一种低温手术系统的制作方法

本发明涉及医疗设备
技术领域：
，特别涉及一种低温手术系统。
背景技术：
：目前，治疗癌症的方法有很多种，例如手术切除、介入治疗、药物治疗、局部消融治疗等等。其中，局部消融治疗近十多年来，随着各种消融医疗设备的发展而蓬勃发展起来的治疗方法。在局部消融治疗方法中，冷冻消融因其具有消融范围大、可多刀联合、适应症广且具有免疫学效应等诸多优点，得到了专家的广泛认可。低温消融的基本原理是将肿瘤细胞冷冻，使其细胞内冰晶形成，破坏细胞，达到摧毁癌变细胞的目的。目前市场上的低温手术系统主要有两种。一种是通过液氮气化吸收大量热量，形成低温。但是，液氮系统具有诸多使用不便，主要表现在：1)液氮存储运输不方便，很容易发生泄漏现象；2)液氮系统不能够实现温度的控制，不能调节功率，容易对肿瘤周围正常组织造成不必要的损伤；3)液氮系统的降温速率较慢，不适用于需要快速冷冻的治疗。另一种是利用焦耳-汤姆逊原理，通过氩气的节流效应产生低温，利用氦气的节流效应产生加热的效果实现升温。氩氦低温系统降温速度快且可调整功率，以美国endocare为代表(1997获得fda)，由于此项技术的出现，液氮系统被市场淘汰。但是，目前市场上的氩氦低温系统也具有很多不足，主要表现在：1)氩氦低温系统氩气的正常工作气压为3000psi左右，属于高压气源，但系统中并没有压力监测的功能，这大大增加了手术的安全隐患；2)氩氦低温系统对于冷冻的温度不能实现精准控制，更没有设定温度的功能，当需要控制冷冻温度以保存细胞活性时(例如神经细胞，低于一定温度，会损毁神经细胞，否则细胞仍可存活)，只能根据消融针温度，依靠医生实时调整功率，不仅操作麻烦，而且控制温度不准确，冷冻温度波动大容易造成额外的伤害；3)氩氦低温系统升温时，能达到的最高温度仅为40℃，而蛋白质凝固至少需要57℃，因此，氩氦低温系统不具有促进蛋白质凝固，进而止血的功能，这大大增加了术后出血的风险；4)市场中的氩氦低温手术系统不具有压力动态调节功能，冷冻过程中，系统一直工作在高气压的状态，这会导致气体的浪费；5)氩氦低温系统需要两种气源必须都准备充足，两种气源缺一不可，氦气价格高昂且稀缺，使用便利性差；6)由于中国气源纯度不够，气体中经常掺杂颗粒、油气、水分等杂质，系统的过滤不充分，导致杂质进入消融针，消融针内部的节流孔直径为零点几毫米，杂质容易导致节流孔堵塞，进而导致手术终止；7)对于不同的消融针，决定其消融能力的标准取决于其温度值，市场中的氩氦低温手术系统并不具有设定温度的功能，这导致医生不能针对患者的肿瘤情况，预设手术过程，只能实时利用ct或彩超监视冰球覆盖情况，这不仅浪费时间，而且还增加了患者所受的射线量；8)传统的冷冻控制方法是一直以高压供气，但通过研究发现，传统的控制方法会导致消融针的输气管部分，手柄部分外表面产生大量“结霜”现象，说明有大量冷量浪费，进而导致气体的浪费，并且最大的供气量并不能实现更低的消融温度，不是冷冻最优的控制方法。技术实现要素：为了解决现有低温手术系统存在的冷冻温度无法设定及精准控制、使用便利性差、消融针节流孔易堵塞、气体浪费多等不足，本发明提供了一种安全、高效的低温手术系统，包括显示设备、输入设备、主机、电源、控制板、继电器板、控制气路、消融针、氩气源和氦气源；所述控制气路包括第一气压动态调节模组、减压阀组、第二气压动态调节模组和增压泵及其阀组；所述显示设备和输入设备分别与所述主机电连接；所述控制板与所述主机电连接；所述控制板的输入端分别与所述第一气压动态调节模组、减压阀组、第二气压动态调节模组、增压泵及其阀组和消融针电连接；所述控制板的输出端与所述继电器板的输入端电连接；所述继电器板的输出端分别与所述第一气压动态调节模组、减压阀组、第二气压动态调节模组和增压泵及其阀组中的电磁阀和所述消融针电连接；所述电源分别与所述主机、控制板和继电器板电连接；所述氩气源分别与所述第一气压动态调节模组和减压阀组的进气端连接；所述氦气源与所述第二气压动态调节模组的进气端连接；所述第一气压动态调节模组、减压阀组、第二气压动态调节模组和增压泵及其阀组的出气端分别与所述消融针的进气端连接。所述第一气压动态调节模组包括颗粒过滤器、油汽过滤器、安全阀、一级压力变送器、一级电磁阀、储气瓶、二级压力变送器、放气电磁阀、二级电磁阀和第一气体分配支路；所述氩气源与所述颗粒过滤器的入口端连接，所述颗粒过滤器的出口端连接所述油汽过滤器的入口端，所述油汽过滤器的出口端与所述安全阀的入口端连接，所述安全阀的出口端分别与所述一级压力变送器和一级电磁阀的入口端连接，所述一级电磁阀的出口端与所述储气瓶的入口端连接，所述储气瓶的出口端分别与所述二级压力变送器和二级电磁阀的入口端连接，所述二级电磁阀的出口端与所述第一气体分配支路的入口端连接，所述第一气体分配支路的出口端与所述消融针的进气口连接；所述一级压力变送器和二级压力变送器的出口端分别与所述控制板的输入端电连接；所述安全阀的出口端与所述放气电磁阀的入口端连接，所述放气电磁阀的出口端连接排气口；所述继电器板的输出端分别与所述一级电磁阀、放气电磁阀、二级电磁阀和第一气体分配支路中的电磁阀电连接；所述第一气体分配支路中的气体流量计与所述控制板电连接。所述第一气体分配支路由多路相互并联的气体分配单元构成；每个气体分配单元包括气体分配电磁阀、水汽过滤器和气体流量计；所述气体分配电磁阀的入口端与所述二级电磁阀的出口端连接，所述气体分配电磁阀的出口端与所述水汽过滤器的入口端连接，所述水汽过滤器的出口端与所述气体流量计的入口端连接，所述气体流量计的出口端与所述消融针的进气口连接，所述气体流量计与所述控制板的输入端电连接；所述气体分配电磁阀与所述继电器板的输出端电连接。所述减压阀组包括一级电磁阀、单向阀、减压阀、压力变送器、二级电磁阀和第二气体分配支路；所述氩气源与所述一级电磁阀的入口端连接，所述一级电磁阀的出口端与所述单向阀的入口端连接，所述单向阀的出口端与所述减压阀的入口端连接，所述减压阀的出口端分别与所述压力变送器和二级电磁阀的入口端连接，所述二级电磁阀的出口端与所述第二气体分配支路的入口端连接，所述第二气体分配支路的出口端与所述消融针的进气口连接；所述压力变送器的出口端与所述控制板的输入端电连接；所述继电器板的输出端分别与所述一级电磁阀、二级电磁阀和第二气体分配支路中的电磁阀电连接。所述第二气压动态调节模组包括颗粒过滤器、油汽过滤器、安全阀、压力变送器、一级电磁阀、放气电磁阀和第三气体分配支路；所述氦气源与所述颗粒过滤器的入口端连接，所述颗粒过滤器的出口端连接所述油汽过滤器的入口端，所述油汽过滤器的出口端与所述安全阀的入口端连接，所述安全阀的出口端分别与所述压力变送器和一级电磁阀的入口端连接，所述一级电磁阀的出口端与所述第三气体分配支路的入口端连接，所述第三气体分配支路的出口端与所述消融针的进气口连接；所述压力变送器的出口端与所述控制板的输入端电连接；所述安全阀的出口端与所述放气电磁阀的入口端连接，所述放气电磁阀的出口端连接排气口；所述继电器板的输出端分别与所述一级电磁阀、放气电磁阀和第三气体分配支路中的电磁阀电连接。所述增压泵及其阀组包括颗粒过滤器、增压泵、油汽过滤器、安全阀、压力变送器、一级电磁阀、放气电磁阀和第四气体分配支路；所述颗粒过滤器的入口端连接空气源，所述颗粒过滤器的出口端与所述增压泵的入口端连接，所述增压泵的出口端与所述油汽过滤器的入口端连接，所述油汽过滤器的出口端与所述安全阀的入口端连接，所述安全阀的出口端分别与所述压力变送器和一级电磁阀的入口端连接，所述一级电磁阀的出口端与所述第四气体分配支路的入口端连接，所述第四气体分配支路的出口端与所述消融针的进气口连接；所述压力变送器的出口端与所述控制板的输入端电连接；所述安全阀的出口端与所述放气电磁阀的入口端连接，所述放气电磁阀的出口端连接排气口；所述继电器板的输出端分别与所述增压泵、一级电磁阀、放气电磁阀和第四气体分配支路中的电磁阀电连接。所述第二、第三、第四气体分配支路均由多路相互并联的气体分配单元构成；每个气体分配单元包括气体分配电磁阀和单向阀；所述气体分配电磁阀的入口端与进气管路连接，所述气体分配电磁阀的出口端与所述单向阀的入口端连接，所述单向阀的出口端与所述消融针的进气口连接；所述气体分配电磁阀与所述继电器板的输出端电连接。所述消融针包括消融针尖、测温热电偶、输气管、真空隔热层、热交换器、电加热组件、温度传感器和消融针杆；所述消融针尖与消融针杆连接；所述输气管前端设置有节流孔；所述消融针杆的内壁设置有所述真空隔热层；所述输气管与所述热交换器连接；所述测温热电偶设置于所述消融针杆内；所述电加热组件安装在所述热交换器上，并通过加热接口与所述继电器板电连接；所述电加热组件上设置有温度传感器；所述测温热电偶和温度传感器分别与所述控制板的输入端电连接。所述电加热组件为硅胶加热片或薄膜加热片；所述温度传感器为热电偶或热敏电阻。所述输入设备包括键盘或鼠标；所述显示设备包括液晶显示屏或触控式液晶显示屏；所述控制板包括pid控制器、并行通讯接口、串行通讯接口、cpu、存储器、dc-dc转换模块和光电耦合器；所述cpu分别与所述并行通讯接口、串行通讯接口、存储器和光电耦合器电连接；所述pid控制器与所述光电耦合器电连接；所述dc-dc转换模块分别与所述pid控制器、并行通讯接口、串行通讯接口、cpu、存储器和光电耦合器电连接。本发明提供的低温手术系统，通过第一气压动态调节模组，不仅能够实现对消融针的冷冻温度进行精确控制及预先设定冷冻温度，而且还能够实时监测输气通道气体的消耗量，并且动态调整供气压力，以达到最优的供气压力，既保证制冷效果，又减小回气阻力，使消融针维持更低的冷冻温度，增大冷冻范围，进而增大冷冻效率，降低气体使用量；通过第二气压动态调节模组实现氦气升温时，可将消融针升温到100℃以上，从而使蛋白质凝固，达到针道止血的效果；通过多重高压保护设计，有效地保证了患者以及操作者的安全；通过多级过滤装置，可充分将气体中的颗粒、油汽、水分等杂质过滤掉，有效地解决了消融针堵塞的问题。附图说明图1是本发明实施例提供的低温手术系统电路结构原理示意图；图2是本发明实施例提供的控制气路的结构原理示意图；图3是本发明实施例提供的第一气压动态调节模组的结构示意图；图4是本发明实施例提供的减压阀组的结构示意图；图5是本发明实施例提供的第二气压动态调节模组的结构示意图；图6是本发明实施例提供的增压泵及其阀组的结构示意图；图7是本发明实施例提供的对消融针冷冻温度进行精准控制的原理示意图；图8是本发明实施例提供的消融针的内部结构示意图；图9是本发明实施例提供的消融针的冷冻过程示意图；图10是现有技术冷冻过程中工作气压与消融针温度变化曲线示意图；图11是本发明实施例冷冻过程中工作气压与消融针温度变化曲线示意图；图12是本发明实施例提供的高压多重保护设计方案；图13是本发明实施例提供的控制板的电路结构原理示意图。具体实施方式下面结合附图和实施例，对本发明技术方案作进一步描述。参见图1和图2，本发明实施例提供了一种低温手术系统，该系统包括显示设备1、输入设备2、主机3、电源4、控制板5、继电器板6、控制气路7、消融针8、氩气源9和氦气源10。其中，控制气路7包括第一气压动态调节模组71、减压阀组72、第二气压动态调节模组73和增压泵及其阀组74；显示设备1和输入设备2分别与主机3电连接；控制板5与主机3电连接；控制板5的输入端分别与第一气压动态调节模组71、减压阀组72、第二气压动态调节模组73、增压泵及其阀组74和消融针8电连接；控制板5的输出端与继电器板6的输入端电连接；继电器板6的输出端分别与第一气压动态调节模组71、减压阀组72、第二气压动态调节模组73和增压泵及其阀组74中的电磁阀和消融针8电连接；电源4分别与主机3、控制板5和继电器板6电连接；氩气源9分别与第一气压动态调节模组71和减压阀组72的进气端连接，氦气源10与第二气压动态调节模组73的进气端连接，第一气压动态调节模组71、减压阀组72、第二气压动态调节模组73和增压泵及其阀组74的出气端分别与消融针8的进气端连接。参见图1至图3，第一气压动态调节模组71包括颗粒过滤器7101、油汽过滤器7102、安全阀7103、一级压力变送器7104、一级电磁阀7105、储气瓶(气体缓冲池)7106、二级压力变送器7107、放气电磁阀7108、二级电磁阀7109和第一气体分配支路。其中，氩气源9与颗粒过滤器7101的入口端连接，颗粒过滤器7101的出口端连接油汽过滤器7102的入口端，油汽过滤器7102的出口端与安全阀7103的入口端连接，安全阀7103的出口端分别与一级压力变送器7104和一级电磁阀7105的入口端连接，一级电磁阀7105的出口端与储气瓶7106的入口端连接，储气瓶7106的出口端分别与二级压力变送器7107和二级电磁阀7109的入口端连接，二级电磁阀7109的出口端与第一气体分配支路的入口端连接，第一气体分配支路的出口端与消融针8的进气口连接；一级压力变送器7104和二级压力变送器7107的出口端分别与控制板5的输入端电连接；安全阀7103的出口端与放气电磁阀7108的入口端连接，放气电磁阀7108的出口端连接排气口；继电器板6的输出端分别与一级电磁阀7105、放气电磁阀7108、二级电磁阀7109和第一气体分配支路中的电磁阀电连接；第一气体分配支路中的气体流量计与控制板5电连接。在实际应用中，第一气体分配支路由多路相互并联的气体分配单元构成；每个气体分配单元包括气体分配电磁阀、水汽过滤器和气体流量计；气体分配电磁阀的入口端与二级电磁阀7109的出口端连接，气体分配电磁阀的出口端与水汽过滤器的入口端连接，水汽过滤器的出口端与气体流量计的入口端连接，气体流量计的出口端与消融针8的进气口连接，气体流量计与控制板5的输入端电连接；气体分配电磁阀与继电器板6的输出端电连接。本实施例中，三级电磁阀7110、水汽过滤器7113和气体流量计7116构成第一气体分配支路中的一路气体分配单元，三级电磁阀7111、水汽过滤器7114和气体流量计7117构成第一气体分配支路中的另一路气体分配单元，三级电磁阀7112、水汽过滤器7115和气体流量计7118构成第一气体分配支路中的另一路气体分配单元。需要说明的是：为了满足临床医生对各种体积肿瘤的冷冻需要，第一气体分配支路应采用8路、10路或12路等多路输气通道；通过控制板5对多路输气通道的电磁阀进行交替控制，实现冷冻功率的调节，进而准确控制消融针8的温度。参见图1至图3，本实施例的第一气压动态调节模组71设有多级过滤装置，包括颗粒过滤器7101、油汽过滤器7102和水汽过滤器7113、7114、7115等，这样可充分将气体中的颗粒、油汽、水分等杂质过滤掉，有效地解决了消融针堵塞的问题。本实施例的第一气压动态调节模组71设有多级气压保护，一级压力变送器7104实时监测进入控制气路的气压，安全阀7103会在气压过高时自动泄压；如泄压缓慢，控制气路还会通过打开放气电磁阀7108进行泄压。本实施例的第一气压动态调节模组71可实现压力的动态调节，利用一级电磁阀7105控制氩气进入储气瓶7106的气体量，储气瓶7106的作用在于稳定气压，防止气压产生过大的波动，造成消融针温度波动。二级压力变送器7107用于监测储气瓶7106的气压，储气瓶7106的气压值由控制板5进行采集，控制板5根据气压值控制电磁阀7105开断的占空比，进而实现气压控制。本实施例的第一气压动态调节模组71设有多个不同等级的电磁阀：一级电磁阀7105控制进气量进而控制气压；达到合适气压后，二级电磁阀7109工作，控制气体输出；第一气体分配支路上的每路输气通道均设有三级电磁阀，例如三级电磁阀7110、7111、7112，控制气体流向不同输气通道；每路输气通道的气体输出端均连接有气体流量计，例如气体流量计7116、7117、7118，可实时监测该输气通道气体的消耗量，控制板5采集气体流量计的输出数值，计算出气瓶(氩气瓶)中剩余气量可使用的时间以及监测消融针有无堵塞现象。参见图1、图2和图4，减压阀组72包括一级电磁阀7201、单向阀7202、减压阀7203、压力变送器7204、二级电磁阀7205和第二气体分配支路。其中，氩气源9与一级电磁阀7201的入口端连接，一级电磁阀7201的出口端与单向阀7202的入口端连接，单向阀7202的出口端与减压阀7203的入口端连接，减压阀7203的出口端分别与压力变送器7204和二级电磁阀7205的入口端连接，二级电磁阀7205的出口端与第二气体分配支路的入口端连接，第二气体分配支路的出口端与消融针8的进气口连接；压力变送器7204的出口端与控制板5的输入端电连接；继电器板6的输出端分别与一级电磁阀7201、二级电磁阀7205和第二气体分配支路中的电磁阀电连接。在实际应用中，第二气体分配支路由多路相互并联的气体分配单元构成；每个气体分配单元包括气体分配电磁阀和单向阀；气体分配电磁阀的入口端与二级电磁阀7205的出口端连接，气体分配电磁阀的出口端与单向阀的入口端连接，单向阀的出口端与消融针8的进气口连接；气体分配电磁阀与继电器板6的输出端电连接。本实施例中，三级电磁阀7206和单向阀7214构成第二气体分配支路中的一路气体分配单元，三级电磁阀7207和单向阀7215构成第二气体分配支路中的另一路气体分配单元，三级电磁阀7208和单向阀7216构成第二气体分配支路中的另一路气体分配单元。参见图1、图2和图4，本实施例的减压阀组是通过一级电磁阀7201来控制氩气9通入减压阀7203，使氩气压力降低到较低气压；在一级电磁阀7201和减压阀7203之间设有单向阀7202，用于防止气体回流；压力变送器7204用于检测减压阀7203的输出气压；减压后的气体通过二级电磁阀7205控制气体输出，再通过三级电磁阀(例如三级电磁阀7206、7207、7208等)分别输出至不同的输气通道，作为升温气体；各路输气通道均设有单向阀(例如单向阀7214、7215、7216等)，防止气体回流。同时，控制板5通过继电器板6控制消融针8内部的电加热组件811开启，将低压氩气进行加热，低压氩气进入消融针尖位置，产生节流制冷效果过差，高温的低压氩气加热消融针，消融针将热量传导到周围组织，使其温度升高，实现升温。电加热组件811设置于消融针8内的热交换器810上，保证低压氩气可被充分加热，其与需加热的消融针杆812的尖端距离较近，且几乎没有管路温度损耗。电加热组件811上设置有温度传感器813，用于采集电加热组件811的加热温度；控制板5采集温度传感器813的温度数值，当加热温度达到预设值后，控制板5通过继电器板6停止对电加热组件811加热。电加热组件811可为硅胶加热片或薄膜加热片。温度传感器813可为热电偶或热敏电阻。参见图1、图2和图5，第二气压动态调节模组73包括颗粒过滤器7301、油汽过滤器7302、安全阀7303、压力变送器7304、一级电磁阀7305、放气电磁阀7310和第三气体分配支路。其中，氦气源10与颗粒过滤器7301的入口端连接，颗粒过滤器7301的出口端连接油汽过滤器7302的入口端，油汽过滤器7302的出口端与安全阀7303的入口端连接，安全阀7303的出口端分别与压力变送器7304和一级电磁阀7305的入口端连接，一级电磁阀7305的出口端与第三气体分配支路的入口端连接，第三气体分配支路的出口端与消融针8的进气口连接；压力变送器7304的出口端与控制板5的输入端电连接；安全阀7303的出口端与放气电磁阀7310的入口端连接，放气电磁阀7310的出口端连接排气口；继电器板6的输出端分别与一级电磁阀7305、放气电磁阀7310和第三气体分配支路中的电磁阀电连接。在实际应用中，第三气体分配支路由多路相互并联的气体分配单元构成；每个气体分配单元包括气体分配电磁阀和单向阀；气体分配电磁阀的入口端与一级电磁阀7305的出口端连接，气体分配电磁阀的出口端与单向阀的入口端连接，单向阀的出口端与消融针8的进气口连接；气体分配电磁阀与继电器板6的输出端电连接。本实施例中，二级电磁阀7306和单向阀7308构成第三气体分配支路中的一路气体分配单元，二级电磁阀7307和单向阀7309构成第三气体分配支路中的另一路气体分配单元。参见图1、图2和图5，本实施例通过第二气压动态调节模组73实现氦气升温时，可将消融针8升温到100℃以上，可使蛋白质凝固，达到针道止血的效果，同时还可应用此方法进行热消融。实现方案为在消融针内部热交换器810上设置电加热组件811，电加热组件811可为硅胶加热片或薄膜加热片等；如果电加热组件的温度更高，那么消融针8可达到更高的加热温度。由于氦气在消融针8针尖部位还会产生节流制热的效应，温度会进一步升高。电加热组件811上设置有温度传感器813，用于采集电加热组件811的加热温度；控制板5采集温度传感器813的温度数值，当加热温度达到预设值后，控制板5通过继电器板6停止对电加热组件811加热。温度传感器813可为热电偶或热敏电阻。参见图1、图2和图6，增压泵及其阀组74包括颗粒过滤器7401、增压泵7402、油汽过滤器7403、安全阀7404、压力变送器7405、一级电磁阀7406、放气电磁阀7411和第四气体分配支路。其中，颗粒过滤器7401的入口端连接空气源，颗粒过滤器7401的出口端与增压泵7402的入口端连接，增压泵7402的出口端与油汽过滤器7403的入口端连接，油汽过滤器7403的出口端与安全阀7404的入口端连接，安全阀7404的出口端分别与压力变送器7405和一级电磁阀7406的入口端连接，一级电磁阀7406的出口端与第四气体分配支路的入口端连接，第四气体分配支路的出口端与消融针8的进气口连接；压力变送器7405的出口端与控制板5的输入端电连接；安全阀7404的出口端与放气电磁阀7411的入口端连接，放气电磁阀7411的出口端连接排气口；继电器板6的输出端分别与增压泵7403、一级电磁阀7406、放气电磁阀7411和第四气体分配支路中的电磁阀电连接。在实际应用中，第四气体分配支路由多路相互并联的气体分配单元构成；每个气体分配单元包括气体分配电磁阀和单向阀；气体分配电磁阀的入口端与一级电磁阀7406的出口端连接，气体分配电磁阀的出口端与单向阀的入口端连接，单向阀的出口端与消融针8的进气口连接；气体分配电磁阀与继电器板6的输出端电连接。本实施例中，二级电磁阀7407和单向阀7409构成第四气体分配支路中的一路气体分配单元，二级电磁阀7408和单向阀7410构成第四气体分配支路中的另一路气体分配单元。参见图1、图2和图6，本实施例的增压泵7402可为气动泵或电动泵。增压泵工作时，在增压泵7402及颗粒过滤器7401之间形成负压，将空气经过颗粒过滤器7401吸入泵头；增压泵7402输出连接安全阀7404，安全阀7404与放气电磁阀7411连接，压力过高后自动泄压放气；压力变送器7405用于监测增压泵7402的输出压力。同时，控制板控制继电器板，进而通过消融针的加热接口控制电加热组件的工作时间和功率。电加热组件811上设置有温度传感器813，用于采集电加热组件811的加热温度；控制板5采集温度传感器813的温度数值，当加热温度达到预设值后，控制板5通过继电器板6停止对电加热组件811加热。温度传感器813可为热电偶或热敏电阻。参见图1至图6、图8，消融针8包括消融针尖801、测温热电偶802、输气管803、真空隔热层804、热交换器810、电加热组件811、温度传感器813和消融针杆814。其中，消融针尖801与消融针杆814连接；输气管803前端设置有节流孔；消融针杆814的内壁设置有真空隔热层804；输气管803与热交换器810连接；测温热电偶802设置于消融针杆814内；电加热组件811安装在热交换器810上，并通过加热接口与继电器板6电连接，从而通过继电器板6实现加热控制；电加热组件811上设置有温度传感器813；测温热电偶802和温度传感器813分别与控制板5的输入端电连接。控制板5通过温度传感器813采集电加热组件811的温度，以实现电加热温度的精准控制并可防止温度加热过高；控制板5通过测温热电偶802采集消融针8的温度。在实际应用中，电加热组件811可为硅胶加热片或薄膜加热片；温度传感器813可为热电偶或热敏电阻。参见图8，在消融针冷冻时，高压氩气经过热交换器810内部进行热交换后，通过输气管803进入消融针尖801，高压气体在输气管803的前端产生节流效应，温度降低，低温气体再经过热交换器810的外部翅片通过热交换的方式给新进气体进行预冷处理，最终排放到空气中。测温热电偶802用于检测消融针尖端温度，真空隔热层804用于防止消融针杆结冰，冻伤通路正常组织。由于节流后的气体需经过热交换器810，受到一定的阻力，导致消融针尖801中的气体压力大于标准大气压(大于0.1mpa)。由于氩气的物理性质(如下表1)，氩气的沸点随压力的增大，温度升高。而消融针可达到的最低温度即为氩气的沸点温度，所以减小回气阻力可以使消融针达到更低的冷冻温度。降低气体供气压力进而减小气体流速，可以有效地减小回气阻力，进而降低消融针尖801中的压力。但是，供气气压减小需适量，如气压减少过多，会导致节流效果减弱，制冷效率下降，反而温度会上升。本实施例以消融针温度作为反馈信号，动态调整供气压力，以达到最优的供气压力，既保证节流效果，又减小回气阻力，使消融针维持更低的冷冻温度，增大冷冻范围，进而增大冷冻效率。表1氩气气压(mpa)氩气沸点(℃)0.1-185.9810.4-170.420.8-160.271-156.562-143.434-127.47参见图1和图13，控制板5包括pid控制器1301、并行通讯接口1302、串行通讯接口1303、cpu1304、存储器1305、dc-dc转换模块1306和光电耦合器1307。其中，cpu1304分别与并行通讯接口1302、串行通讯接口1303、存储器1305和光电耦合器1307电连接；pid控制器1301与光电耦合器1307电连接；dc-dc转换模块1306分别与pid控制器1301、并行通讯接口1302、串行通讯接口1303、cpu1304、存储器1305和光电耦合器1307电连接。在实际应用中，控制板5可通过并行通讯接口1302或/和串行通讯接口1303与主机3实现电连接；dc-dc转换模块1306作为电源使用，用于将dc-24v转换为dc-5v；存储器1305用于存储数据；光电耦合器1307用于实现pid控制器1301与cpu1304之间的电隔离；cpu1304用于实现对数据的运算处理。参见图3至图6，控制板5不仅控制继电器板6工作，而且还采集消融针8的温度信号、电加热组件811的温度信号、第一气压动态调节模组71的压力信号和流量信号、以及减压阀组72、第二气压动态调节模组73和增压泵及其阀组74的压力信号；继电器板6控制第一气压动态调节模组71、减压阀组72、第二气压动态调节模组73、增压泵及其阀组74中的电磁阀工作、以及实现电加热组件811的加热控制。本实施例系统可对冷冻温度及时间、升温温度及时间进行设定，并可对温度进行精准控制。时间控制依靠系统内部的定时器。温度控制如图7所示：系统在控制板中集成有pid控制器94，其作用在于用最短的时间将温度稳定在设定温度。气体输入后，通过一级电磁阀91控制气体通入量，在其后面具有大容量储气瓶，起平稳气体压力的作用，温度传感器93实时检测消融针温度，pid控制器中的模数转换器96进行温度数据采集，通过pid控制器中的脉宽调制器95进行脉宽设定，进而通过继电器调节一级电磁阀91通断占空比，调节气压(压力变送器92监测)，进而使消融针温度以最理想的时间、最小的温度超调量达到设定温度，并保持在设定温度直至手术结束。由于消融针是通过焦耳-汤姆逊原理工作的，因此要实现消融针温度的精准控制，首先需精准控制消融针的供气压力。控制气压的方法可以为电控调压器，但是由于压力惯性较大，响应慢，应用电控调压器调节会使气压波动较大，进而导致温度波动较大。本发明实施例是利用pid控制器调节供气电磁阀的通断占空比，并在其后面设置大容量储气瓶以平稳气体压力。pid控制器由比例单元p、积分单元i和微分单元d组成，比例单元p加快系统的响应速度，提高系统的调节精度，积分单元i调节系统稳态误差，微分单元d是改善系统的动态特性，三个参数相辅相成，最终达到最佳的控制效果，即温度的精准、快速控制。pid控制器参数是通过前期大量的实验，设定好的最优参数。例如医生手术前设定的温度为t，冷冻开始后，控制板中集成的pid控制器根据设定好的控制周期(控制周期过长会导致气压波动较大，进而温度波动较大；控制周期过短会导致电磁阀响应速度跟不上)，例如控制周期为5秒，系统每秒采集一次消融针的温度，将一个控制周期内温度的平均值反馈给pid控制器，pid控制器根据温度的变化，调节电磁阀的通断占空比，进而调整供气压力，最终实现温度达到目标温度t。在使用本实施例低温手术系统进行手术时，医生可根据肿瘤的大小和位置，设定消融针的温度和工作时间。系统可根据设定好的温度和时间自动进行冷冻，升温等操作。例如医生通过输入设备设定冷冻15分钟、温度-120℃；加热2分钟，温度10℃；确认后，系统的显示设备会显示该设定的工作曲线，系统开始自动工作，工作中的实时工作曲线也会在显示设备上进行显示，与设定的曲线有鲜明的对比，让医生可以直观的观察系统工作状态。本实施例低温手术系统具有精准温度控制功能：当冷冻开始后，氩气由系统进气口进入颗粒过滤器，滤除气体中的颗粒杂质，以防止对后面的电磁阀造成损害；氩气由颗粒过滤器进入油汽过滤器，进一步过滤气体中的油汽杂质，之后气体进入用于高压保护的安全阀，控制板通过一级压力变送器采集系统的进气压力，如果压力在安全范围内，将一级电磁阀打开，气体进入储气瓶；控制板通过二级压力变送器采集储气瓶的压力符合工作气压后，再开启二级电磁阀；根据消融针插入的通道，开启不同的三级电磁阀，氩气经水汽过滤器滤除气体中的水分之后，再流经气体流量计，输出到消融针，高压氩气在消融针尖端产生节流效应，产生低温，进而实现冷冻。控制板实时采集消融针的温度，当温度达到设定的-120℃后，控制板控制一级电磁阀的工作频率，进而控制进入储气瓶的进气量，降低气压。储气瓶具有一定的气体容积，可起到气体缓冲、平滑气压的作用。随着冷冻时间的增加，系统管路以及消融针的输气管路温度会下降，同时，消融针所带的负载也会变轻，维持-120℃的低温需要的工作压力会更低，系统会根据冷冻的时间，进一步降低一级电磁阀的工作频率，降低气体消耗量。在升温过程中，本实施例低温手术系统提供了三种不同的升温方式：1)应用氦气进行升温。氦气通过颗粒过滤器和油汽过滤器，滤除气体中的杂质；控制板通过压力变送器采集氦气的供气压力，系统判定压力正常后，控制板控制继电器板，进而通过加热接口控制消融针内部的电加热组件工作，为消融针的热交换器进行加热，同时，控制板通过继电器板控制一级电磁阀打开和对应通道的二级电磁阀。氦气通过单向阀后，作为升温气体进入消融针。气体通过输气部分后进入热交换器，电加热组件对气体进行加热，加热后的气体进入消融针的刀尖位置产生节流效应，温度进一步升高，最终可达到100℃左右的温度，在此温度下，蛋白质凝固，达到止血的效果。2)应用氩气进行升温(减压阀组气路)。当手术过程中，缺少氦气气源或由于外在原因导致氦气气源损坏、漏气而不能使用时，系统可选择氩气升温，控制板通过继电器板控制开启一级电磁阀，氩气进入单向阀，防止气体回流，氩气通过减压阀降低气体压力，压力变送器检测减压阀的输出压力，控制板检测减压阀的输出值为合适气压后，通过继电器板控制二级电磁阀打开和三级电磁阀打开，使低压氩气通入消融针连接的通道的升温气体入口，同时继电器板通过连接消融针的加热接口开启消融针内的电加热组件，低压氩气经过加热后，进入消融针的刀尖部分，由于气体压力低，所以不会产生明显的节流制冷效应，高温的低压氩气与消融针尖端消融区域进行热交换，使其周围温度升高，实现升温。3)应用空气进行升温(增压泵及其阀组气路)。如手术进行到升温拔刀阶段，系统氩气和氦气均用完，或者由其他原因造成的气源不能使用时，则会导致消融针无法从患者身体拔出，只能等待长时间通过人体本身的热量，慢慢升温，这会增加手术时间和风险。本实施例系统设计了利用空气进行升温，医生选择该升温方式后，继电器板控制增压泵开始工作，增压泵的气体输入口形成负压，吸入空气；吸入的空气经颗粒过滤器和油汽过滤器，过滤杂质，将空气输送到安全阀，控制板通过压力变送器检测气压达到可工作气压后，开启二级电磁阀和三级电磁阀，在三级电磁阀后端设有防止气体回流的单向阀，通过升温气体入口进入消融针，同时，继电器板通过加热接口控制电加热组件工作，电加热组件将空气加热后，进入消融针的刀尖部分，高温的空气与消融针周围进行热交换，使其周围温度升高，实现升温。传统的冷冻控制方法是整个冷冻过程均控制气体以恒定压力进行冷冻；冷冻初期，系统管路及消融针输气管路温度为较高，并且肿瘤温度为人体温，这导致冷冻初期消融针的负载较大，因此冷冻初期应以大功率的方式工作；但随着冷冻时间的增加，系统管路以及消融针的输气管路温度会下降，同时，消融针所带的负载也会变轻，则不需大功率的方式工作。本发明实施例在冷冻整个过程中，并不是一直以恒定气压供气，而是根据负载情况，适当减少供气气压，最终达到节气的目的，是一种高效、节能的冷冻控制方法。图9示出了使用本发明实施例低温手术系统进行冷冻消融手术的过程。冷冻开始后，系统首先以恒定的高压气体(氩气)进行冷冻，通过消融针前端的温度传感器判断消融针的温度是否达到了最低温度(例如30秒内温度不再下降)，如果没有到达，则继续以恒定高压气源工作，如果到达最低温度，则通过第一气压动态调节模组控制一级电磁阀的开启时间，进而控制氩气通入储气瓶的气体量，降低气压。设定系统每次动态调控时间为30秒，降低的气压为100psi，每次降低气压后，系统采集消融针内部的温度变化，如果消融针温度降低，则继续降低100psi气压，继续采集消融针内部的温度变化。如果消融针温度升高，则需增加200psi气压，增加相对较大气压的目的在于将温度迅速降低，因为温度升高，表示负载已经大于消融针当前的功率，应以大功率迅速将温度降低，然后再降低100psi气压，此时如温度保持恒定，则压力为最优供气压力，如果随着冷冻时间增加，冰球在增大，负载进一步增大，导致温度无法维持恒定，则按照上述方法，再次增加200psi气压，持续一个动态调控周期后再降低100psi气压，直至温度保持恒定。该控制方法中的动态调控部分，在一个冷冻周期中，会多次反复进行，直至使消融针维持在最低温度的低温稳态，才结束调控，直至冷冻消融手术结束。应用该冷冻控制方法，不仅可以大大减少气体使用量，而且还可以使消融针温度更低，增加冷冻范围。图10和图11分别为传统冷冻方式与本发明实施例冷冻方式的对比示意图。由于中国现有高压氩气气源为35mpa(约为5000psi)左右的40升钢质气瓶，气压较高，在使用时通常在气瓶接口处接有气体调压器，将气压降至3000psi供给系统。因此，必须在系统加以高压保护，保证患者以及操作者的安全。本发明实施例系统对于高压设计了多重保护，如图12所示。当系统出现压力过高时(通常是由于连接于气瓶上的气体调压器损坏，不能减压导致钢瓶内的高压气体直接供给系统)，系统界面提示系统压力过高，并且启动一级保护，通过第一气压动态调节模组控制一级电磁阀的开启时间，进而控制氩气通入储气瓶的气体量，降低气压，保证手术顺利完成，手术完成后再行维修。如果通过调节，系统压力仍然过高，系统的二级保护开启，关闭一级电磁阀，阻止气体流入；同时打开放气电磁阀，以放气的方式降低气压，停止手术。如果系统整体控制部分全部失效，系统还设置了不依靠系统控制的三级保护，机械的比例卸荷阀(安全阀)，当压力高到一定数值，其无需电控制，自动泄压，停止手术。本发明实施例提供的低温手术系统，通过第一气压动态调节模组，不仅能够实现对消融针的冷冻温度进行精确控制及预先设定冷冻温度，而且还能够实时监测输气通道气体的消耗量，并且动态调整供气压力，以达到最优的供气压力，既保证制冷效果，又减小回气阻力，使消融针维持更低的冷冻温度，增大冷冻范围，进而增大冷冻效率，降低气体使用量；通过第二气压动态调节模组实现氦气升温时，可将消融针升温到100℃以上，从而使蛋白质凝固，达到针道止血的效果；通过多重高压保护设计，有效地保证了患者以及操作者的安全；通过多级过滤装置，可充分将气体中的颗粒、油汽、水分等杂质过滤掉，有效地解决了消融针堵塞的问题。以上所述的具体实施例，对本发明的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，所应理解的是，以上所述仅为本发明的具体实施例而已，并不用于限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。当前第1页12