅い表面領域のみで伝わることを意味する、マイクロ波周波数エネルギーを伝送するときの表皮厚さ効果のために、そのような中空ケーブルは実際に実現可能であることも実現している。本発明者らはまた、より太い導線の使用と比較して、ケーブルの抵抗、損失、及び加熱が増加するそのようなケーブルの細い導線の使用にもかかわらず、高周波エネルギーをそのような中空ケーブルに沿って好適に伝送することができることを実現している。

最も一般的には、本発明は、高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーを電気手術器具に伝送するための中空ケーブルに関するものであり、ここで、中空ケーブルには、電気手術器具と双極性の電気接続を形成するための電気コネクタが設けられる。

本発明のある態様によると、高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーをケーブルの第１の端部の電気手術器具に伝送するためのケーブルが提供され、ケーブルは、
送信線を形成する誘電物質によって分離される内側電気伝導層と外側電気伝導層とを備える中空チューブと、
内側伝導層と電気手術器具の第１の協働端子との間に電気接続を形成するように配置される、ケーブルの第１の端部の第１の端子と、
外側伝導層と電気手術器具の第２の協働端子との間に電気接続を形成するように配置される、ケーブルの第１の端部の第２の端子と
を備える。

したがって、ケーブルは、第１の端子と第１の協働端子とを電気的に接続することによって、かつ、第２の端子と第２の協働端子とを電気的に接続することによって、電気手術器具に接続し、電気手術器具と双極性の電気接続を形成することができる。次いで、ケーブルは、高周波またはマイクロ波周波数エネルギーを電気手術器具に伝送するために使用することができる。

いくつかの実施形態において、ケーブルは、電気手術器具に高周波エネルギーのみ伝送するためのものでもよい。他の実施形態において、ケーブルは、電気手術器具にマイクロ波周波数エネルギーのみ伝送するためのものでもよい。さらなる実施形態において、ケーブルは、電気手術器具に高周波エネルギー及びマイクロ波周波数エネルギーの両方を伝送するためのものでもよい。

用語「内側」は、中空チューブの中心により近いことを意味する。用語「外側」は、中空チューブの中心からより遠いことを意味する。

チューブは、内側伝導層及び外側伝導層が同心（同軸）層である円筒形チューブでもよい。この場合、用語「内側」は半径方向内側を意味し、用語「外側」は半径方向外側を意味する。

用語「中空」は、チューブがその長さに沿って延在し、たとえばチューブの中心に置かれる穿孔または内腔を有することを意味する。

用語「伝導性」は、文脈がそうでないことを示さない限り、本発明では電気伝導性を意味するために使用される。

電気手術器具は、手術中に使用され、高周波またはマイクロ波周波数エネルギーを利用する任意の器具またはツールでもよい。本明細書では、高周波（ＲＦ）は１０ｋＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲の安定した固定周波数を意味することができ、マイクロ波エネルギーは３００ＭＨｚ〜１００ＧＨｚの範囲の安定した固定周波数を有する電磁エネルギーを意味することができる。ＲＦエネルギーはエネルギーが神経刺激を起こすのを防ぐのに十分高く、エネルギーが組織ブランチングまたは組織構造への不必要な熱の差または損傷を起こすのを防ぐのに十分低い周波数を有するべきである。ＲＦエネルギーに望ましいスポット周波数は、１００ｋＨｚ、２５０ｋＨｚ、４００ｋＨｚ、５００ｋＨｚ、１ＭＨｚ、５ＭＨｚのいずれか１つまたは複数を含む。マイクロ波エネルギーに望ましいスポット周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、２４ＧＨｚを含む。

ケーブルの中空の性質は、ガスまたは液体の供給、あるいはプルワイヤまたは他の制御手段などの、電気手術器具の使用中に必要な他の構成要素を、ケーブルの内側に挿通することができることを意味する。これは、他の構成要素をケーブルの外側のまわりに位置付けられなければならない構成に対してケーブルの外径を最大化できることを意味する。ケーブルの直径を最大化することにより、直径がより小さいケーブルと比較して、ケーブルの電力損失は減少する。そのために、ケーブルは、従来のケーブルと比較してより多くの電力を電気手術器具に供給することができることがある。さらにまた、プルワイヤなどの構成要素の操作を、ケーブルの中心近く位置付けてもよく、それにより電気手術器具の操作を改善することができる。

ケーブルの中空チューブを通過する、作動制御またはガスまたは液体供給などの、追加の構成要素は、ケーブルの中空チューブの同心構成に配置されてもよい。これは、ケーブルの中空チューブの空間の使用を最適化することができる。

第１及び第２の端子は、それぞれ内側伝導層または外側伝導層に電気的に接続することによって、かつ、それらを電気手術器具の対応する端子にアクセス可能な所に位置付けることによって、電気手術器具の第１及び第２の対応する端子への電気接続を形成するように配置されてもよい。

送信線は、内側及び外側伝導層が同軸である同軸送信線でもよい。

ケーブルの第１の端部は、電気手術器具に（直接、または、別の構成要素または部分を通して間接的に）接続するためにあるケーブルの端部である。換言すれば、ケーブルの第１の端部は、ケーブルの遠位端部である。

反対側の、ケーブルの第２の端部は、高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーをケーブルに供給するための発生器に、ケーブルを接続するためにある。換言すれば、ケーブルの第２の端部は、ケーブルの近位端部である。ケーブルの第２の端部は、ケーブルの第２の端部を発生器に接続するための端子またはコネクタを有してもよい。したがって、ケーブルの第２の（近位）端部に接続される発生器から、ケーブルの第１の（遠位）端部に接続される電気手術器具まで、高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーを伝送するために、ケーブルがあってもよい。

第１の端子は、内側伝導層の端部、たとえば、ケーブルの第１の端部でケーブルの正面に、または、内側伝導層の端部で内側伝導層の周面に露出される内側伝導層の端部を備えてもよい。

第２の端子は、外側伝導層の端部、たとえば、ケーブルの第１の端部でケーブルの正面に、または、外側伝導層の端部で外側伝導層の周面に露出される外側伝導層の端部を備えてもよい。

端子と対応する端子との間の電気接続は、最も一般的には、電気信号が端子から対応する端子まで通過できる、端子と対応する端子との間のインタフェースを意味する。たとえば、電流がそれらの間を直接流れるような端子と対応する端子との間の直接接触、あるいは、中間伝導性物質または媒体、たとえば伝導性接着剤または結合物質を通した間接的な直流電流の接続があってもよい。あるいは、電気信号を、いくつかの他の種類の電気的結合、たとえば誘導性または容量性結合、あるいは、他の種類の磁気及び／または電気的結合、たとえば変圧器を通して、端子から対応する端子まで通過させてもよい。

本発明の態様によるケーブルは、任意の機能、または、それらが互換性のある限り、以下の任意選択機能の任意の組合せを有してもよい。

第１の端子は、ケーブルの第１の端部から軸方向に延在し、内側伝導層に電気的に接続される第１の電気伝導性突起を備えてもよい。第１の伝導性突起は、ケーブルの第１の端部から略軸方向に張り出す、飛び出る、または延在する任意の伝導性部分でもよい。第１の伝導性突起は、軸方向（すなわち軸方向に平行）にのみ延在しなくてもよく、代わりにケーブルの外向き（たとえば半径）方向にも延在してもよい。換言すれば、第１の伝導性突起は、軸方向にある角度をなして延在してもよい。第１の伝導性突起は、ケーブルの一部と一体的に形成されてもよく、あるいは、ケーブルに取り付けられる、または接続されてもよい。

第１の伝導性突起は、電気手術器具の対応する第１の凹部に受けられるように配置されても（たとえば、設置及び／または形づくられても）よく、たとえば、電気手術器具の端面に形成されてもよい。換言すれば、電気手術器具の第１の対応する端子は、第１の伝導性突起を受けるための、電気手術器具上の対応する第１の凹部でもよい。そのため、内側伝導層と電気手術器具との間の電気接続は、対応する第１の凹部で受けられる第１の伝導性突起によって形成されてもよい。

第２の端子は、ケーブルの第１の端部から軸方向に延在し、外側伝導層に電気的に接続される第２の電気伝導性突起を備えてもよい。第２の伝導性突起は、ケーブルの第１の端部から略軸方向に張り出す、飛び出す、または延在する任意の伝導性部分でもよい。第２の伝導性突起は、軸方向（すなわち軸方向に平行）にのみ延在しなくてもよく、代わりにケーブルの外向き（たとえば半径）方向にも延在してもよい。換言すれば、第２の伝導性突起は、軸方向にある角度をなして延在してもよい。第２の伝導性突起は、ケーブルの一部と一体的に形成されてもよく、あるいは、ケーブルに取り付けられる、または接続されてもよい。

第２の伝導性突起は、電気手術器具の対応する第２の凹部に受けられるように配置されても（たとえば、設置及び／または形づくられても）よく、たとえば、電気手術器具の端面に形成されてもよい。換言すれば、電気手術器具の第２の対応する端子は、第２の伝導性突起を受けるための、電気手術器具上の対応する第２の凹部でもよい。そのため、外側伝導層と電気手術器具との間の電気接続は、対応する第２の凹部で受けられる第２の伝導性突起によって形成されてもよい。

第１の伝導性突起及び／または第２の伝導性突起は剛性を有してもよい。そのため、第１の伝導性突起及び／または第２の伝導性突起は、上記の電気接続を提供することに加えて、ケーブルと電気手術器具との間の堅固な機械的接続を提供することができる。たとえば、第１の伝導性突起及び第２の伝導性突起が電気手術器具の正面の対応する凹部に受けられる場合、ケーブルは、対応する凹部に受けられる伝導性突起によって、電気手術器具に電気的かつ機械的に接続されてもよい。

第１の伝導性突起及び／または第２の伝導性突起は、伝導性タブ、伝導性フィン、伝導性ロッド、伝導性ピン、伝導性ワイヤ、または実際に任意の他の細長い伝導性部材を備えてもよい。

第１の伝導性突起及び／または第２の伝導性突起は金属から作られてもよい。

第１の端子及び第２の端子は、ケーブルの中心軸に対して、ケーブルの反対側に設置されてもよい。換言すれば、第１の端子及び第２の端子の両方が、ケーブルの中心軸に垂直で、ケーブルの中心軸を通過する線上にあってもよい。この構成により、電気手術器具へのケーブルの接続を容易にすることができ、第１の端子及び第２の端子が剛性突起を備える場合、ケーブルと電気手術器具との間の機械的接続の強度及び安定性を改善することもできる。

第１の伝導性突起は、内側伝導層のまわりに位置付けられ、内側伝導層に電気的に接続される電気伝導性ストリップから軸方向に延在してもよく、ここで、第１の伝導性突起は電気伝導性ストリップと一体でもよい。たとえば、電気伝導性ストリップは内側伝導層を実質的に取り囲んでもよく、第１の伝導性突起は電気伝導性ストリップのエッジの部分から延在してもよい。

電気伝導性ストリップは、チューブ状の区画、たとえば、誘電体チューブの小さい区画によって覆われてもよく、チューブ状区画のエッジは、チューブ状区画のエッジを越えて延在する第１の伝導性突起を有する内側伝導層のエッジと同一平面上でもよい。

第２の伝導性突起は、外側伝導層のまわりに位置付けられ、外側伝導層に電気的に接続される電気伝導性ストリップから軸方向で延在してもよく、ここで、第２の伝導性突起は電気伝導性ストリップと一体である。たとえば、電気伝導性ストリップは外側伝導層を実質的に取り囲んでもよく、第２の伝導性突起は電気伝導性ストリップのエッジの部分から延在してもよい。

第１の伝導性突起、及び／または、第２の伝導性突起、及び一体の伝導性ストリップは、伝導性箔、たとえば伝導性金属箔を備えてもよい。

ケーブルが第１の伝導性突起と第２の伝導性突起とを備える場合、第１の伝導性突起及び第２の伝導性突起は、ケーブルの第１の端部に接続されるチューブセグメントによって支持されてもよい。たとえば、ケーブルの端部は傾斜面を有してもよく、対応する傾斜面を有するチューブセグメントは、ケーブルの端部に接続されてもよい。チューブセグメントは、第１の伝導性突起及び第２の伝導性突起を受けための対応するチャネル、穿孔、または内腔を有することによって、第１の伝導性突起及び第２の伝導性突起を支持してもよい。チューブ区画は、チューブ区画の第１の端部がケーブルに取り付けられるときに、第１の伝導性突起及び第２の伝導性突起がチューブ区画の第２の端部から延在するように形づくられてもよい。第１の伝導性突起及び第２の伝導性突起は、チューブ区画に取り付けられてもよく、または固定されてもよい。用語「チューブ区画」は、チューブの短い長さを意味する。

第１の伝導性突起は、誘電物質及び外側伝導層が省略される領域で、内側伝導層に電気的に接続されてもよい。たとえば、外側伝導層及び誘電物質の部分または区画は、ケーブルの外周面上で内側伝導層の領域を露出するために切り取られてもよく、または除去されてもよい。次いで、第１の伝導性突起は、内側伝導層の露出領域と物理的（または、電気的）に接触することによって、内側伝導層に電気的に接続される可能性がある。これにより、第１の伝導性突起がケーブルの中空の内側またはケーブルの外側に大きく延在することなしに、第１の伝導性突起を内側伝導層に接続可能にすることができる。次いで、露出領域の残部は、絶縁用接着剤などの絶縁物質で覆うことができる。

第２の伝導性突起は、誘電物質及び内側伝導層が省略される領域で、外側伝導層に電気的に接続されてもよい。たとえば、内側伝導層及び誘電物質の部分または区画は、ケーブルの内周面上で外側伝導層の領域を露出するために切り取られてもよく、または除去されてもよい。次いで、第２の伝導性突起は、外側伝導層の露出領域と物理的（または、電気的）に接触することによって、外側伝導層に電気的に接続される可能性がある。これにより、第２の伝導性突起がケーブルの中空の内側またはケーブルの外側に大きく延在することなしに、第２の伝導性突起を外側伝導層に接続可能にすることができる。次いで、露出領域の残部は、接着剤などの絶縁物質で覆うことができる。

あるいは、第１の端子は、ケーブルの周面上に設置される電気伝導性物質の第１の領域を備えてもよい。電気伝導性物質の第１の領域は、ケーブルの表面の金属被覆領域でもよい。表面は、ケーブルの内周面または外周面でもよい。

電気伝導性物質の第１の領域は、ケーブルの端面で露出されてもよい。たとえば、電気伝導性物質の第１の領域は、ケーブルの端面まで延在してもよく、その結果、電気伝導性物質の第１の領域のエッジは、ケーブルの端面で露出される（すなわち、目に見える、または、アクセス可能である）。あるいは、電気伝導性物質の第１の領域は、ケーブルの端面に形成され、電気伝導性物質の残部の第１の領域に電気的に結合されるさらなる部分を備えてもよい。この構成により、電気伝導性物質の第１の領域への電気接続は、電気手術器具の正面の電気手術器具の端子を電気伝導性物質の第１の領域の露出部分と接触させることによって作られてもよい。

第２の端子は、ケーブルの周面上に設置される電気伝導性物質の第２の領域を備えてもよい。電気伝導性物質の第２の領域は、ケーブルの表面の金属被覆領域でもよい。表面は、ケーブルの内周面または外周面でもよい。電気伝導性物質の第２の領域は、電気伝導性物質の第１の領域と同じケーブルの周面上に形成されてもよく、それはケーブルの電気手術器具への接続を容易にすることができる。

電気伝導性物質の第２の領域は、ケーブルの端面で露出されてもよい。たとえば、電気伝導性物質の第２の領域は、ケーブルの端面まで延在してもよく、その結果、電気伝導性物質の第２の領域のエッジは、ケーブルの端面で露出される（すなわち、目に見える、または、アクセス可能である）。あるいは、電気伝導性物質の第２の領域は、ケーブルの端面に形成され、電気伝導性物質の残部の第２の領域に電気的に結合されるさらなる部分を備えてもよい。この構成により、電気伝導性物質の第２の領域への電気接続は、電気手術器具の正面の電気手術器具の端子を電気伝導性物質の第２の領域の露出部分と接触させることによって作られてもよい。

電気伝導性物質の第１の領域は、誘電物質の外側に設置されてもよく、誘電物質を通過する、または誘電物質のまわりを通る電気接続によって、内側伝導層に電気的に接続されてもよい。誘電物質の外側に設置されることは、電気伝導性物質の第１の領域は、誘電物質の外面上に、または誘電物質の外面上に形成される別の層の外面上に形成されることを意味してもよい。したがって、この構成では、内側伝導層への電気接続を誘電層の外側に設置された端子で作ることができ、それはケーブルの電気手術器具への接続を容易にすることができる。

電気伝導性物質の第１の領域は、外側の電気伝導層の残部から電気的に絶縁される外側の電気伝導層の一部を備えてもよい。たとえば、電気伝導性物質の第１の領域は、外側の電気伝導層の一部を選択的に除去することによって（たとえばエッチングによって）形成されてもよい。あるいは、電気伝導性物質の第１の領域は、外側の電気伝導層の残部から分離される領域で、選択的に形成されてもよい。

電気接続は、誘電物質を通して孔に位置付けられる伝導性物質を備えてもよい。換言すれば、孔は、電気伝導性物質の第１の領域と内側伝導層との間の誘電物質に形成されてもよく、この孔を伝導性物質で満たしてもよい。したがって、電気接続は、電気伝導性物質の第１の領域と内側伝導層との間に設けることができる。あるいは、電気接続は、誘電物質のエッジのまわり、たとえばケーブルの第１の端部のケーブルの正面に位置付けられる、伝導性経路、たとえば伝導性物質を備えてもよい。

第２の端子は、外側伝導層の一部である、または、電気的に接続される誘電物質の外側に設置される伝導性領域を備えてもよい。したがって、第１及び第２の端子の両方が、ケーブルの同じ外周面上に設けられてもよく、それはケーブルの電気手術器具への接続を容易にすることができる。

第１の伝導性領域及び第２の伝導性領域は、ケーブルの周面上の異なる位置にあってもよく、互いに電気的に絶縁されていてもよい。たとえば、それらはケーブルの反対側に位置付けられてもよい。第１の伝導性領域及び第２の伝導性領域は、ケーブル上の同じ軸方向位置でもよい。

あるいは、電気伝導性物質の第２の領域は、誘電物質の内側に設置されてもよく、誘電物質を通過する、または誘電物質のまわりを通る電気接続によって、外側伝導層に電気的に接続されてもよい。誘電物質の内側に設置されることは、電気伝導性物質の第２の領域は、誘電物質の内面上に、または誘電物質の内面上に形成される別の層の内面上に形成されることを意味してもよい。したがって、この構成では、外側伝導層への電気接続を誘電層の内側に設置された端子で作ることができ、それはそのような電気接続の作成を容易にすることができる。

電気伝導性物質の第２の領域は、内側の電気伝導層の残部から電気的に絶縁される内側電気伝導層の一部を備えてもよい。たとえば、電気伝導性物質の第２の領域は、内側電気伝導層の一部を選択的に除去することによって（たとえばエッチングによって）形成されてもよい。あるいは、電気伝導性物質の第１の領域は、内側の電気伝導層の残部から分離される領域で、選択的に形成されてもよい。

電気接続は、誘電層を通して孔に位置付けられる伝導性物質を備えてもよい。換言すれば、孔は、電気伝導性物質の第２の領域と外側伝導層との間の誘電物質に形成されてもよく、この孔を伝導性物質で満たしてもよい。したがって、電気接続は、電気伝導性物質の第２の領域と外側伝導層との間に設けることができる。あるいは、電気接続は、誘電物質のエッジのまわり、たとえばケーブルの第１の端部のケーブルの正面に位置付けられる、伝導性経路、たとえば伝導性物質を備えてもよい。

第１の端子は、内側伝導層の一部である、または、電気的に接続される誘電物質の内側に設置される伝導性領域を備えてもよい。したがって、第１及び第２の端子の両方が、ケーブルの同じ内周面上に設けられてもよく、それはケーブルの電気手術器具への接続を容易にすることができる。

第１の伝導性領域及び第２の伝導性領域は、ケーブルの周面上の異なる位置にあってもよく、互いに電気的に絶縁されていてもよい。たとえば、それらはケーブルの反対側に位置付けられてもよい。第１の伝導性領域及び第２の伝導性領域は、ケーブル上の同じ軸方向位置でもよい。

ケーブルは、電気手術器具をケーブルに対して整合するために、電気手術器具の端部の対応する突起または凹部と協働するための１つまたは複数の突起または凹部を備えてもよい。これは、電気手術器具のケーブルとの方向付け（すなわち、回転またはある角をなす位置合わせ）を支援することができ、たとえば、その結果、電気手術器具の対応する端子は、ケーブルの第１及び第２の端子と適切に整合される。

内側伝導層は、物質のチューブの外面上に設けられてもよく、物質のチューブのエッジは、誘電物質のエッジに対して後退させてもよい。換言すれば、誘電物質のエッジと物質のチューブとは互い違いにされてもよく、誘電物質のエッジは物質のチューブのエッジを越えて突出する（飛び出す）。この互い違いにされた構成は、たとえば、ケーブルの外径より大きく、または、中空ケーブルの内径より小さくする必要なしに、ツールをケーブルに接続するための良好な表面を提供することができる。

第１の端子及び第２の端子の幾何学構造（たとえば、サイズ、形状、位置、中心軸まわりの角度広がり）は、ケーブルのインピーダンスを１つまたは複数のマイクロ波周波数での所定のインピーダンス（たとえば、電気手術器具の知られているインピーダンス）に実質的に適合させるように構成されてもよい。換言すれば、第１及び第２の端子の幾何学構造（たとえば、サイズ及び／または形状）は、電気手術器具の構成についての知識に一部基づいて、選択されてもよく、または、あらかじめ定められてもよく、その結果、ケーブルのインピーダンスは接続時の電気手術器具のインピーダンスに実質的に適合する。これにより、インピーダンス不整合による、接続時の電力の反射が実質的に防止され、したがって、電気手術器具に供給される電力量が増加する。

たとえば、端子が上記の電気伝導性領域の第１及び第２の領域を備える場合、第１及び第２の領域の長さ及び／または幅を、たとえば、シミュレーション及び／または試験及び／または測定の結果に基づいて選択し、ケーブルのインピーダンスを興味のあるマイクロ波周波数での電気手術ツールのインピーダンスに適合させてもよい。

ケーブルは、中空チューブに位置付けられ、中空チューブに沿って延在する送信線及びさらなる導線で、高周波エネルギーを電気手術器具に伝送するように構成されてもよく、さらなる導線は、ケーブルの中空チューブ内で、送信線から電気的に絶縁されてもよい。ケーブルの同じ送信線の下で高周波エネルギー及びマイクロ波周波数エネルギーを伝送することに関して生じる可能性のある問題は、高電圧の高周波エネルギーが、特に、マイクロ波周波数の伝送での使用に特に適している、多孔質の、低損失物質において、誘電物質の破壊を引き起こすことがあることである。そのために、いくつかの実施形態において、高周波信号は代わりに、中空チューブに位置付けられ、中空チューブに沿って延在する送信線及びさらなる導線を使用して伝送してもよい。これにより、誘電物質の破壊のリスクを大きく減少させることができる。

ケーブルは、さらなる導線及び送信線に高周波エネルギーを供給するために、その第２の（近位）端部に、発生器に接続するための端子またはコネクタを有することによって、このように高周波エネルギーを伝送するように構成されてもよい。

中空ケーブル内でさらなる導線を送信線から電気的に絶縁することにより、他の場合にケーブルを傷つけるまたはケーブルの電力損失を増大させる、さらなる導線と送信線との間の空気の絶縁破壊を防止することができる。これは、たとえば、さらなる導線のまわりの絶縁層（たとえば、さらなる導線の表面上に設けられる）、または、ケーブルの最内面上に設けられる絶縁層によって達成されてもよい。

ケーブルは、内側伝導層とさらなる導線と（のみ）によって、または、外側伝導層とさらなる導線と（のみ）によって、または、内側伝導層と外側伝導層とさらなる導線とによって、高周波エネルギーを電気手術器具に伝送するように構成されてもよく、ここで、内側伝導層及び外側伝導層はケーブルの第２の（近位）端部で電気的に接続される。

中空チューブに位置付けられる導線は、特にこの目的のために使用される伝導性ロッドまたはチューブでもよい。あるいは、さらなる導線は、ケーブルのさらなるチューブ状伝導層、たとえば、ケーブルの最内チューブ状層を備えてもよい。あるいは、中空チューブを通過する追加の構成要素は、中心導線として機能してもよい。たとえば、電気手術器具に液体またはガスを供給するために使用されるチューブ、あるいは、ガイドワイヤまたはプルワイヤのためのハウジングは、伝導物質から形成されてもよく、または、伝導物質でコーティングされてもよく、中心導体の働きをしてもよい。次いで、発生器は、送信線及びさらなる導線を使用して、送信線の内側及び外側の伝導層のみへの入力であるマイクロ波周波数信号とは別に、高周波信号をケーブルに入力するために使用されてもよい。

このような構成では、より高い電圧高周波信号が内側及び外側の導線に沿って戻ることを防止するために、ならびに／またはマイクロ波信号がさらなる導線に沿って戻ることを防止するために、ケーブルの第１の端部にダイプレクサなどの構成を提供することを必要とすることがある。あるいは、さらなる導線が、マイクロ波エネルギーのみ伝送するためにケーブルを使用するとき、物理的に分離できるように構成されてもよい。たとえば、これは、電気手術器具の対応する端子ともはや接触しないように、さらなる導線を電気手術器具から軸方向に引き離すことによって達成することができる。

ケーブルは、中空チューブに位置付けられて、送信線で高周波エネルギーを電気手術器具に伝送するために中空チューブに沿って延在する導線を備えてもよい。

誘電物質は、誘電物質の中実チューブ、または、多孔質構造を有する誘電物質のチューブから構成されてもよい。誘電物質の中実チューブであることは、誘電物質が実質的に均一であることを意味することができる。多孔質構造を有することは、誘電物質が実質的に不均質であり、大きな数または量のエアポケットまたは空隙を有することを意味することができる。

たとえば、多孔質構造は、ハニカム構造、メッシュ構造、またはフォーム構造を意味してもよい。

誘電物質は、ＰＴＦＥまたは別の低損失マイクロ波誘電体から構成されてもよい。

誘電物質は、０．２ｍｍより大きい厚さを有するチューブ、たとえば、０．３ｍｍまたは０．４ｍｍの厚さを有するチューブから構成されてもよい。１つの実施形態において、誘電物質は、たとえば、１．６ｍｍの内径と２．４ｍｍの外径とを有するＰＴＦＥのチューブでもよい。

内側伝導層及び／または外側伝導層は、物質のチューブの内側または外側の伝導被膜、物質のチューブの内側もしくは外側に対して位置付けられる伝導性物質の中実チューブ、または、物質のチューブ上に形成されるもしくはそれに埋め込まれる編組された伝導性物質の層を備えてもよい。

伝導被膜または伝導性物質は、銀、金、または銅などの金属でもよい。あるいは、伝導被膜または伝導性物質は、グラフェンなどの異なる種類の伝導性物質から構成されてもよい。伝導被膜及び伝導性物質は好ましくは良導体、すなわち、マイクロ波周波数または高周波での低損失導体であり、たとえば、鋼ではない。

内側及び／または外側伝導層は、銀被膜を備えてもよい。

内側及び／または外側伝導層は、約０．０１ｍｍの厚さを有してもよい。

張り出しである代わりに、１つの実施形態において、第１及び／または第２の端子は、たとえば、電気手術器具の端面上に形成される電気手術器具の対応する伝導性突起を受けるために、たとえば、ケーブルの端面に形成される凹部を備えてもよい。したがって、電気手術器具の第１及び第２の伝導性突起が、ケーブルの対応する第１及び第２の凹部に受けられて、電気的に接続されるように電気手術器具を位置付けることによって、ケーブルと電気手術器具との間に電気的な、そしておそらくさらに機械的な接続が作られる。

ケーブルが電気手術器具に高周波エネルギーのみ伝送し、マイクロ波周波数エネルギーは伝送しない場合、誘電物質が良好なマイクロ波誘電体である必要はない。その代わりに、これらの実施形態において、誘電物質は、良好な高周波誘電物質、たとえば、高周波信号の電圧より十分に大きいスタンドオフまたは破壊電圧を提供する物質、すなわち、十分に高い絶縁耐力を有する物質でもよい。誘電物質はまた、その硬度、強度、またはメッキの容易さなどのその機械的特性に少なくとも一部基づいて選択されてもよい。好適な材料は、カプトン、たとえば、約３０００ＫＶ／ｍｍの絶縁破壊強度を有するカプトンポリイミドフィルムでもよい。したがって、以下において、ケーブルが電気手術器具に高周波エネルギーのみ伝送するために使用されるとき、ＰＴＦＥはカプトンまたはカプトンポリイミド、あるいは別の好適な高周波誘電体と置き換えてもよい。

高周波エネルギーのみ伝送されている場合、ケーブルが電気手術器具に接続される領域でのインピーダンス不整合によるエネルギーの反射は、マイクロ波周波数エネルギーを伝送するときよりも重要ではない。したがって、ケーブルの電気手術器具への接続はより簡単でもよく、これは、たとえば（以下で論じられる接続構成に加えて）２つの適切な接続されるワイヤで達成される可能性がある。

いくつかの実施形態において、単一伝導体の単極ツールがケーブルに導入されて、内側伝導層にのみ接続されてもよい。

保護被覆またはライナが、たとえば、中空ケーブルを通過する構成要素またはツールによって引き起こされる損傷から内側金属層を保護するために、内側金属層の内側に設けられてもよい。１つの実施形態において、保護ライナは内側チューブ状層から構成されてもよく、内側金属層は内側チューブ状層の外面上にコーティングされてもよい。内側チューブ状層は、絶縁物質または誘電物質を備えてもよい。

いくつかの実施形態において、多数または第１の端子及び／もしくは複数の第２の端子があってもよい。たとえば、複数の第１の端子及び／または複数の第２の端子が、ケーブルの中心軸のまわりで対称に分散されてもよい。第１及び第２の端子は、ケーブルの中心軸のまわりで交互に位置付けられてもよい。

１つの実施形態において、ケーブルの第１の端部は着脱可能でもよく、またはその他の場合には、ケーブルの残部から分離可能でもよく、たとえば、その結果、第１及び第２の端子の異なる構成を有する異なる第１の端部は、ケーブルにそれらを取り付けることによって、同じケーブルで使用されてもよい。別の実施形態において、ケーブルの第１の端部は一体でもよく、またはケーブルに固定されてもよい。

保護外側シースまたは外側被膜（たとえばスプレー被膜）がケーブルの外面に存在し、ケーブルの外面を保護してもよい。これは、たとえば絶縁物質、ならびに／または、強度及び／もしくは硬度などのその機械的特性で選択される物質から構成されてもよい。

１つの構成において、ケーブルは、中空の内側チューブ状層と、中空の内側チューブ状層の外面上の内側伝導層のチューブと、内側伝導層のチューブの外面上の誘電物質のチューブと、誘電物質のチューブの外面上の外側伝導層のチューブとを備えてもよい。構造は、これらの層の一部もしくは全部の間にエアギャップを備えてもよく、または、備えなくてもよい。エアギャップを避ける利点は、ケーブルの損失を最小化することができるということである。１つの例において、この構造は、前の（内側の）層上に各後続の層を順次コーティングすることによって製造される可能性がある。あるいは、この構造は、第１の部分としての１つまたは複数の層及び第２の部分としての１つまたは複数の層を形成し、次いで、一方の部分を他方の内側に摺動することによって作られる可能性がある。中空の内側チューブ状層は、ＰＴＦＥまたはポリイミドから構成されてもよい。中空の内側チューブ状層は、０．１ｍｍの厚さを有してもよい。

内側伝導層は、チューブ状誘電物質のエッジを越えて突出してもよく、その結果、内側伝導層は、ケーブルの第１の端部で露出される。これにより、ケーブルの第１の端部での電気手術器具の接続を容易にすることができる。

代替的な構成において、ケーブルは、内側伝導層の中空チューブと、内側伝導層の中空チューブの外面上の誘電物質のチューブと、誘電物質のチューブの外面上の外側伝導層のチューブとを備えてもよい。ここでも、エアギャップは層の１つまたは複数の間に存在してもよく、または、存在しなくてもよい。１つの例において、そのような構成は、誘電物質の内面と外面に、それぞれ、内側及び外側伝導層をコーティングすることによって製造されてもよい。

このケーブルは、外側伝導層のチューブの外面上に、保護外側チューブ状層をさらに備えてもよい。外側のチューブ状層は、ＰＴＦＥまたはポリイミドから構成されてもよい。保護外側チューブ状層は絶縁層でもよい。

外側伝導層は、誘電物質のチューブのエッジを越えて突出してもよく、その結果、外側伝導層は、ケーブルの第１の端部で露出される。これにより、電気手術器具の接続を容易にすることができる。

ケーブルの外径は、ケーブルの第１の端部に隣接する一部（区画または部分）の長さにわたって、より小さくてもよい。換言すれば、ケーブルは第１の端部でより細くてもよい。これにより、電気手術器具へのケーブルの接続を容易にすることができる。

ケーブルの外径は、ケーブルの内径を縮小させることによって、その部分にわたって、より小さくしてもよい。換言すれば、ケーブルの壁は、それらが第１の端部でのケーブルの区画について、ケーブルの中心軸により近いように、内側に突き出してもよく、または、移動してもよい。

あるいは、または、それに加えて、ケーブルの外径は、誘電物質またはケーブルの別の構成要素の厚さを減少させることによってその部分にわたって、より小さくしてもよい。この場合、ケーブルの内径は不変とすることができるが、外径は減少する。誘電物質または他の構成要素の厚さは、たとえば、領域をより小さい厚さに機械加工することによって、または、熱収縮性物質を使用することによって、減少させてもよい。

高周波エネルギー及び／またはマイクロ波周波数エネルギーは、ケーブルの第２の（近位）端部に、または、それに隣接して位置付けられる側方送達部を使用してケーブルに入力されてもよい。これにより、さまざまな他の構成要素及び器具の制御のための、ケーブルを通るクリアチャネルを可能にしてもよい。ＲＦエネルギーを短絡させないために、内側及び外側伝導層は、中空のチャネルがケーブルから出る誘電物質全体に接続されなくてもよい。マイクロ波エネルギーは、同軸フィルタまたはチョークによって、ケーブルの開放端からのリークが防止されてもよい。発生機器のインピーダンスを中空ケーブル及び側方送達部のインピーダンスに適合させるために、側方送達部からのチョークまたはフィルタの距離が選択されてもよい。

前の主張のうちの任意の１つによるケーブルと電気手術器具とを備える電気手術機器を提供されてもよく、ここで
電気手術器具の第１の協働端子は第１の端子に電気的に接続され、その結果、内側伝導層と第１の協働端子との間の電気接続が形成され、
電気手術器具の第２の協働端子は第２の端子に電気的に接続され、その結果、外側伝導層と第２の協働端子との間の電気接続が形成される。

ここで、本発明の実施形態は、単なる例示として、添付図面を参照して論じられる。

本発明の実施形態によるケーブルの一部の略図である。 本発明の代替の実施形態によるケーブルの一部の略図である。 本発明の代替の実施形態によるケーブルの一部の略図である。 本発明の代替の実施形態によるケーブルの一部の略図である。 本発明の代替の実施形態によるケーブルの一部の略図である。 ケーブルの外径がその端部の近くでより細くなっている、本発明の代替の実施形態によるケーブルの一部の略図である。 ケーブルの外径及び内径がその端部の近くでより細くなっている、本発明の代替の実施形態によるケーブルの一部の略図である。 高周波エネルギーが中空ケーブル内の導線を使用して伝送される、本発明の実施形態によるケーブルの略図である。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第１の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第１の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第１の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第１の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第２の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第２の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第２の構成を示す。 電気手術器具が接続されている、図１０Ｃのケーブルを示す。 電気手術器具が接続されている、図１０Ｃのケーブルを示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第３の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第３の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第３の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第３の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第３の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第４の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第４の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルの電気接続端子の第４の構成を示す。 本発明の実施形態によるケーブルを使用した、電気手術器具へのマイクロ波周波数エネルギーの伝送のコンピュータシミュレーションを示す。 図１３に示されるコンピュータシミュレーションの、周波数の関数としての関連する反射減衰量を示す。 本発明の実施形態によるケーブルを使用した、電気手術器具へのマイクロ波周波数エネルギーの伝送のコンピュータシミュレーションを示す。 図１５に示されるコンピュータシミュレーションの、周波数の関数としての関連する反射減衰量を示す。 ケーブルの減衰に関して、誘電層の厚さ及び導線の直径の影響を示すグラフである。

以下に記載される実施形態の特徴が等価な場合、同じ参照番号が使用され、その詳細な説明は繰り返されない。

本発明の実施形態によるケーブルの一部の略図が図１に示される。図１は、その一般構成に関するケーブルの選択された詳細のみを示し、ケーブルの接続端子は示していない。図１の一点鎖線は、ケーブルの中心軸を示すことが意図される。

図１に示されるケーブル１は、内側チューブ状層３を備え、それは十分な機械的強度を与えるＰＴＦＥまたはポリイミド、あるいは別の物質から構成されてもよい（この層の電気特性はあまり重要ではない）。本実施形態において、内側チューブ状層は０．１ｍｍの厚さを有する。

（内側伝導層に対応する）内側金属層５は、内側チューブ状層３の外面上に設けられ、内側チューブ状層３のまわりにチューブを形成する。本実施形態において、内側金属層５は銀から作られ、０．０１ｍｍの厚さを有する。

（誘電物質に対応する）誘電層７は、内側金属層５の外面上に設けられ、内側金属層５のまわりにチューブを形成する。本実施形態において、誘電層７はＰＴＦＥから構成され、０．４ｍｍの厚さを有する。

（外側伝導層に対応する）外側金属層９は、誘電層７の外面上に設けられ、誘電層７のまわりにチューブを形成する。本実施形態において、外側金属層９は銀から作られ、０．０１ｍｍの厚さを有する。

もちろん、他の実施形態において、層のうちの任意のもの厚さは上記の厚さと異なってもよく、層のうちの任意のものの物質も異なってもよい。たとえば、誘電層７は、ＰＴＦＥの代わりに、異なる低損失マイクロ波誘電物質または異なる高周波誘電物質から構成されてもよく、内側及び／または外側金属層５、９は、銀以外の金属（複数可）から形成されてもよい。

内側金属層５、誘電層７、及び外側金属層９は、それに接続される電気手術器具に高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーを伝送するための同軸送信線を形成する。

内側チューブ状層３は、ケーブルの使用中、ケーブル１の中空の内側を通して挿入される任意の構成要素から内側金属層５を保護するように働いてもよい。この意味において、内側チューブ状層はライナであるように考慮されてもよい。内側チューブ状層３はまた、ケーブルに対する機械的強度を提供してもよい。

他の実施形態において、さらなる絶縁スリーブまたは被膜が、ケーブルの使用中、外側金属層９の損耗を防止するために、そして、外側金属層９を電気的に絶縁するために、外側金属層９の外面上に設けられてもよい。

誘電層７（及び、外側金属層９）のエッジ１１は、内側チューブ状層３（及び、内側金属層５）のエッジ１３に対して後退し、その結果、内側金属層５の領域はエッジ１１と１３との間で露出される。これにより、ケーブルの端部での電気手術器具の接続を容易にすることができる。しかし、これは必須ではない。

いくつかの実施形態において、外側金属層９のエッジは、外側金属層９と内側金属層５との間のエアギャップを増加させるために、誘電層７のエッジ１１に対して後退させてもよい。これにより、外側金属層９と内側金属層５との間で空気の絶縁破壊が発生するリスクを減少させることができる。

あるいは、または、それに加えて、いくつかの実施形態において、絶縁流体もしくはグリース、または他の物質を、外側金属層９のエッジもしくはそのまわりに、及び／またはケーブルの他の領域に加えて、空気の絶縁破壊がケーブルで発生するリスクを減少させてもよい。

１つの実施形態において、図１に示される構造は、前の（内側の）層の外面上に各層を順次形成することによって構築されてもよい。たとえば、内側チューブ状層３の外面は、内側金属層５を形成するために、金属でコーティングされてもよい。エッジ１１の後退位置は、たとえば、このエッジを後方に機械加工することによって達成されてもよい。あるいは、この構成は、内側チューブ状層３の外面上に内側金属層５を形成し、誘電層７の外面上に外側金属層９を形成し、次いで、誘電層７内に内側チューブ状層３を挿入することによって製造されてもよい。

図１に示されるケーブルは、液体またはガス供給、あるいはプルワイヤまたは他の制御手段などの構成要素を挿通し、ケーブルに接続される電気手術器具に供給することができる中央チャネル、穿孔、または内腔１５を有する。

本発明の代替の実施形態によるケーブルの一部の略図が図２に示される。図２は、その一般構成に関するケーブルの選択された詳細のみを示し、ケーブルの接続端子は示していない。図２の一点鎖線は、ケーブルの中心軸を示すことが意図される。

図２に示されるケーブル１７は、（内側伝導層に対応する）内側チューブ状金属層１９を備える。本実施形態において、内側チューブ状金属層１９は銀から作られ、０．０１ｍｍの厚さを有する。

（誘電物質に対応する）誘電層２１は、内側チューブ状金属層１９の外面上に設けられ、内側チューブ状金属層１９のまわりにチューブを形成する。本実施形態において、誘電層２１はＰＴＦＥから構成され、０．４ｍｍの厚さを有する。

外側金属層２３は誘電層２１の表面上に設けられ、本実施形態において、外側金属層２３は銀から構成され、０．０１ｍｍの厚さを有する。

外側チューブ状層２５は、外側金属層２３の表面上に設けられる。本実施形態において、外側チューブ状層２５はＰＴＦＥまたはポリイミドから構成され、０．１ｍｍの厚さを有する。

もちろん、他の実施形態において、層のうちの任意のもの厚さは上記の厚さと異なってもよく、層のうちの任意のものの物質も異なってもよい。たとえば、誘電層２１は、ＰＴＦＥの代わりに、異なる低損失マイクロ波誘電物質または異なる高周波誘電体から構成されてもよく、内側及び／または外側金属層１９、２３は、銀以外の金属（複数可）から形成されてもよい。

内側金属層１９、誘電層２１、及び外側金属層２３は、それに接続される電気手術器具に高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーを伝送するための同軸送信線を形成する。

誘電層２１（及び、内側金属層１９）のエッジ２７は、外側金属層２３（及び、外側チューブ状層２５）のエッジ２９に対して後退し、その結果、外側金属層２３の領域はエッジ２７と２９との間で露出される。これにより、ケーブルの端部での電気手術器具の接続を容易にすることができる。しかし、これは必須ではない。

１つの実施形態において、この構造は、前の（内側の）層の上に各層を順次コーティングすることによって製造されてもよい。エッジ２７の後退位置は、たとえば、このエッジを後方に機械加工することによって達成されてもよい。あるいは、この構造は、誘電層２１の内面上に内側金属層１９を形成し、外側チューブ状層２５の内面上に外側金属層２３を形成し、次いで、外側チューブ状層２５内に誘電層２１を挿入することによって製造されてもよい。

本発明の代替の実施形態によるケーブルの一部の略図が図３に示される。図３は、その一般構成に関するケーブルの選択された詳細のみを示し、ケーブルの接続端子は示していない。図３の中の一点鎖線は、ケーブルの中心軸を示すことが意図される。

図３に示されるケーブル３１は、（内側伝導層に対応する）内側チューブ状金属層３３を備える。本実施形態において、内側チューブ状金属層３３は銀から作られ、０．０１ｍｍの厚さを有する。

（誘電物質に対応する）誘電層３５は、内側チューブ状金属層３３の外面上に設けられ、内側チューブ状金属層３３のまわりにチューブを形成する。本実施形態において、誘電層３５はＰＴＦＥから構成され、０．４ｍｍの厚さを有する。

（外側伝導層に対応する）外側金属層３７は、誘電層３５の表面上に設けられ、本実施形態において、外側金属層３７は銀から構成され、０．０１ｍｍの厚さを有する。

もちろん、他の実施形態において、層のうちの任意のもの厚さは上記の厚さと異なってもよく、層のうちの任意のものの物質も異なってもよい。たとえば、誘電層３５は、ＰＴＦＥの代わりに、異なる低損失マイクロ波誘電物質または異なる高周波誘電物質から構成されてもよく、内側及び／または外側金属層３３、３７は、銀以外の金属（複数可）から形成されてもよい。

内側金属層３３、誘電層３５、及び外側金属層３７は、それに接続される電気手術器具に高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーを伝送するための同軸送信線を形成する。

１つの実施形態において、この構造は、誘電層３５の内面及び外面上で内側金属層３３及び外側金属層３７をそれぞれコーティングすることによって製造されてもよい。あるいは、内側金属層３３及び／または外側金属層３７は、誘電層３５の内面または外面上に位置付けられる中実金属チューブから構成されてもよい。

本発明の代替の実施形態によるケーブルの一部の略図が図４に示される。図４は、その一般構成に関するケーブルの選択された詳細のみを示し、ケーブルの接続端子は示していない。図４の一点鎖線は、ケーブルの中心軸を示すことが意図される。

図４に示されるケーブル３９は、誘電物質４１の不均質な多孔質構造を備える。不均質な多孔質構造は、たとえば、ハニカム構造、メッシュ構造、または発泡材料から形成されるフォーム構造でもよい。誘電物質４１は、ＰＴＦＥから構成されてもよい。

内側金属層４３は誘電物質４１の内面上に設けられ、外側金属層４５は誘電物質４１の外面上に設けられる。

内側金属層４３、誘電層４１、及び外側金属層４５は、それに接続される電気手術器具に高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーを伝送するための同軸送信線を形成する。

誘電物質４１の不均質な多孔質構造は、誘電物質４１のマイクロ波誘電性を改善することができる。換言すれば、誘電物質４１はより効果的な低損失マイクロ波誘電体でもよい。

本実施形態において、内側金属層４３及び外側金属層４５の一方または両方は、金属被膜よりもむしろ中実金属チューブでもよい。これにより、ケーブルの機械的強度及び構造的完全性を改善することができる。

あるいは、内側金属層４３及び外側金属層４５の一方または両方は金属被膜でもよく、内側金属層４３の内面上または外側金属層４５の外面上に設けられる追加のチューブ状層上に形成し、ケーブルの機械的サポートを提供してもよい。そのような追加のチューブ状層は、たとえば、ＰＴＦＥまたはポリイミドから形成されてもよい。

本発明の代替の実施形態によるケーブルの一部の略図が図５に示される。図５は、その一般構成に関するケーブルの選択された詳細のみを示し、ケーブルの接続端子は示していない。図５の中の一点鎖線は、ケーブルの中心軸を示すことが意図される。

図５に示されるケーブル４７は、内側金属層４９と、内側金属層４９の外面上で設けられる誘電層５１とを備える。ケーブルは、誘電層５１に埋め込まれる（外側伝導層に対応する）編組金属構造５３をさらに備える。

１つの実施形態において、この構成は、内側金属層４９の表面上の誘電層５１の部分を押出成形または別様に形成し、誘電層５１のその部分上に編組金属構造５３を編組し、次いで、編組金属構造５３上に誘電層５１の残部を押出成形または別様に形成することによって製造されてもよい。

代替的な実施形態において、編組金属構造５３の頂部にコーティングされる物質は、編組金属構造５３の下（内）の物質と異なってもよい。たとえば、編組金属構造５３は、誘電層５１上に形成され、次いで、異なる材料が編組金属構造５３上に押出成形または別様に形成されてもよい。この異なる材料は誘電物質でなくてもよく、代わりにポリイミドなどの絶縁物質でもよい。

内側金属層４９は金属の中実チューブから構成されてもよく、あるいは、ＰＴＦＥまたはポリイミドのチューブ状層などのさらなるチューブ状層（図示せず）の外面上に形成される金属被膜、たとえば銀被膜でもよい。

本実施形態において、編組金属構造は、銀でコーティングされる銅または鋼ワイヤを編組することによって形成される。もちろん、他の金属が他の実施形態で使用されてもよい。

本実施形態において、誘電物質はＰＴＦＥから構成される。

上で開示される構成のいずれかを本発明で使用することができる。記載された実施形態の変形物も使用することができる。たとえば、本実施形態において、物質のチューブの表面上の金属被膜は、代わりに、中実金属チューブと置き換えてもよく、逆もまた同じである。

本発明のいくつかの実施形態において、ケーブルの外径を、ケーブルが電気手術器具に取り付けられるケーブルの端部の近くまたは端部で、その長さの部分について縮小させてもよい。これにより、電気手術器具へのケーブルの接続を容易にすることができる。

一例として、これは、図１に示される構成を有するケーブルに関して図６に示される。図６に示されるケーブル５５において、誘電層７の厚さは、ケーブル５５の端部に隣接するケーブル５５の部分５７の長さにわたって減少される。たとえば、誘電層７の厚さは、減少した厚さ部分で、０．４ｍｍから０．２ｍｍまたは０．１ｍｍの厚さまで減少することがあり、その結果、ケーブル５５の全径は、ケーブル５５の内径を変えることなく、０．４ｍｍまたは０．６ｍｍ縮小される。示されないが、図１に示されるように、誘電層７のエッジをさらに後退させてもよい。１つの実施形態において、誘電層７の厚さは、ケーブルの端部に隣接して長さ２０ｍｍにわたって減少させてもよい。厚さの減少は、たとえば、誘電層７を下に機械加工することによって達成されてもよい。減少厚さを有するケーブルの部分の長さは、たとえば、２０ｍｍでもよい。（ケーブルの許容可能な電力損失に関して）実際に使用できる減少厚さ部分の最大長さは、誘電物質の特定の厚さ及び誘電物質の電気特性に依存する。これは、シミュレーション及び／または測定によって、特定の構成のために決定されてもよい。

同じ効果は、誘電物質及び存在する場合は他のチューブ状層のうちの１つまたは複数の厚さを、電気手術器具が接続されるケーブルの端部でケーブルの外径を縮小させるように減少させることによって、他の実施形態において達成されてもよい。

あるいは、または、それに加えて、ケーブルの内径を減少させることによって電気手術装置に接続される端部の近くの部分で、ケーブルの外径を減少させてもよい。

一例として、これは、図１に示される構成を有するケーブルに関して図７に示される。図７に示されるケーブル５９において、ケーブルの内径は、ケーブル５９の内径が縮小するように、部分６１の内側でケーブル５９の外壁を曲げるまたは移動させることによって、ケーブル５９の部分６１の長さにわたって縮小される。たとえば、減少厚さを有するケーブルの長さは２０ｍｍでもよい。

同じ効果は、ケーブルの内径を縮小させるためにケーブル内部の壁を移動させることによって、上記の他の実施形態で達成されてもよい。

記載された実施形態のいずれかにおいて、ケーブルが高周波エネルギーのみ伝送するためのものである場合、誘電物質は、カプトンまたはカプトンポリイミドなどの好適な高周波誘電物質、すなわち、高周波エネルギーの電圧より十分に大きい絶縁破壊強度を有する誘電物質でもよい。

本発明のいくつかの実施形態において、高周波エネルギー及びマイクロ波周波数エネルギーはどちらも、内側及び外側金属層を使用して伝送される。しかしながら、より高い電圧の高周波信号のいくつかの場合、誘電物質の絶縁破壊を引き起こすリスクが存在する。したがって、本発明のいくつかの実施形態において、高周波信号は、マイクロ波周波数信号とは別に、電気手術器具に伝送されてもよい。これは、内側金属層及び／または外側金属導線、ならびにケーブルの中空の穿孔に位置付けられ、穿孔に沿って延在する導線を使用して、高周波エネルギーを伝送することによって達成されてもよい。

これは、図１に示される構成を有するケーブルに関して図８に示される。しかしながら、同じ概念が上記の他の構成にも適用される、すなわち、導線が他の構成の中空のコアに位置付けられて、高周波エネルギーを伝送するために使用されてもよい。図８に示されるケーブル６３において、導線６５はケーブル６３の中空のコアに位置付けられて、ケーブル６３に沿って電気手術器具（図示せず）まで延在する。いくつかの実施形態において、導線６５は、この目的のために設けられる金属ロッドまたはチューブでもよい。しかしながら、他の実施形態において、導線６５は、電気手術器具、または、液体もしくはガスを供給するためのチューブ、またはガイドワイヤもしくはプルワイヤまたは他の制御手段のためのハウジングなどの構成要素の伝導性外面でもよい。

導線６５は、内側チューブ状層によってケーブルの内側及び外側金属層から絶縁される。たとえば、内側チューブ状層は絶縁物質から構成されてもよい。

ケーブル６３は、ケーブルへ導線６５ならびに内側金属層及び／または外側金属層を通して高周波信号を、かつ、内側金属層及び外側金属層を通してマイクロ波周波数信号を供給するように構成される発生器に接続することができる。したがって、誘電物質は、より低い電圧のマイクロ波周波数信号にのみ曝されるようにできるので、絶縁破壊を引き起こすのに十分な電圧を受けなくてもよい。

内側金属層及び外側金属層は、内側及び外側金属層が中央導線６５とともに高周波エネルギーを伝送するために使用されるとき、ケーブルの第２の（近位）端部で、一緒に電気的に接続されてもよい。

この構成では、高周波信号が内側及び外側金属層のマイクロ波伝送路に沿って戻ることができることを防止するために、ならびに／または、マイクロ波信号が導線６５に沿って戻ることを防止するために、電気手術器具に接続するケーブルの端部に１つまたは複数の構成要素を設けることを必要とすることがある。その他の場合には、誘電物質は高電圧の信号にさらに曝されることがあり、さらに絶縁破壊のリスクがあることがある。

あるいは、またはさらに、１つの実施形態において、ケーブルは、マイクロ波周波数エネルギーのみ電気手術器具に伝送されているとき、導線６５と電気手術器具との間の電気接続を切断するために導線６５をケーブルに沿って軸方向に引き戻し、マイクロ波周波数エネルギーが導線６５に沿って伝わることを防止するように構成されてもよい。

上記の実施形態のいずれかにおいて、誘電体またはエアギャップの絶縁破壊が発生するリスクを減少させるために、低損失流体またはグリース、あるいは他の物質を、ケーブルの１つまたは複数の部分、たとえば、１つまたは複数の層の端部などの絶縁破壊の可能性がある領域のまわりに提供して、絶縁破壊が発生するリスクを減少させてもよい。

ここで、ケーブルを電気手術器具に接続する方法のいくつかの特定の例が論じられる。これらの特定の例はそれぞれ、上記の構成のうちの１つに関するものであるが、同じ特徴及び概念が上記の他の構成に適用されてもよい。

図９Ａ〜９Ｄは、本発明の実施形態によるケーブルの第１及び第２の接続端子の第１の構成を示す。図９Ａ〜９Ｃは、この構成を有するケーブルの製造方法を示し、図９Ｄは、本実施形態での第１及び第２の端子の構成を示す。

図９Ａは、誘電物質６７のチューブの第１の端部の正面図の略図である。誘電物質６７はたとえば、ＰＴＦＥから構成されてもよい。誘電物質６７のチューブは、（外側伝導層に対応する）チューブ状金属被膜６９を、第１の端部のエッジの近くから誘電物質６７のチューブの第２の端部（図示せず）まで延在するその外面上に有する。誘電物質６７のチューブはまた、その外面上で電気的に絶縁された第１の伝導性領域７１を有し、それは電気的に絶縁された金属被膜を備える。

１つの実施形態において、電気的に絶縁された第１の伝導性領域７１は、最初、チューブ状金属被膜６９の一部として形成し、次いで、たとえば、エッチングによって、チューブ状金属被膜６９の領域７３を選択的に除去し、電気的に絶縁された第１の伝導性領域７１を残してもよい。たとえば、図９Ａの領域７３は、チューブ状金属被膜６９が選択的に除去された領域とすることができる。もちろん、他の実施形態において、電気的に絶縁された伝導性領域７１は、周辺領域７３ではなく、電気的に絶縁された第１の伝導性領域７１を選択的にコーティングすることによって形成してもよい。

電気的に絶縁された第１の伝導性領域７１は、第１の端子または電気伝導性物質の第１の領域に対応してもよい。

本実施形態において、第１の伝導性領域は長方形の形状を有するが、これは必須ではない。

孔７５（または、穿孔またはチャネル）は、電気的に絶縁された第１の伝導性領域７１に、さらに、電気的に絶縁された第１の伝導性領域７１の下の誘電物質６７のチューブを通して形成される。

図９Ｂは、（図１の反対側からの）誘電物質６７のチューブの第１の端部の背面図の略図である。前側の電気的に絶縁された第１の伝導性領域７１の位置の反対側は、チューブ状金属被膜６９に電気的に接続される第２の伝導性領域７７である。

第２の伝導性領域７７は、第２の端子、または電気的に接続される物質の第２の領域に対応してもよい。

第２の伝導性領域７７は、周辺領域７３のチューブ状金属被膜６９を除去、たとえばエッチングすることによって、または、周辺領域７３ではなく第２の伝導性領域７７に金属被膜を選択的に形成することによって形成してもよい。第２の伝導性領域７７は長方形の形状を有する。

図９Ａ及び９Ｂに示されるように、ケーブルの端面上で、ケーブルの外側に面するエッジは、それぞれ、第１の伝導性領域７１及び第２の伝導性領域７７に隣接し、電気的に接続されているタブ７９において、伝導性物質でコーティングされる。したがって、第１の伝導性領域７１及び第２の伝導性領域７７は、ケーブルの端面で露出される。

図９Ｃは、たとえば、ポリイミドのＰＴＦＥから作られてもよい物質８１のさらなるチューブの略図である。物質８１のさらなるチューブは内側チューブ状層に対応してもよい。物質８１のさらなるチューブは、第１の端部のエッジの近くから物質８１のさらなるチューブの第２の端部（図示せず）まで延在するその外面上に（内側伝導層に対応する）チューブ状金属被膜８３を有する。物質８１のさらなるチューブの表面の部分８５には、金属被膜は存在しない。部分８５は、その領域のチューブ状金属被膜８３を除去、たとえばエッチングすることによって生成されてもよい。

図９Ｄは、物質８１のさらなるチューブが誘電物質６７のチューブに挿入されて、その前縁が誘電物質６７のチューブの前縁の後ろ数ミリメートルであるように互い違いにされた構成８７で固定されるときに生成されて、その結果として得られるケーブルの略図である。もちろん、実際には、図９Ｄに図示されるケーブルは、これと異なる方法で、たとえば、ケーブルの前の層の上にケーブルの各層を選択的に形成して、ケーブルの構造を構築することによって作られてもよい。たとえば、各層は、前の層の上にコーティングされてもよく、または押出成形されてもよく、１つまたは複数の層の選択部分は、必要な場合、たとえばエッチングによって除去されてもよい。

図９Ｄに示される構成において、第１の伝導性領域７１の孔６５は、物質８１のさらなるチューブのチューブ状金属被膜８３上に直接、設置される。孔６５は伝導性物質８９で満たされ、その結果、第１の伝導性領域７１と物質８１のさらなるチューブのチューブ状金属被膜８３との間に電気接続が作られる。

そのために、内側チューブ状金属層８３に電気的に接続される第１の伝導性領域７１（第１の端子）と、外側チューブ状金属層６９に電気的に接続される第２の伝導性領域７７（第２の端子）とが、ケーブルの外周面上でアクセス可能である。これらの伝導性領域７１、７７は、ケーブルの反対側に設置される。

さらにまた、ケーブルの前面の第１のタブ７９ａ（第２の端子）は第２の伝導性領域７７に電気的に接続され、ケーブルの前面の第２のタブ７９ｂ（第１の端子）は第１の伝導性領域７１に電気的に接続される。そのために、電気手術器具は、電気手術器具の前面の上の対応する端子をタブ７９ａ及び７９ｂに直接接触させることによって、ケーブルと双極性の電気接触をさせてもよい。

あるいは、または、それに加えて、電気手術器具は、それぞれ、第１の伝導性領域７１及び第２の伝導性領域７７に重なり、接触する突出部品を有してもよい。

さらにまた、物質８１のさらなるチューブ及び誘電物質６７のチューブのエッジの互い違いにされた構成８７は、接続点でケーブルの外径より大きく、またはケーブルの内径より小さくする必要なしに、電気手術器具を取り付けるための良好な表面を提供する。

保護シース９１は、外側伝導層６９を保護し、かつ／または外側伝導層を絶縁するために、ケーブルの外面にわたって設けられてもよい。あるいは、保護被膜（たとえば、スプレー被覆）が、外側伝導層を保護し、かつ／または絶縁するために、外側伝導層６９に適用されてもよい。

図９Ｄに示される構造において、マイクロ波周波数信号は、内側伝導層８３から、内側伝導層８３より大きい直径である第１の伝導性領域７１へ伝送される。マイクロ波周波数信号経路の直径のこの変化は、マイクロ波周波数電力の一部が反射される可能性のあるインピーダンス不整合を引き起こすおそれがあり、その結果、電気手術器具が受けるマイクロ波周波数電力が減少する。

そのようなインピーダンス不整合を減少させようとするために、電気手術器具の所定の構成に対して、第１の伝導性領域及び／または第２の伝導性領域の幾何学構造（たとえば、長さ及び／または幅及び／または位置）を、たとえば、シミュレーション及び／または試験及び／または測定の結果に基づいて選択し、ケーブルのインピーダンスを電気手術器具のインピーダンスに実質的に適合させてもよい。ケーブルのインピーダンスを電気手術器具のインピーダンスに実質的に適合させることによって、接続インタフェースでのマイクロ波周波数電力の反射は最小化することができる。この適合は、興味のある特定のマイクロ波周波数、すなわち、電気手術器具によって使用されるマイクロ波周波数で最適であるように設計されてもよい。

図１０Ａ〜１０Ｃは、本発明の実施形態によるケーブルの第１及び第２の接続端子の第２の構成を示す。図１０Ａ及び１０Ｂはこの構成を有するケーブルの製造方法を示し、図１０Ｃは本実施形態における第１及び第２の端子の構成を示す。

図１０Ａは、その製造中のケーブルの第１の端部の前側の略図である。図１０Ａに示されるように、ケーブルは内側チューブ状層９３を備える。（内側伝導層に対応する）チューブ状伝導層９５は、第１の端部近くの内側チューブ状層９３の外面上に形成され、内側チューブ状層９３の第２の端部（図示せず）まで延在する。チューブ状伝導層９５に電気的に接続される第１の伝導性領域９７も、第１の端部で内側チューブ状層９３の外面上に形成される。第１の伝導性領域９７は、伝導層が形成されない領域９９によって、２つの側部で囲まれる。１つの実施形態において、第１の伝導性領域９７は、領域９９のチューブ状伝導層９５を除去、たとえばエッチングすることによって形成されてもよい。

図１０Ａに示されるように、ケーブルは、（外側伝導層に対応する）チューブ状伝導層１０３をその外面上に有するチューブ状誘電層１０１をさらに備える。図１０Ａにおいて、内側チューブ状層９３は、チューブ状誘電層１０１内に部分的に挿入されている。

図１０Ｂは、その製造中のケーブルの第１の端部の裏側の略図である（図１０Ａの反対側）。図１０Ｂに示されるように、前側の第１の伝導性領域９７の反対側は、伝導層が形成されない領域９９によってチューブ状伝導層９５から分離される電気的に絶縁された第２の伝導性領域１０５である。

第２の伝導性領域１０５は、周辺領域９９のチューブ状伝導層９５を除去、たとえばエッチングすることによって形成されてもよい。あるいは、第２の伝導性領域１０５は、周辺領域９９ではなく第２の伝導性領域１０５の伝導性物質を選択的にコーティングすることによって形成されてもよい。

図１０Ｂに示されるように、チューブ状誘電層１０１及びチューブ状伝導層１０３は、チューブ状誘電層１０１のエッジの近くでそれを貫通する貫通孔１０７を有する。

図１０Ｃは、ケーブルの完成した構成の裏側の略図であり、ここで、内側チューブ状層９３は、貫通孔１０７が第２の伝導性領域１０５上に位置付けられるように、チューブ状誘電層１０１にさらに挿入されている。貫通孔１０７は、外側チューブ状伝導層１０３が内側チューブ状層９３上で第２の伝導性領域１０５と電気的に接続されるように、伝導性物質１０９で満たされている。

したがって、内側チューブ状層９３上で、第１の伝導性領域９７（第１の端子）は内側伝導層９５に電気的に接続し、第２の伝導性領域１０５（第２の端子）は外側伝導層１０３に電気的に接続する。

代替的な実施形態において、貫通孔１０７及び伝導性物質１０９は省略されてもよい。その代わりに、伝導性物質を誘電層１０１の前面に設け、チューブ状伝導層１０３を第２の伝導性領域１０５に電気的に接続してもよい。したがって、誘電層１０１を通す代わりに、誘電層１０１のまわりで、第２の伝導性領域１０５とチューブ状伝導層１０３との間の電気接続が行われてもよい。

前記の実施形態と同様に、第１及び／または第２の伝導性領域９７、１０５の構成（サイズ及び／または形状及び／または位置）は、電気手術器具の所定の構成に対して選択し、ケーブルのインピーダンスを電気手術器具のインピーダンスに適合させようとし、接続インタフェースでのマイクロ波周波数電力の反射を減少させてもよい。

図１０Ｄは、ケーブルの端部に接続されている第１の電気手術ツールの例を示す。電気手術ツールがケーブルの端部に完全に挿入されているとき、電気手術ツール（図示せず）のシャフト内の対応する端子は、第１または第２の伝導性領域９７、１０５と重なって、直接、接触し、それによって、ケーブルと電気手術器具との間で双極性の電気接続を形成する。図１０Ｄにさらに示されるように、この例において、電気手術ツールは鉗子を備え、鉗子を作動させるためのプルワイヤ１１１及び／または他の制御装置が、中空ケーブルの中心を貫通している。

図１０Ｅは、ケーブルの端部に接続されている第２の電気手術器具の例を示し、電気接続は上記と同じである。この場合、電気手術器具に生理食塩水を供給するためのチューブ１１３は、ケーブル１１５の中心を貫通している。チューブ１１３はまた、電気手術器具の針を作動させるためのプッシュロッドとして使用してもよい。

図１１Ａ〜１１Ｅは、本発明の実施形態によるケーブルの第１及び第２の接続端子の第３の構成を示す。図１１Ａ〜１１Ｄは、この構成を有するケーブルの製造方法を示す。図１１Ｅは、本実施形態における第１及び第２の端子の構成を示す。

図１１Ａは、ケーブルの端部の略図である。図１１Ａに示されるケーブルは、たとえば、ＰＴＦＥ、ポリイミド、または別の好適な物質から構成されてもよい内側チューブ状層１１７を備える。（内側伝導層に対応する）第１のチューブ状伝導層１１９は、内側チューブ状層１１７の外面上にコーティングされる。図１１Ａの内側チューブ状層１１７は、その外面上にコーティングされる（外側伝導層に対応する）第２のチューブ状伝導層１２３を有する誘電物質１２１のチューブに部分的に挿入されている。図１１Ａに示されるように、この構成では、内側チューブ状層１１７及び第１のチューブ状伝導層１１９の長さは、誘電物質１２１のチューブから突出している。この構成は、たとえば、均一なケーブルを形成し、次いで、誘電物質１２１のチューブ及び第２のチューブ状伝導層１２３を短くして、第１のチューブ状伝導層１１９を暴露することによって製造してもよい。

図１１Ａは、（第１の伝導性突起に対応する）タブ１２５ａと、ケーブルの端部から軸方向に突出するタブ１２５ａを有する、第１のチューブ状伝導層１１９のまわりを包むストリップ１２７ａによって第１のチューブ状伝導層１１９と接触している一体のストリップ１２７ａとを備える金属箔を示す。金属箔は、第１のチューブ状伝導層１１９に接合されてもよい。

図１１Ｂは図１１Ａに示されるものと同じ構成を示すが、ストリップ１２７ａは第１のチューブ状伝導層１１９のまわりを包む位置にある。

図１１Ｃは、図１１Ｂに示される構成を示し、誘電物質１２９のチューブの短い区画が、金属箔を覆うように、かつ、内側チューブ状層１１７のエッジと同一平面上にあるように、ケーブルの端部上を摺動されている。

図１１Ｄは、（第２の伝導性突起に対応する）タブ１２５ｂと、ケーブルの端部から軸方向に突出するタブ１２５ｂを有する、第２のチューブ状伝導層１２３のまわり及び誘電物質１２９のチューブの短い区画のまわりを包むストリップ１２７ｂによって、第２のチューブ状伝導層１２３と接触している一体のストリップ１２７ｂとを同様に備える第２の金属箔を示す。金属箔は、第２のチューブ状伝導層１２３及び／または誘電物質１２９のチューブの短い区画に接合されてもよい。

図１１Ｅに示されるように、得られるケーブルは、第１のチューブ状伝導層１１９に電気的に接続される、ケーブルの端面から軸方向に突出する第１のタブ１２５ａと、第２のチューブ状伝導層１２３に電気的に接続される、ケーブルの端面から軸方向に突出する第２のタブ１２５ｂとを有する。本実施形態において、タブはケーブルの軸方向と平行に突出する。しかしながら、他の実施形態において、タブは、軸方向及び外向きの方向に突出するように、軸方向とある角度をなして突出してもよい。

図１１Ｅに示されるケーブルと電気手術器具との間の電気接続は、第１のタブ１２５ａ及び第２のタブ１２５ｂを電気手術器具の正面に形成される対応する凹部が受けるように、電気手術器具の正面をケーブルの正面と接触させることによって行われ、対応する凹部は電気手術器具の接続端子である。このようにして、双極性の電気接続をケーブルと電気手術器具との間で容易に作ることができる。

図１１Ｅに示されるように、保護シースもケーブル上に設けて、第２のチューブ状伝導層１２３及び外側の金属タブを保護し、かつ／または、これらの部品を絶縁してもよい。あるいは、別の種類の保護層、たとえば、保護被膜上のスプレーなどの保護被膜が使用されてもよい。

もちろん、図１１Ｅに示される接続端子の構成は、図１１Ａ〜１１Ｄに示されるものとは異なる方法でケーブルを製造することによって、たとえば、内側チューブ状層１１７上でケーブルの構造を選択的に構築することによって達成されてもよい。

図１２Ａ〜１２Ｃは、本発明の実施形態によるケーブルの第１及び第２の接続端子の第４の構成を示す。図１２Ａは、この構成を有するケーブルの製造方法を示す。図１２Ｂ及び１２Ｃは、本実施形態における第１及び第２の端子の構成を示す。

図１２Ａは、たとえば、ＰＴＦＥ、ポリイミド、または別の好適な物質から構成されてもよい内側チューブ状層１３１を備えるケーブルの端部の略図である。内側伝導層１３３は、内側チューブ状層１３１の外面に存在する。誘電物質１３５は、内側伝導層１３３の外面に存在する。外側伝導層１３７は、誘電物質１３５の外面に存在する。

本質的に、ケーブルの端面１３９は、容易に機械加工できるようにある角度をなして切断されるが、後述するように、別の部分への接続のための、より多くの表面積も与える。

ケーブルの第１の区域１４１において、外側伝導層１３７及び誘電物質１３５は切り取られる、またはその他の場合には除去されて、内側伝導層１３３の一部を露出させる。したがって、内側伝導層の一部はケーブルの外周面からアクセスできる。

さらにまた、ケーブルの第２の区域１４３において、内側チューブ状層１３１及び内側伝導層１３３は切り取られる、またはその他の場合には除去されて、外側伝導層１３７の一部を露出させる。したがって、外側伝導層１３７の一部はケーブルの内周面からアクセスできる。

図１２Ａはまた、ケーブルの角度をつけられた端面１３９に対応する、または適合する角度をつけられた端面を有するチューブ１４５の短い区画を示す。ケーブルは、チューブ１４５の短い区画に位置付けられた伝導性ピン１４７ａ及び１４７ｂを備え、チューブ１４５の短い区画がケーブルの端面１３９に接続されるとき、第１のピン１４７ａは、第１のピン１４７ａと内側伝導層１３３との間に電気接続が形成されるように第１の区域１４１に接触し、第２のピン１４７ｂは、第２のピン１４７ｂと外側伝導層１４３との間に電気接続が形成されるように第２の区域１４３に接触する。

図１２Ｂは、チューブ１４５の短い区画が取り付けられたケーブルを示す。第１の区域１４１及び第２の区域１４３は、絶縁用接着剤１４９で覆い、内側と外側の伝導層１３３、１３７の露出領域を絶縁することができる。

図１２Ｃに示されるように、絶縁外装１５１もケーブルの外面のまわりに設け、外側伝導層１３７を保護し、外側伝導層１３７を絶縁することができる。絶縁外装はケーブル上を覆うようにかけられるシースでもよく、あるいは、ケーブルの外面に加えられる保護被膜、たとえば被膜の上のスプレーでもよい。

得られるケーブルは、内側伝導層１３３に電気的に接続されるその端面から軸方向に突出する第１の伝導性ピン１４７ａと、外側伝導層１３７に電気的に接続されるその端面から軸方向に突出する第２の伝導性ピン１４７ｂとを有する。これらのピンは、ケーブルの反対側に設けられる。

ケーブルは、第１の伝導性ピン１４７ａ及び第２の伝導性ピン１４７ｂを電気手術器具の正面の対応する凹部が受けるように、電気手術器具の正面をケーブルの正面に接触させることによって、電気手術器具に接続されてもよく、それによって、ケーブルと電気手術器具との間で双極性の電気接続を形成する。

伝導性ピン１４７ａ、１４７ｂは、剛性があり、ケーブルの反対側に位置付けられるため、電気手術器具への良好な電気接続、さらに電気手術器具への良好な機械的接続を提供することができる。

上記のいずれかの構成においても、電気手術器具は、ケーブルの端子に電気手術器具の対応する端子を溶接（たとえば超音波溶接、スポット溶接、またはレーザ溶接）、接着（たとえば、はんだ、または、銀エポキシなどの伝導性エポキシを使用して）、または、機械的な固定（たとえば、クランピングまたはクリンピングによって、あるいは、１つまたは複数の構成要素の熱収縮によって）によって、ケーブルに固定してもよい。

あるいは、１つより多い種類の電気手術器具で同じケーブルを使うことが望ましいことがある。そのために、電気手術器具は、ケーブルに恒久的に取り付けられなくてもよい。その代わりに、電気手術器具の対応する端子は、たとえば、ケーブルの伝導性突起を電気手術器具の凹部で受けることによって、ケーブルの端子に固定することなしに接触させてもよく、または、逆もまた同じである。したがって、ケーブルに取り付けられた電気手術器具を、容易にかつすばやく他の電気手術器具に交換することを可能とすることができる。

図１３は、本発明の実施形態によるケーブルを使用する電気手術器具へのマイクロ波周波数エネルギーの伝送のコンピュータシミュレーションを示す。図１３のコンピュータシミュレーションにおいて、領域１５３は誘電物質に対応する。同軸ケーブルでは、誘電物質はＰＴＦＥであり、その一方で、ブレードである電気手術器具では、誘電物質はアルミナである。ストリップ１５５は空気の細いストリップであり、それは実際にはパリレンなどの表面被膜で満たされてもよい。部品１５７は電気伝導体、たとえば金メッキ銅である。部品１５８も電気伝導体、たとえば銀メッキ銅である。

透過立方体は、マイクロ波電力が血液を凝固させるためにダンプされる、血液を多く含む組織を表す。

ケーブルは、図１に示されるものと類似の構成を有し、外側金属層に対応する外側の部分１５８及び内側金属層は、ほぼ全面的に被覆されている。シミュレーションにおいて、内側金属層は１．６ｍｍの直径を有し、外側金属層は２．４ｍｍの直径を有する。電気手術ツールのブレードは幅２ｍｍであり、導線１５７の間は０．５ｍｍである。ブレード（「外殻」）のより小さい導線１５７の下の誘電物質は厚さ０．５ｍｍである。

シミュレーションにおいて、ケーブルと電気手術器具との間の電気接続は、図９Ｄに示されるものに類似しており、それらにおいては、第１及び第２の伝導性領域がケーブルの外周面上に設けられ、第１の伝導性領域が内側金属層に電気的に接続され、外側金属層から電気的に絶縁され、そして、第２の伝導性領域が外側金属層に電気的に接続され、内側金属層から電気的に絶縁されている。これらの伝導性領域は、テーパ領域を介して、電気手術器具のそれぞれの端子に電気的に接続される。

ケーブルと電気手術器具のブレードとの間のテーパ領域は長さ１ｍｍである。テーパ領域の頂部及び底部の正確な形状は、その範囲内では、設計に重要であるとは考えられない。

１ｍｍ角の接続ブロックが、ケーブルの外側金属層の頂部と（伝導性物質の第１の領域に対応する）テーパ領域の上方テーパとの間に存在する。この前には１ｍｍの隙間も存在し、そこでは、伝導性物質は省略または除去され、除去または省略された伝導性物質の広がり３０度の長穴が接続ブロックの両側にあり、外側導線の残りから接続ブロックを分離する。したがって、接続ブロックは、外側導線の残りから電気的に絶縁される。

各テーパの始まり前のケーブルの頂部及び底部における残りの導線の広がりは１５０度である。

図１４は、図１３に示されるコンピュータシミュレーションの周波数の関数として、関連する反射減衰量を示す。関連する反射減衰量は、電気手術器具とのインタフェースでの電力の反射による、ケーブルの電力損失を示し、それはインタフェースでのインピーダンス不整合によって引き起こされる。図１４に示されるように、関連する反射減衰量は、５．８ＧＨｚの周波数で、およそ−１０ｄＢの値で最小化され、それは、本発明のいくつかの実施形態における、ケーブルで伝送されるマイクロ波エネルギーの特定の周波数である。

このコンピュータシミュレーションは、本発明の第１及び第２の端子の適切な構成、たとえば、それらのサイズ及び形状によって、ケーブルのインピーダンスが電気手術器具のインピーダンスに実質的に適合され、それによって、接続インタフェースでのマイクロ波電力の反射を最小化することができることを示す。

図１５は、本発明の実施形態によるケーブルを使用する電気手術器具へのマイクロ波周波数エネルギーの伝送のコンピュータシミュレーションを示す。図１５のコンピュータシミュレーションにおいて、領域１５３は誘電物質に対応する。同軸ケーブルにおいて、誘電物質はＰＴＦＥであり、その一方で、ブレードである電気手術器具では、誘電物質はアルミナである。ストリップ１５５は空気の細いストリップであり、それは実際にはパリレンなどの表面被膜で満たされてもよい。部品１５７は電気伝導体、たとえば金メッキ銅である。部品１５８も電気伝導体、たとえば銀メッキ銅である。

透過立方体は、マイクロ波電力が血液を凝固させるためにダンプされる、血液を多く含む組織を表す。

このシミュレーションにおけるケーブルの構成は、電気手術器具への電気接続の構成を除いて、前のシミュレーションにおけるケーブルの構成に対応する。

このシミュレーションは、外側導線が、外側導線から内側導線を分離する誘電物質のエッジを過ぎて延在する伝導性経路によって、内径（内側導線の直径）までおろされているという点で前のシミュレーションと異なる。外側導線から内径への伝導性経路は、長さ０．５ｍｍで、幅１．３ｍｍである。

ケーブルの端部の２つの導線の広がりは１７０度であり、隙間の広がりは１０度である。テーパの長さは１ｍｍである。

実際には、ケーブルの内側導線は、エッジが非常に接近しているため、アーキングを防止するために被膜を絶縁している誘電体を必要とする。この絶縁物は、ケーブルの関連する反射減衰量に小さい差異を発生させる（おそらく改善）。

図１６は、図１５に示されるコンピュータシミュレーションの周波数の関数として、関連する反射減衰量を示す。関連する反射減衰量は、電気手術器具とのインタフェースでの電力の反射による、ケーブルの電力損失を示し、それはインタフェースでのインピーダンス不整合によって引き起こされる。関連する反射減衰量は図１４に示されるものと類似するが同一ではなく、関連する反射減衰量は、５．８ＧＨｚの周波数で、およそ−１１ｄＢの値で最小化される。

図１７は、図１に示されているものに対応する構成を有する長さ２．３ｍのケーブルの減衰に関する、誘電層の厚さ及び外側導線の直径の影響を示すグラフである。凡例の数字は誘電層の厚さをｍｍで表し、これらの数字はグラフの線と同じ順である（すなわち、０．２は一番上の線に対応し、０．２５は下の次の線に対応する、など）。

図１７は、ケーブルの減衰は誘電層の厚さが減少するにつれて大きく増加し、厚さ０．２ｍｍで約８ｄＢの値、厚さ０．５ｍｍで約３．７ｄＢの値に到達することを示す。損失を決定するものは主に誘電層の厚さであり、外側導線の直径を増加させても損失はゆっくりと下がるだけであることは図１７から明らかである。

Claims (43)

1. 送信線を形成する誘電物質によって分離される内側電気伝導層と外側電気伝導層とを備える中空チューブと、
   前記内側伝導層と電気手術器具の第１の協働端子との間に電気接続を形成するように配置される、ケーブルの第１の端部の第１の端子と、
   前記外側伝導層と前記電気手術器具の第２の協働端子との間に電気接続を形成するように配置される、前記ケーブルの前記第１の端部の第２の端子と
   を備える、
   高周波及び／またはマイクロ波周波数エネルギーをケーブルの第１の端部の電気手術器具に伝送するためのケーブル。
2. 前記第１の端子が、前記ケーブルの前記第１の端部から軸方向に延在し、前記内側伝導層に電気的に接続される第１の電気伝導性突起を備える、
   請求項１に記載のケーブル。
3. 前記第２の端子が、前記ケーブルの前記第１の端部から軸方向に延在し、前記外側伝導層に電気的に接続される第２の電気伝導性突起を備える、
   請求項１または２に記載のケーブル。
4. 前記第１の伝導性突起及び／または前記第２の伝導性突起が剛性を有する、
   請求項２または３に記載のケーブル。
5. 前記第１の伝導性突起及び／または前記第２の伝導性突起が、伝導性タブ、伝導性フィン、伝導性ロッド、伝導性ピン、または伝導性ワイヤを備える、
   請求項２〜４のいずれか１項に記載のケーブル。
6. 前記第１の端子及び前記第２の端子が、前記ケーブルの中心軸に対して、前記ケーブルの反対側に設置される、
   先行請求項のいずれか１項に記載のケーブル。
7. 前記第１の端子が前記第１の電気伝導性突起を備え、
   前記第１の伝導性突起が、前記内側伝導層のまわりに位置付けられ、前記内側伝導層に電気的に接続される電気伝導性ストリップから軸方向に延在し、
   前記第１の伝導性突起が前記電気伝導性ストリップと一体である、
   請求項２〜６のいずれか１項に記載のケーブル。
8. 前記第２の端子が前記第２の電気伝導性突起を備え、
   前記第２の伝導性突起が、前記外側伝導層のまわりに位置付けられ、前記外側伝導層に電気的に接続される電気伝導性ストリップから軸方向に延在し、
   前記第２の伝導性突起が前記電気伝導性ストリップと一体である、
   請求項３〜７のいずれか１項に記載のケーブル。
9. 前記第１の伝導性突起、及び／または、前記第２の伝導性突起、及び前記一体の伝導性ストリップが、伝導性箔を備える、
   請求項７または８に記載のケーブル。
10. 前記ケーブルが前記第１の伝導性突起と第２の伝導性突起とを備え、
    前記第１の伝導性突起及び前記第２の伝導性突起が、前記ケーブルの前記第１の端部に接続されるチューブセグメントによって支持される、
    請求項３〜６のいずれか１項に記載のケーブル。
11. 前記第１の端子が前記第１の電気伝導性突起を備え、
    前記第１の伝導性突起が、前記誘電物質及び外側伝導層が省略される領域で、前記内側伝導層に電気的に接続される、
    請求項２〜６または１０のいずれか１項に記載のケーブル。
12. 前記第２の端子が前記第２の電気伝導性突起を備え、
    前記第２の伝導性突起が、前記誘電物質及び内側伝導層が省略される領域で、前記外側伝導層に電気的に接続される、
    請求項３〜６、１０、または１１のいずれか１項に記載のケーブル。
13. 前記第１の端子が、前記ケーブルの周面上に設置される電気伝導性物質の第１の領域を備える、
    請求項１に記載のケーブル。
14. 前記電気伝導性物質の第１の領域が、前記ケーブルの端面で露出される、
    請求項１３に記載のケーブル
15. 前記第２の端子が、前記ケーブルの周面上に設置される電気伝導性物質の第２の領域を備える、
    請求項１、１３、または１４のいずれか１項に記載のケーブル。
16. 前記電気伝導性物質の第２の領域が、前記ケーブルの端面で露出される、
    請求項１５に記載のケーブル。
17. 前記電気伝導性物質の第１の領域が、前記誘電物質の外側に設置され、前記誘電物質を通過する、または前記誘電物質のまわりを通る電気接続によって、前記内側伝導層に電気的に接続する、
    請求項１３〜１６のいずれか１項に記載のケーブル。
18. 前記電気伝導性物質の第１の領域が、前記外側の電気伝導層の前記残部から電気的に絶縁される前記外側の電気伝導層の一部を備える、
    請求項１７に記載のケーブル。
19. 前記電気接続が、前記誘電物質を通して孔に位置付けられる伝導性物質、または、前記誘電物質のエッジのまわりに位置付けられる伝導性物質を備える、
    請求項１７または１８に記載のケーブル。
20. 前記第２の端子が、前記外側伝導層の一部である、または、電気的に接続される前記誘電物質の外側に設置される伝導性領域を備える、
    請求項１７〜１９のいずれか１項に記載のケーブル。
21. 前記第１の伝導性領域及び前記第２の伝導性領域が、前記ケーブルの周面上の異なる位置にあり、互いに電気的に絶縁される、
    請求項２０に記載のケーブル。
22. 前記電気伝導性物質の第２の領域が、前記誘電物質の内側に設置され、前記誘電物質を通過する、または前記誘電物質のまわりを通る電気接続によって、前記外側伝導層に電気的に接続する、
    請求項１３〜１６のいずれか１項に記載のケーブル。
23. 前記電気伝導性物質の第２の領域が、前記内側の電気伝導層の前記残部から電気的に絶縁される前記内側の電気伝導層の一部を備える、
    請求項２２に記載のケーブル。
24. 前記電気接続が、誘電層を通して孔に位置付けられる伝導性物質、または、前記誘電物質のエッジのまわりに位置付けられる伝導性物質を備える、
    請求項２２または２３に記載のケーブル。
25. 前記第１の端子が、前記内側伝導層の一部である、または、電気的に接続される前記誘電物質の内側に設置される伝導性領域を備える、
    請求項２２〜２４のいずれか１項に記載のケーブル。
26. 前記第１の伝導性領域及び前記第２の伝導性領域が、前記ケーブルの周面上の異なる位置にあり、互いに電気的に絶縁される、
    請求項２５に記載のケーブル。
27. 前記ケーブルが、前記電気手術器具を前記ケーブルに対して整合するために、前記電気手術器具の端部の対応する突起または凹部と協働するための１つまたは複数の突起または凹部を備える、
    請求項１３〜２５のいずれか１項に記載のケーブル。
28. 前記内側伝導層が物質のチューブの外面上に設けられ、
    物質のチューブのエッジが前記誘電物質のエッジに対して後退している、
    請求項１３〜２７のいずれか１項に記載のケーブル。
29. 前記第１の端子及び前記第２の端子の幾何学構造が、前記ケーブルのインピーダンスを、１つまたは複数のマイクロ波周波数での所定のインピーダンスに適合させるように構成される、
    先行請求項のいずれか１項に記載のケーブル。
30. 前記ケーブルが、前記中空チューブに位置付けられ、前記中空チューブに沿って延在する前記送信線及びさらなる導線で、高周波エネルギーを前記電気手術器具に伝送するように構成され、
    前記さらなる導線が、前記中空チューブ内で前記送信線から電気的に絶縁される、
    先行請求項のいずれか１項に記載のケーブル。
31. 前記ケーブルが、
    前記内側伝導層と前記さらなる導線とによって、
    前記外側伝導層と前記さらなる導線とによって、または、
    前記内側伝導層と前記外側伝導層と前記さらなる導線とによって、
    高周波エネルギーを前記電気手術器具に伝送するように構成され、
    前記内側伝導層及び前記外側伝導層が前記ケーブルの第２の端部で電気的に接続される、
    請求項３０に記載のケーブル。
32. 前記ケーブルが、前記中空チューブに位置付けられて、前記送信線で高周波エネルギーを前記電気手術器具に伝送するために前記中空チューブに沿って延在する導線を備える、
    先行請求項のいずれか１項に記載のケーブル。
33. 前記誘電物質が、
    誘電物質の中実チューブ、または、
    多孔質構造を有する誘電物質のチューブ
    を備える、
    先行請求項のいずれか１項に記載のケーブル。
34. 前記内側伝導層及び／または前記外側伝導層が、
    物質のチューブの内側または外側の伝導被膜、
    物質のチューブの内側または外側に対して位置付けられる伝導性物質の中実チューブ、または、
    物質のチューブ上に形成される、もしくはそれに埋め込まれる編組された伝導性物質の層
    を備える、
    先行請求項のいずれか１項に記載のケーブル。
35. 前記ケーブルが、
    中空の内側チューブ状層と、
    前記中空の内側チューブ状層の外面上の前記内側伝導層のチューブと、
    前記内側伝導層の前記チューブの外面上の前記誘電物質のチューブと、
    前記誘電物質の前記チューブの外面上の前記外側伝導層のチューブと
    を備える、
    先行請求項のいずれか１項に記載のケーブル。
36. 前記内側伝導層が前記誘電物質のチューブのエッジを越えて突出し、その結果、前記内側伝導層が前記ケーブルの前記第１の端部で露出される、
    請求項３５に記載のケーブル。
37. 前記ケーブルが、
    前記内側伝導層の中空チューブと、
    前記内側伝導層の前記中空チューブの外面上の前記誘電物質のチューブと、
    前記誘電物質の前記チューブの外面上の前記外側伝導層のチューブと
    を備える、
    請求項１〜３４のいずれか１項に記載のケーブル。
38. 前記ケーブルが、前記外側伝導層の前記チューブの外面上に、保護外側チューブ状層をさらに備える、
    請求項４７に記載のケーブル。
39. 前記外側伝導層が前記誘電物質のチューブのエッジを越えて突出し、その結果、前記外側伝導層が前記ケーブルの前記第１の端部で露出される、
    請求項３７または３８に記載のケーブル。
40. 前記ケーブルの外径が、前記ケーブルの前記第１の端部に隣接する一部のその長さにわたって、より小さい、
    先行請求項のいずれか１項に記載のケーブル。
41. 前記ケーブルの前記外径を、前記ケーブルの内径を縮小させることによって前記部分にわたって、より小さくする、
    請求項４０に記載のケーブル。
42. 前記ケーブルの前記外径を、前記誘電物質の厚さを減少させることによって前記部分にわたって、より小さくする、
    請求項４０または４１に記載のケーブル。
43. 前記電気手術器具の第１の協働端子が前記第１の端子に電気的に接続され、その結果、前記内側伝導層と前記第１の協働端子との間の電気接続が形成され、
    前記電気手術器具の第２の協働端子が前記第２の端子に電気的に接続され、その結果、前記外側伝導層と前記第２の協働端子との間の電気接続が形成される、
    先行請求項のいずれか１項に記載のケーブルと電気手術器具とを備える電気手術機器。