ES2677574T3

ES2677574T3 - Sistemas médicos

Info

Publication number: ES2677574T3
Application number: ES14782598.8T
Authority: ES
Inventors: Robin Bek; Aaron Germain; Kyle Klein; Michael D. Walker
Original assignee: Boston Scientific Scimed Inc
Current assignee: Boston Scientific Scimed Inc
Priority date: 2013-04-08
Filing date: 2014-04-08
Publication date: 2018-08-03
Anticipated expiration: 2034-04-08
Also published as: JP2022187008A; JP7169417B2; JP6722715B2; US20200315640A1; US20180168667A1; CN108720909A; EP2983600A1; JP2021192881A; JP2018140206A; JP6955597B2; US10716584B2; EP2983600B1; CA3024440A1; EP3375466B1; EP4306142A3; EP3375466A1; EP2983600A4; CN105377159B; US11571228B2; JP2016515441A

Abstract

Un sistema de administración de fluidos (500) para su uso durante el tratamiento de tejido en una cavidad corporal; comprendiendo el sistema de administración de fluidos un controlador (545); una primera bomba (546A) operada por el controlador y configurada para proporcionar un flujo de entrada de fluido a una zona del cuerpo de un paciente; y una segunda bomba (546B) operada por el controlador y configurada para proporcionar un flujo de salida de fluido desde la zona del cuerpo del paciente; en donde el controlador (545) está configurado para proporcionar al menos un parámetro operativo, que se selecciona de un grupo que consiste en una velocidad de la primera bomba, una velocidad de la segunda bomba y una presión objetivo en una zona; caracterizado por que el controlador (545) está configurado para proporcionar una advertencia de pérdida de fluido si la velocidad de la primera bomba excede un nivel predeterminado durante un intervalo de tiempo preseleccionado.

Description

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

DESCRIPCION

Sistemas medicos Campo de la invencion

La presente invencion se refiere a sistemas quirurgicos de administracion de fluidos, por ejemplo para su uso en la dilatacion de la cavidad uterina para permitir la reseccion y extraccion de tejido uterino anormal, tal como fibroides y polipos.

Antecedentes de la invencion

Los fibromas uterinos son tumores no cancerosos que se desarrollan en la pared del utero. Dichos fibromas afectan a un gran porcentaje de la poblacion femenina, y algunos estudios indican que hasta el 40 por ciento de la poblacion femenina global adolece de fibromas. Los fibromas uterinos pueden crecer con el tiempo hasta alcanzar varios centfmetros de diametro, y los smtomas pueden incluir menorragia, disfuncion reproductiva, presion pelvica y dolor.

Un tratamiento actual de los fibromas es la reseccion histeroscopica o miomectoiTHa, que implica el acceso transcervical al utero con un histeroscopio junto con la insercion de un instrumento de reseccion, a traves de un canal de trabajo en el histeroscopio. El instrumento de reseccion puede ser un cortador de tejido mecanico o un dispositivo de reseccion electroquirurgico, tal como un lazo de corte. En las patentes de Estados Unidos n.° 7.226.459; 6.032.673 y 5.730.752, y la solicitud de patente publicada de Estados Unidos 2009/0270898, se dan a conocer dispositivos mecanicos de corte. En la patente de Estados Unidos n.° 5.906.615 se da a conocer un dispositivo de reseccion electroquirurgica.

En una miomectomHa o reseccion histeroscopica, la etapa inicial del procedimiento incluye la dilatacion de la cavidad uterina, para crear un espacio de trabajo que ayude a observar a traves del histeroscopio. En un estado relajado, la cavidad uterina esta colapsada con las paredes uterinas en contacto mutuo. Se utiliza un sistema de administracion de fluidos para dilatar el utero y proporcionar un espacio de trabajo, administrandose un fluido a traves de un pasaje del histeroscopio bajo una presion suficiente para expandir o dilatar la cavidad uterina. Los fluidos utilizados para dilatar el utero habitualmente son soluciones acuosas ifquidas, tales como una solucion salina o una solucion acuosa a base de azucar.

En algunos procedimientos de reseccion electroquirurgica por radiofrecuencia, el fluido de dilatacion es una solucion acuosa no conductora, para limitar la conduccion de corriente de RF.

Una preocupacion espedfica es el hecho de que los sistemas de administracion de fluidos habitualmente administran el fluido a una presion de hasta 100 mmHg o mas, lo que conlleva un riesgo significativo de que un vaso sangumeo cortado, expuesto en la cavidad uterina, absorba el fluido de dilatacion. Dicha absorcion no deseada del fluido se conoce como intravasacion, que puede conllevar graves complicaciones e incluso la muerte. Por esta razon, se han desarrollado sistemas de administracion de fluidos que monitorean de forma continua la absorcion del fluido por parte de la paciente durante un procedimiento, por lo general utilizando sistemas complicados que captan, recolectan y pesan los fluidos de dilatacion que fluyen a traves de la cavidad uterina.

Si bien la reseccion histeroscopica puede ser efectiva a la hora de extirpar fibromas uterinos, muchos instrumentos comercialmente disponibles tienen un diametro demasiado grande y, por lo tanto, requieren anestesia en un entorno quirurgico. Los resectoscopios convencionales requieren una dilatacion cervical de aproximadamente 9 mm. Lo que se necesita es un sistema que pueda extirpar y eliminar eficazmente el tejido fibroide, a traves de un histeroscopio de pequeno diametro.

El documento US 2013/0079702 A1 da a conocer un sistema quirurgico de administracion de fluidos, que suministra un fluido para dilatar una cavidad uterina y permitir el corte y la extraccion de tejido fibroide uterino, polipos y otros tejidos uterinos anormales. El sistema comprende una fuente de fluido, lmeas de suministro de fluido, una o mas bombas, y un filtro para hacer recircular el fluido de dilatacion entre la fuente y la cavidad uterina. Un controlador puede monitorear la retencion del fluido por parte de la paciente.

Sumario de la invencion

La invencion se expone en el conjunto de reivindicaciones adjuntas. Los ejemplos adicionales denominados realizaciones en la descripcion son ejemplos ilustrativos, y no realizaciones reivindicadas en la presente solicitud.

De acuerdo con la invencion, un sistema de administracion de fluidos comprende un controlador. El controlador opera una primera bomba, que esta configurada para proporcionar un flujo de entrada de fluido a una zona en el cuerpo de una paciente. El controlador opera tambien una segunda bomba, que esta configurada para proporcionar un flujo de salida de fluido desde la zona en el cuerpo de la paciente. El controlador esta configurado para mantener al menos un parametro operativo, seleccionado de un grupo que consiste en una velocidad de la primera bomba, un

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

caudal de entrada de fluido, una velocidad de la segunda bomba y un caudal de salida de fluido, y el controlador esta configurado para proporcionar una advertencia de perdida de fluido si la velocidad de la primera bomba excede un nivel predeterminado, durante un intervalo de tiempo preseleccionado.

En realizaciones, el intervalo de tiempo preseleccionado puede ser de al menos 1 segundo, al menos 5 segundos o al menos 10 segundos. El controlador puede configurarse adicionalmente para desactivar al menos una de las bombas si la velocidad de la primera bomba excede el nivel predeterminado, durante el intervalo de tiempo preseleccionado, y el controlador tambien puede configurarse adicionalmente para desactivar un dispositivo de reseccion alimentado, posicionado en la zona, si la velocidad de la primera bomba excede el nivel predeterminado durante el intervalo de tiempo preseleccionado.

En una realizacion, el controlador esta configurado para proporcionar una advertencia de bloqueo de flujo si una potencia calculada para accionar la primera bomba excede un nivel predeterminado, durante un intervalo de tiempo preseleccionado.

En realizaciones de la presente invencion, el controlador puede configurarse adicionalmente para desactivar al menos una de las bombas si la potencia calculada para accionar la primera bomba excede el nivel predeterminado, durante el intervalo de tiempo preseleccionado. El controlador tambien puede configurarse adicionalmente para desactivar un dispositivo de reseccion alimentado, posicionado en la zona, si la potencia calculada para accionar la primera bomba excede el nivel predeterminado durante el intervalo de tiempo preseleccionado.

En otra realizacion la primera bomba tiene un motor de primera bomba, y el controlador esta configurado adicionalmente para proporcionar una advertencia de bloqueo de flujo si un voltaje de entrada al motor de primera bomba esta por debajo de un voltaje umbral predeterminado, durante un intervalo de tiempo preseleccionado.

En realizaciones de la presente invencion, el intervalo de tiempo preseleccionado puede variar de 5 segundos a 120 segundos. El controlador puede configurarse adicionalmente para desactivar al menos una de las bombas si el voltaje de entrada a la primera bomba cae por debajo del nivel predeterminado, durante el intervalo de tiempo preseleccionado, y el controlador tambien puede configurarse adicionalmente para desactivar el dispositivo de reseccion alimentado, posicionado en la zona, si el voltaje al motor de primera bomba excede el nivel predeterminado durante el intervalo de tiempo preseleccionado.

En otra realizacion, se selecciona al menos un parametro operativo de un grupo que consiste en una velocidad de la primera bomba, un caudal de entrada de fluido, una velocidad de la segunda bomba y un caudal de salida de fluido, y el controlador esta configurado adicionalmente para proporcionar una advertencia de bloqueo de flujo si una corriente medida a la segunda bomba excede un voltaje umbral predeterminado, durante un intervalo de tiempo preseleccionado.

En otra realizacion, se proporciona tambien un dispositivo de reseccion accionado por motor para extirpar tejido en la zona. El controlador esta configurado para accionar una primera bomba y una segunda bomba, en respuesta a senales de la presion real en la zona del cuerpo de la paciente, para proporcionar los respectivos flujo de entrada de fluido y flujo de salida de fluido para mantener una presion objetivo en la zona, y el controlador esta configurado adicionalmente para desactivar el dispositivo de reseccion, accionado por motor, en caso de detectar que la presion real en la zona cae por debajo de un nivel de presion umbral predeterminado.

En realizaciones de la presente invencion, el controlador puede configurarse adicionalmente para desactivar un motor del dispositivo de reseccion, accionado por motor, si la presion real en la zona cae por debajo de un nivel de presion umbral predeterminado. El controlador puede estar configurado alternativamente para desactivar al menos un electrodo de reseccion de tejido, del dispositivo de reseccion de tejido accionado por motor, si la presion real en la zona cae por debajo de un nivel de presion umbral predeterminado. El nivel de presion umbral es 100 mmHg o menos, 50 mmHg o menos, o 25 mmHg o menos.

En otra realizacion, el controlador esta configurado adicionalmente para enviar al controlador una senal de contacto con tejido tras detectar un aumento predeterminado en la presion real, dentro de un intervalo preseleccionado, resultante del contacto del dispositivo de reseccion con el tejido objetivo en la zona, enviar al controlador una senal de perdida de contacto con tejido tras detectar una disminucion predeterminada en la presion real, dentro de un intervalo preseleccionado, resultante de la posterior perdida de contacto del dispositivo de reseccion con el tejido, y modular el parametro operativo del sistema de administracion de fluidos en respuesta a una senal de contacto con tejido o una senal de perdida de contacto con tejido.

Breve descripcion de los dibujos

En conjunto con las FIGS. 16 a 21 se describen realizaciones a modo de ejemplo del sistema de administracion de fluidos de la presente invencion, de acuerdo con se define en las reivindicaciones adjuntas. Otras figuras que se describan en el presente documento ilustran componentes adicionales de los dispositivos a usar con la presente invencion, o proporcionan contexto adicional para la presente invencion.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

La FIG. 1 es una vista en planta de un conjunto que incluye un histeroscopio y un dispositivo de reseccion de tejido, que se inserta a traves del canal de trabajo del histeroscopio.

La FIG. 2 es una vista en perspectiva esquematica de un sistema de administracion de fluidos, que se usa para dilatar el utero y para ayudar en la reseccion y extraccion electroquirurgicas de tejido.

La FIG. 3 es una vista en seccion transversal del vastago del histeroscopio de la FIG. 1, que muestra varios canales en el mismo.

La FIG. 4 es una vista lateral esquematica del extremo funcional del dispositivo de reseccion electroquirurgica de tejido de la FIG. 1, que muestra una funda exterior y una funda interior alternativa y una disposicion de electrodos.

La FIG. 5 es una vista en perspectiva esquematica del extremo funcional de la funda interior de la FIG. 4, que muestra su borde de electrodo.

La FIG. 6A es una vista esquematica en corte de una porcion de funda exterior, una funda interior de reseccion de RF y una ventana receptora de tejido de la funda exterior.

La FIG. 6B es una vista esquematica de una porcion terminal distal de otra realizacion de una funda interior de reseccion de RF.

La FIG. 7A es una vista en seccion transversal de la funda interior de reseccion de RF de la FIG. 6B, tomada por la lmea 7A-7A de la FIG. 6B.

La FIG. 7B es otra vista en seccion transversal de la funda interior de reseccion de RF de la FIG. 6B, tomada por la lmea 7B-7B de la FIG. 6B.

La FIG. 8 es una vista esquematica de una porcion terminal distal de otra realizacion de la funda interior de reseccion de RF.

La FIG. 9A es una vista en seccion transversal de la funda de reseccion RF de la FIG. 8, tomada por la lmea 9A-9A de la FIG. 8.

La FIG. 9B es una vista en seccion transversal de la funda de reseccion de RF de la FIG. 8, tomada por la lmea 9B-9B de la FIG. 8.

La FIG. 10A es una vista en perspectiva del extremo funcional del dispositivo de reseccion de tejido de la FIG. 1, con la funda alternativa de reseccion de RF en una posicion no extendida.

La FIG. 10B es una vista en perspectiva del dispositivo de reseccion de tejido de la FIG. 1, con la funda alternativa de reseccion de RF en una posicion parcialmente extendida.

La FIG. 10C es una vista en perspectiva del dispositivo de reseccion de tejido de la FIG. 1, con la funda alternativa de reseccion de RF en una posicion totalmente extendida a traves de la ventana receptora de tejido.

La FIG. 11A es una vista en seccion del extremo funcional del dispositivo de reseccion de tejido de la FIG. 10A, con la funda alternativa de reseccion de RF en una posicion no extendida.

La FIG. 11B es una vista en seccion del extremo funcional de la FIG. 10B, con la funda alternativa de reseccion de RF en una posicion parcialmente extendida.

La FIG. 11C es una vista en seccion del extremo funcional de la FIG. 10C, con la funda alternativa de reseccion de RF en una posicion completamente extendida.

La FIG. 12A es una vista en seccion ampliada del extremo funcional del dispositivo de reseccion de tejido de la FIG. 11B, con la funda alternativa de reseccion de RF en una posicion parcialmente extendida, que muestra el campo de RF en un primer modo de RF y la reseccion de tejido por plasma.

La FIG. 12B es una vista en seccion ampliada del extremo funcional de la FIG. 11C, con la funda alternativa de reseccion de RF casi completamente extendida, y que muestra el cambio de los campos de RF a un segundo modo de RF, desde el primer modo de RF mostrado en la FIG. 12.

La FIG. 12C es una vista en seccion ampliada del extremo funcional de la FIG. 11C, con la funda alternativa de reseccion de RF una vez mas casi completamente extendida, y que muestra la vaporizacion explosiva de un volumen de fluido capturado para expulsar tejido extirpado en la direccion proximal.

La FIG. 13 es una vista en perspectiva ampliada de una porcion del extremo funcional de la FIG. 12C, que muestra una camara interior y un elemento sobresaliente acanalado.

La FIG. 14 es una vista en seccion del extremo funcional de la FIG. 12C, que muestra una camara interior y una variacion del elemento sobresaliente.

La FIG. 15 es una vista en seccion del extremo funcional de la FIG. 12C, que muestra una camara interior y una variacion del elemento sobresaliente, configurado para vaporizar explosivamente el volumen de fluido capturado. La FIG. 16 es una vista esquematica de un sistema para la extirpacion de fibromas, que incluye un sistema de administracion de fluidos de acuerdo con la presente invencion.

La FIG. 17 es una vista esquematica del sistema de administracion de fluidos de la FIG. 16, con una vista ampliada del extremo funcional de una sonda de reseccion de tejido, como se describe generalmente en las FIGS. 1-12C, en una posicion de extirpacion y extraccion de tejido fibroide.

La FIG. 18 es una vista esquematica de un componente sensor de presion del sistema de administracion de fluidos de las FIGS. 16-17.

La FIG. 19 es una vista esquematica recortada de un modulo de filtro del sistema de administracion de fluidos de las FIGS. 16-17.

La FIG. 20 es una vista esquematica de un endoscopio y de un sistema de administracion de fluidos, usandose en un modo de diagnostico.

La FIG. 21 es una vista esquematica del endoscopio y del sistema de administracion de fluidos de la FIG. 20, junto con una sonda de reseccion, usandose el conjunto un modo de no diagnostico o modo terapeutico.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

Descripcion detallada

La FIG. 1 ilustra un conjunto que comprende un endoscopio 50 que se usa para histeroscopia, junto con un dispositivo de reseccion de tejido 100 que se extiende a traves de un canal de trabajo 102 del endoscopio. El endoscopio o histeroscopio 50 tiene un mango 104 acoplado a un vastago alargado 105, que tiene un diametro de 5 mm a 7 mm. El canal de trabajo 102 del mismo puede ser redondo, con forma de D, o tener cualquier otra forma adecuada. El vastago 105 del endoscopio esta configurado adicionalmente con un canal optico 106 y con uno o mas canales de entrada/salida de fluido 108a, 108b (FIG. 3), que se comunican con unos conectores de valvula 110a, 110b configurados para el acoplamiento con una fuente de entrada de fluido 120 a los mismos, u opcionalmente una fuente de presion negativa 125 (FIGS. 1-2). La fuente de entrada de fluido 120 es un componente de un sistema 126 de administracion de fluidos, como se conoce en la tecnica (FIG. 2), que comprende un recipiente de fluido 128 y un mecanismo de bomba 130 que bombea fluido a traves del histeroscopio 50, hacia la cavidad uterina. Como se puede observar en la FIG. 2, el sistema de gestion de fluido 126 incluye adicionalmente la fuente de presion negativa 125 (que puede comprender una fuente de succion para pared de quirofano) acoplada al dispositivo de reseccion de tejido 100. El mango 104 del endoscopio incluye una porcion 132 de extension en angulo con una optica, a la que puede acoplarse operativamente una camara videoscopica 135. Una fuente de luz 136 tambien esta acoplada a un acoplamiento de luz 138 situado en el mango del histeroscopio 50. El canal de trabajo 102 del histeroscopio esta configurado para la insercion y manipulacion del dispositivo de extirpacion y extraccion de tejido 100, por ejemplo para tratar y eliminar tejido fibroide. En una realizacion, el vastago 105 del histeroscopio tiene una longitud axial de 21 cm, y puede comprender una amplitud de 0° o una amplitud de 15° a 30°.

Todavfa con referencia a la FIG. 1, el dispositivo de reseccion de tejido 100 tiene un conjunto 140 de vastago altamente alargado, configurado para extenderse a traves del canal de trabajo 102 del histeroscopio. Un mango 142 del dispositivo de reseccion de tejido 100 esta adaptado para manipular el extremo de trabajo electroquirurgico 145 del dispositivo. En uso, el mango 142 puede manipularse tanto giratoria como axialmente, por ejemplo, para orientar el extremo de trabajo 145 para extirpar un tejido fibroide diana. El dispositivo de reseccion de tejido 100 tiene subsistemas acoplados a su mango 142, para permitir la reseccion electroquirurgica del tejido diana. Un generador de radiofrecuencia o fuente de RF 150 y un controlador 155 estan acoplados a al menos un electrodo de RF, soportado por el extremo de trabajo 145 como se describira en detalle a continuacion. En una realizacion mostrada en la FIG. 1, un cable electrico 156 y la fuente de presion negativa 125 estan acoplados operativamente a un conector 158 en el mango 142. El cable electrico acopla la fuente de RF 150 al extremo de trabajo electroquirurgico 145. La fuente de presion negativa 125 comunica con un canal de extraccion de tejido 160 situado en el conjunto 140 de vastago del dispositivo 100 de extraccion de tejido (FIG. 4).

La FIG. 1 ilustra adicionalmente una carcasa 162 de junta sellante que soporta una junta sellante flexible 164, soportada por el mango 104 de histeroscopio para sellar el vastago 140 del dispositivo de reseccion de tejido 100 en el canal de trabajo 102, para evitar las fugas de fluido de dilatacion desde una cavidad uterina.

En una realizacion, como se muestra en la FIG. 1, el mango 142 del dispositivo de reseccion de tejido 100 incluye un motor 165 para mover alternativamente, o mover de otro modo, un componente de reseccion del extremo de trabajo electroquirurgico 145, como se describira a continuacion. El mango 142 incluye opcionalmente uno o mas botones 166 de accionamiento, para accionar el dispositivo. En otra realizacion, puede usarse un interruptor de pedal para operar el dispositivo. En una realizacion, el sistema incluye un interruptor o mecanismo de control para proporcionar una pluralidad de velocidades de movimiento alternativo, por ejemplo 1 Hz, 2 Hz, 3 Hz, 4 Hz y hasta 8 Hz. Adicionalmente, el sistema puede incluir un mecanismo para mover y bloquear la funda alternativa de reseccion, en una posicion no extendida y en una posicion extendida. Adicionalmente, el sistema puede incluir un mecanismo de accionamiento de una unica carrera alternativa.

Con referencia a las FIGS. 1 y 4, un dispositivo de reseccion electroquirurgica de tejido tiene un conjunto 140 de vastago alargado, que se extiende alrededor del eje longitudinal 168, que comprende una primera funda o funda exterior 170 con un paso o luz 172 en la misma, que aloja una segunda funda o una funda interior 175 que puede moverse alternativamente (y, opcionalmente, rotar u oscilar) en la luz 172 para extirpar tejido, como se conoce en la tecnica de tales cortadores tubulares. En una realizacion, la ventana receptora de tejido 176 de la funda exterior 170 tiene una longitud axial que vana entre 10 mm y 30 mm, y se extiende alrededor de la funda exterior 170 en un angulo radial de aproximadamente 45° a 210°, con respecto al eje 168 de la funda. Las fundas interior y exterior 170 y 175 pueden comprender un material de acero inoxidable, de paredes delgadas, y funcionar como electrodos de polaridad opuestos, tal como se describira en detalle a continuacion. Las FIGS. 6A-8 ilustran unas capas aislantes soportadas por las fundas interior y exterior 170 y 175 para limitar, controlar y/o evitar flujos de corriente electrica no deseados entre ciertas porciones de la funda. En una realizacion, una funda exterior 170 de acero inoxidable tiene un D.E. de 3,6 mm a 3,8 mm y un D.I. de 3,38 mm a 3,5 mm, y con una capa aislante interior (descrita a continuacion) la funda tiene un D.I. nominal de aproximadamente 3,175 mm. En esta realizacion, la funda interior 175 de acero inoxidable tiene un D.E. de aproximadamente 3,05 mm y un D.I. de aproximadamente 2,84 mm. La funda interior 175 con una capa aislante exterior tiene un D.E. nominal de aproximadamente 3,12 mm, para poder moverse alternativamente en la luz 172. Los diametros internos de las porciones interiores de funda se describen a continuacion. Como puede observarse en la FIG. 4, el extremo distal 177 de la funda interior 175 comprende un primer electrodo de polaridad con un borde de electrodo 180 distal de reseccion, alrededor del cual

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

puede generarse plasma. El borde de electrodo 180 tambien puede describirse como un electrodo activo durante la reseccion del tejido, ya que el borde de electrodo 180 tiene un area superficial sustancialmente mas pequena que el electrodo de polaridad opuesto o de retorno. En una realizacion de la FIG. 4, las superficies expuestas de la funda exterior 170 comprenden el segundo electrodo 185 de polaridad, que puede describirse como electrodo de retorno ya que, durante su uso, dicha superficie de electrodo tendra un area superficial sustancialmente mayor en comparacion con el area superficial expuesta funcionalmente del borde de electrodo 180 activo.

En un aspecto, la funda interior 175 o de reseccion tiene una luz interior de extraccion de tejido 160 con un primer y segundo diametros interiores, que estan adaptados para extirpar electroquirurgicamente rapidamente volumenes de tejido - y despues extraer de manera consistente las tiras de tejido extirpado a traves de la luz 160 altamente alargada, sin obstruccion de la misma. Con referencia las FIGS. 5 y 6A, puede observarse que la funda interior 175 tiene una primera porcion 190A de diametro que se extiende desde el mango 142 (FIG. 1) hasta una region distal 192 de la funda 175, en donde la luz de extraccion de tejido pasa a tener una segunda luz 190B de diametro mas pequeno, con un diametro reducido que se indica con B, que esta definida por el elemento 195 de funda de electrodo que proporciona el borde de electrodo 180 de reseccion. La longitud axial C de la luz 190B de seccion transversal reducida puede variar de aproximadamente 2 mm a 20 mm. En una realizacion, el primer diametro A esta entre 2,8 mm y 2,9 mm, y el segundo diametro B reducido esta entre 2,4 mm y 2,5 mm. Como se muestra en la FIG. 5, la funda interior 175 puede ser de acero inoxidable electricamente conductor, y la porcion de electrodo de diametro reducido tambien puede comprender un elemento 195 de funda de electrodo de acero inoxidable, que este soldado en su sitio mediante una soldadura 196 (FIG. 6A). En otra realizacion alternativa, el electrodo y el elemento 195 de funda de electrodo de diametro reducido comprenden un tubo de tungsteno que puede encajarse a presion en el extremo distal 198 de la funda interior 175. Las FIGS. 5 y 6A ilustran adicionalmente las capas aislantes 202 y 204 de interfaz soportadas por la primera y segunda fundas 170 y 175, respectivamente. En la FIG. 6A, la funda exterior 170 esta revestida con un material aislante 200 de pared delgada, tal como PFA u otro material descrito a continuacion. De forma similar, la funda interior 175 tiene una capa aislante exterior 202. Estos materiales de revestimiento pueden ser lubricantes, asf como electricamente aislantes, para reducir la friccion durante el movimiento alternativo de la funda interior 175.

Las capas aislantes 200 y 202 descritas anteriormente pueden comprender un material polimerico lubricante, hidrofobo o hidrofilo. Por ejemplo, el material puede comprender un material biocompatible tal como PFA, TEFLON®, politetrafluoroetileno (PTFE), FEP (etilenopropileno fluorado), polietileno, poliamida,

ECTFE (etilenoclorotrifluoroetileno), ETFE, PVDF, cloruro de polivinilo o silicona.

Con referencia a la FIG. 6B, se ilustra otra variacion de la funda interior 175 en una vista esquematica, junto con un volumen de tejido sometido a reseccion con el borde de electrodo 180 de plasma. En esta realizacion, como en otras realizaciones de la presente divulgacion, la fuente de RF opera en parametros operativos seleccionados para crear un plasma alrededor del borde de electrodo 180 de la funda 195 de electrodo, como es conocido en la tecnica. Asf, el plasma generado en el borde de electrodo 180 puede crear una trayectoria P de reseccion y extirpacion en el tejido 220, y es adecuado para extirpar tejido fibroide y otros tejidos uterinos anormales. En la FIG. 6B, la porcion distal de la funda de reseccion 175 incluye un anillo ceramico 222, adyacente al borde distal 180 de la funda 195 de electrodo. El anillo ceramico 222 tiene la funcion de confinar la formacion de plasma alrededor del borde de electrodo 180 distal, y la funcion adicional de evitar que el plasma entre en contacto con la capa aislante 202 de polfmero situada sobre la funda de reseccion 175, durante el funcionamiento, danando la misma. En un aspecto, la trayectoria P cortada en el tejido 220, con el plasma del borde de electrodo 180, proporciona una trayectoria P que tiene una anchura extirpada que se indica con W, en donde dicha anchura W de la trayectoria es sustancialmente amplia debido a la vaporizacion del tejido. Esta extirpacion y vaporizacion del tejido en la trayectoria P es sustancialmente diferente al efecto de corte de un tejido similar con un borde afilado de cuchilla, como en diversos dispositivos de la tecnica anterior. Un borde afilado de cuchilla puede dividir el tejido (sin cauterizacion), pero aplica fuerza mecanica al tejido y puede evitar el corte de un fragmento de tejido con una seccion transversal grande. Por el contrario, el plasma del borde de electrodo 180 puede vaporizar el tejido con una trayectoria P sin aplicar fuerza sustancial alguna sobre el tejido, para, de este modo, extirpar fragmentos en tira de tejido con secciones transversales mas grandes. Adicionalmente, el efecto de reseccion con plasma reduce la seccion transversal de la tira de tejido 225, recibida en la luz 190B de extraccion de tejido. La FIG. 6B representa la entrada en la luz 190B de una tira de tejido 225 que tiene una seccion transversal mas pequena que la luz, debido a la vaporizacion del tejido. Adicionalmente, la seccion transversal del tejido 225, cuando entra en la luz 190A de mayor seccion transversal, resulta en un espacio libre 196 aun mayor alrededor de la tira de tejido 225. Asf, la reseccion del tejido con el borde de electrodo 180 de plasma, junto con la transicion de la luz desde la seccion transversal (190B) mas pequena a la seccion transversal (190A) mas grande de la luz de extraccion de tejido 160, puede reducir significativamente o eliminar la posibilidad de que sucesivas tiras de tejido 225 extirpado obstruyan la luz. Los dispositivos de reseccion de la tecnica anterior, con tales luces de extraccion de tejido de pequeno diametro, habitualmente presentan problemas de obstruccion de tejido.

En otro aspecto, la fuente 225 de presion negativa, acoplada al extremo proximal de la luz de extraccion de tejido 160 (veanse las FIGS. 1 y 4), tambien ayuda a aspirar y desplazar tiras de tejido 225 en la direccion proximal hasta un deposito de recogida (no mostrado), situado fuera del mango 142 del dispositivo.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

Las FIGS. 7A-7B ilustran el cambio en el diametro de la luz de la funda de reseccion 175 de la FIG. 6B. La FIG. 8 ilustra el extremo distal de una variacion de la funda 175' de reseccion, que esta configurado con un elemento 195' de electrodo de reseccion que es parcialmente tubular en contraste con el elemento 195 de electrodo tubular previamente descrito (FIGS. 5 y 6A). Las FIGS. 9A-9B ilustran nuevamente el cambio en la seccion transversal de la luz de extraccion de tejido, entre la region 190B' de seccion transversal reducida y la region 190A' de seccion transversal aumentada de la funda 175' de reseccion de la FIG. 8. Asf, la funcionalidad permanece igual tanto si el elemento 195' de electrodo de reseccion es tubular como parcialmente tubular. En la FIG. 8A, se muestra una variacion del anillo ceramico 222', que solo se extiende parcialmente alrededor de la funda 175 para cooperar con el angulo radial del elemento 195' de electrodo de reseccion. Adicionalmente, la variacion de la FIG. 8 ilustra como el anillo ceramico 222' tiene un diametro exterior mayor que la capa aislante 202. Asf, puede reducirse la friccion ya que la longitud axial corta del anillo ceramico 222' interconecta con y desliza contra la capa aislante 200 de interfaz, alrededor de la superficie interna de la luz 172 de la funda exterior 170.

En general, un aspecto comprende un dispositivo de reseccion y extraccion de tejido (FIGS. 10A-11C) que incluye una primera y segunda fundas concentricas que tienen un eje, y en donde la segunda funda (interior) 175 tiene una luz de extraccion de tejido que se extiende axialmente por la misma, y en donde la segunda funda 175 puede moverse entre unas posiciones axialmente no extendida y extendida con respecto a una ventana receptora de tejido 176 en la primera funda 170, para extirpar tejido, y en donde la luz de extraccion de tejido 160 tiene una primera y una segunda secciones transversales. La segunda funda 175 tiene un extremo distal configurado como un borde de electrodo 180 de plasma, para extirpar el tejido dispuesto en la ventana receptora de tejido 176 de la primera funda 170. Adicionalmente, el extremo distal de la segunda funda, y mas en particular el borde de electrodo 180, esta configurado crear en el tejido una trayectoria sustancialmente ancha de ablacion por plasma. En general, el dispositivo de extraccion de tejido esta configurado con una luz de extraccion de tejido 160 que tiene una porcion terminal distal, con una seccion transversal reducida que es mas pequena que una seccion transversal de las porciones medial y proximal de la luz 160.

En un aspecto, con referencia a las FIGS. 7A-7B y 9A-9B, la luz de extraccion de tejido 160 tiene un area de seccion transversal reducida en la region 190A de la luz, proxima a la punta de reseccion de plasma o al borde de electrodo 180, en donde dicha seccion transversal reducida es inferior al 95 %, 90 %, 85 % o 80 % del area de la seccion transversal de las porciones medial y proximal 190B de la luz de extraccion de tejido, y en donde la longitud axial de la luz de extraccion de tejido es al menos 10 cm, 20 cm, 30 cm o 40 cm. En una realizacion del dispositivo de reseccion de tejido 100 para la reseccion y extraccion de fibroides histeroscopicos (FIG. 1), el conjunto 140 de vastago del dispositivo de reseccion de tejido tiene una longitud de 35 cm.

Las FIGS. 10A-10C ilustran el extremo de trabajo 145 del dispositivo de reseccion de tejido 100, con la funda de reseccion alternativa o funda interior 175 en tres posiciones axiales diferentes, con respecto a la ventana receptora de tejido 176 de la funda exterior 170. En la FIG. 10A, la funda de reseccion 175 se muestra en una posicion retrafda o no extendida, en la que la funda 175 esta en su lfmite de movimiento proximal y esta preparada para avanzar distalmente a una posicion extendida para, de este modo, extirpar electroquirurgicamente un tejido posicionado en la ventana 176 y/o succionado hacia la misma. La FIG. 10B muestra la funda de reseccion 175 desplazada y avanzada distalmente hasta una posicion parcialmente avanzada o medial, con respecto a la ventana 176 de reseccion de tejido. La FIG. 10C ilustra la funda de reseccion 175 completamente avanzada y extendida hasta el lfmite distal de su movimiento, en donde el electrodo 180 de reseccion por plasma se ha extendido mas alla del extremo distal 226 de la ventana receptora de tejido 176, momento en el cual se corta la tira de tejido 225 extirpado del volumen 220 de tejido, y se captura en la region 190A de luz de seccion transversal reducida.

Con referencia a las FIGS. 10A-10C y las FIGS. 11A-11C, otro aspecto comprende mecanismos de “desplazamiento de tejido” proporcionados por multiples elementos y procesos para “desplazar” y mover las tiras de tejido 225 en la direccion proximal, por la luz 160 de la funda de reseccion 175, para asegurar asf que el tejido no obstruya la luz de la funda interior 175. Como puede observarse en la FIG. 10A y en las vistas ampliadas de las FIGS. 11A-11C, un mecanismo de desplazamiento de tejido comprende un elemento sobresaliente 230 que se extiende proximalmente desde la punta distal 232, que esta unido de manera fija a la funda exterior 170. El elemento sobresaliente 230 se extiende proximalmente a lo largo del eje central 168 en una camara distal 240, definida por la funda exterior 170 y la punta distal 232. En una realizacion representada en la FIG. 11A, el elemento sobresaliente 230 en forma de vastago comprende, en un primer aspecto funcional, un empujador mecanico que funciona para empujar una tira de tejido 225 capturada proximalmente, desde la luz 190B de seccion transversal pequena de la funda de reseccion 175, a medida que la funda de reseccion 175 se mueve hasta su posicion completamente avanzada o extendida. En un segundo aspecto funcional, la camara 240 del extremo distal de la funda 170 esta configurada para capturar un volumen de fluido salino de dilatacion 244, contenido en el espacio de trabajo, y en donde los electrodos de RF existentes del extremo de trabajo 145 estan configurados adicionalmente para vaporizar explosivamente el fluido 244 capturado, para generar unas fuerzas proximalmente dirigidas sobre las tiras de tejido 225 extirpadas y dispuestas en la luz 160 de la funda de reseccion 175. Ambos elementos y procesos funcionales (mecanismos de desplazamiento de tejido) pueden aplicar una fuerza mecanica sustancial sobre las tiras de tejido 225 capturadas, por medio de la vaporizacion explosiva de fluido en la camara 240, y puede servir para mover las tiras de tejido 225 en la direccion proximal por la luz de extraccion de tejido 160. Se ha observado que el uso de una combinacion de multiples elementos y procesos funcionales puede eliminar virtualmente la potencial obstruccion, con tejido, de la

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

luz de extraccion de tejido 160.

Mas en particular, las FIGS. 12A-12C ilustran secuencialmente los aspectos funcionales de los mecanismos de desplazamiento de tejido, y la vaporizacion explosiva de fluido capturado en la camara 240. En la FIG. 12A, se muestra la funda 175 alternativa de reseccion en una posicion medial de avance distal, en donde el plasma del borde de electrodo 180 de reseccion esta extirpando una tira de tejido 225 dispuesta dentro de la luz 160 de la funda de reseccion 175. En la FIG. 12A-12C puede observarse que el sistema opera en un primero y segundo modos electroquirurgicos, correspondientes al intervalo de movimiento alternativo y axial de la funda de reseccion 175 con respecto a la ventana receptora de tejido 176. Como se usa en el presente documento, el termino “modo electroquirurgico” se refiere a cual de los dos electrodos de polaridad opuestos funciona como “electrodo activo”, y cual de ellos funciona como “electrodo de retorno”. Los terminos “electrodo activo” y “electrodo de retorno” se usan de acuerdo con la convencion en la tecnica, en donde un electrodo activo tiene un area superficial menor que el electrodo de retorno, enfocandose de este modo la densidad de energfa de RF alrededor de dicho electrodo activo. En el extremo de trabajo 145 de las FIGS. 10A-11C, el elemento 195 de electrodo de reseccion y su borde de electrodo 180 de reseccion deben comprender el electrodo activo para enfocar la energfa alrededor del electrodo, para generar el plasma de reseccion de tejido. Tal plasma energetico de alta intensidad en el borde de electrodo 180 es necesario a lo largo de una carrera X, indicada en la FIG. 12A-12B, para extirpar el tejido. El primer modo se produce a lo largo de una longitud de recorrido axial de la funda interior de reseccion 175, cuando atraviesa la ventana receptora de tejido 176, momento en el cual toda la superficie exterior de la funda exterior 170 comprende el electrodo de retorno, indicado con el numero 185. En la FIG. 12A se indican generalmente los campos electricos CE en el primer modo de RF.

La FIG. 12B ilustra el momento en el que el avance o extension distal de la funda interior de reseccion 175 cruza completamente la ventana receptora de tejido 176. En este momento, la funda 195 de electrodo y su borde de electrodo 180 quedan confinados dentro de la camara 240 de paredes principalmente aisladas, definida por la funda exterior 170 y la punta distal 232. En este momento, el sistema esta configurado para cambiar al segundo modo de RF, en el que los campos electricos CE cambian con respecto a los descritos anteriormente en el primer modo de RF. Como puede observarse en la FIG. 12B, en este segundo modo el area 250 de superficie interior limitada de la punta distal 232, que interconecta con la camara 240, funciona como electrodo activo y la porcion terminal distal de la funda de reseccion 175, expuesta a la camara 240, actua como electrodo de retorno. En este modo, se producen densidades de energfa muy elevadas alrededor de la superficie 250, y dicho campo electrico CE contenido puede vaporizar de forma explosiva e instantanea el fluido 244 capturado en la camara 240. La expansion del vapor de agua puede ser espectacular, y puede ejercer unas fuerzas mecanicas y una presion de fluido tremendas sobre la tira de tejido 225, para mover la tira de tejido en la direccion proximal por la luz de extraccion de tejido 160. La FIG. 12C ilustra dicha vaporizacion explosiva o expansiva del fluido de dilatacion 244 capturado en la camara 240, y muestra adicionalmente la expulsion de la tira de tejido 225 en la direccion proximal de la luz 160 de la funda interior de reseccion 175. La FIG. 14 muestra adicionalmente las correspondientes areas superficiales de los electrodos activo y de retorno en el intervalo de movimiento extendido de la funda de reseccion 175, ilustrando de nuevo que el area superficial de la superficie terminal distal 250 no aislada es pequena, en comparacion con la superficie 255 de la funda de electrodo que comprende el electrodo de retorno.

Aun con referencia a las FIGS. 12A-12C, se ha observado que puede configurarse un unico ajuste de potencia en la fuente de RF 150 y el controlador 155 tanto para, (i), crear plasma en el borde de electrodo 180 de reseccion de la funda 195 de electrodo para extirpar tejido en el primer modo, como para, (ii), vaporizar explosivamente el fluido de dilatacion 244 capturado en el segundo modo. Adicionalmente, se ha observado que el sistema puede funcionar con la conmutacion automatica de los modos de RF al llegar a velocidades adecuadas de movimiento alternativo, que van de 0,5 ciclos por segundo a 8 o 10 ciclos por segundo. En ensayos, se ha observado que el dispositivo de reseccion de tejido anteriormente descrito puede extirpar y extraer tejido a una velocidad de 2 gramos/min a 8 gramos/min, sin la potencial obstruccion de la luz de extraccion de tejido 160 por parte de las tiras de tejido 225. En una realizacion puede acoplarse una fuente de presion negativa 125 a la luz de extraccion de tejido 160, para aplicar fuerzas de extraccion de tejido a las tiras de tejido situadas en la luz.

De particular interes resulta que la camara 240 de captura de fluido, definida por la funda 170 y la punta distal 232, puede disenarse para que tenga un volumen, area superficial expuesta de electrodo, longitud y geometna seleccionados para optimizar la aplicacion de las fuerzas de expulsion sobre las tiras de tejido 225 extirpadas. En una realizacion, el diametro de la camara es de 3,175 mm y la longitud es de 5,0 mm, lo que, teniendo en cuenta el elemento sobresaliente 230, proporciona un volumen de fluido capturado de aproximadamente 0,040 ml. En otras variaciones, el volumen de fluido capturado puede variar de 0,004 a 0,080 ml.

En un ejemplo, una camara 240 con un volumen de fluido capturado de 0,040 ml, junto con una eficacia de conversion del 100 % en una vaporizacion instantanea, requerina 103 julios para calentar el fluido desde la temperatura ambiente hasta la temperatura de vapor de agua. En funcionamiento, dado que un julio es una unidad de W*s, y el sistema oscila a 3 Hz, la potencia requerida sena del orden de 311 W para una conversion completa e instantanea a vapor de agua. En la transicion de fases se produciria una correspondiente expansion teorica de 1700x, lo que resultana instantaneamente en una cifra de hasta 1723,7 bar (1 bar x 1700), aunque, debido a las perdidas de la eficiencia y la expansion no instantanea, las presiones reales senan menores. En cualquier caso, las

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

presiones son sustanciales y pueden generar unas fuerzas de expulsion suficientes para expulsar las tiras de tejido 225 capturadas a lo largo del canal de extraccion situado en la sonda.

Con referencia a la FIG. 12A, la camara interior 240 puede tener una longitud axial de aproximadamente 0,5 mm a 10 mm, para capturar un volumen de fluido que vane de aproximadamente 0,004 ml a 0,010 ml. En la FIG. 12A puede observarse que la pared interior de la camara 240 tiene una capa aislante 200, que limita asf el area superficial 250 del electrodo expuesta a la camara 240. En una realizacion, la punta distal 232 es de acero inoxidable y esta soldada a la funda exterior 170. Un elemento de puntal 248 esta soldado a la punta 232, o mecanizado como una caractenstica de la misma. En esta realizacion, el elemento sobresaliente 230 es una ceramica no conductora. La FIG. 13 muestra la seccion transversal del elemento sobresaliente 230 de ceramica, que esta estriado, teniendo en una realizacion tres elementos estriados 260 en tres correspondientes surcos axiales 262 en su superficie. Es posible cualquier numero de estnas, canales o similares, por ejemplo de 2 a aproximadamente 20. El proposito de este diseno es proporcionar un area de seccion transversal significativa, en el extremo proximal del elemento sobresaliente 230, para empujar la tira de tejido 225 al tiempo que los tres surcos 262 permiten que el chorro de vapor de agua, dirigido proximalmente, incida sobre el tejido expuesto a los surcos 262. En una realizacion, la longitud axial D del elemento sobresaliente 230 esta configurada para empujar el tejido completamente fuera de la region 190B de seccion transversal reducida del elemento 195 de funda de electrodo. En otra realizacion, el volumen de la camara 240 esta configurado para capturar un lfquido que, al vaporizarse explosivamente, proporcione un volumen de gas (vapor de agua) suficiente para expandirse y ocupar al menos el volumen definido por un 10 % de la longitud total del canal de extraccion 160 del dispositivo, al menos un 20 % del canal de extraccion 160, al menos un 40 % del canal de extraccion 160, al menos un 60 % del canal de extraccion 160, al menos un 80 % del canal de extraccion 160, o al menos el 100 % del canal de extraccion 160.

Como puede deducirse de las FIGS. 12A a 12C, el fluido de dilatacion 244 contenido en el espacio de trabajo repone el fluido capturado en la camara 240, a medida que la funda de reseccion 175 se mueve en la direccion proximal o hacia su posicion no extendida. Asf, cuando la funda de reseccion 175 se mueve nuevamente en la direccion distal para extirpar el tejido, la camara interior 240 se llena con fluido 244, que queda nuevamente contenido y disponible para su vaporizacion explosiva, como se describio anteriormente, cuando la funda de reseccion 175 cierra la ventana receptora de tejido 176. En otra realizacion puede proporcionarse una valvula unidireccional en la punta distal 232, para aspirar fluido directamente a la camara interior 240 sin la necesidad de que el fluido se desplace a traves de la ventana 176.

La FIG. 15 ilustra otra variacion en la que el area superficial 250' del electrodo activo, en el segundo modo, comprende un elemento sobresaliente 230 con regiones conductoras y regiones no conductoras 260, que pueden tener el efecto de distribuir la administracion de energfa de RF enfocada sobre una pluralidad de regiones discretas en contacto con el fluido capturado 244. Esta configuracion puede vaporizar de manera mas eficaz el volumen de fluido capturado en la camara 240. En una realizacion, las regiones conductoras 250' pueden comprender arandelas o discos metalicos en el puntal 248. En otra variacion (no mostrada), las regiones conductoras 250' pueden comprender agujeros, orificios o poros en un material ceramico 260 fijado sobre un puntal 248 electricamente conductor.

En otra realizacion, la fuente de RF 150 y el controlador 155 pueden programarse para modular los parametros de suministro de energfa durante la carrera X y la carrera Y, en las FIG. 12A-12C, para proporcionar la energfa optima para (i) la reseccion por plasma con el borde de electrodo 180, y (ii) la vaporizacion explosiva del fluido capturado en la camara 240. En una variacion, el controlador 155 puede incluir un algoritmo que active la fuente de RF 150 para suministrar energfa de RF al extremo funcional cuando la funda de reseccion 175 se mueva en la direccion distal, hacia su posicion extendida para extirpar tejido, pero para cortar el suministro de energfa de RF al extremo funcional cuando la funda de reseccion 175 se mueva en la direccion proximal, hacia su posicion no extendida. La terminacion del suministro de energfa de RF durante la carrera proximal de la funda de reseccion 175 elimina el suministro de energfa al borde de electrodo 180 cuando no se esta extirpando tejido, lo que impide el calentamiento innecesario del fluido de dilatacion que se producina en caso de suministrar energfa de RF durante ambas carreras, hacia delante y hacia detras, de la funda de reseccion.

Las FIGS. 16-18 ilustran un sistema de administracion de fluidos 500 de acuerdo con la presente invencion, que puede usarse durante el tratamiento de tejido en una cavidad, espacio o potencial espacio corporal 502 (FIG. 17). El sistema de administracion de fluidos 500 se representa esquematicamente en un sistema de reseccion histeroscopica de tejido 510, que esta adaptado para extirpar y extraer fibromas u otro tejido intrauterino anormal, usando un endoscopio o histeroscopio 512 y una sonda de reseccion de tejido 515 que pueden ser similares a los descritos anteriormente. La FIG. 16 representa una sonda de reseccion de tejido 515 con un mango 516 y un miembro en extension, que incluye una funda exterior 518 con un extremo de trabajo 520 (FIG. 17) que puede introducirse a traves de un canal de trabajo 522, que se extiende a traves de un cuerpo 523 y un vastago 524 del histeroscopio 512. La FIG. 16 muestra adicionalmente un motor 525 en el mango 516 de la sonda de reseccion de tejido, que esta acoplado a un controlador y una fuente de alimentacion mediante un cable de alimentacion 526. La FIG. 17 ilustra el extremo de trabajo 520 de la sonda de reseccion 515 en una cavidad uterina, proximo a un fibroide diana 530.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

Con referencia a las FIGS. 16-17, en general, el sistema de administracion de fluidos 500 comprende una fuente o deposito de fluido 535 para un fluido de dilatacion 244, un controlador y sistema de bomba para proporcionar flujos de entrada y de salida de fluido, adaptados para mantener la dilatacion de un espacio corporal, y un sistema de filtro 540 para filtrar el fluido de dilatacion 244 que se extrae de la cavidad corporal y se devuelve luego a la fuente de fluido 535. El uso de un fluido 244 recuperado y filtrado, y la reposicion de la fuente de fluido 535, resultan ventajosos porque (i) el sistema de administracion de fluidos de circuito cerrado puede medir eficazmente el deficit de fluidos para, de este modo, monitorear la intravasacion y garantizar la seguridad de la paciente, (ii) el sistema puede configurarse y operarse de manera muy eficiente en el tiempo, y (ii) el sistema puede ser compacto y menos costoso para de este modo ayudar a permitir procedimientos ambulatorios.

El sistema de administracion de fluidos 500 (FIG. 16) incluye un sistema de control informatico, que esta integrado con el sistema de control de RF en un controlador integrado 545. El controlador 545 esta adaptado para controlar una primera y segunda bombas peristalticas 546A y 546B, para proporcionar flujos de entrada y salida de un fluido de dilatacion 244, tal como una solucion salina, con respecto a la fuente 535 con el fin de dilatar la cavidad corporal. En el presente documento, la primera bomba peristaltica tambien puede denominarse bomba de flujo de entrada o bomba de infusion. En el presente documento, la segunda bomba peristaltica tambien puede denominarse bomba de flujo de salida o bomba de aspiracion. El controlador 545 y los algoritmos de control estan adaptados para controlar la presion dentro de la cavidad durante un procedimiento de reseccion y extraccion de tejido, como se representa en la FIG. 17. En una realizacion mostrada en las FIGS. 16-18, el controlador 545 controla la bomba de flujo de entrada 546A para proporcionar presion positiva en el lado de flujo de salida 548 de la bomba (FIG. 17), para proporcionar flujos de entrada del fluido de dilatacion 244 a traves de una lmea de entrada 550, que esta en comunicacion con un accesorio 561 y el canal de flujo de fluido 108a del histeroscopio 515. El canal de flujo 108a se ha descrito anteriormente en una realizacion previa, y se ilustra en la FIG. 3. El controlador 545 controla adicionalmente la bomba de flujo de salida 546B para proporcionar presion negativa a una lmea de flujo de salida 555, en el lado de entrada 552 de la bomba (FIG. 17), para proporcionar flujos de salida del fluido de dilatacion 244 desde la cavidad corporal 502. Como se describio anteriormente, la vaporizacion explosiva del fluido en el extremo de trabajo 525 de la sonda de reseccion 515 funciona para expulsar las tiras de tejido 225, proximalmente por el canal de extraccion 160 de la funda de reseccion 175, que puede operar en conjuncion con la presion negativa proporcionada por la bomba 546B en la lmea 555. En funcionamiento, la bomba de flujo de salida 546B tambien opera para proporcionar presion positiva en el lado 556 de flujo de salida de la bomba 546B, en la segunda porcion de lmea de flujo de salida 555', para bombear flujos de salida del fluido de dilatacion 244 a traves del sistema de filtro 540, y de regreso a la fuente de fluido 535.

En una realizacion del sistema, el controlador 545 actua para controlar la presion en la cavidad 502 mediante senales de presion procedentes de un sensor de presion 560, que esta acoplado a un accesorio 562 en el histeroscopio 512, que se comunica con un canal de flujo 108b (vease la FIG. 16) que se extiende a traves del histeroscopio. En una realizacion, el canal 108b de flujo tiene un diametro de al menos 1,0 mm para permitir la deteccion altamente precisa de la presion intracavitaria real. En los sistemas de administracion de fluidos comercialmente disponibles de la tecnica anterior, la presion intracavitaria se estima habitualmente mediante diversos calculos utilizando caudales conocidos a traves de una bomba, o sensores de presion remotos en la lmea de flujo de entrada de fluido que puedan medir contrapresiones. Dichos sistemas de administracion de fluidos de la tecnica anterior son sistemas independientes y estan adaptados para su uso con una amplia variedad de histeroscopios y endoscopios, la mayona de los cuales no cuentan con un canal de flujo dedicado para comunicarse con un sensor de presion. Por esta razon, los sistemas de administracion de fluidos de la tecnica anterior se basan en algoritmos y calculos para estimar solamente la presion intracavitaria.

En una realizacion, como se representa en la FIG. 16, el sensor de presion 560 es desechable y esta acoplado de manera desmontable al endoscopio 512, y esta en comunicacion flmdica con la cavidad corporal a traves de un canal 108b de flujo situado en el endoscopio. El sensor de presion 560 esta acoplado operativamente al controlador 545 mediante un cable 564. El sensor de presion puede ser un sensor de silicio piezorresistivo, biocompatible, del tipo utilizado en la monitorizacion de la presion sangumea invasiva. Por ejemplo, el sensor puede ser un sensor de presion de silicio piezorresistivo, modelo n.° 1620, comercializado por Measurement Specialties, Ltd., en 45738 Northport Loop West, Fremont, CA 94538. El sensor esta disenado con un elemento sensor de presion, montado sobre un sustrato ceramico. Puede colocarse un gel dielectrico sobre el elemento sensor, para proporcionar un aislamiento electrico y a los fluidos. La carcasa del sensor puede presentar una conexion Luer, para el acoplamiento con el endoscopio 512. Adicionalmente, el cuerpo del sensor puede tener una valvula de descarga de presion (no mostrada) para la proteccion contra la sobrepresion redundante.

Como puede deducirse por las FIGS. 16 y 17, el sensor de presion 560 esta fijado al endoscopio 512 para comunicarse con un canal de fluido, que se extiende a traves del vastago del endoscopio hasta la cavidad corporal. El canal 108b de fluido o canal de sensor utilizado por el sensor de presion 560 es independiente del canal 108a de flujo, utilizado para los flujos de entrada del fluido de dilatacion a la cavidad corporal. En ausencia de flujos de fluido en el canal 108b de sensor, el fluido en el canal 108b forma entonces una columna estatica de fluido incompresible, que cambia de presion a medida que cambia la presion en la cavidad corporal. Al tener el del canal de sensor una seccion transversal de 1 mm o mas, la presion dentro de la columna del canal de presion, y la presion en la cavidad corporal, son equivalentes. Asf, el sensor de presion 560 es capaz de medir directamente la presion dentro de la

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

cavidad corporal. En otra variacion que se muestra esquematicamente en la FIG. 18, el sensor de presion 560 indicado en la FIG. 16 puede consistir en dos elementos detectores 560' y 560” independientes, que interconecten con el fluido que se extiende hacia el sensor 560 desde el unico canal 108b de fluido. Los elementos detectores 560' y 560” envfan senales de presion al controlador 545, a traves de unos cables 564' y 564” (FIG. 18). Al inicio de un procedimiento, o durante un procedimiento, el controlador puede estar configurado para monitorear o comparar las senales de presion de los elementos detectores 560' y 560” independientes. Si las senales de presion de los dos sensores no estan dentro de un intervalo preseleccionado la una con respecto a la otra, el controlador 545 puede proporcionar una advertencia de mal funcionamiento de sensor y/o terminar o modular cualquier operacion en curso del sistema de administracion de fluidos o el dispositivo de reseccion.

La FIG. 17 ilustra esquematicamente el sistema de administracion de fluidos 500 en funcionamiento. La cavidad uterina 502 es un potencial espacio, y debe dilatarse para permitir la visualizacion histeroscopica. Puede establecerse una presion seleccionada en el controlador 545, por ejemplo a traves de una pantalla tactil 565, que el/la medico/a sepa por experiencia que resulta adecuada para dilatar la cavidad 502 y/o para llevar a cabo un procedimiento. En una realizacion, la presion seleccionada puede ser cualquier presion entre 0 y 150 mmHg. En una realizacion del sistema, la bomba de flujo de entrada 546A puede funcionar como una bomba de velocidad variable, que se active para proporcionar un caudal de hasta 850 ml/min a traves de la primera lmea o lmea 550 de flujo de entrada. En esta realizacion, la bomba de flujo de salida 546B puede operar a una velocidad fija para desplazar fluido en la segunda lmea o lmea de flujo de salida 555. En uso, el controlador 545 puede operar las bombas 546A y 546B a velocidades seleccionadas coincidentes o no coincidentes, para aumentar, disminuir o mantener el volumen de fluido de dilatacion 244 de la cavidad uterina 502. Asf, mediante el control independiente de las velocidades de bombeo de las bombas de flujo de entrada y de salida 546A y 546B, puede lograrse y mantenerse una presion establecida en la cavidad corporal, en respuesta a las senales de presion intracavitaria real proporcionadas por el sensor 560.

En una realizacion del sistema, como se muestra en las FIGS. 17 y 19, el sistema de administracion de fluidos 500 incluye un modulo o sistema de filtro 540 que puede incluir un primer filtro o filtro de captura de tejido 570, que esta adaptado para atrapar tiras de tejido 225 que se hayan extirpado y extrafdo desde la cavidad corporal 502. Un segundo filtro o filtro molecular 575, habitualmente un filtro de fibras huecas, esta situado mas alla del primer filtro 570, en donde el filtro molecular 575 esta adaptado para eliminar del fluido de dilatacion 244 sangre y otros materiales corporales. En particular, el filtro molecular 575 es capaz de eliminar del fluido de dilatacion 244 globulos rojos, hemoglobina, materiales de partmulas, protemas, bacterias, virus y similares, de modo que la vision endoscopica de la cavidad corporal no se vea oscurecida ni dificultada por ninguno de tales componentes sangumeos, u otros contaminantes. Como puede deducirse de las FIGS. 16-19, la bomba de flujo de salida 546B proporciona en su lado 556 de flujo de salida una presion positiva con relacion al fluido que fluye hacia el modulo de filtro 540, para desplazar el fluido de dilatacion 244 y las partmulas corporales a traves del primer y segundo filtros 570 y 575, y formando un flujo circular de vuelta a la fuente de fluido 535.

Con referencia a la FIG. 19, en una realizacion el primer filtro 570 comprende una porcion de recipiente o vial 576, con una tapa extrafble 577. El flujo de entrada del fluido de dilatacion 244 y las partmulas corporales fluye a traves de la porcion 555 de lmea y a traves del accesorio 578, hasta un saco de malla o estructura perforada 580 dispuesta en la camara interior 582 del vial 576. El tamano de los poros de la estructura perforada 580 puede oscilar entre aproximadamente 200 micrometros y 10 micrometros. El diametro de la luz de las fibras huecas 585 del segundo filtro 575 puede ser de aproximadamente 400 micrometros a 20 micrometros. En general, el tamano de los poros de la estructura perforada 580 del primer filtro 570 es menor que el diametro de las luces de las fibras huecas 585 del segundo filtro 575. En una realizacion, el tamano de los poros de la estructura perforada 580 es de 100 micras, el tamano de la luz de las fibras huecas 585 del filtro molecular 575 es de 200 micras. En una realizacion, el filtro molecular 575 es un filtro Nephros DSU, comercializado por Nephros, Inc., 41 Grand Ave., River Edge, NJ 07661. En una variacion, el filtro 575 esta configurado con fibras huecas que tienen un peso molecular nominal lfmite (NMWL) de menos de 50 kDa, 30 kDa o 20 kDa.

En otro aspecto de la invencion, el filtro molecular 575 esta configurado para filtrar grandes volumenes de fluido de dilatacion, dado que los flujos de fluido estan en circulacion. Adicionalmente, el filtro molecular 575 esta configurado para filtrar volumenes potenciales significativos de fluido de dilatacion que puedan verse contaminados con sangre, productos sangumeos y similares que se mezclen con el fluido. En una realizacion, el filtro molecular 575 tiene un area superficial de membrana de al menos 0,6 m2, 0,8 m2, 1,0 m2, 1,2 m2 y 1,4 m2, en donde el area superficial de membrana se define como el area superficial total de las luces de las fibras huecas 585 del filtro molecular 575. En otro aspecto, un metodo de administracion de fluidos puede incluir dilatar un espacio corporal y mantener un caudal de hasta 850 ml/min de un flujo de un fluido de dilatacion, hacia dentro y fuera de un espacio corporal y, a continuacion, a traves de un sistema de filtro 540 capaz de eliminar al menos 20 ml, 40 ml o 60 ml de sangre del fluido de dilatacion 244.

Con referencia a la FIG. 19, puede observarse que el modulo de filtro 540 incluye conexiones desmontables entre las diversas lmeas de flujo de fluido, para permitir el acoplamiento y desacoplamiento rapidos de los filtros y las lmeas de flujo. Mas en particular, la lmea de flujo 555 que se extiende desde la sonda de reseccion de tejido 515 tiene una porcion conectora 592, que se conecta al accesorio de entrada 578 del primer filtro 546A. La porcion de

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

lmea de flujo 555', que esta situada entre los filtros 546A y 546B, tiene una porcion conectora 596a que se conecta al accesorio 596b de salida del primer filtro 542A. El extremo de flujo de salida de la lmea 555' de flujo tiene un conector 598a, que se conecta al accesorio 598b de entrada del segundo filtro 546B. La lmea de flujo de retorno 600, que esta situada entre el segundo filtro 546B y la fuente de fluido 535, tiene una porcion conectora 602a que se conecta al accesorio de salida 602b del segundo filtro 546B. En una realizacion, se proporciona al menos una valvula de retencion 605 en la ruta de flujo entre los filtros 546A, 546B, que puede estar, por ejemplo, en la lmea 555', los conectores 596a, 598a o los accesorios 596b, 598b. En la FIG. 19, una valvula de retencion 605 esta integrada con el extremo de entrada 608 del segundo filtro 546B. En uso, el funcionamiento del sistema dara como resultado presiones de fluido sustanciales en el interior del segundo filtro, y la valvula de retencion 605 permite desacoplar el primer filtro sin que se pierda la presion ni se liberen medios fluidos al medio ambiente, por ejemplo cuando se complete el procedimiento de reseccion de tejido y el/la medico/a o enfermero/a desee transportar el vial 576, y las tiras de tejido 225, a una zona diferente con el fin de efectuar biopsias. En general, puede proporcionarse una valvula unidireccional, tal como la valvula de retencion 605, en una o mas ubicaciones en las imeas 555 y 555' de flujo para evitar flujos de retroceso de presion, a traves de la lmea 555, hacia el dispositivo de reseccion 5l 5. Por ejemplo, puede proporcionarse una valvula unidireccional 605', tal como una valvula de tipo flotador, en una o mas ubicaciones de la lmea 555 o en el accesorio 578, como indica la lmea discontinua en la FIG. 19 (veanse tambien las FIGS. 20-21). Tambien puede proporcionarse una valvula 605” de flotador en la lmea 550, proxima a la fuente 535 de solucion salina.

En un aspecto, un sistema de administracion de fluidos comprende una primera lmea 550 de fluido configurada para transportar fluido de dilatacion 224, desde una fuente de fluido 535, a un espacio corporal, una segunda lmea 555, 555' y 560 de fluido configurada para transportar fluido desde el espacio corporal hasta un primer filtro 570, y luego a un segundo filtro 575 y luego de vuelta a la fuente de fluido 535, una bomba de flujo de salida operativamente acoplada a la segunda lmea de fluido, y al menos una valvula de retencion 605 en la segunda lmea de fluido, intermedia al primer y segundo filtros 570 y 575.

En una realizacion, el controlador 545 del sistema de administracion de fluidos 500 esta configurado para calcular un deficit de fluido, que se mide como la diferencia entre un volumen de fluido administrado al espacio corporal 502 y un volumen de fluido recuperado del espacio corporal durante un procedimiento medico, tal como la extirpacion de fibroides (veanse las FIGS. 16-19). Un metodo de administracion de fluidos en un procedimiento histeroscopico comprende proporcionar una fuente de fluido 535 de dilatacion (FIG. 17), que tiene un volumen predeterminado, introducir en la cavidad uterina fluido (por ejemplo, una solucion salina) procedente de la fuente 535, a traves de una primera lmea de flujo o lmea de flujo de entrada 550, y sacarlo de la cavidad hacia un modulo de filtro 540, a traves de una segunda lmea de flujo o lmea de flujo de salida 555, y, a traves de una porcion adicional 600 de la segunda lmea de flujo, hacerlo regresar a la fuente de fluido 535, en donde el volumen interior de la primera y segunda lmeas de flujo y el modulo de filtro, cuando se resta del volumen predeterminado de la fuente 535, es igual a 2,5 litros o menos. Asf, las instrucciones de uso para cualquier procedimiento de eliminacion de fibromas o polipos pueden incluir el requisito de que se utilice una unica bolsa de solucion salina de 3 litros, lo que a su vez asegurara que la intravasacion de la solucion salina nunca supere los 2,5 litros. En esta variacion, el volumen predeterminado de la fuente 535 puede ser de 3,0 litros, como en una bolsa de solucion salina estandar de 3 litros, y el volumen del sistema interior puede ser de al menos 0,5 litros.

Las FIGS. 20 y 21 son diagramas esquematicos relacionados con la operacion integrada de una sonda de reseccion de tejido 515 por RF, del tipo descrito anteriormente, y un sistema de administracion de fluidos 500 del tipo descrito anteriormente. En general, el controlador 545, el generador de RF 670 y el sistema de administracion de fluidos 500 estan adaptados para proporcionar flujos controlados de fluido de dilatacion, hacia dentro y fuera de la cavidad corporal 502, al tiempo que se mantiene una presion objetivo dentro de la cavidad corporal y se suministra energfa de RF a la sonda de reseccion, de manera simultanea a los flujos de fluido. En una realizacion del sistema, el sistema puede operar en tres modos diferentes, todos controlados por el controlador 545: (i) un modo de diagnostico para histeroscopia, (ii) un modo de tratamiento de reseccion para extirpar y extraer tejido; y (iii) y un modo de tratamiento de coagulacion para la coagulacion tisular.

Con referencia a la FIG. 20, en un modo de diagnostico, la bomba de infusion o de flujo de entrada 546A, la bomba 546B de aspiracion o de flujo de salida, y el sensor de presion 560 y el sistema de monitorizacion estan todos activados. En una realizacion, la pantalla tactil 565 del controlador 545 presenta una interfaz grafica de usuario (GUI) con ajustes de control de fluido, que pueden ser ajustados por el/la medico/a (FIG. 16). La bomba de flujo de entrada 546A puede ACTIVARSE/DESaCtiVaRSE tocando el boton de la bomba de flujo de entrada, situado en la GUI. En la pantalla tactil 565 puede establecerse una presion intracavitaria espedfica, por ejemplo de 0 a 150 mmHg o mas (FIG. 16).

En un metodo operativo, como se muestra en la FIG. 20, el/la medico/a establece en la GUI una presion intracavitaria objetivo, y luego activa la bomba de flujo de entrada 546A, lo que provoca un flujo de fluido de dilatacion 244 a traves de la lmea de infusion 550 o de flujo de entrada y el endoscopio 512, hacia dentro de la cavidad corporal 502. En una realizacion, en el modo de diagnostico puede accionarse la bomba de flujo de entrada 546A a traves de la pantalla tactil 565. En el modo de diagnostico, el controlador 545 esta configurado para no accionar la bomba de flujo de salida 546B hasta que se alcance la presion establecida o se de una condicion de

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

sobrepresion. A continuacion, en una variacion, la bomba 546A de flujo de salida operara a una velocidad fija, y la velocidad de la bomba de flujo de entrada puede modularse en respuesta a senales procedentes del sensor de presion, para estabilizar la presion de manera que se aproxime a la presion cavitaria objetivo. La presion intracavitaria real, medida por el sensor de presion 560, puede mostrarse en la GUI del controlador (FIG. 16).

Con el fin de estabilizar la presion de fluido en una cavidad corporal, el controlador 545 incluye un algoritmo de control de presion que esta configurado como un circuito de control de retroalimentacion. El microprocesador del controlador lee tanto el valor establecido para la presion intracavitaria como la presion real de la cavidad, basandose en senales del sensor de presion 560. En respuesta a estos dos parametros, el algoritmo calcula una senal de valor delta basandose en un algoritmo de control proporcional generico proporcional (PI). El valor delta se envfa a un convertidor digital a analogico, y se suministra a un amplificador de motor que acciona la bomba de flujo de entrada 546A. El algoritmo del controlador minimiza la diferencia entre la presion establecida y la presion real, ajustando la velocidad de la bomba de flujo de entrada 546A (infusion).

En una realizacion, el sistema incluye adicionalmente un accionador y un algoritmo para proporcionar un flujo rapido de entrada y de salida de fluido, para enjuagar la cavidad corporal 502, que puede ser por ejemplo un boton accionador 672 situado en un conjunto interruptor de pedal 675. En este metodo de enjuague, se acciona la bomba de flujo de salida 546B (aspiracion) para proporcionar un nivel incrementado del flujo de salida, y luego el algoritmo de presion modula la velocidad de la bomba de flujo de entrada 546A (infusion) para mantener la presion objetivo en la cavidad. Asf, en el modo de diagnostico, puede accionarse el sistema para enjuagar rapidamente la cavidad corporal con flujos de entrada y de salida de fluido, al tiempo que el algoritmo del controlador mantiene la presion intracavitaria, como se describio anteriormente. El caudal a traves del sistema y la cavidad corporal pueden establecerse previamente a 100 ml/min o mas, por ejemplo a 200 ml/min o 300 ml/min. En otra realizacion, el/la medico/a puede seleccionar en la pantalla tactil un caudal rapido de 200 ml/min a 800 ml/min.

En un modo de no diagnostico o terapeutico de reseccion de tejido, con referencia a la FIG. 21, el controlador 545 suministra energfa de radiofrecuencia a la disposicion de electrodo bipolar de la sonda 515 (veanse las FIGS. 12A-12C) para extirpar tejido, y tambien acciona las dos bombas para proporcionar flujos de entrada y de salida de fluido, como se describio anteriormente. Para operar en el modo de reseccion, el/la medico/a puede usar la pantalla tactil 565 (FIG. 16) para introducir un modo operativo de no diagnostico (terapeutico). A continuacion, puede usarse un primer pedal 677a del interruptor de pedal 675 para accionar el sistema en el modo de reseccion, para extirpar tejido. Al accionar el primer pedal 677a el controlador, simultaneamente: (i) activa la bomba de flujo de salida 546B a una velocidad fija, para proporcionar caudales de salida de 400 ml/min a 850 ml/min; (ii) activa la bomba de flujo de entrada 564A, que como se describio anteriormente tiene una velocidad de rotacion controlada y modulada por el controlador 545, para mantener una presion objetivo en la cavidad corporal; (iii) suministra un voltaje de CC al motor 525 de la sonda de reseccion 515, para mover alternativamente la funda de reseccion 175; y (iv) suministra energfa de RF a la disposicion de electrodo bipolar de la sonda de reseccion 515. En una realizacion, el generador de RF 670 y el controlador 545 proporcionan un voltaje continuo variable de 5-20 voltios al motor 525 de la sonda de reseccion, una potencia de RF maxima de 200 vatios y un voltaje de RF maximo de 240 voltios, a una frecuencia de 148 kHz.

En el modo de reseccion, el algoritmo de presion del controlador opera en una condicion de flujo dinamico, en donde vana el flujo de salida del fluido de dilatacion 244 desde la cavidad corporal 502, ya que dependera de la tasa de reseccion de tejido y de la velocidad a la que las tiras de tejido 225 extirpado y el fluido 244 puedan moverse a traves del canal de extraccion 160. La presion intracavitaria se mantiene a la presion establecida mediante el circuito de retroalimentacion, que opera de manera similar a la descrita anteriormente cuando el sistema opera en el modo de diagnostico. Se desplazan las tiras de tejido 225 extirpado a traves del sistema, como se describio anteriormente, y se extraen de la cavidad corporal y la sonda a traves de la lmea de flujo de salida 555. Los flujos de salida de fluido transportan tejido extirpado, sangre y otros fluidos corporales al primer filtro 570, y luego al segundo filtro 575, como puede observarse en la FIG. 21. Cuando el/la medico/a deje de ejercer presion sobre el primer pedal 677a, la sonda de reseccion 515 se desactiva y solo permanecera activo el flujo 546A de entrada, para controlar la presion intracavitaria como se describio previamente.

En el modo de coagulacion, el controlador 545 y el algoritmo del controlador activan la disposicion de electrodo bipolar de la sonda 515, para coagular el tejido y tambien para accionar intermitentemente las funciones de flujo de fluido, como se describio anteriormente. El motor 525 situado en el mango de la sonda no esta activo, y la funda de reseccion 175 esta posicionada en una posicion intermedia en la ventana 517 de la funda exterior 518 (vease la FIG. 12A). La posicion intermedia de la funda de reseccion 175 en la ventana 517 es una posicion predeterminada, que se produce cada vez que se corta la corriente de CC al motor 525 de la sonda.

Para iniciar la operacion en el modo de coagulacion, se asume que el/la medico/a ha seleccionado previamente el modo operativo de no diagnostico (terapeutico), usando la pantalla tactil 565. El/la medico/a puede entonces accionar un segundo pedal 677b del interruptor de pedal 675, para coagular el tejido. Al accionar el segundo pedal 677b el controlador, simultaneamente: (i) suministra energfa de RF a la disposicion de electrodo bipolar de la sonda de reseccion 515; y (ii) acciona intermitentemente las bombas 546A y 546B de flujo de entrada y de salida, para provocar un flujo de fluido circulante al tiempo que se mantiene la presion intracavitaria, como se describio

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

anteriormente. En una realizacion, las bombas duales funcionan durante 1 a 8 segundos tras un intervalo continuo de suministro de ene^a de RF, durante mas de 10 segundos. El caudal del fluido puede ser de 100 a 600 ml/min. Adicionalmente, cada vez que el/la medico/a corta el suministro de energfa de RF, las bombas de flujo de entrada y de salida 546A y 546B pueden activarse durante 1 a 10 segundos. Los flujos circulantes intermitentes durante el modo de coagulacion estan adaptados para ayudar a visualizar, y para evitar adicionalmente el calentamiento del fluido de dilatacion 244 en la cavidad corporal 502 como resultado de la aplicacion de energfa de RF. En una realizacion, el generador de RF 670 y el controlador 545 proporcionan salidas de radiofrecuencia bipolar para la coagulacion a una potencia de RF maxima de 110 vatios y un voltaje maximo de 200 voltios, a una frecuencia de 148 kHz.

Al operar el sistema en cualquiera de los modos de diagnostico o de terapia, el controlador 545 cuenta con un algoritmo de proteccion contra la sobrepresion, en el caso de que la presion exceda la presion intracavitaria objetivo establecida. En una realizacion, si la presion intracavitaria excede la presion establecida en una cantidad predeterminada durante un intervalo de tiempo preseleccionado, entonces el controlador 545 puede activar la bomba de flujo de salida 546B a una tasa de bombeo mayor que la bomba de flujo de entrada 546A, hasta que la presion de fluido medida en la cavidad caiga por debajo de la presion establecida. Opcionalmente, el controlador 545 puede ralentizar o detener la bomba de flujo de entrada 546A hasta que la presion intracavitaria caiga al nivel deseado. En una variacion, pueden activarse la bomba o bombas para reducir la presion intracavitaria si la presion medida excede la presion establecida en 5 mmHg durante mas de 1 segundo, 2 segundos o 5 segundos.

Como se representa en la FIG. 18, se proporciona otro mecanismo de proteccion contra la sobrepresion, en forma de una valvula de descarga de presion 680. En una variacion, la valvula de descarga de presion 680 esta acoplada a la carcasa 682 del sensor 560, y se comunica con el canal 108b' de flujo del sensor 560 para permitir la descarga de fluido y el escape de presion a traves del cuerpo del sensor. La valvula de descarga de presion 680 puede liberar presion a una presion adecuada superior a 100 mmHg, por ejemplo 100 mmHg, 125 mmHg, 150 mmHg, u otra presion predeterminada. Asf, si la presion intracavitaria excede el nivel maximo objetivo, el controlador 545 proporciona un mecanismo de descarga de presion basado en algoritmos, modulando las bombas al tiempo que la valvula 680 de retencion proporciona una forma de respaldo de descarga de presion (FIG. 18). Adicionalmente, el sistema puede incluir una valvula de descarga de presion manual 688 en un accesorio desechable 712, acoplado al endoscopio, para una seguridad adicional de redundancia (FIG. 20).

En otro aspecto de la invencion, el controlador 545 incluye un algoritmo que esta adaptado para desactivar un dispositivo de reseccion motorizado si la presion real, en la zona de tratamiento, cae por debajo de un nivel de umbral predeterminado. El controlador 545 recibe continuas senales de la presion real en la zona, desde el conjunto 560 de sensor de presion (FIG. 18). En una variacion, si la presion real en la zona cae por debajo de un nivel de presion umbral permisible, entonces el algoritmo del controlador puede desactivar automaticamente el motor que acciona un miembro de reseccion de movimiento alternativo o giratorio. En otra variacion, el algoritmo del controlador puede desactivar el suministro de energfa de RF al extremo funcional de un dispositivo de reseccion 515, como se muestra en las FIGS. 16-17. En esta variacion en donde se desactiva el suministro de energfa de RF, el algoritmo puede permitir que continue el movimiento de la funda de reseccion 175 durante un intervalo seleccionado, y luego puede reactivarse la RF despues de que el nivel de presion intracavitaria aumente por encima del umbral predeterminado, de forma instantanea o bien cuando tal presion exceda el nivel de umbral durante un intervalo seleccionado, por ejemplo de 1 a 10 segundos. En otra variacion, el algoritmo del controlador puede desactivar tanto el accionamiento del motor como el suministro de RF tras una cafda de presion por debajo del nivel de presion umbral. El nivel de presion umbral en este algoritmo puede ser cualquier presion predeterminada, por ejemplo 100 mmHg o menos, 50 mmHg o menos, o 25 mmHg o menos. En una variacion, el nivel de presion umbral se establece en 15 mmHg.

En un aspecto relacionado con el tratamiento de tejido y la deteccion directa de presion en un espacio corporal, un metodo comprende (i) acceder a un espacio corporal o espacio corporal potencial con al menos un componente de sistema, configurado para proporcionar al espacio un flujo de entrada de un fluido de dilatacion 244, y un flujo de salida del fluido desde el espacio, incluyendo el al menos un componente una sonda de reseccion electroquirurgica de tejido, (ii) proporcionar un sensor de presion acoplado al al menos un componente, configurado para medir la presion real en el espacio, (iii) detectar la presion dentro del espacio y modular los caudales de entrada y de salida, en respuesta a la presion detectada, para lograr o mantener un valor establecido de presion en el espacio, y (iv) operar la sonda electroquirurgica con unos primeros parametros de RF, para extirpar el tejido. La sonda puede operarse con unos segundos parametros de RF para coagular el tejido. La etapa de modular los caudales de entrada puede proporcionar flujos de entrada de entre 0 ml/min y 800 ml/min. El valor establecido de presion puede estar entre 30 mmHg y 200 mmHg. Como se describio anteriormente, la etapa de deteccion de la presion se logra con un sensor acoplado a un canal de fluido independiente, que esta separado de los canales de flujo que transportan los flujos de entrada y de salida del fluido de dilatacion.

En general, un sistema de tratamiento de fibromas correspondiente a la invencion comprende un controlador, una bomba de flujo de entrada, operada por el controlador y configurada para proporcionar a la cavidad uterina de una paciente un flujo de entrada de fluido, a traves de una ruta de flujo, una bomba de flujo de salida, operada por el controlador y configurada para proporcionar a la cavidad uterina un flujo de salida de fluido, a traves de una ruta de

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

flujo; y un dispositivo de reseccion accionado por motor, operado por el controlador. El dispositivo de reseccion comprende un introductor alargado, que tiene un canal de extraccion de tejido (190A, 190B en la FIG. 6A) con un diametro no inferior a 2,4 mm, y una funda exterior 170 con un diametro no superior a 3,8 mm. El dispositivo de

reseccion esta adaptado para extirpar tejido fibroide a una velocidad de al menos 2 g/min. En esta variacion, el

controlador puede estar configurado para accionar las bombas de flujo de entrada y de salida en respuesta a

senales de presion de fluido en la cavidad uterina, y para mantener la presion objetivo como se describio

anteriormente. Mas en particular, la senal de presion de fluido puede ser proporcionada por un sensor de presion acoplado a una columna de fluido estatica, que se comunica con la cavidad uterina. En otra variacion, el controlador puede estar configurado para operar el dispositivo de reseccion en respuesta a al menos un parametro, seleccionado de un grupo que consista en una velocidad de la bomba de flujo de entrada, una velocidad de la bomba de flujo de salida, y senales de presion de fluido en la cavidad uterina, como se describira adicionalmente mas adelante. En otro aspecto de la invencion, se proporcionan un sistema de administracion de fluidos 500 y una sonda electroquirurgica cooperante, que incluyen una bomba de flujo de entrada 546A, configurada para proporcionar un flujo de entrada de un fluido de dilatacion en una zona del cuerpo de una paciente, un sistema de control configurado para que un/una operario/a seleccione al menos un primer y segundo modos de control de flujo, en donde el primer modo de control de flujo esta configurado para la reseccion de tejido y opera la bomba de flujo de entrada para proporcionar un primer caudal de entrada maximo, y en donde el segundo modo de control de flujo esta configurado para la coagulacion de tejidos y opera la bomba de entrada de flujo para proporcionar un segundo caudal de entrada maximo. Habitualmente, el primer caudal de entrada maximo es mayor que el segundo caudal de entrada maximo. En una variacion, el primer caudal de entrada maximo es de 1,000 ml/min, 800 ml/min, 600 ml/min o 500 ml/min. El sistema y el procedimiento de administracion de fluidos incluyen un sistema de control, configurado para que un/a operario/a seleccione un valor establecido de presion en la zona. Como se describio anteriormente, el sistema de administracion de fluidos y el controlador estan configurados para operar la bomba de flujo de entrada y la bomba de flujo de salida para proporcionar un flujo de salida de fluido de dilatacion, desde la zona, para alcanzar o mantener el valor establecido de presion en el primer y segundo modos de control de flujo.

Con referencia a las FIGS. 16-21, un sistema de administracion de fluidos 500 de la invencion comprende una bomba de flujo de entrada 546A, configurada para proporcionar un flujo de entrada de un fluido de dilatacion 244 en una zona del cuerpo de una paciente, y una bomba de flujo de salida 546B configurada para proporcionar un flujo de salida del fluido desde la zona; y un controlador 545, configurado para que un/a operario/a seleccione al menos un primer, segundo y tercer modos de control de flujo, en donde el primer modo de control de flujo esta configurado para un procedimiento de diagnostico y proporciona un caudal de entrada de hasta 800 ml/min, en donde el segundo modo de control de flujo esta configurado para un procedimiento de reseccion de tejido y proporciona un caudal de entrada de hasta 1.000 ml/min, y donde el tercer modo de control de flujo esta configurado para la coagulacion tisular y proporciona un caudal de entrada de hasta 800 ml/min, con flujos de salida intermitentes en intervalos de tiempo preseleccionados.

Aun con referencia a las FIGS. 16-21, un sistema de gestion de fluidos y de reseccion correspondientes a la invencion comprenden un conjunto alargado, configurado para acceder a una zona del cuerpo de una paciente, y para llevar a cabo un procedimiento en la misma, incluyendo los componentes del sistema un endoscopio, una sonda de reseccion de tejido, una fuente de fluido y un conjunto de tubos, bombas de flujo de entrada y de salida y un controlador, en donde la bomba de flujo de entrada esta configurada para proporcionar a la zona un flujo de entrada de fluido desde la fuente de fluido, a traves de un primer canal situado en el conjunto, en donde la bomba de flujo de salida esta configurada para proporcionar un flujo de salida a traves de un segundo canal del conjunto, desde la zona, y en donde el controlador esta configurado para el control simultaneo de la sonda, al menos en un modo de operacion, y de las bombas de flujo de entrada y de salida, para proporcionar y mantener en la zona un valor establecido de presion seleccionado por el/la operario/a.

El sistema incluye adicionalmente un sensor de presion desechable, acoplado de forma separable a un componente del sistema, y en una variacion el sensor de presion esta acoplado operativamente a un tercer canal del sistema, que habitualmente esta en el endoscopio. En otra variacion, un sensor de presion esta acoplado operativamente al conjunto de tubos. Habitualmente, el primer canal anteriormente descrito esta en el vastago 524 del endoscopio, y el segundo canal esta en la sonda de reseccion de tejido 515.

En otro aspecto de la invencion, con referencia a las FIGS. 20-21, el sistema de administracion de fluidos incluye una fuente de fluido 535, habitualmente una bolsa de solucion salina, con un puerto de salida sellado 702 y un tubo de lmea de flujo de entrada 550, que tiene un extremo conector 705 que incluye al menos una caractenstica de tipo diente, configurada para permitir que dicho extremo conector 705 avance al interior del puerto de flujo de salida 702 y quede sujeto en el mismo, pero evita que se extraiga dicho extremo conector 705 del puerto de flujo de salida 702.

En otro aspecto de la invencion, el sistema de administracion de fluidos 500 (FIGS. 16-17) incluye algoritmos de control, que estan adaptados para detectar una fuga o perdida de fluido significativa dentro del sistema, cuando esta activo y en uso durante un procedimiento de diagnostico o terapeutico. Dicha fuga puede consistir en una perdida de fluido en cualquier ubicacion en la trayectoria del fluido, tal como en un conector en las lmeas (550, 555) de flujo de entrada o de salida, o a traves del canal cervical alrededor del vastago alargado 524 del endoscopio 512 (vease la FIG. 17).

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

Para determinar una fuga o perdida de fluido, un algoritmo de control monitorea continuamente el voltaje de entrada al motor de la bomba infusion o de flujo de entrada 546A, en donde dicho voltaje de entrada se corresponde directamente con la velocidad de la bomba y de este modo se corresponde con el caudal de entrada de fluido. El algoritmo monitorea adicionalmente de manera continua el voltaje de entrada al motor de la bomba 546B de aspiracion o de flujo de salida, que se corresponde directamente con el caudal de salida de fluido. Durante dicha monitorizacion continua, si el algoritmo determina que el motor de la bomba de flujo de entrada esta funcionando con un voltaje de entrada (caudal de entrada) que excede un nivel de voltaje umbral predeterminado, entonces se inicia un temporizador. El nivel de voltaje umbral es una funcion de la presion establecida, la presion intracavitaria real, y cual de los modos operativos esta activo en ese momento (modo de diagnostico, modo de reseccion, etc.). En cada uno de los modos operativos, el voltaje de entrada de la bomba de flujo de salida (caudal de salida) es diferente, para cumplir los objetivos de cada modo. Asf, para cada modo diferente y su caudal de salida, se usan un voltaje umbral, un caudal de entrada y un intervalo de tiempo diferentes, para determinar si existe una perdida de fluido no deseada. En otra variacion, un algoritmo de control puede detectar una fuga o perdida de fluido en el sistema, usando una curva de ajuste lineal que relacione el voltaje del motor de infusion con un intervalo de tiempo transcurrido, para senalizar la fuga o perdida de fluido. Este tipo de algoritmo puede permitir una deteccion mas rapida de la perdida de fluido, en aquellos modos operativos en los que el motor de la bomba de flujo de entrada opere a velocidades mas altas, tal como en un modo de reseccion. En otras palabras, la perdida de fluido podra detectarse antes en los casos en que haya una mayor tasa de perdida. Pueden recopilarse datos de prueba para medir la perdida de fluido a diferentes velocidades del motor, durante un intervalo de tiempo, para desarrollar dicha curva de ajuste lineal.

Si el temporizador excede un intervalo de tiempo preseleccionado durante el cual el voltaje de entrada del motor, de la bomba de flujo de entrada, excede el umbral de voltaje predeterminado, el controlador mostrara una advertencia y/o emitira una alarma audible o visual para indicar una fuga o perdida de fluido. La duracion del intervalo preseleccionado tambien puede variar de acuerdo con la gravedad del caudal de entrada de fluido, es decir el voltaje de entrada al motor de la bomba de flujo de entrada, en cualquiera de los modos operativos del sistema. A medida que el caudal de entrada aumenta por encima del caudal de entrada nominal en cualquier modo, se reducira el intervalo de tiempo que precede a la advertencia o alarma de perdida de fluido. En una variacion, el nivel de umbral de voltaje predeterminado puede corresponderse con caudales de entrada de al menos 25 ml/min, al menos 50 ml/min o al menos 100 ml/min, y el intervalo de tiempo preseleccionado puede ser de al menos 1 segundo, al menos 5 segundos o al menos 10 segundos.

En otro aspecto de la invencion, el controlador 545 incluye algoritmos que estan adaptados para detectar retorcimientos u obstrucciones en el tubo de infusion de la lmea de flujo de entrada 550, o en el tubo de aspiracion de la lmea de flujo de salida 555. Es posible que se produzca un retorcimiento del tubo flexible de la lmea 550 de flujo de entrada, o bien de la lmea de flujo de salida 555, que pase temporalmente desapercibido para el/la medico/a y el personal de enfermena. Si la lmea de flujo 550 esta retorcida, la disminucion de los flujos de entrada de fluido hacia la zona de tratamiento provocara una perdida de presion en la zona, y el espacio de trabajo podna desinflarse. Un retorcimiento en la lmea de flujo de salida 555 puede conllevar un aumento indeseado de la presion de fluido en la zona de tratamiento.

Para detectar rapidamente un retorcimiento en la lmea de infusion 550, en el lado de presion positiva de la bomba de flujo de entrada 564A, se adapta un algoritmo de control para que, si la potencia calculada que acciona el motor de la bomba de flujo de entrada excede un valor predeterminado durante un intervalo de tiempo preseleccionado, se proporcione una advertencia de tubo retorcido. Tal valor predeterminado depende del motor, la caja de engranajes, el cabezal de la bomba y un lfmite de presion predeterminado. Como puede entenderse a partir de la descripcion anterior del sistema de doble bomba, la potencia del motor corresponde directamente a la presion en el lado de presion positiva de la bomba de flujo de entrada 564A. A medida que la presion en el tubo de flujo de entrada aumenta, como resultado de un retorcimiento u obstruccion en el tubo, aumentara la carga hidraulica del tubo sobre los rodillos de bomba, lo que transferira la carga al motor de la bomba de flujo de entrada. Este aumento en la carga del motor conlleva un aumento en la corriente requerida para accionar el motor de bomba a la velocidad deseada. El controlador 545 incluye un algoritmo para mantener la velocidad de la bomba (y el correspondiente caudal) a un nivel predeterminado, sin importar la carga, durante el uso del sistema de administracion de fluidos en sus diversos modos. El valor de la potencia se mide mediante un algoritmo de control y, en el lfmite predeterminado, el algoritmo puede (i) mostrar una advertencia de un flujo de fluido bloqueado, que puede estar relacionado con un tubo retorcido o con una obstruccion en las trayectorias de flujo o en el filtro 575; (ii) mostrar un mensaje o advertencia de que el filtro molecular 575 puede estar obstruido; o (iii) mostrar un mensaje para que se reemplace el filtro 575. El algoritmo puede interrumpir adicionalmente el procedimiento, desactivando las bombas 546A, 546B y/o cortando la energfa a cualquier dispositivo de reseccion de tejido 515 que este en uso.

El sistema de administracion de fluidos 500 incluye adicionalmente un algoritmo de control para detectar un retorcimiento u obstruccion en la lmea de flujo de salida 555, en el lado de presion negativa de la bomba de flujo de salida 546B. Esta deteccion de retorcimiento se logra mediante el monitoreo del voltaje los motores de ambas bombas. Si el sistema esta operando tanto en el modo de reseccion como en el modo de diagnostico, el algoritmo efectua primero una verificacion para determinar si la bomba de flujo de salida 546B esta en un estado ENCENDIDO, y luego verifica el voltaje aplicado a la bomba de flujo de entrada 546A. Si el motor de la bomba de

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

flujo de entrada 546A esta funcionando con un voltaje por debajo de un nivel de umbral predeterminado, entonces se inicia un temporizador. El umbral de voltaje predeterminado del motor de la bomba de flujo de entrada se selecciona en funcion del voltaje previsto del motor de entrada, durante los modos de reseccion y de diagnostico. El caudal de salida de fluido habitual de la cavidad uterina durante los modos de reseccion y de diagnostico es de 250 a 500 ml/minuto, un caudal que requiere una entrada minima de voltaje del motor de la bomba de flujo de entrada para mantener la presion. Si el flujo de salida desde la cavidad uterina disminuye o se detiene, como resultado de un retorcimiento en la lmea de flujo de salida 555, entonces la presion intracavitaria real permanecera en un nivel relativamente estatico. En esta condicion estatica, el voltaje de entrada del motor de la bomba de flujo de entrada estara por debajo del voltaje umbral de entrada predeterminado, y, como tal, se iniciara el temporizador de deteccion de retorcimiento. Cuando el temporizador exceda un intervalo de tiempo preseleccionado, que va de 5 segundos a 120 segundos, el algoritmo esta adaptado para proporcionar una advertencia de tubo retorcido. Adicionalmente, el algoritmo puede interrumpir el procedimiento desactivando las bombas (546A, 546B) y/o cortando la energfa a cualquier dispositivo de reseccion 515 en uso.

El sistema de administracion de fluidos 500 incluye adicionalmente un algoritmo de control para detectar un retorcimiento en el tubo de la lmea de flujo de salida 555, en el lado de presion positiva de la bomba de flujo de salida 546B. El algoritmo de control detecta tal retorcimiento en la lmea de flujo de salida 555 si la corriente medida del motor que acciona la bomba de flujo de salida 546B excede un nivel predeterminado. El nivel predeterminado nuevamente depende del motor, la caja de engranajes, el cabezal de la bomba y un lfmite de presion predeterminado. La corriente del motor corresponde directamente a la presion en el lado de presion positiva de la bomba 546B. A medida que aumenta la presion en el tubo (como resultado de un retorcimiento del tubo o por un filtro obstruido), aumentara la carga hidraulica del tubo sobre los rodillos de bomba, lo que transfiere la carga al motor. Este aumento en la carga al motor aumenta la corriente requerida para accionar el mismo a la velocidad y el caudal establecidos. Como se describio previamente, el controlador 545 incluye un algoritmo que mantiene la velocidad de la bomba a un nivel predeterminado, durante el uso del sistema de administracion de fluidos en diversos modos. Asf, el algoritmo de deteccion de retorcimiento mide la corriente que acciona el motor de la bomba de flujo de salida, y, en el lfmite de corriente predeterminado durante un intervalo de tiempo preseleccionado, el algoritmo puede (i) mostrar una advertencia de tubo retorcido; (ii) mostrar un mensaje o advertencia de que el filtro molecular 575 esta obstruido; o (iii) mostrar un mensaje para que se reemplace el filtro 575. Adicionalmente, el algoritmo puede interrumpir automaticamente el procedimiento desactivando las bombas (546A, 546B) y/o cortando la energfa a cualquier dispositivo de reseccion 515 en uso, en respuesta a la deteccion del tubo retorcido o a la obstruccion en una ruta de flujo.

En otro aspecto de la invencion, el controlador 545 incluye algoritmos que estan adaptados para controlar y optimizar adicionalmente la presion del fluido en una zona, durante un intervalo de reseccion de tejido, utilizando un circuito de control de retroalimentacion para mantener la presion objetivo establecida. El circuito de control de retroalimentacion consiste en utilizar el sensor de presion 560 para monitorear la presion real en la zona, y luego utilizar algoritmos de control para modular las velocidades tanto de la bomba de flujo de entrada 546A como de la bomba de flujo de salida 546B (FIG. 21). Mas en particular, cuando el/la medico/a inicia la reseccion de tejido con un dispositivo de reseccion de tejido 515, como se muestra en las FIGS. 16-17 y 21, el volumen de tejido que interconecta con la ventana 517 (FIG. 21) bloqueara al menos parcialmente la ventana y, de este modo, comenzara a ralentizar el flujo de salida de fluido a traves del canal de extraccion 160 situado en la funda interior 175. Como resultado de la reduccion en el flujo de salida, las senales del sensor de presion 560 al controlador 545 indicaran un aumento en la presion real en la zona, lo que provocara, debido a los algoritmos anteriormente descritos, una reduccion en el voltaje de entrada del motor de la bomba de flujo de entrada, para ralentizar asf el caudal de entrada de fluido. Si la condicion de flujo de salida reducido continua durante un primer intervalo de tiempo preseleccionado, el algoritmo de control reconocera entonces que el dispositivo de reseccion esta extirpando tejido, y enviara al controlador una senal de contacto con tejido. Despues de posterior o segundo un intervalo de tiempo preseleccionado, el algoritmo hara que el controlador 545 reduzca el voltaje de entrada del motor de la bomba de flujo de salida (y el caudal de salida de fluido), desde un nivel de voltaje mas alto (por ejemplo, 15 a 30 voltios) a un voltaje mas bajo (por ejemplo, un intervalo de 5 a 12 voltios), y, al mismo tiempo pondra la bomba de flujo de entrada en un estado “listo”. En este estado listo, si el sensor de presion 560 indicara una disminucion repentina en la presion real de la zona, entonces el algoritmo provocara el suministro de un voltaje maximo (por ejemplo, 30 voltios, en lugar del voltaje nominal) al motor de la bomba de flujo de entrada, para, de este modo, generar el flujo de entrada de fluido maximo a la zona. Tras una disminucion tan repentina de la presion, el algoritmo enviara entonces una senal de perdida de contacto con tejido al controlador, que accionara la bomba de entrada con un voltaje maximo como se describio anteriormente. En condiciones operativas normales, el voltaje nominal de la bomba de flujo de entrada puede estar en el intervalo de 10 a 20 voltios. El objetivo de este algoritmo de mantenimiento de la presion es anticipar una disminucion repentina de la presion en la zona, cuando se elimine el tejido de la ventana 517 del dispositivo de reseccion mientras el dispositivo de reseccion esta funcionando, o cuando se eliminen fragmentos de tejido a traves del canal de extraccion 160, lo que conlleva un rapido aumento en el flujo de salida. Dicho voltaje disminuido activo de la bomba de flujo de salida tambien reduce el caudal de salida, y el estado “listo” de la bomba de flujo de entrada asegura que, cuando se produzca la repentina condicion de eliminacion de tejido (senal de falta de contacto con tejido), se activa la bomba de flujo de entrada 546A con su voltaje y caudal maximos, para igualar o superar el caudal de salida y evitar cualquier posible cafda de la presion real en la zona. El caudal maximo de flujo de entrada y el caudal de flujo de salida reducido continuaran hasta que se mantenga la

presion establecida durante un intervalo preseleccionado, que puede oscilar entre 0,1 segundos y 10 segundos.

Otro metodo a modo de ejemplo para hacer funcionar un sistema de administracion de fluidos y una sonda de reseccion por RF, como se representa en las FIGS. 16-21, comprende (i) acceder a una zona del cuerpo de una 5 paciente con un extremo distal de un endoscopio y un extremo funcional de una sonda electroquirurgica, (ii) suministrar energfa de RF al extremo funcional, para aplicar energfa al tejido de la zona, (iii) operar simultaneamente un sistema de administracion de fluidos, para proporcionar un caudal seleccionado de entrada de fluido a la zona y un caudal seleccionado de salida de fluido desde la zona, (iv) detectar un cambio de senal de un parametro electrico de la sonda durante la operacion y, en respuesta a la deteccion de dicho cambio, cambiar al menos un parametro 10 operativo de dicho sistema de administracion de fluidos. Habitualmente, el parametro electrico puede incluir al menos uno de un nivel de impedancia, un nivel de potencia, un nivel de voltaje y un nivel de corriente. El parametro operativo modulable del sistema de administracion de fluidos incluye al menos uno de un caudal de entrada de fluido a la zona, un caudal de salida de fluido de la zona, a traves de un canal de flujo de salida del sistema, un nivel de presion positiva en comunicacion con el canal de flujo de entrada de fluido, un nivel de presion negativa en 15 comunicacion con el canal de flujo de salida de fluido, un valor establecido de presion objetivo en la zona, y una tasa de cambio de cualquiera de los anteriores. En otra variacion, el al menos un parametro operativo puede incluir un algoritmo para operar un sistema sensor de presion, configurado para determinar la presion del fluido en la zona. En el metodo descrito anteriormente, la energfa aplicada puede adaptarse para cortar y extirpar tejido, o para coagular tejido.

20

Claims

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

REIVINDICACIONES

1. Un sistema de administracion de fluidos (500) para su uso durante el tratamiento de tejido en una cavidad corporal; comprendiendo el sistema de administracion de fluidos

un controlador (545);

una primera bomba (546A) operada por el controlador y configurada para proporcionar un flujo de entrada de fluido a una zona del cuerpo de un paciente; y

una segunda bomba (546B) operada por el controlador y configurada para proporcionar un flujo de salida de fluido desde la zona del cuerpo del paciente;

en donde el controlador (545) esta configurado para proporcionar al menos un parametro operativo, que se selecciona de un grupo que consiste en una velocidad de la primera bomba, una velocidad de la segunda bomba y una presion objetivo en una zona;

caracterizado por que el controlador (545) esta configurado para proporcionar una advertencia de perdida de fluido si la velocidad de la primera bomba excede un nivel predeterminado durante un intervalo de tiempo preseleccionado.
2. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 1, en donde la velocidad de la primera bomba proporciona una advertencia de perdida de fluido en un primer nivel predeterminado cuando funciona en un modo operativo de reseccion, y proporciona una advertencia de perdida de fluido en un segundo nivel predeterminado cuando funciona en un modo operativo de no reseccion.
3. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 2, en donde el intervalo de tiempo preseleccionado es al menos 1 segundo, al menos 5 segundos o al menos 10 segundos.
4. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 2, en donde el controlador (545) esta configurado adicionalmente para desactivar al menos una de las bombas o para desactivar un dispositivo de reseccion (515) alimentado, situado en la zona, si la velocidad de la primera bomba excede el nivel predeterminado durante el intervalo de tiempo seleccionado.
5. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 1,

en donde el controlador (545) esta configurado adicionalmente para proporcionar una advertencia de bloqueo de flujo si una potencia calculada de accionamiento de la primera bomba (546A) excede un nivel predeterminado, durante un intervalo de tiempo preseleccionado.
6. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 5, en donde el controlador (545) esta configurado adicionalmente para desactivar al menos una de las bombas o para desactivar un dispositivo de reseccion (515) alimentado, situado en la zona, si la potencia calculada de accionamiento de la primera bomba (546A) excede el nivel predeterminado durante el intervalo de tiempo preseleccionado.
7. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 5,

en donde la primera bomba (546A) tiene un motor de primera bomba, en donde el controlador esta configurado para proporcionar la advertencia de bloqueo de flujo si un voltaje de entrada al motor de primera bomba esta por debajo de un voltaje umbral predeterminado durante un intervalo de tiempo preseleccionado, durante el cual la segunda bomba (546B) esta operativa.
8. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 7, en donde el intervalo de tiempo preseleccionado vana de 5 segundos a 120 segundos.
9. El sistema de gestion de fluidos de la reivindicacion 7, en donde el controlador (545) esta configurado adicionalmente para desactivar al menos una de las bombas si el voltaje de entrada de la primera bomba (546A) cae por debajo del nivel predeterminado, durante el intervalo de tiempo preseleccionado.
10. El sistema de gestion de fluidos de la reivindicacion 7, en donde el controlador (545) esta configurado adicionalmente para desactivar un dispositivo de reseccion alimentado, situado en la zona, si el voltaje del motor de primera bomba excede el nivel predeterminado durante el intervalo de tiempo preseleccionado.
11. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 5,

en donde al menos un parametro operativo esta seleccionado de un grupo que consiste en una velocidad de la primera bomba, un caudal de entrada de fluido, una velocidad de la segunda bomba y un caudal de salida de fluido;

y

en donde el controlador (545) esta configurado adicionalmente para proporcionar la advertencia de bloqueo de flujo si una corriente medida, para la segunda bomba (546B) excede un voltaje umbral predeterminado durante un intervalo de tiempo preseleccionado.
12. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 1, que comprende adicionalmente: un dispositivo de reseccion (515) accionado por motor, para extirpar tejido en una zona;

5

10

15

20

25

en donde el controlador (545) esta configurado para accionar la primera bomba (546A) y la segunda bomba (546B) en respuesta a senales de la presion real en la zona del cuerpo del paciente, para proporcionar los respectivos flujos de entrada y de salida de fluido para mantener una presion objetivo en la zona; y en donde el controlador (545) esta configurado para desactivar el dispositivo de reseccion (515) accionado por motor al detectar que la presion real en la zona cae por debajo de un nivel de presion umbral predeterminado.
13. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 12, en donde el controlador (545) esta configurado adicionalmente para desactivar un motor (525) que acciona el dispositivo de reseccion (515), o para desactivar al menos un electrodo de reseccion de tejido, si la presion real en la zona cae por debajo de un nivel de presion umbral predeterminado.
14. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 12, en donde el nivel de presion umbral es de 100 mmHg o menos, 50 mmHg o menos o 25 mmHg o menos.
15. El sistema de administracion de fluidos de la reivindicacion 12, en donde el controlador (545) esta configurado adicionalmente para:

enviar al controlador (545) una senal de contacto con tejido despues de detectar un estado de presion constante predeterminado, dentro de un intervalo preseleccionado, como resultado del contacto del dispositivo de reseccion (515) con el tejido objetivo en la zona;

enviar al controlador (545) una senal de perdida de contacto con tejido despues de detectar un cambio predeterminado en la presion real, dentro de un intervalo preseleccionado, resultante de la posterior perdida de contacto del dispositivo de reseccion (515) con el tejido; y

modular el parametro operativo del sistema de administracion de fluidos en respuesta a una senal de contacto con tejido o a una senal de perdida de contacto con tejido.