有源电外科仪器
1.本发明涉及一种具有通电（energized）电极的电外科仪器（instrument），用于对人类或动物病患执行电外科介入。
2.电外科仪器、探针或诸如此类通常需要电外科生成器，用于向仪器供应射频交变电流。为此，de 60 2004 009 293 t2公开了一种电外科系统，其具有生成器，要从该生成器向其供应射频电流的仪器可以连接到该生成器。在实施例中，仪器包括凝固电极以及切割电极，以快速序列交替地向它们供应，以便与它们同时操作。在仪器本身中为此提供了相应的电子选择器开关。
3.us 7 896 875 b2和us 2011/0112530分别描述了rf仪器，其外部生成器由电池来供应。us 9 155 585 b2进一步描述了一种具有外部控制晶体管的电池操作的电医疗生成器。从us 2015/0305798浮现了一种具有安装的电池和安装的生成器的仪器。
4.此外，从ep 2 572 668 b1以及ep 2 572 669 b1已知微波用于医学治疗的用途。相应的仪器包括从仪器中布置的微波放大器供应的纵向杆（shaft）的远端上布置的微波天线。仪器经由线缆与微波信号生成器连接，其信号被传输至微波放大器。在修改的实施例中，微波信号生成器布置在仪器的把手（handle）中。选择器开关允许外部信号生成器的微波信号和内部信号生成器的微波信号之间的转换（changeover）。
5.从us 6 039 734还已知了一种具有安装的生成器的仪器，该仪器包括用于病患的治疗的单极电极并以电容方式经由治疗人员闭合电流电路（current circuit）。操作频率高于5 mhz。最后，从us 2017/238987 a1、us 2017/202607 a1、us 2017/079710 a1、us 2016/0270841 a1、us 2014/148803 a1、de 20 2008 001 365 u1和ca 2 286 835 a1浮现另外的现有技术。
6.当微波生成器通过微波的辐射加热和影响组织时，射频操作的外科仪器以显著较低的频率操作。针对操作这种仪器供应的电流的频率通常在大约100 khz（some 100 khz）周围。这种仪器利用流过组织的射频电流来操作并且为此总是需要与组织邻接（abutment）的两个电极。仪器用于执行直接联系到（linked to）流过生物组织的直流的不同措施，诸如切割、凝固、融合（fusioning）、消融（ablating）或诸如此类。借助于相应电极的形状和使用可以准确地影响期望的外科效果。由此，使用不同的rf电压和rf电流，就像不同的调制形式，例如非调制rf（cw
‑“
连续波”）、幅度调制的，例如具有或不具有脉冲宽度调制的脉动的（pulsed）以及诸如此类等等。此外，电流/电压依赖关系可以借助于有益于外科成功的相应生成器输出特性曲线来定义。
7.然而，为了这种外科仪器的操作，通常需要外部外科生成器，该外部外科生成器必须提供所需的模式并且射频功率从该外部外科生成器经由线缆传输到仪器。模式例如通过电压、电流、功率、调制以及更多来区分。
8.de 29 01 153 a1、us 2010/0137854 a1、us 2011/0245826 a1和ep 1 599 146 b1公开了用于激励一个或多个谐振电路的具有外部控制开关的生成器。
9.除了医学应用，例如在电信技术中，使用自振荡生成器，例如从de 197 80 481 t1、de 197 80 470 t1、de 197 19 440 c2或de 197 19 441 c2已知的。这些生成器被配置
为用于1-20 ghz的超（ultra）/极（super）高频率范围的压控推挽（push-pull）振荡器。由此，它应该以例如仅4.5 v的非常低的操作电压操作。电路适合于毫瓦范围。与之相对，在电外科的领域中，其以显著更高的电压、更高功率和基本上更高的电压操作。由此，存在个体部件的电压过载的危险。
10.本发明的目的是提供一种改进的仪器。
11.该目的借助于根据权利要求1的仪器以及另外借助于根据权利要求12或13的布置来解决。
12.根据本发明的电外科仪器包括用于作用于生物组织的两个电极。如果仅提供一个电极用于作用于组织，则提供至少一个第二电极，其作为与外科位置间隔开的中性电极附着在病患上。因此，仪器可被配置为单极仪器，其具有用于执行外科介入的电极以及要被附着在病患上的中性电极（或用于中性电极的连接）以便使用于治疗电流的电子电路闭合。在被配置成自振荡振荡器的仪器上或仪器中布置射频生成器。射频生成器提供外科介入所需的电功率。
13.在输入或初级（primary）侧，射频生成器连接或可连接到直流电压源或低频交变电压源（例如，50 hz或60 hz）。在输出或次级侧，射频生成器与电极连接。电极可以是提供在仪器的远端处的两个有源（active）电极或者连接到射频生成器的射频输出的一个单个有源电极和中性电极。射频生成器以100 khz与10 mhz之间的频率振荡，通常为数百 khz，例如350 khz、500 khz，或者以指示的范围内的另一频率（例如4或5 mhz）振荡。由于在电外科仪器中的射频生成，省略了在较长的线路（数米长度）上传输射频电压和电流的需求，使得特别地也省略了辐射问题和电磁兼容性问题。
14.如下是可能的：使射频生成器以一个单个频率振荡，使得流到电极的电流包括窄频谱。然而，如下也是可能的：以这样的方式调制从射频生成器输出的电流，使得产生宽频谱，其通常可以导致经由电线的传输期间由于与其相关的射频辐射的天线效应而引起的相邻电设备的干扰。这尤其发生在利用具有非常高电压（数千伏）的非常短脉冲的脉冲宽度调制的情况下。由于射频生成器和电极之间的直接接近，可以在很大程度上避免辐射问题，在宽带和强（powerful）信号的情况下也是如此。向电外科仪器供应直流电压或低频交变电压是足够的，使得供应线路发射低电磁干扰辐射或不发射电磁干扰辐射。用于仪器的电流供应的线缆可以是具有两个或多个芯（导体）的非屏蔽线。这种线缆可以比屏蔽线缆明显更灵活。
15.射频生成器优选地被配置成推挽振荡器，尤其是自由运行（free-running）的推挽振荡器（push-pull-oscillator）。“自由运行”意味着通过正反馈在推挽振荡器中维持推挽振荡器的振荡。以特别高的效率和非常低的功率损耗来构建这样的推挽振荡器是可能的。如果推挽振荡器包括具有两个交替切换的晶体管的推挽触发器（push-pull-flip-flop），一个电压放大器分别连接到其输出电极，则这尤其适用。在使用pnp晶体管的情况下，晶体管的输出电极是它们的集电极。如果使用场效应晶体管，则输出电极是它们的漏极电极。下游电压放大器是例如共基极电路中的双极晶体管或共栅极电路中的场效应晶体管。可以使用基本上npn晶体管、igbt、耗尽型或增强型的n-或p-mosfet、结栅型场效应晶体管、氮化镓晶体管（gan）或诸如此类作为晶体管。由于射频生成器的自控制，推挽触发器的晶体管不以重叠的方式切换并且在没有施加电压和/或电流流的情况下在空闲条件下分别切换，使得
晶体管处的功率损耗最小。连接的电压放大器保持在射频生成器输出处提供的通常高于100 v的高电压远离触发器。触发器可以仅以10或20伏，即以低电压操作。
16.射频生成器优选地包括由彼此并行连接的至少一个电感器和至少一个电容器组成的并行谐振电路。并行谐振电路优选地形成射频生成器的频率确定部件，其中，到推挽触发器的反馈是借助于流过两个电压放大器的电流来实现的。
17.优选地借助于与并行谐振电路的电感器耦合的变压器中的解耦合电感器来执行将电射频能量从并行谐振电路中解耦合。以该方式配置的变压器可以被配置用于病患电路和符合标准的射频生成器之间的电位隔离。优选地，解耦合电感器的两端直接与接触生物组织的电极连接。特别优选地，在电感器和电极之间没有布置附加的部件并且特别地没有布置电流或电压测量传感器。这样做，具有杂散（stray）电容的射频生成器的射频输出的负载和电容性漏电流的产生被最小化。由于省略了rf侧上的任何电流和电压传感器，不仅使电容性漏电流最小化，而且实现了特别简单的电路配置。其示出了用于检测电压和/或电流和/或功率和/或频率的测量设备可以布置在直流电压侧上。因此，相应的测量设备可以位于仪器中或者也位于供应装置中。测量设备可以产生用于射频生成器的操作的开环或闭环控制的信号。例如，可以调节输出到生物组织的功率、电流、电压或另一电参数。可以基于所测量的电流或基于所测量的频率来确定被施加电流的组织的条件，并且可以相应地控制仪器。例如，如果组织融合过程已经完成，则射频生成器可以被关闭。如果电流降到阈值以下，则可以基于电流来检测完成。作为替代或补充，可以以时间控制的方式关闭射频生成器。
18.如下也是可能的：将射频生成器的电源电压输入与电压调制设备连接，该电压调制设备可以位于仪器中或位于供应装置中。电压调制设备可与测量设备连接，以便提供具有所需电流/电压特性或所需调制的rf功率。
19.因此，直流电压源可以输出定义的不变的直流电压、不随时间变化的可调整的直流电压或者根据时间或负载变化的直流电压。由于（推挽）振荡器中的损耗低并且在负载范围上基本上恒定，所以射频振荡器的初级侧（直流电压侧）的电压和功率以足够的准确性指示了射频侧（次级侧）上的电压、电流和功率，以实现简单的效果，诸如双极凝固，还可以完全避免射频生成器的闭环控制，特别是其功率或其电压。例如，为此，射频生成器的内部电阻可以适于相应的外科应用。这种适配可以例如通过生成器或其部件或诸如此类的尺寸标注（dimensioning）或者通过生成器的调整措施来执行。特别地，这种适配可以通过适当定义谐振电路电感器相对于解耦合电感器的绕组比来执行。
20.由于根据本发明的概念，如下成为可能：由于rf电压的相应调制以同时极低的功率输入利用高达5 mhz的频率操作。例如，通过具有非常低的脉冲/暂停比的rf信号的脉冲/暂停调制，可以使功率输入非常低。由此，在电极处产生的可能的等离子体可以保持冷却，使得其化学效应在医学上是有效的并且热外科效应被推入背景中或消失。
21.本发明的有利实施例的细节从权利要求书以及附图的图和相应描述导出。附图示出了：图1，采用描述性图示的具有仪器和供应装置的一种布置，图2，采用框图图示的图1的布置，图3，采用框图图示的图1的布置的修改的实施例，图4，采用框图图示的图1的布置的另外的修改的实施例，
图5，用于射频生成器的电路概念的澄清的图1到4的布置的电路原理，图6，根据图1至4的布置的电路的详细图示，图7，采用框图图示的图1的布置的另外的修改的实施例，图8，采用框图图示的图1的布置的另外的修改的实施例。
22.图1中示出了用于对病患的外科影响的布置10。这里为了清楚起见，作为腹腔镜双极仪器示出的仪器11是布置10的部分。从被配置为壳体的其把手开始，柄13在其远端处延伸，具有例如两个钳口（jaw）的工具得到支撑，通过手柄（hand lever）14的致动以钳子（forceps）类型打开和闭合。例如，在彼此面对的钳口的侧面上，电极15、16被布置，其适于直接将电流施加到位于其间并且由于手柄14的致动而被压紧的组织17上，即，允许电流流在电极15、16之间通过组织17。组织17在图2、3和4中分别由虚线示出的欧姆电阻器示出。
23.基本上还可以以另一种未示出的方式来配置仪器11。如下尤其是可能的：将其配置成开放式外科仪器，例如配置为电外科钳子仪器，或者除了电极15、16之外提供一个或多个附加电极。例如，除了优选地为组织17的凝固而提供的电极15、16之外，还可以提供切割电极或诸如此类。如下也是可能的：将仪器11配置成具有仅一个有源电极15的单极仪器（图7）。然后，将反电极（counter electrode）16分配给有源电极15，其被例如配置成将被附着在病患上的大面积中性电极以便闭合电流电路（图7）。
24.仪器11经由用于向仪器11供应电流的线路与装置19连接，线路例如是优选地未被屏蔽的两芯或多芯线缆18。
25.为了进一步解释，参考图2。仪器11和装置19在那里被示意性地示出为点划线的框。仪器11包括射频生成器20，其包括射频输出21和电源电压输入22。射频输出连接到至少两个电极15、16，以便向它们供应射频电压uhf（图5）并供应相应的射频电流。施加到电极15、16的电压通常在100 v与数百v之间的范围内。在个别情况下，它也可以具有显著更高的值，例如，例如用于切割电极的供应的高达数千v的峰值电压。
26.电源电压输入22是直流电压输入，或者如果存在整流器块g，则是用于低频交变电压的输入。在该情况下，可以根据所使用的整流器电路来配置电源电压输入22，以接受直流电压以及低频交变电压。电源电压输入22经由相应的线路连接到测量设备23，该测量设备23检测至少一个物理的电参数，例如施加到电源电压输入22的电压和/或流到电源电压输入22的电流和/或供应到电源电压输入22的功率和/或射频生成器20的振荡频率。为了确定振荡频率，测量设备23可以检测和评估流到射频生成器的电流的射频起伏（ripple）。起伏的频率取决于射频生成器20的振荡频率。因此测量设备23可以检测一个或多个指示的物理参数并经由信号线24将相应的测量值供应给装置19。信号线24可以是线缆18的部分，该线缆18额外包括用于仪器11的电流供应的至少两个芯25、26。
27.装置19包括电压源27，其可以输出通常为100 v、150 v、200 v的电源电压或在12与500 v之间的范围内的另一电压。该电压可以是直流电压或相应的低频交变电压。电压源向仪器供应具有所需功率的电压。由此，要提供的功率可以从约几瓦直到数百w变动并且通常在100 w与300 w之间的范围内。由此，电功率作为直流或低频功率经由线缆18的芯25、26供应给仪器11。
28.在装置19中，可以提供电压调制设备28，其被配置成影响从装置19输出的电源电压的量。电压调制设备28可以是电压源27的部分或者如图2中象征性地示出的，可以被配置
成单独的块。电压源27可以是电池操作的电压源27或电网操作的电压源27。优选地，它实现电网和仪器侧上提供的电源电压之间符合标准的电位分隔。
29.图1和2中所示的仪器11和装置19如下操作。
30.当仪器11经由线缆18与装置19连接时，仪器11准备使用。借助于手柄14，具有电极15、16的钳口可以移动并且可以将组织17保持在彼此之间。现在，射频生成器20可以通过开关29被激活。例如，开关29可以针对在其上经由信号线24向装置19发送释放信号的目的连接到测量设备23。该释放信号可以具有激活电压源27和/或电压调制设备28向芯25、26施加所提供的直流或交变电压并且因此向仪器11供应电压和电流的效果。在最简单的情况下，电压调制设备28仅是开关。代替开关29，也可以提供脚开关或诸如此类，其激活装置19或释放电流到芯25、26。
31.在电压源27激活时，射频生成器20在其电源电压输入22处获得直流电压或低频交变电压。它开始以射频振荡并在其射频输出21处输出治疗电压或治疗电流。因此，它在电极15、16的直接接近（direct proximity）产生，使得不预期环境中的电磁干扰。这尤其避免了例如在视频内窥镜检查期间或在机器人应用期间的其他设备的干扰。
32.测量设备23监视去往射频生成器20的电流供应，例如，其处于与射频输出21处的电流输出的密切关系中。如果例如应当调整治疗持续时间和电极15、16之间的功率输出之间的期望依赖关系，则电压调制设备28可以在期望的时间段之后关闭仪器11的电流供应。如果例如脉冲宽度调制rf信号应当在射频输出21处输出，则直流电压调制设备28可以调制供应给仪器11的直流（或交变）电压的量，例如将其开启和关闭或者在例如10 v和150 v之类的两个值之间交替地切换。此外，电压调制设备28可以产生射频生成器20的期望的内部电阻，即期望的电压/电流特性曲线，例如，因为输出到芯25、26的电压根据期望的功能随着增加的电流而减小。如果测量设备23是电流测量设备并且如果信号线24将电流测量信号传输到电压调制设备28，则电压调制设备28可以依据测量的电流以期望的方式，例如根据期望的曲线，来调整电压。如果射频生成器20以恒定的效率操作，则以此方式在其射频输出21处调整期望的特性，即rf输出电压和rf输出电流之间的期望依赖关系。
33.线缆28引导直流电压和直流电流（或低频交变电压和交变电流），例如，其可以至多以若干（some）赫兹或若干khz或大约10 khz的低频被调制。不出现经由线缆18的电容性泄漏电流的干扰辐射或泄漏。
34.所提出的概念可以在各种方面中变化。第一变化在图3中示出。根据图3的仪器11包括射频生成器20和电极15、16。除此之外，经受以下偏差，上述描述相应适用。
35.测量设备23不是位于仪器11中的，而是位于装置19中的。结果，线缆18实际上包含了芯25、26，然而信号线不是必需的。因此，线缆18可以是简单的二芯非屏蔽线。图3中未示出激活开关。其可以被配置成脚开关并且可以直接与装置19连接，以便释放或阻塞（block）直流电压的输出。如下也是可能的：将激活开关29附着在仪器11上并通过激活开关经由信号线附着到控制装置19。另外，如下也是可能的：将激活开关仅作为开/关开关放置在一个或两个芯25、26中，以便供应或阻塞经由线缆18去往或来自电源电压输入22的由装置19提供的电压。
36.图4中示出了另外的修改。在该实施例中，射频生成器20以及测量设备23并且还有电压调制设备28布置在仪器11中。装置19仅包括电压源27，其被配置成输出不变的直流电
压（或低频交变电压）。例如，电压源27可以是通常的直流电压电源，例如高功率usb电源或提供在外科台上的电压源，例如用于直流电压的插座。如下也是可能的：提供具有例如50 hz或60 hz的交变电压的交变电压源作为电压源，并且附加地将整流器块g连接到电压调制设备28的上游。与之不同的是，参考前述实施例的上述描述相应地关于由仪器11、线缆18和装置19组成的系统的功能适用。
37.射频生成器20的结构基本上在图5中解释了。射频生成器20被配置成推挽振荡器，其总共具有至少四个切换晶体管t1、t2、t3、t4，这些晶体管优选地被配置成场效应晶体管（和/或gan晶体管）（优选地为n沟道增强型，即自阻塞型）。基本上，然而，在相同的电路布置中也可以使用其他晶体管，例如在反转的电压极性的情况下，p沟道场效应晶体管或者还有双极晶体管（npn或pnp）、igbt或诸如此类。
38.晶体管t1和t2利用它们的源极电极连接到公共参考电位30（地）。漏极电极分别形成抽头z1和z2。两个晶体管t1和t2的栅极与相应的其他晶体管的抽头连接。因此，晶体管t1和t2一起形成具有以推挽模式操作的两个晶体管t1和t2的触发器。在抽头z1和z2上施加零伏和几伏（例如20 v）之间的方波电压，其中，晶体管t1和t2从不同时接通或从不同时关断。
39.以公共栅极布置作为电压放大器操作的晶体管t3和t4的电流输入连接到抽头z1和z2。电流输入由它们的源极电极实现。晶体管t3和t4的两个栅极与通过恒定电压电路31提供的不变的电压连接。
40.两个晶体管t3和t4的漏极电极形成与并行谐振电路32连接的放大器输出。它由电容器33（或例如以串行连接布置的多个电容器）和电感器34（或串行连接的多个电感器）组成。电感器34包括与电源电压输入22的正电位连接的抽头35。
41.解耦合电感器36用于将rf功率从并行谐振电路32解耦合，其中，解耦合电感器36以变压器耦合方式与电感器34耦合。电感器36与电极15、16连接而不插入附加部件并且因此向它们输出rf功率。必要时，可以提供附加的解耦合电感器36'，其用于对附加电极的供应，附加电极例如是切割电极s，其没有进一步详细示出。例如，它可以位于仪器11的钳口中。电感器36'可以与电感器36串行连接，以便输出增加的电压。如下也是可能的：选择不同的电感器配置。优选地，解耦合电感器与保持在电极15、16之间的组织17一起形成没有分支的电流回路（galvanic circuit）。
42.晶体管t1和t3一起形成共射共基（cascode）电路。同样，晶体管t2和t4一起形成共射共基电路。并行谐振电路32与两个共射共基电路一起形成具有并行谐振电路32的推挽振荡器，其限定了推挽触发器t1、t2的振荡频率。推挽振荡器可以关于结构和尺寸标注完全对称地配置，或者优选地，也可以稍微不对称地配置。不对称性可存在于部件变化中，尤其是针对晶体管，存在于轻微的电感器不对称性（谐振电感器的抽头不是精确居中）中，存在于不同的杂散电容或诸如此类中。这可以例如支持射频振荡器的振荡的开始。
43.图6以稍微更详细的图示示出了根据图5的射频生成器20。基于以上对根据图5的电路的描述，还指示了，由晶体管t1和t2形成的推挽触发器可以包括电容性耦合，因为抽头z1和z2是分别经由电容器37、38与晶体管t1和t2的栅极连接的。此外，两个栅极可以经由电阻器39彼此连接，以便在时间平均上保持相同的电位。优选地，电容器37、38与电阻器39一起限定了由晶体管t1和t2实现的推挽触发器的触发器频率，该触发器频率低于由并行谐振电路设置的振荡频率。晶体管t1至t4可以被布置在公共壳体中并且通常不需要冷却；它们
是未冷却的。
44.并行谐振电路可以经由两个z二极管zd1和zd2与参考电位30连接，以避免并行谐振电路32处的过电压。
45.恒定电压电路31可以通过z二极管zd3和电容器40的并行连接来实现，电流经由电阻器41被供应到其。
46.根据图6的电路除了射频生成器20之外还包括测量设备23，这里以分流器（shunt）42为例来表示。它由位于从电压源27通往射频振荡器20的线路中的低欧姆电阻器来实现。此外，块43是测量设备23的部分，其检测施加在分流器42上的电压以进行电流测量并将相应的控制信号供应给电压调制设备28。经由线路44，块43还可以检测在电压输入22处施加的电压。
47.电压调制设备28可以由晶体管t5来实现，其漏极源极连接（或集电极发射极连接）布置在从电压源27通往电源电压输入22的线路中。信号线24可以与晶体管t5的栅极连接。
48.为了平滑由电压源27供应给射频生成器20的电流，可以在通往抽头35的线路中提供电抗器d。此外，可以在电压输入（整流器块g的下游，如果其存在的话）处提供缓冲电容器。
49.块43可以控制射频生成器20的期望功能。只要射频生成器20经由晶体管t5接收恒定电压，它就提供特定的射频电压以在其输出处将电流施加到电极15、16。流到电极15、16的电流通过分流器42和块43检测。块43可以定义期望的电流/电压依赖关系。提供如下内容是可能的：不同的电流/电压依赖关系被提供并且是可选择的。例如，如果生成器输出电压将随着增加的电流而减小，则块43可以相应地经由线路24控制晶体管t5。块43可以经由图6中虚线所示的线路与电源电压输入22连接并且可以测量施加在那里的电压。测量的电压可被用于控制晶体管t5。晶体管t5可以以模拟或以脉动（开/关）操作模式操作。通过经由线路24分别释放或阻塞晶体管t5，射频生成器20可以被开启或关闭或者可以在高功率和低功率之间切换。其他类型的调制也是可能的。
50.根据本发明的概念具有多种优势。根据图5和6的推挽振荡器允许以特别小的配置的实现。如果射频生成器输出的功率高于100 w，则不需要冷却晶体管t1到t4并且实际上也不需要冷却。此外，在病患电路中，即在射频生成器20的射频侧上，可以省略任何电流或电压传感器。病患电路是分分支电路。测量设备23（以及必要时的附加测量设备）可以提供在直流电路中。甚至射频生成器20的振荡频率可以在分流器42处被检测，例如，由于在那里出现的电流起伏。初级侧上的电流、电压和功率足够准确地指示病患侧上的rf电压。这是因为射频生成器20中的损耗低并且在其负载范围上基本上是恒定的。因此，可以实现借助于在直流侧上确定的初级测量值的对rf电压、rf电流或rf功率的闭环控制。由于省略了rf侧电流和电压传感器，因此也减小了在直流电路和rf电路之间的由标准限定的非常长的隔离距离上的耦合电容。因此，减小了系统的射频泄漏电流。
51.为了实现诸如双极凝固之类的更简单的效果，也可以完全省略闭环控制。例如，非闭环控制的射频生成器20的功率曲线可以适于用于此目的外科应用。负载阻抗（是生物组织17的电阻）然后限定了流动电流。通过修改生成器的输出电路，例如电感器34、36相对于彼此的绕组比，或者通过电感器34、36之间的耦合因子的相应定义可以进行对应的调整。通过借助于谐振电路的l/c比的谐振电路电感器34和解耦合电感器36之间的耦合因子的适当
尺寸标注，通过电抗器d的适当尺寸标注，可以确定射频生成器的内部电阻，即，来自由组织17形成的负载的rf电流的依赖关系。
52.这种调整也可以通过在另一点处的干扰来进行，例如通过修改晶体管t3、t4的栅极的栅极偏置来进行。此外，不需要对特定负载条件的复杂监视，诸如短路或空闲。与已知的生成器相比，得到了实质上简化的设计。此外，不需要通过控制的对频率的复杂跟踪，像在已知的生成器中那样。自振荡系统，即射频生成器20，既不需要外部时钟生成器也不需要特定的监视电路。
53.如图7中所示，射频生成器20也可以布置在中性电极16上，因此该中性电极16必须被认为是仪器11的部分。根据图1-6的实施例的上述描述相应地在已经介绍的参考符号的基础上应用。在所有实施例中，仪器11中或仪器11旁边的射频生成器20的位置还提供合理地使用具有例如4 mhz之类的较高频率的生成器的可能性。即使在这种高辐射频率的情况下，在根据本发明的概念中，起源干扰和电容性泄漏电流也是低的。
54.图8示出了具有仪器11的本发明的有利的实施例，其与射频生成器20可释放地连接，例如，后者可以被直接配置成插在仪器11的壳体上，或者可以被布置在线缆18的延伸中。例如，射频生成器20也可以被布置在线缆18的近端连接器中，线缆18利用该近端连接器连接到装置19。根据图8的仪器可以是非闭环控制的操作射频生成器20，其rf输出侧上的内部电阻适于期望的外科效果，例如凝固或组织融合。射频生成器20的内部电阻可以是线性的或非线性的。它可以按照需要通过电感器34、36之间的耦合因子的相应的尺寸标注（图5和6），通过电抗器d的适当值的尺寸标注（图6），或者也通过电压源18的内部电阻的相应布置来定义。在根据图8的实施例中，可以省略测量设备23和电压调制设备28。然而，如下也是可能的：将测量设备23和电压调制设备28直接布置在射频生成器20上或者作为替代布置在装置19中，因为其是图3的基础。在基于根据图8的实施例的所有这种修改中，生成器可以附着在仪器线缆18中，该仪器线缆可以从仪器11移除并且因此是可重用的。然后，仪器11可被提供仅用于单个用途和随后的处置。生成器20也可以作为中间连接器或中间线缆被提供在单独的壳体中，该中间连接器或中间线缆被附着在仪器11及其线缆18和装置19之间。射频生成器20也可以在中性电极16上或其附近被提供在单独的可移除壳体中，如图7所启示的那样。
55.根据本发明的电外科仪器11包括至少一个电极15、16，用于电作用于生物组织。电极与射频生成器20耦合，该射频生成器20被布置在电极15和/或16的直接接近中。射频生成器利用100 khz与10 mhz之间的频率以自控方式振荡并且优选地由恒定或时变直流电压供应。因此，仪器11经由供应低频电压或直流电压的线路与例如装置19之类的电源连接。
56.参考符号：10布置11仪器12把手13柄14手柄15电极16电极或中性电极
17生物组织18线缆19装置20射频生成器21射频输出22电源电压输入g可选的整流块uhf射频电压23测量设备24信号线25，26线缆18的芯27电压源28电压调制设备29开关30参考电位t1-t4晶体管31恒定电压电路32并行谐振电路33电容器34电感器35抽头36，36' （一个或多个）解耦合电感器s切割电极37，38电容器39电阻器zd1-zd4 z二极管40电容器41电阻器42分流器t5晶体管d电抗器43 块、测量设备44导体。