及束缚在室 240中的流体的爆发性汽化。在图12A中，在中间位置中示出了向远端前进的反复运动切除 衬套175,其中在切除电极边缘180处的等离子切除布置在切除衬套175的腔体160内的组 织条带225。在图12A-图12C中，可以看出此系统在与切除衬套175的相对于组织接收窗 176的往复运动与轴向运动范围相应的第一电外科模式与第二电外科模式中操作。如这里 使用的，术语"电外科模式"表示两个相反极性电极中的哪个电极用作"主动电极"并且哪 个电极用作"返回电极"。术语"主动电极"与"返回电极"在根据本发明的此技术领域中使 用，其中与返回电极相比，主动电极具有小的表面面积，这由此使射频能量密度集中在此主 动电极周围。在图10A-图11C的工作端145中，切除电极元件195及其切除电极边缘180 必须包括主动电极以将能量集中在电极周围，从而产生用于组织切除的等离子。贯穿在图 12A-图12B中指示的冲程X都需要在电极边缘180处的此高强度、高能等离子以切除组织。 当内切除衬套175跨越组织接收窗176时在内切除衬套175的行程的轴向长度上方发生此 第一模式，此时外衬套170的全部外表面包括在185处指示的返回电极。大体上在图12A 中指出第一射频模式的电场EF。
[0067] 图12B示出了内切除衬套175的远端前进部或延伸部完全跨越组织接收窗176的 时刻。与此同时，电极衬套195及其电极边缘180局限在由外衬套170与远端尖端232限 定的大部分绝缘壁室240内。在此时，此系统构造为切换到第二射频模式，在第二射频模式 中电场EF从先前在第一射频模式中描述的这些切换。如可以在图12B中看到的，在此第二 模式中，与室240接口的远端尖端232的限定的内表面区域250用作主动电极，并且暴露到 室240的切除衬套175的远端端部部分用作返回电极。在此模式中，在表面250周围发生 非常高的能量密度，并且此包含电场EF可以爆发性地且立即地汽化束缚在室240中的流体 244。水蒸汽的膨胀可以是显著的并且可以由此将巨大机械力与流体压力施加在组织条带 225上，以在组织取出腔体160中沿着近端方向移动组织条带。图12C示出了束缚在室240 中的扩张流体244的此爆发性或膨胀性汽化并且进一步示出了将组织条带225从内切除衬 套175的腔体160沿着近端方向排出。图14进一步示出了在切除衬套175的延伸运动范 围处的主动电极与返回电极的相关表面区域，再次示出与包括返回电极的电极衬套的表面 255相比非绝缘远端端部表面250的表面面积较小。
[0068] 仍参照图12A-图12C，已经发现设置在射频源150与控制器155上的单电源可以 构造为（i)在电极衬套195的电极切除边缘180处产生等离子以便以第一模式切除组织， 并且（ii)以第二模式爆发性地汽化束缚的扩张流体244。此外，已经发现此系统可以以范 围从每秒0. 5个周期到每秒8或10个周期的适当往复运动速率自动地用于射频模式切换。 在测试中，已经发现上面描述的组织切除设备可以在没有组织条带225堵塞组织取出腔体 160的任何可能性的情况下以从2克/分钟到8克/分钟的速率切除与取出组织。在一个 实施方式中，负压源125可以联接到组织提取腔160,以将组织提取力施加到此腔体中的组 织条带。
[0069] 特别有利的是，由衬套170与远端尖端232限定的流体束缚室240可以设计为具 有选定体积、暴露的电极表面面积、长度与几何形状，以使应用到切除组织条带225的排 出力最优化。在一个实施方式中，室的直径是3. 175mm并且长度是5. 0mm，这考虑突出元 件230,提供大约0. 040mL的束缚流体体积。在其它变型中，束缚的流体体积范围可以从 0· 004mL到 0· 080mL。
[0070] 在一个实例中，室240具有0. 040mL的束缚液体体积连同100%的转换效率，瞬时 汽化将需要103焦耳以将液体从室温加热到水蒸汽。在操作中，由于焦耳是W*s，并且此系 统以3Hz往复运动，因此要求的能量将在全部311W的等级，瞬时转换到水蒸气。将在相态 转换中发生1700x的相应的理论膨胀，这可能立即地导致高达25,OOOpsi(14. 7psixl700)， 但是由于效率的损失以及非瞬时膨胀，实际压力可能会更小。在任何情形中，压力都是大量 的并且可以施加足以排出捕获的组织条带22在探针中取出通道的长度的驱逐力。
[0071] 参照图12A，内部室240可以具有从约0· 5mm到10mm的轴向长度以束缚范围从约 0. 004mL到0.OlOmL的液体体积。在图12A中可以理解的是，室240的内壁具有绝缘层200， 这由此限制了暴露到室240的电极表面区域250。在一个实施方式中，远端尖端232是不 锈钢并且焊接到外衬套170。柱元件248焊接到尖端232或者机加工为其特征。在此实施 方式中突出元件230是非传导性陶瓷。图13示出了陶瓷突出元件230的横截面，其是笛状 的，其在一个实施方式中在其表面中的三个相应轴向凹槽262中具有三个笛状元件260。任 何数量的笛状件、通道等都是可能的，例如从2个到约20个。此设计的目的是在突出元件 230的近端端部处提供显著的横截面面积以推动组织条带225,而与此同时三个凹槽262允 许水蒸汽的近端指向的喷射以冲击暴露到凹槽262的组织。在一个实施方式中，突出元件 230的轴向长度D构造为将组织完全地推到电极衬套元件195的减小横截面区域190B的外 部。在另一个实施方式中，室240的体积构造为当爆发性汽化提供足以膨胀成并且至少占 据设备中的取出通道160的总长度的10%，取出通道160的至少20%，取出通道160的至 少40%，取出通道160的至少60%，取出通道160的至少80%，或者取出通道160的至少 100%〇
[0072] 如可以通过图12A到图12C理解的，当切除衬套175沿着近端方向或者朝向其非 延伸位置移动时，在工作空间中的扩张流体244重新补充室240中的束缚流体。由此，当切 除衬套175再次沿着远端方向移动以切除组织时，内部室240被填充以流体244,于是流体 244被再次容纳并且然后当切除衬套175闭合组织接收窗176时可适用于如上所述的爆发 性汽化。在另一个实施方式中，可以在远端尖端232中设置单向阀以便在无需流体移动通 过窗176的情况下将流体直接地抽吸到内部室240中。
[0073] 图15示出了另一个变型，其中在第二模式中的主动电极表面区域250'包括具有 传导区域与非传导区域260的突出元件230,这可以具有在与束缚流体244接触的多个离 散区域的每个上方分配集中的射频能量传送的效果。此构造可以更加有效地汽化在室240 中的束缚的流体体积。在一个实施方式中，传导性区域250'可以包括在柱248上的金属圆 盘或垫圈。在其它变型（未示出）中，传导性区域250'可以包括在固定于电传导性柱248 上方的陶瓷材料260中的洞、端口或孔。
[0074] 在另一个实施方式中，射频源150与控制器155可以编程为在图12A-图12C的冲 程X与冲程γ的过程中调节能量传送参数以提供最佳能量（i)用于通过电极边缘180的等 离子切除，以及（ii)用于爆发性地汽化室240中束缚的流体。在一个变型中，控制器155 可以包括算法，此算法致动射频源150以便当切除衬套175沿着远端方向朝向其延伸位置 移动时将射频能量传送到工作端，从而切除组织，但是当切除衬套175沿着近端方向朝向 其未延伸位置移动时终止向工作端传送射频能量。在切除衬套175的近端冲程过程中射频 能量传送的终止消除了当电极边缘180未切除组织时到电极边缘180的能量传送，这由此 防止了当在切除衬套的向前与向后冲程过程中传送射频能量时可能发生的对扩张流体的 不必要加热。
[0075] 图16-图18示出了当治疗体腔、空间或潜在空间502(图17)中的组织时可以使 用的流体管理系统500。在子宫镜组织切除系统510中示意性描述了流体管理系统500,其 适于利用内窥镜或子宫镜512以及与上述类似的组织切除探针515来切除与取出子宫肌瘤 或者其它异常子宫内组织。图16描述了具有把手516和包括具有工作端520(图17)的外 衬套518的延伸构件的组织切除探针515,其可以被引导通过延伸通过子宫镜512的本体 523与轴524的工作通道522。图16还示出了通过电源缆线526联接到控制器与电源的组 织切除探针的把手516中的电机525。图17示出了在邻近目标子宫肌瘤530的子宫腔内的 切除探针515的工作端520。
[0076] 参照图16-图17,通常来说，流体管理系统500包括：扩张流体244的流体源或储 存器535、控制器与用于提供适于保持身体空间的扩张的流体流入与流体流出的栗系统、以 及用于过滤从体腔移除的并且此后返回到流体源535的扩张流体244。恢复与过滤流体244 的使用与流体源535的补充是有利的，因为：（i)闭合回路流体管理系统可以有效地测量流 体逆差以由此监控内渗并且确保患者安全；（ii)此系统可以以非常省时的方式设置与操 作；并且（ii)此系统可以是紧凑的并且不那么昂贵的，以由此协助使诊室为基础的手术可 能。
[0077] 流体管理系统500 (图16)包括计算机控制系统，其与射频控制系统集成在集成控 制器545中。控制器545适于控制第一蠕动栗546A与第二蠕动栗546B，以便为了扩张体 腔的目的提供来自源535的诸如盐溶液的扩张流体244的流入与流出。这里第一蠕动栗也 可以称作流入栗或灌注栗。这里第二蠕动栗还可以称作流出栗或吸扬栗。控制器545与控 制算法适于在如图17中描述的组织切除与取出手术中控制腔内压力。在图16-图18中示 出的一个实施方式中，控制器545控制流入栗546A以在栗（图17)的流出侧548处提供正 压，以便提供通过流入管线550的扩张流体244的流入，此流入管线与配件561以及子宫镜 515中的流体流动通道108a联通。在前面实施方式中描述并且在上面图3中示出了流动通 道108a。控制器545进一步控制流出栗546B，以将负压提供到在栗（图17)的流入侧552 处的流出管线555以提供扩张流体244来自体腔502的流出。如上所述，在切除探针515 的工作端525中的流体的爆发性蒸发用于向近端沿着切除衬套175的取出通道160排出组 织条带225,这可以与由栗546B提供的线555中的负压结合操作。在操作中，流出栗546B 还操作为在第二流出管管线部分555'中的栗546B的流出侧556上提供正压以将扩张流体 244的流出栗送通过过滤系统540并且返回到流体源535。
[0078] 在一个系统实施方式中，控制器545操作为通过来自压力传感器560的压力信号 控制腔体502中的压力，压力传感器560联接到与延伸通过子宫镜的流动通道108b(参见 图16)联通的子宫镜512中的配件562。在一个实施方式中，流动通道108b具有至少1.0mm 的直径，以便高度准确地传感实际内腔压力。在现有技术商业上可获得的流体管理系统中， 通常地利用通过可以测量反压的流体流入管线中的栗或远程压力传感器的已知流速通过 多种计算估计腔内压力。此现有技术流体管理系统是独立系统并且适于用于多种多样的子 宫镜与内窥镜，其中大部分不具有用于与压力传感器联通的专用流动通道。为此原因，现有 技术流体管理系统依赖于算法与计算，以便仅仅估计腔内压力。
[0079] 在一个实施方式中，如图16中所描述，压力传感器560是能够自由使用的并且能 够拆除地联接到内窥镜512并且通过内窥镜中的流体通道108b与体腔流体地联通。压力 传感器560通过缆线564可操作地联接到控制器545。压力传感器可以是在有创血压监 测中使用的类型的生物可兼容、压阻式硅传感器。例如，传感器可以是购自Measurement Specialties.Ltd.，45738NorthportLoopWest,Fremont,CA94538 的产品型号 1620 的娃 压阻式压力传感器。此传感器设计为具有安装在陶瓷基板上的压力传感元件。可以在传感 元件上布置介电凝胶以提供电与流体绝缘。传感器壳体可以具有用于联接到内窥镜512的 鲁尔接口连接。此外，传感器本体可以具有用于冗余过压保护（未示出）的压力释放阀。
[0080] 如可以通过图16和图17理解的，压力传感器560附接到内窥镜512以便与延伸通 过内窥镜轴到体腔的流体通道联通。由压力传感器560使用的流体通道或传感器通道108b 独立于用于扩张流体流入到体腔中的流体通道108a。在传感器通道108b中没有流体流动 的情况下，那么通道l〇8b中的流体形成静态不可压缩流体柱，当体腔内的压力变化时静态 不可压缩流体柱改变压力。在传感器通道的横截面为1_或更大时，压力通道柱内的压力 与体腔内的压力是相等的。由此，压力传感器560能够直接测量体腔内的压力。在图18中 示意性示出的另一个变型中，如图16中所示的压力传感器560可以包括与从单个流体通道 108b延伸到传感器560中的流体接口的两个独立的传感元件560'和560〃。传感元件560' 和560〃通过缆线564'和564〃将压力信号发送到控制器545 (图18)。在手术开始，或者在 手