多模态肿瘤消融探针系统及其控制方法与流程

1.本技术涉及医疗器械领域，特别涉及肿瘤消融探针技术。


背景技术：

2.恶性肿瘤的发病率逐年提高，对人类健康的威胁越来越大，传统的治疗方法如外科手术、放疗、化疗等技术也日趋成熟，但它们都不可避免地会对机体正常功能造成不同程度的损伤，且治疗的成功率仍有待提高。随着科学技术的发展，特别是医学影像技术如核磁共振成像、超声成像等的进步，肿瘤的低温冷冻治疗、加热消融治疗等微创手术有了长足的发展，正越来越受欢迎，但它们也仍然有着各自的缺陷。
3.肿瘤的多模态热物理治疗不仅能够克服单冷和单热疗法的不足，还能够提高肿瘤的治愈率，同时能够保护正常组织不受损害，已成为肿瘤热物理治疗研究的一个热点方向。通过对恶性肿瘤局部热物理作用的精确控制与调节，多模态热物理治疗不仅能有效治疗原位肿瘤，还能解除恶性肿瘤对机体的免疫抑制，并诱导和增强机体的抗肿瘤免疫响应，从而有效抑制远端转移。
4.中国发明专利cn201610453842.1成功研制了一种小型数字化冷热交替治疗仪，能够实现多模态肿瘤消融的冷冻过程控制以及加热能量的发生与控制。但是该发明适用于在大尺寸探针中实现低压液氮的冷冻过程。
5.随着微创手术的进一步发展，对于微尺寸(<＝2mm)的多模态肿瘤消融探针的研发很有必要。
6.目前市场上的或者已有研究提出的微尺寸探针使用的是高压液氮，高压液氮冷冻探针制冷时间长，压力过高降低了安全系数，增加了系统的复杂度，且难以达到多模态消融精确控制与快速预冷的冷冻要求。
7.而目前的低压液氮冷冻探针尺寸普遍大于3mm，其原因在于液氮在探针内部气化形成氮气后，局部压力急剧上升，而微尺度探针流通面积小、流动阻力大，导致了气体无法及时排出，容易形成管道堵塞的现象，即气阻问题。


技术实现要素：

8.本技术的目的在于提供一种多模态肿瘤消融探针系统及其控制方法，要解决的第一个问题是：对于低压液氮微通道内有效相变换热的冷冻系统，既不会有气阻问题，也不会有液氮形成气雾影响手术室环境。
9.要解决的第二个问题是：如何实现加热区域与冷冻区域完全重合的多模态消融控制。
10.要解决的第三个问题是：找到适于低压液氮制冷的微尺度多模态探针结构参数。
11.本技术公开了一种探针系统，包括：液氮存储罐，气液分离装置，阀块，探针，排气电磁阀和控制装置；
12.所述气液分离装置的入口与所述液氮存储罐连接以输入液氮；所述气液分离装置
的液体出口与所述阀块连接，经过所述阀块将液氮输入到所述探针，以供所述探针制冷；所述气液分离装置的排气口连接到所述排气电磁阀；
13.所述阀块中设置有第一温度传感器和压力传感器，用于测量流经所述阀块的液氮的温度值和压力值；
14.所述控制装置用于根据所述第一温度传感器输出的温度值和所述压力传感器输出的压力值控制所述排气电磁阀的开合比例。
15.在一个优选例中，所述排气电磁阀周期性地打开和闭合，所述开合比例是所述排气电磁阀打开时间长度和闭合时间长度的比例。
16.在一个优选例中，还包括废液处理装置，回路电磁阀；
17.所述探针的出口连接到所述回路电磁阀，经过所述回路电磁阀将废液输入到所述废液处理装置，所述排气电磁阀的出口也连接到所述废液处理装置，所述废液处理装置将输入的废液处理成常温气体后排放到空气中。
18.在一个优选例中，所述的废液处理装置包括收集盒、加热器、第二温度传感器、以及风扇；经所述排气电磁阀和所述回路电磁阀排出的废液首先在所述收集盒中充分混合，然后通过所述第二温度传感器监测的温度信息控制加热器的开关状态，使废液加热至常温气体；所述风扇工作形成负压，使加热后的气体排放到空气中。
19.本技术还公开了一种多模态肿瘤消融探针系统包括如前文描述的探针系统和射频发生装置；
20.所述射频发生装置用于向所述探针提供射频电流，使得所述探针加热；
21.所述控制装置还用于控制所述射频发生装置。
22.在一个优选例中，所述探针的外径小于等于2mm；进气与出气面积比介于0.1和0.6之间；进气管内径大于等于0.5mm；进气管管口与针尖的距离小于等于6mm。
23.在一个优选例中，所述探针包括用于肿瘤冷冻和加热的治疗段，用于对正常组织进行热绝缘和电气绝缘的绝缘段，用于温度信号、射频信号以及液氮传输的连接段；
24.冷冻时，液氮通过进气管流入所述治疗段的管腔内发生相变换热，然后通过回气通道流出所述探针；加热时，所述探针通过射频信号线输入射频电流，除了所述治疗段以外的针杆外部包裹有电气绝缘层，以确保射频能量只从所述治疗段输出；
25.所述治疗段包括温度传感器，用于在治疗过程中实时反馈温度信息。
26.在一个优选例中，所述探针冷冻时使用的液氮压力小于等于1mpa。
27.在一个优选例中，在冷冻控制时包括以下步骤：
28.通过所述阀块中的压力传感器和温度传感器实时采集输入探针的液氮压力p和温度t1；
29.根据液氮相变换热原理，实时计算液氮气液比α(p,t1)；
30.输出所述排气电磁阀的开合比例控制函数f(t)，以确保输入探针的液氮气液比α大于等于0.9；
31.根据液氮压力p以及液氮气液比α，实时计算液氮流量q(p,α)；
32.输出所述回路电磁阀的开合比例控制函数g(t)，实现流经探针的液氮流量控制，从而实现不同的冷冻速率和冷冻范围。
33.在一个优选例中，在加热时包括以下步骤：
34.根据冷冻范围，确定目标加热范围d_a；
35.根据预冷后的射频加热传热原理，建立射频加热温度边界d与探针中心温度t2的关系函数d(t2,t)，根据目标加热范围d_a，确定目标加热温度t2_a；
36.实时采集组织阻抗(z)、加热功率(p)、探针测温温度(t2)等参数；
37.结合多模态消融加热模型，建立射频功率与温度精准控制函数t2(z,p,t)，根据目标加热温度t2_a，调节输入的加热功率p(z,t2_a,t)，实现加热温度场的实时精准控制，从而实现加热区域与冷冻区域完全重合的多模态肿瘤消融。
38.本技术实施方式中，通过气液分离装置对从液氮存储罐输出的液氮进行气液分离，在气液分离装置的排气口设置排气电磁阀，根据要流入探针的液氮的温度和压力控制排气电磁阀的开合比例，从而一方面确保了流入探针的液氮中不存在气体，减少了气阻的可能性，另一方面不会使液氮从气液分离器的排气口溢出，防止了从排气口溢出的液氮形成气雾影响手术室环境。在冷冻过程中，控制系统通过气液分离装置排气口处的排气电磁阀以及主控电磁阀的开合比例调节液氮气液比和流量，可以精确控制冷冻过程中的降温速率和冷冻范围，在一个实施例中，使用单根多模态肿瘤消融探针可以在仿生物胶体里面形成4cm以上的冰球。
39.进一步地，提出了适用于微尺寸(小于等于2mm)以及基于低压液氮冷冻(小于等于1mpa)的探针结构设计，实现了微通道内低压液氮的有效相变换热。
40.此外，通过基于液氮流量和气液比调节的冷冻控制算法，以及基于射频功率和温度调节的加热控制算法，使得加热区域与冷冻区域可以完全重合，保证了治疗效果。
41.此外，本技术提出的低压液氮制冷相对于目前的高压氮气制冷，具有更加安全、消耗氮气少、复杂度低、治疗过程可控等优点。
42.本技术的说明书中记载了大量的技术特征，分布在各个技术方案中，如果要罗列出本技术所有可能的技术特征的组合(即技术方案)的话，会使得说明书过于冗长。为了避免这个问题，本技术上述发明内容中公开的各个技术特征、在下文各个实施方式和例子中公开的各技术特征、以及附图中公开的各个技术特征，都可以自由地互相组合，从而构成各种新的技术方案(这些技术方案均应该视为在本说明书中已经记载)，除非这种技术特征的组合在技术上是不可行的。例如，在一个例子中公开了特征a b c，在另一个例子中公开了特征a b d e，而特征c和d是起到相同作用的等同技术手段，技术上只要择一使用即可，不可能同时采用，特征e技术上可以与特征c相组合，则，a b c d的方案因技术不可行而应当不被视为已经记载，而a b c e的方案应当视为已经被记载。
附图说明
43.图1是根据本技术第一实施方式的探针系统结构示意图；
44.图2是根据本技术第二实施方式的多模态肿瘤消融探针系统结构示意图；
45.图3是根据本技术一个较佳实施例的多模态肿瘤消融探针系统结构示意图；
46.图4是根据本技术一个较佳实施例的多模态消融区结构示意图；
47.图5是根据本技术一个较佳实施例的热隔离区结构示意图；
48.图6是根据本技术一个较佳实施例的多模态能量传输通道结构示意图；
49.图7是根据本技术一个较佳实施例的探针控制系统结构示意图。
50.其中，1-探针，2-探针控制系统，3-液氮存储罐，4-多模态肿瘤消融控制系统，11-多模态消融区，12-热隔离区，13-多模态能量传输通道，14-液氮传输通道，15-氮气回流通道，16-数据传输线，111-针管，112-换热增强装置，113-液氮出口，114-温度传感器，121-外层绝缘层，122-低温热隔离区，131-通道外层，132-保温材料，21-低温开关电磁阀，22-液氮分流出口，23-气液分离器控制阀，24-排气口，25-气液分离器控制器，26-气液分离器，27-气液分离器控制线，阀块-213，排气电磁-214，回路电磁阀-215，废液处理装置216，控制装置-217，射频发生器-218。
51.附图所示的每一组件的尺寸和厚度是任意示出的，本技术并没有限定每个组件的尺寸和厚度。为了使图示更清晰，附图中有些地方适当夸大了部件的厚度。
具体实施方式
52.在以下的叙述中，为了使读者更好地理解本技术而提出了许多技术细节。但是，本领域的普通技术人员可以理解，即使没有这些技术细节和基于以下各实施方式的种种变化和修改，也可以实现本技术所要求保护的技术方案。
53.为使本技术的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合附图对本技术的实施方式作进一步地详细描述。
54.本技术的第一实施方式涉及一种探针系统，其结构如图1所示。液氮存储罐3，气液分离器26，阀块213，探针1，排气电磁阀214，控制装置217，废液处理装置216，回路电磁阀215。其中，废液处理装置和回路电磁阀是可选的。
55.气液分离器26的入口与液氮存储罐3连接以输入液氮。气液分离器26的液体出口与阀块213连接，经过阀块213将液氮输入到探针1，以供探针1制冷。气液分离器26的排气口连接到排气电磁阀214。
56.阀块213中设置有第一温度传感器和压力传感器(图中未示出)，用于测量流经阀块213的液氮的温度值和压力值。
57.探针1的出口连接到回路电磁阀215，经过回路电磁阀215将废液输入到废液处理装置216，排气电磁阀214的出口也连接到废液处理装置216，废液处理装置216将输入的废液处理成常温气体后排放到空气中。
58.控制装置217用于根据第一温度传感器输出的温度值和压力传感器输出的压力值控制排气电磁阀214的开合比例。在一个实施例中，开始时，管道处于预冷状态，排气电磁阀处于常开状态进行排气。当第一温度传感器测量的温度下降至某一温度时(-120℃)，预冷完成，改变控制策略为占空比控制，周期为1s，占空比的大小(d)与压力有关，压力越大占空比越小，压力越小占空比越大,可以用如下方程描述：
[0059][0060]
控制排气电磁阀214的开合比例的方式有多种。在一个实施例中，排气电磁阀214只有完全打开和完全闭合两个状态，排气电磁阀214周期性地打开和闭合，开合比例是排气电磁阀214打开时间长度和闭合时间长度的比例，或者说开合比例可以是占空比。通过控制占空比的方式，可以使用低成本的普通电磁阀实现排气电磁阀214的功能。在另一个实施例中，排气电磁阀214可以按比例打开(即比例阀)，此时开合比例可以是排气电磁阀214打开
的比例。通常比例阀比只能完全打开和闭合的电磁阀结构复杂和昂贵，市场上目前没有找到用于液氮的比例阀。
[0061]
可选地，在一个实施例中，废液处理装置216包括收集盒、加热器、第二温度传感器、以及风扇。经排气电磁阀214和回路电磁阀215排出的废液首先在收集盒中充分混合，然后通过第二温度传感器监测的温度信息控制加热器的开关状态，使废液加热至常温气体。风扇工作形成负压，使加热后的气体排放到空气中。
[0062]
本技术的第二实施方式涉及一种多模态肿瘤消融探针系统，其结构如图2所示，该多模态肿瘤消融探针系统在第一实施方式的探针系统的基础上增加了加热的功能。具体地说，该多模态肿瘤消融探针系统除了第一实施方式的探针系统中的各个模块，还包括射频发生装置218，该射频发生装置用于向探针1提供射频电流，使得探针1加热。
[0063]
控制装置217还用于控制射频发生装置218。
[0064]
在一个实施例中，探针1包括用于肿瘤冷冻和加热的治疗段，用于对正常组织进行热绝缘和电气绝缘的绝缘段，用于温度信号、射频信号以及液氮传输的连接段。冷冻时，液氮通过进气管流入治疗段的管腔内发生相变换热，然后通过回气通道流出探针1。加热时，探针1通过射频信号线输入射频电流，除了治疗段以外的针杆外部包裹有电气绝缘层，以确保射频能量只从治疗段输出。治疗段包括温度传感器，用于在治疗过程中实时反馈温度信息。
[0065]
在一个实施例中，探针1的结构进行了优化，探针1的外径小于等于2mm。进气与出气面积比介于0.1和0.6之间，优选值为0.4。进气管内径大于等于0.5mm。进气管管口与针尖的距离小于等于6mm(优选值为5mm)。该探针结构适用于微尺寸(小于等于2mm)以及基于低压液氮冷冻(小于等于1mpa)的探针，实现了微通道内低压液氮的有效相变换热。冷冻时，液氮通过进气管流入治疗段的管腔内发生相变换热，然后通过回气通道流出探针1；加热时，通过射频信号线向探针1输送射频信号，除了治疗段以外的针杆外部包裹有电气绝缘层，以确保射频能量只从治疗段输出。探针1的针尖设计有温度传感器，用于在治疗过程中实时反馈温度信息。
[0066]
本技术的第三实施方式涉及一种多模态肿瘤消融探针系统的控制方法，用于第二实施方式所述的多模态肿瘤消融探针系统，包括冷冻时的控制和加热时的控制。其中，
[0067]
在冷冻控制时包括以下步骤：
[0068]
通过阀块213中的压力传感器和第一温度传感器实时采集输入探针1的液氮压力p和温度t1。
[0069]
根据液氮相变换热原理，实时计算液氮液气比α(p,t1)。例如，液氮液气比与温度t之间可以简化为一个两段函数，当t1处于较高温度时，液气比为0，当t1降至一定温度后，液气比与t1可以用线性方程表示，且其系数与压力有关，根据不同的压力选取不同的系数。因此可以用以下方程表示：
[0070][0071]
输出排气电磁阀214的开合比例控制函数f(t)，以确保输入探针1的液氮液气比α大于等于0.9。例如，排气电磁阀一直开启，可以增加液氮液气比，当液气比小于0.9时，一直打开电磁阀，当液气比大于0.9时，采用占空比(d)控制，占空比大小与压力有关。经过研究，
占空比可以用以下方程表示：
[0072][0073]
根据液氮压力p以及液氮气液比α，实时计算液氮流量q(p,α)；
[0074]
输出回路电磁阀215的开合比例控制函数g(t)，实现流经探针1的液氮流量控制，从而实现不同的冷冻速率和冷冻范围。例如，在相同时间t内，不同的冷冻范围主要和流经的液氮总量有关，如制冷所需的液氮总量为q0，则需要的平均流量为q0/t，因此开和比例控制函数可以简单用下列方程表示：
[0075][0076]
在加热时包括以下步骤：
[0077]
根据冷冻范围，确定目标加热范围d_a。
[0078]
根据预冷后的射频加热传热原理，建立射频加热温度边界d与探针中心温度t2的关系函数d(t2,t)，根据目标加热范围d_a，确定目标加热温度t2_a。例如，中心温度t2与加热时间t之间可以简化为指数函数，且指数函数的系数与目标加热范围有关，根据不同的目标加热范围选取不同的系数。
[0079]
因此可以用以下方程表示：
[0080]
t2
d_a
＝a-b
×
c
t
[0081]
实时采集组织阻抗(z)、加热功率(p)、探针测温温度(t2)等参数。
[0082]
结合多模态消融加热模型，建立射频功率与温度精准控制函数t2(z,p,t)，根据目标加热温度t2_a，调节输入的加热功率p(z,t2_a,t)，实现加热温度场的实时精准控制，从而实现加热区域与冷冻区域完全重合的多模态肿瘤消融。例如，射频功率和加热时间之间的关系也可以很好的用指数函数表示，且指数函数的系数与阻抗和目标中心温度有关，根据不同的阻抗和中心温度选取不同的系数。因此可以用以下方程表示：
[0083]
p
z,t_a
＝a-b
×
c
t
[0084]
为了能够更好地理解本技术的技术方案，下面结合一个具体的例子来进行说明，该例子中罗列的细节主要是为了便于理解，不作为对本技术保护范围的限制。
[0085]
如图3所示，本实施例提供的一种多模态肿瘤消融探针系统，包括多模态肿瘤消融探针1、探针控制系统2、液氮存储罐3、和多模态肿瘤消融控制系统4。其中，液氮存储罐3的液氮出口通过管道与探针控制系统2的入口相连，探针控制系统2的出口与多模态肿瘤消融探针1相连，多模态肿瘤消融控制系统4通过信号线与探针控制系统2相连。
[0086]
图3中，多模态肿瘤消融探针1沿着其长度从做到右方向，依次设置有多模态消融区11、热隔离区12和多模态能量传输通道13。在多模态肿瘤消融探针1的内部，沿着其长度方向，设置有液氮传输通道14、氮气回流通道15和数据传输线16。在液氮传输通道14上设置有多个压力传感器(图3中未示出)，用于采集液氮的压力信息。
[0087]
为了适应微创手术的发展需求，本实施例中，多模态肿瘤消融探针1的外径≤2mm。
[0088]
多模态消融区11用于对肿瘤组织进行靶向消融，热隔离区12用于在多模态消融过程中对正常组织进行保护，多模态能量传输通道13用于液氮传输、热量能量传输、采集的温度信号传输。
[0089]
液氮存储罐3用于在冷冻过程时提供冷源，冷源物质为液氮，为了提高冷冻过程的安全性，液氮压力≤1mpa。
[0090]
如图4所示，多模态消融区11是直接面向肿瘤进行消融的区域，包括针管111、液氮出口113和加热装置(图4中未示出)。
[0091]
冷冻过程中，液氮沿着液氮传输通道14运动至液氮出口113，液氮进行相变换热，变换为气态的氮气，此时，氮气温度已经升高，并沿着氮气回流通道15往探针控制系统2的方向运动。随着液氮的相变换热，多模态消融区11的温度迅速下降，并将冷冻能量通过针管111传输至肿瘤组织。箭头所示方向为液氮及氮气的流动方向。
[0092]
同时，为了使多模态消融区11能够进行加热，使得加热区域与冷冻区域重合，在针管111的内侧设置了加热装置，加热装置通过数据传输线16与多模态肿瘤消融控制系统4连接，由多模态肿瘤消融控制系统4控制加热过程。加热装置选用射频电极，通过传输射频能量，实现加热过程。加热能量通过针管111输送至肿瘤组织。
[0093]
多模态肿瘤消融控制系统4可以向探针控制系统2输出冷冻信号，或者输出加热信号。为了实现多模态肿瘤消融探针系统进行多模态治疗或者进行单独的冷冻治疗或者进行单独的加热治疗，通过多模态肿瘤消融控制系统4输出不同的信号，从而控制治疗方式。
[0094]
值得注意的是，在本实施例中，在加热治疗过程中，针管111可以设置为单级针管或多级针管，还可以将多个针管111设置成伞状。
[0095]
为了提高换热效率，在多模态消融区11中设置了换热增强装置112，并固定在针管111的内壁上。
[0096]
为了更精确的控制冷冻过程和加热过程，在多模态消融区11的内部还设置了温度传感器114，用于实时采集治疗过程中的温度信息，矫正冷冻控制和加热控制的输出。温度传感器114的信号通过数据传输线16进行传送，传送至探针控制系统2和多模态肿瘤消融控制系统4。
[0097]
如图5所示，热隔离区12包括外层绝缘层121和低温热隔离区122。热隔离区122的作用是防止多模态消融过程中对正常组织的损伤，主要是防止低温对正常组织的损伤。外层绝缘层121包裹在液氮传输通道14、氮气回流通道15、数据传输线16的外部，并且在外层绝缘层121与氮气回流通道15之间形成低温热隔离区122。低温热隔离区122可以采用真空技术进行冷隔离或者使用绝缘材料进行冷隔离。外层绝缘层121进行热隔离和电隔离。冷冻过程中，由于液氮从液氮传输通道14通过时以及换热后的氮气从氮气回流通道15通过时，都会产生一定的冷量，对正常组织产生伤害，设置了低温热隔离区122后，可以防止这种伤害的发生。加热过程中，外层绝缘层121可以防止高频电流损伤正常组织。箭头所示方向为液氮及氮气的流动方向。
[0098]
如图3和图6所示，多模态能量传输通道13设置在多模态肿瘤消融探针1上靠近探针控制系统2的一侧，包括通道外层131和保温材料132。在多模态能量传输通道13的内部，液氮传输通道14、氮气回流通道15、数据传输线16从中穿过，通道外层131包裹在液氮传输通道14、氮气回流通道15、数据传输线16外部，并且用保温材料132填充空隙。保温材料132可以减少液氮在传输过程中的换热损耗。箭头所示方向为液氮及氮气的流动方向。
[0099]
如图7所示，探针控制系统2包括气液分离装置，气液分离装置包括气液分离器26、设置在气液分离器26出口一侧的排气口24、设置在排气口24上的气液分离器控制阀23、设
置在气液分离器26出口处的液氮分流出口22、设置在液氮分流出口22处的低温开关电磁阀21、通过气液分离器控制线27分别与气液分离器控制阀23以及低温开关电磁阀21连接的气液分离器控制器25。气液分离器26的入口通过管道与液氮存储罐3连通；液氮分流出口22至少具有一个出口通道，一个出口通道通过一个低温开关电磁阀21与一个多模态肿瘤消融探针1的液氮传输通道14连通。可以理解的是，本技术通过设置液氮分流出口22，可以连接多个多模态肿瘤消融探针1。在本实施例中，仅采用了一个多模态肿瘤消融探针1。箭头所示方向为液氮及氮气的流动方向。
[0100]
气液分离器控制器25在治疗过程中，使用相变换热算法控制气液分离器控制阀23的工作，从而控制气液分离器26的工作状态，调节液氮的相变换热过程，使液氮进行充分相变换热，达到快速冷冻的目的。通过控制低温开关电磁阀21的打开和闭合，实现是否进行液氮传输。
[0101]
本实施例中的多模态肿瘤消融探针系统工作过程如下：
[0102]
多模态肿瘤消融探针系统在工作时，根据相应肿瘤的形状、位置，将多模态肿瘤消融探针1的多模态消融区11经皮穿刺到治疗肿瘤的位置后开始治疗。
[0103]
冷冻过程中，多模态肿瘤消融控制系统4发出冷冻信号，探针控制系统2的气液分离器控制器25控制开启当前与多模态肿瘤消融探针1连接的低温开关电磁阀21，开启液氮传输通道14。气液分离器25内部由于管道传输换热产生的多余氮气会通过排气口24分离出来，实现液氮的预冷。同时，气液分离器控制器25通过相变换热算法，输出气液分离器控制阀23的开关函数f(t,t,p)(其中t是气液分离器控制阀23的工作时间)，控制气液分离器控制阀23的工作，从而控制气液分离器26的工作状态，使得低压液氮从气液分离器26的出口依次经过液氮分流出口22、低温开关电磁阀21，从多模态肿瘤消融探针1的多模态能量传输通道13的液氮传输通道14中经过，经由热隔离区12，到达多模态消融区11的液氮出口113后，液氮进行充分相变换热，达到快速冷冻的目的。气液分离器控制器25根据温度传感器122和压力传感器传送回来的温度信号以及液氮压力信号，结合液氮相变换热冷冻模型，建立控制冷冻过程的相变换热算法，输出气液分离器控制阀23的开关控制函数f(t,t,p)，通过控制气液分离器控制阀23的工作，调节低压液氮在液氮传输通路的流动状态，使得液氮能够在多模态消融区11进行充分相变换热，能够精确控制冷冻过程。
[0104]
为了使得进入针管111内部的液氮能够完全充分换热，在针管111的内壁上设置了换热增强装置112。液氮换热后形成的高温氮气通过氮气回流通道15及时排出，减少了多模态肿瘤消融针管1内部的气压，达到持续制冷的目的。
[0105]
加热过程中，多模态肿瘤消融控制系统4发出加热信号，探针控制系统2控制液氮传输通路停止工作。多模态肿瘤消融控制系统4根据加热功率(p)、消融组织阻抗(z)、温度传感器122采集的温度(t)等信息，结合多模态消融加热模型，建立加热能量和温度控制函数g(t,z,p,t)(其中t为加热时间)，精确控制加热能量的输入，实现加热温度场的实时精准控制，从而实现加热区域与冷冻区域完全重合的多模态肿瘤消融。
[0106]
在冷冻和加热过程中，温度传感器114会实时采集消融过程中，消融靶向区的温度数据，将其返回至多模态肿瘤消融控制系统4进行控制反馈和显示。
[0107]
在本实施例中，对本技术提供的多模态肿瘤消融探针系统进行了测试，测试方法为：将多模态肿瘤消融探针1插入仿生物胶体里面，进行冷冻工作12分钟，然后使用游标卡
尺测量冷冻产生的冰球大小。测试结果：冷冻过程中，在目标区域形成了一个椭球形的冰球，通过测量，冰球的最大直径为4.5cm，长度为6.2cm；同时，目标区域外的其他地方都没有结霜或冷冻的状态出现，说明本技术的多模态肿瘤消融探针系统能够很好的保护正常组织不受损伤。测试结果表明，本实施例中的多模态肿瘤消融探针系统能够在微尺度探针中达到良好的冷冻效果，实现了对冷冻过程中降温速率和冷冻范围的控制与调节，达到快速冷冻的目的。
[0108]
需要说明的是，在本专利的申请文件中，诸如第一和第二等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。本专利的申请文件中，如果提到根据某要素执行某行为，则是指至少根据该要素执行该行为的意思，其中包括了两种情况：仅根据该要素执行该行为、和根据该要素和其它要素执行该行为。多个、多次、多种等表达包括2个、2次、2种以及2个以上、2次以上、2种以上。
[0109]
本说明书包括本文所描述的各种实施例的组合。对“一个实施例”或特定实施例等的单独提及不一定是指相同的实施例；然而，除非指示为是互斥的或者本领域技术人员很清楚是互斥的，否则这些实施例并不互斥。应当注意的是，除非上下文另外明确指示或者要求，否则在本说明书中以非排他性的意义使用“或者”一词。
[0110]
在本技术提及的所有文献都被认为是整体性地包括在本技术的公开内容中，以便在必要时可以作为修改的依据。此外应理解，在阅读了本技术的上述公开内容之后，本领域技术人员可以对本技术作各种改动或修改，这些等价形式同样落于本技术所要求保护的范围。