CS199443B1

CS199443B1 - Cryosurgical applicator

Info

Publication number: CS199443B1
Application number: CS343778A
Authority: CS
Inventors: Zdenek Malek; Ladislav Zobac
Original assignee: Zdenek Malek; Ladislav Zobac
Priority date: 1978-05-26
Filing date: 1978-05-26
Publication date: 1980-07-31

Description

Vynález se týká kryochirurgického aplikátoru. Dosavadní kryochirurgické aplikátory mají obvykle tvar dutého vélce, jehož válcová plocha je tepelně izolována obvykle vakuovou izolací a na jehož čelní (operační) stene je vyměnitelně nasazena operační koncovka. Koncovky mají prakticky vždy plochu povrchu určeného pro styk s tkáni podstatně větší, než je styčná plocha mezi koncovkou a čelní stěnou aplikátoru. V tepelném kontaktů s čelní stěnou je uvnitř aplikátoru zpravidla umístěn nejjednodušší tepelný výměník, tvořený hladkou nebo žebrovanou vnitřní dutinou aplikátoru. Kryogenní látka, obvykle kapalný dusík, se vstřikuje do dutiny aplikátoru z objemného zásobníku spojeného s aplikátorem systémem tepelně izolovaných ohebných hadic, Z aplikétoru ee chladivo odvádí výstupní trubičkou do okolní atmosféry.The invention relates to a cryosurgical applicator. Prior art cryosurgical applicators typically have a hollow-cylindrical shape, the cylindrical surface of which is thermally insulated, usually by vacuum insulation, and on whose face (operating) wall an operating end is replaceably mounted. The terminals have virtually always a surface area intended to come into contact with tissue substantially larger than the interface between the terminal and the end wall of the applicator. Typically, the simplest heat exchanger, consisting of a smooth or finned internal cavity of the applicator, is disposed within the applicator in the thermal contact with the front wall. The cryogenic substance, usually liquid nitrogen, is injected into the cavity of the applicator from a bulky container connected to the applicator by a system of thermally insulated flexible hoses. From the applicator, the refrigerant is discharged through the outlet tube into the atmosphere.

Nevýhody těchto jednoduchých výměníků spočívají v poměrně vysoké spotřebě kryogenní látky-chladiva-(řádově litry kapalného dusíku na jednu operaci) při malé účinnosti využití jeho chladicí schopnosti. V průběhu ochlazování aplikátoru má chladivo odcházející z aplikátoru teplotu blízkou bodu varu kryogenní kapaliny, zatímco aplikátor oteplovaný operovanou tkání má teplotu značně vyšší, takže se prakticky nevyužívá, vysoké chladicí schopnosti dusíkových par odpovídající rozdílu jeho hodnot entalpie mezi teplotou okolní tkáně a teplotou blízkou jeho bodu varu a tudíž ochlazování operované tkáně je pomalé a vede k nízké pravděpodobnosti nekrotizace buněk. Nízká ochlazovaeí účinnost a vysoká spotřeba chladivá má za následek nutnost použití vnějšího objemového zásobníku chladivá a tím i omezenou pohyblivost operačního nástroje spojeného se zásobníkem systémem hadic. Aby se zabránilo prodloužení doby ochlazování aplikátoru vlivem postupného pomalého prochlazování přívodů, užívá se u většiny systémů poměrně vysokého pracovního přetlaku v zásobníku, jehož hodnota se zpravidla pohybuje v rozmezí 0,5 až 0,8 MPa. Tento přetlak sice poněkud urychlí prochlazování, avšak v tenkostěnném systému evakuovaného tubusu aplikátoru představuje znační riziko pro pacienta i operatéra.The disadvantages of these simple exchangers are the relatively high consumption of cryogenic refrigerant (in the order of liters of liquid nitrogen per operation), while the efficiency of utilizing its cooling capacity is low. During cooling of the applicator, the refrigerant leaving the applicator has a temperature close to the boiling point of the cryogenic liquid, while the applicator warmed by the operating tissue has a temperature considerably higher, so that it is virtually unused, high nitrogen vapor cooling capacity corresponding to its enthalpy difference between ambient temperature and near boiling and therefore cooling of the operated tissue is slow and leads to a low probability of necrotizing cells. Low cooling efficiency and high coolant consumption results in the need for an external coolant tank and thus a limited mobility of the operating tool associated with the tank by the hose system. In order to avoid prolonging the cooling time of the applicator due to the gradual slow cooling of the feeds, a relatively high working overpressure in the reservoir is used in most systems, typically ranging from 0.5 to 0.8 MPa. While this overpressure will somewhat accelerate cooling, it presents a significant risk to both the patient and the surgeon in the thin-walled evacuated tube delivery system.

Vpředu uvedené nevýhody podstatně snižuje kryochirurgický aplikátor podle vynálezu, jehož podstata spočívá v tom, že v dutině aplikátoru je umístěn porézní tepelný výměník, jehož čelní stěna tvoří současné alespoň zčásti čelní stěnu aplikátoru vakuotěsně odděleného od tubusu oddělovací přepážkou, do niž jsou vakuotěsně uchyceny přívod chladivá do porézního výměníku a.vývod chladivá z odváděčího kanálu nebo kanálů umístěných mezi pláštěm porézního tepelného výměníku a pláštěm aplikátoru, přičemž plášť porézního tepelného výměníku je v tepelném kontaktu s pláštěm aplikátoru a je u čelní stěny opatřen spojovacími otvory nebo spojovacím kanálem propojujícími porézní výměník s oddělovacím kanálem nebo kanály.The foregoing drawbacks substantially reduce the cryosurgical applicator of the present invention, wherein a porous heat exchanger is located in the cavity of the applicator, the front wall of which at the same time forms at least partially the front wall of the applicator vacuum tightly separated from the tube by a partition. and a coolant outlet from the drain channel (s) located between the porous heat exchanger housing and the applicator housing, the porous heat exchanger housing being in thermal contact with the applicator housing and having connection apertures or a connecting duct connecting the porous heat exchanger to the separator at the front wall. channel or channels.

Dva příklady provedení aplikátorů podle vynélezu jsou déle popsény a jejich činnost vysvětlena pomocí výkresů, na nichž jsou aplikétory vyznačeny v řezu podélnou osou.Two exemplary embodiments of applicators according to the invention are described in more detail below and their operation is explained by means of the drawings in which the applicators are marked in cross-section through the longitudinal axis.

Podle obr. 1 a 2 kryogennl kapalina-chladivo-ze zásobníku neznázorněného na výkrese vstupuje přívodem X chladivá do porézního tepelného výměníku 2 válcového tvaru, tvořeného například systémem paralelních měděných rovinných sítek, které jsou v dobrém tepelném kontaktu s válcovou plochou pláště 2 porézního tepelného výměníku 2, jehož čelní stěna 12 je současně čelní stěnou aplikátoru, na níž je vyměnitelně nasazena, například na závit na axiálním výstupku 14. operační koncovka 13. Čelní stěna 12 je lapovéna . za účelem dosažení tepelného kontaktu s vyměnitelnou operační koncovkou 13. Plášť J porézního tepelného výměníku 2 je u čelní stěny 12 opatřen řadou spojovacích otvorů £ (obr. 1) nebo spojovacím kanálem 4 (obr. 2) vyplněným tepelně vodivým porézním materiálem. Odváděči kanál 2 chladivá je vytvořen mezi pláštěm 2 porézního tepelného výměníku 2 a pláštěm 2 aplikátoru koaxiálním prostorem (obr. 1) nebo jedním či několika šroubovicovými kanály, které jsou vzájemně odděleny šroubovicovými přepážkami 2 a které jsou součásti pláště 2 porézního tepelného výměníku 2 a po nasunutí pláště 6. aplikátoru jsou s ním v tepelném kontaktu (obr. 2). Oteplený plyn odchází z odvádecího kanálu nebo kanálů 2 vývodem 8 uchyceným v oddělovací přepážce 2 z tepelného izolantu vzduchotěsně oddělující kryochirurgický aplikátor od prostoru 10 tubusu 11, jímž jsou vedeny přívod X chladivá, vývod 8 chladivá a elektrické přívody 19. Dno 15 porézního tepelného výměníku 2 není v jiném tepelném kontaktu s oddělovací přepážkou 2 než prostřednictvím přívodu X chladivá a spojky 16 tubusu χχ. Spojka 16 tubusu 11 může být zhotovena z materiálu s nízkou tepelnou vodivostí, případně může být pokračováním tenkostěnného tubusu XX, který je spojen va- 3 199443 kuotěsně tvrdými spoji 20 s oddělovací přepážkou £. Pod spojkou 16 aplikátoru je umístěn izolační prstenec 21, doplněný izolační vložkou 22. čímž se zvýši tepelný odpor mezi pláštěm £ aplikátoru a tubusem 11 omezení® vlivu konvekce. Uvnitř odváděcího kanálu £, například na plášti £ porézního tepelného výměníku 2 je umístěn elektrický teploměr 12 a systém elektrických topných elementů 18, které jsou v přímém tepelném kontaktu s pláštěm £ výměníku 2 a nebo pláštěm £ aplikátoru. Jejích elektrické přívody 12 jsou vyvedeny vývodem £. U provedení podle obr. 1 je plášť £ porézního tepelného výměníku 2 v Částí 23 zúžen pro tepelné ukotvení spojů mezi elektrickým teploměrem 12, elektrickými topnými elementy 18 a jejich elektrickými přívody 12, které jsou vyvedeny z odváděcího kanálu -£ systémem otvorů 21 y obvodové části 25 pláště £ výměníku 2 do vývodu £, kudy taká proudí zpět chladivo.Referring to FIGS. 1 and 2, cryogenic liquid-refrigerant from a reservoir not shown in the drawing enters a porous heat exchanger 2 of cylindrical shape formed by a coolant inlet X formed, for example, by a system of parallel copper flat screens which are in good thermal contact with the cylindrical surface of 2, the front wall 12 of which is at the same time the front wall of the applicator on which it is replaceably mounted, for example on the thread on the axial projection 14. the operating end 13. The front wall 12 is lapped. The casing J of the porous heat exchanger 2 is provided at the end wall 12 with a series of connecting openings 6 (FIG. 1) or a connecting channel 4 (FIG. 2) filled with a thermally conductive porous material. The refrigerant evacuation channel 2 is formed between the shell 2 of the porous heat exchanger 2 and the applicator shell 2 by a coaxial space (Fig. 1) or by one or more helical channels separated from each other by helical baffles 2 and forming part of the shell 2 of the porous heat exchanger 2. the slots of the applicator housing 6 are in thermal contact with it (Fig. 2). The heated gas exits from the exhaust duct or ducts 2 through an outlet 8 mounted in the separating partition 2 from the thermal insulator airtightly separating the cryosurgical applicator from the space 10 of the tube 11 through which the refrigerant inlet X, the refrigerant outlet 8 and the electrical inlets 19 are led. it is not in any other thermal contact with the separating partition 2 than through the coolant inlet X and the coupling 16 of the tube χχ. The coupling 16 of the tube 11 can be made of a material with low thermal conductivity, or it can be a continuation of the thin-walled tube XX, which is connected to the separating baffle 20 by means of hinged-hard joints 20. Underneath the applicator connector 16 is an insulating ring 21, complemented by an insulating insert 22, thereby increasing the thermal resistance between the applicator housing 6 and the convection limitation tube 11. An internal thermometer 12 and a system of electrical heating elements 18, which are in direct thermal contact with the shell 6 of the exchanger 2 or the shell 6 of the applicator, are located inside the drain channel 6, for example on the shell 6 of the porous heat exchanger 2. Their electrical connections 12 are led through a terminal 8. In the embodiment of FIG. 1, the casing 6 of the porous heat exchanger 2 in the part 23 is tapered to heat anchor the connections between the electric thermometer 12, the electric heating elements 18 and their electrical connections 12 which are led out 25 of the shell 4 of the exchanger 2 to the outlet 6, where the refrigerant flows back as well.

Plášť £ a čelní stěna 12 porézního výměníku 2» porézní tepelný výměník 2» připadne i plášť £ aplikátoru jsou zhotoveny z dobrého tepelného vodiče, například ze stříbra, pozlaceného stříbra nebo mědi. Tubus 11 aplikátoru oddělovací přepážka 2, přívod 1 a vývod £ chladivá jsou z tepelného izolantu, například z korozivzdorné oceli, izolační prstence 21 a izolační vložka 22 z velmi dobrého tepelného izolantu, například pěnového polystyrénu nebo teflonu.The shell 8 and the face 12 of the porous exchanger 2, the porous heat exchanger 2, and the shell 8 of the applicator are also made of a good heat conductor, for example silver, gold-plated silver or copper. The applicator tube 11 of the separating partition 2, the inlet 1 and the coolant outlet 6 are of a thermal insulator, for example of stainless steel, an insulating ring 21 and an insulating insert 22 of a very good thermal insulator, for example of expanded polystyrene or teflon.

Porézní tepelní výměník 2, připadne spojovací kanál £ jaou vytvořeny z kovových tepelně vodivých sítek z měděných nebo stříbrných drátků, kde průměr drátku a rozměr oka se pohybují v rozmezí od 0,05 mm do 0,2 mm při jejich vzájemném poměru blízkém jedné, přičemž síťky jsou tepelne spojeny s pláštěm £ výměníku 2, neb® ze sintrovaného kovu, například stříbro nebo měď ve výchozí formě drátků délky 0,5 až 10 mm a tloušťky od 0,05 do 0,3 mm nebo zrnek středního průměru od 0,1 do 0,5 mm. Nejlepších výsledků se dosahuje vsintrováním tohoto materiálu do pláště £ výměníku 2» případně i do spojovacího kanálu 4·The porous heat exchanger 2, the connecting channel 6, is formed of metal thermally conductive screens of copper or silver wires, wherein the wire diameter and the mesh size range from 0.05 mm to 0.2 mm at a ratio close to one, the meshes are thermally bonded to the casing 6 of the heat exchanger 2 or sintered metal, for example silver or copper in the form of wires of 0.5 to 10 mm in length and 0.05 to 0.3 mm in thickness or of average diameter grains of 0.1 up to 0.5 mm. The best results are obtained by sintering this material into the casing 6 of the exchanger 2 and possibly into the connecting channel 4.

Z výsledků zkoušek získaných laboratorně na obou uvedených provedeních bylo při přetlaku kapalného dusíku 0,02 MPa vstupujícího do výměníku 2 při ponoření aplikátoru do vaječného bílku o teplotě 37 °C reprodukovatelně dosahováno ochlazování aplikátoru na teplotu -180 °C za dobu 8 až 15 sekund. Přitom v prvních 100 sekundách od počátku cirkulace kapalného duaíkn v aplikátoru narůstal průměr ledového útvaru v bílku u aplikátoru s rychlostí 0,15 až 0,25 mm/s.From the laboratory test results of the two embodiments, cooling of the applicator to -180 ° C for 8 to 15 seconds was reproducibly achieved at an overpressure of liquid nitrogen of 0.02 MPa entering exchanger 2 when the applicator was immersed in egg white at 37 ° C. In the first 100 seconds from the beginning of the circulation of liquid duaine in the applicator, the diameter of the ice formation in the egg white of the applicator increased at a rate of 0.15 to 0.25 mm / s.

Claims

Object of the invention

A cylindrical cryosurgical applicator interchangeably mounted on a tube through which a coolant inlet and outlet, a thermometer and heating element inlets are conveyed, characterized in that a porous heat exchanger (2) is formed in the cavity of the applicator, the front wall (12) of which forms at the same time, at least partially, the face of the applicator vacuum-tightly separated from the tube (11) by a partition (9) into which the coolant inlet (1) to the porous exchanger (2) and the coolant outlet (8) from the drain channel (s) (5) positioned between the shell (3) of the porous heat exchanger (2) and the shell (6) of the applicator, the shell (3) of the porous heat exchanger (2) being in thermal contact with the shell (6) of the applicator and at the end wall. 12) provided with connection openings or a connection channel (4) connecting the porous exchanger (2) to the separation channel or channels (5);

2. Cryosurgical applicator according to claim 1, characterized in that the porous heat exchanger (2) is formed by a column of parallel planar perpendicular to the axis of the applicator oriented sieves.

Cryosurgical applicator according to Claims 1 and 2, characterized in that the meshes of the porous heat exchanger (2) are connected by an external circuit, for example, by soldering to the shell (3) of the porous exchanger.

Cryosurgical applicator according to Claims 1 to 3, characterized in that the wire diameter of the porous heat exchanger sieves (2) and the linear mesh size are within the range of 0.05 to 0.2 mm relative to the wire diameter and mesh size close to one.

Cryosurgical applicator according to claim 1, characterized in that the porous heat exchanger (2) is made of sintered metal with a high thermal conductivity in the region of low temperatures, for example silver or copper, in the form of wires of 0.5 to 10 mm length and 0 thickness. , 05 to 0.3 mm or medium size grains of 0.1 to 0.5 mm.

Cryosurgical applicator according to Claims 1 to 5, characterized in that the drain channel (5) is formed by a coaxial space between the shell (3) of the porous heat exchanger (2) and the shell (6) of the applicator which are in thermal contact with each other. ·

Cryosurgical applicator according to Claims 1 to 5, characterized in that the drain channel (s) (5) are formed by a helical baffle or baffles in thermal contact with the shell (3) of the porous heat exchanger (2) and the shell (6) of the applicator.

Cryosurgical applicator according to Claims 1 to 7, characterized in that the heating elements (18) and the electric thermometer (17) thermally connected to the shell (3) of the exchanger (2) or the shell (6) of the applicator are embedded in a drain channel or channels. (5).

Cryosurgical applicator according to Claims 1 to 8, characterized in that the porous heat exchanger (2), the applicator housing (6) and the helical partition (s) (7) are made of a material with high thermal conductivity in the low temperature region, e.g. silver or copper.

10. Cryosurgical applicator according to claims 1 to 9, characterized in that the surface is gold-plated.