感生电场测量方法、测量系统及计算机设备与流程

本申请涉及医疗器械技术领域，尤其涉及一种感生电场测量方法、测量系统及计算机设备。

背景技术：

植入式医疗仪器种类很多，如心脏起搏器和除颤器、植入式神经刺激器、植入式肌肉刺激器等。这些医疗器械通过给身体组织施加一定的电脉冲，从而达到治疗、减轻患者疾病的目的。

随着技术的进步，核磁扫描设备越来越成为一种常规的检测手段。例如，对于接受脑深部刺激术(deep brain stimulation，DBS)治疗方案治疗的帕金森患者而言，术后程控参数通常需要参考电极的位置。因此，对接受DBS治疗的帕金森患者进行术后扫描核磁是非常必要的。另外，即使不用于该疾病的检查，安装有植入式医疗仪器的患者，在进行其他病症检查时，也会用到核磁扫描。由于核磁扫描过程中会有变化的磁场，对于使用植入式医疗仪器的患者，变化的磁场会引起医疗器械金属部位温度的升高，以及感应出感生电压。该温升和感生电压加载患者组织上，可能会对患者的组织造成一定的损伤。因此，对于安装有植入式医疗仪器的患者来说，核磁扫描会产生一种潜在的危险。为了评估温度升高的危险，美国材料与试验协会(ASTM)提供了体模模型标准用于模拟人体。可以将植入式医疗仪器植入所述体模，并对该体模进行核磁扫描。然后，通过体模模拟医疗器械扫描核磁测量温升，从而预判核磁扫描由温度升高带来的风险。然而，由于核磁室内的高磁场环境，电压的测量设备无法正常工作，受限于射频磁场的耦合特性，测量容易受到干扰。

技术实现要素：

基于此，有必要针对上述技术问题，提供一种感生电场测量方法、测量系统及计算机设备，以便于准确评估核磁扫描对使用植入式医疗仪器的患者的潜在风险。

一种感生电场的测量方法，用于测量医疗仪器在交变磁场中产生的感生电场，所述医疗仪器包括导体部件、以及与所述导体部件连接的输出端，所述测量方法包括以下步骤：

S10，对所述医疗仪器施加交变磁场；

S20，获取所述交变磁场的射频脉冲包络，所述射频脉冲包络与所述交变磁场中产生的感生电场包络相同；

S30，通过所述输出端的温升变化计算所述交变磁场中产生的感生电场功率；

S40，根据所述感生电场包络和所述感生电场功率，获得所述感生电场。

在一个实施例中，所述S10，对所述医疗仪器施加交变磁场的步骤包括：

将所述医疗仪器置于体模中；

采用核磁扫描设备对所述医疗仪器施加交变磁场。

在一个实施例中，所述S20，获取所述交变磁场的射频脉冲包络的步骤具体为：

解码所述核磁扫描设备的射频磁场序列，从而获得所述交变磁场产生的射频脉冲包络。

在一个实施例中，所述S20，获取所述交变磁场的射频脉冲包络的步骤具体为：

提供同轴线缆和示波器，并使得所述输出端、所述同轴线缆和所述示波器电连接；

通过所述示波器测量得到所述核磁扫描设备的射频磁场序列。

在一个实施例中，所述S30，通过所述输出端的温升变化计算所述交变磁场中产生的感生电场功率的步骤具体为：

S310，获取所述输出端的温度增量，所述温度增量为所述输出端在所述交变磁场中达到稳定状态时的温度与所述医疗仪器未处于所述交变磁场中时的温度的差值；

S320，将所述温度增量带入感生电场功率与温升关系模型，计算所述交变磁场中产生的感生电场功率。

在一个实施例中，所述感生电场功率与温升关系模型满足：

其中，T代表t时刻温度，单位℃；Tb代表血流温度，单位℃；b代表和血流相关的恒定值，在体模中值为0；Cp代表比热容，单位J/kg·℃；代表空间梯度；K代表常数；

SAR代表比吸收率；ρ代表密度，单位kg/m³；σ代表体模组织电导率，单位S/m；E代表弦波形式的感生电场峰值，单位V/m。

在一个实施例中，根据功率转换公式得出实际射频包络形态的感生电场幅值，所述功率转换公式满足：

其中，E代表弦波形式的感生电场峰值，Ereal代表实际射频包络形态的感生电场幅值。

一种感生电场测量系统，用于测量医疗仪器在交变磁场中产生的感生电场，所述医疗仪器包括导体部件、以及与所述导体部件连接的输出端，还包括：

交变磁场产生装置，与所述医疗仪器连接，用于产生交变磁场；

感生电场包络检测装置，与所述交变磁场产生装置连接，用于解码所述交变磁场产生装置产生的射频脉冲包络，所述射频脉冲包络与所述交变磁场产生的感生电场包络相同；

感生电场功率检测装置，与所述医疗仪器连接，用以通过所述输出端的温升变化计算所述交变磁场中产生的感生电场功率；以及

感生电场合成装置，与所述感生电场包络检测装置和所述感生电场功率检测装置连接，用以根据所述感生电场包络和所述感生电场功率，获得所述感生电场。

在一个实施例中，所述感生电场功率检测装置包括：

温度测量装置，与所述医疗仪器连接，用以获取所述输出端的温度增量，所述温度增量为所述输出端在所述交变磁场中达到稳定状态时的温度与所述医疗仪器未处于所述交变磁场中时的温度的差值；

模拟计算装置，与所述温度测量装置连接，用以将所述温度增量带入感生电场功率与温升关系模型，计算所述感生电场的感生电场功率。

在一个实施例中，所述温度测量装置包括光纤测温仪、以及与所述光纤测温仪连接的温度显示器，所述光纤测温仪通过光纤测量所述输出端的温度，所述温度显示器用于显示所述光纤测温仪的测量结果。

在一个实施例中，所述感生电场测量系统还包括：

同轴线缆和示波器，所述示波器通过所述同轴线缆与所述导体部件连接的输出端电连接，通过所述示波器扫描获取所述感生电场包络。

一种计算机设备，包括存储器、处理器及存储在存储器上并可在处理器上运行的计算机程序，所述处理器执行所述计算机程序时实现所述感生电场的测量方法的步骤。

一种计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时实现所述感生电场的测量方法的步骤。

本发明提供的感生电场测量方法、测量系统及计算机设备，通过对所述医疗仪器施加交变磁场。获取所述交变磁场的射频脉冲包络。所述射频脉冲包络与所述交变磁场产生的感生电场的感生电场包络相同。通过所述输出端的温升变化计算所述感生电场的感生电场功率。根据所述感生电场包络和所述感生电场功率，获得所述感生电场。所述测量方法能够准确的评估所述医疗仪器的感生电场。所述测量方法避免了采用电场测量装置通过电缆测量感生电场带来的误差，具有较高的准确性。所述测量方法测试得到所述感生电场之后可以通过重建的方式对所述感生电场的潜在风险评估。

附图说明

图1为本申请一个实施例中，所述感生电场的测量方法的流程图；

图2为本申请一个实施例中，所述感生电场的测量方法的应用环境示意图；

图3为本申请一个实施例中，所述感生电场测量系统的结构示意图；

图4为本申请一个实施例中，所述感生电场测量系统中所述温度测量装置测量输出端温度的示意图；

图5a为根据核磁扫描设备的射频扫描序列获得的交变磁场的射频脉冲包络图；

图5b为所述感生电场包络检测装置获得的所述感生电场包络图；

图5c为根据核磁扫描设备的射频扫描序列获得的周期性射频脉冲信号；

图6为本申请一个实施例中，所述温度测量装置获得的温度所时间的变化曲线；

图7为本申请一个实施例中，所述计算机设备的结构示意图。

附图标号说明：

感生电场测量系统 10

交变磁场产生装置 11

感生电场包络检测装置 12

感生电场功率检测装置 13

感生电场合成装置 14

计算机 20

存储器 21

处理器 22

计算机程序 23

体模 110

医疗仪器 120

脉冲发生器 122

导体部件 124

输出端 126

温度测量装置 130

模拟计算装置 131

光纤测温仪 132

温度显示器 134

具体实施方式

为了使本申请的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例对本申请的感生电场测量方法、测量系统及计算机设备进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅用以解释本申请，并不用于限定本申请。

请参阅图1至图4，提供一种感生电场的测量方法，用于测量医疗仪器120在交变磁场中产生的感生电场，所述医疗仪器120包括导体部件124、以及与所述导体部件124连接的输出端126，所述测量方法包括以下步骤：

S10，对所述医疗仪器120施加交变磁场。

所述医疗仪器120的种类很多，如心脏起搏器和除颤器、植入式神经刺激器、植入式肌肉刺激器等。这些医疗仪器通过给身体组织施加一定的电脉冲，从而达到治疗、减轻患者疾病的目的。所述医疗仪器120可以是各种植入人体的医疗仪器，包括且不限于心脏起搏器和除颤器、植入式神经刺激器、以及植入式肌肉刺激器。通过所述交变磁场产生装置11施加所述交变磁场。所述交变磁场可以是由核磁扫描设备进行核磁扫描时产生的交变磁场。

S20，获取所述交变磁场的射频脉冲包络，所述射频脉冲包络与所述交变磁场产生的感生电场的感生电场包络相同。

可以采用核磁扫描设备对所述医疗仪器施加交变磁场。通过改变所述核磁扫描设备的射频磁场序列向所述医疗仪器输入不同的交变磁场。比如，所述核磁扫描设备的射频磁场序列可以是功能磁共振序列(fMRI)。所述交变磁场产生的所述射频脉冲包络与所述感生电场的感生电场包络相同。

S30，通过所述输出端的温升变化计算所述感生电场的感生电场功率。

上述得出所述感生电场包络，感生电场的包络确定以后还需要得出所述感生电场的幅值。比如，可以设置感生电场功率检测装置计算其幅值。结合散热模型和感生电场功率检测装置，以获得感生电场功率。

S40，根据所述感生电场包络和所述感生电场功率，获得所述感生电场。

结合功率等效原理，将所述感生电场包络和所述感生电场幅功率相组合，得出实际所述感生电场幅值。由于，感生电场包括感生电场幅值的大小及感生电场的方向。通过感生电场包络和感生电场功率再结合软件测试和模拟计算可以得出所述交变磁场产生的所述感生电场。可以理解，在一个固定的系统下(比如，起搏器摆放方式相同，体模参数也相同)，所述感生电场的幅值正比于所述交变磁场产生的射频脉冲幅值。所述核磁扫描设备，受限于硬件功率等参数，射频磁场脉冲最高幅值为13.5uT。

比如，将所述核磁扫描设备设置为功能磁共振(fMRI)序列。以所述功能磁共振序列来研究脑活动、脑网络。本申请一个实施例中，所述功能磁共振序列为例进行测试和验证。

本发明提供的感生电场的测量方法，通过对所述医疗仪器120施加交变磁场。获取所述交变磁场的射频脉冲包络。所述射频脉冲包络与所述交变磁场产生的感生电场包络相同。通过所述输出端的温升变化计算所述感生电场的感生电场功率。根据所述感生电场包络和所述感生电场功率，获得所述感生电场。所述测量方法能够准确的评估所述交变磁场产生的感生电场。所述测量方法避免了采用电场测量装置连接电缆直接测量感生电场带来的误差，具有较高的准确性。所述测量方法测试得到所述感生电场之后可以通过重建的方式对所述感生电场的潜在风险评估。

在一个实施例中，所述S30，通过所述输出端的温升变化计算所述交变磁场中产生的感生电场功率的步骤具体为：

S310，获取所述输出端的温度增量。所述温度增量为所述输出端在所述交变磁场中达到稳定状态时的温度与所述医疗仪器未处于所述交变磁场中时的温度的差值。

具体的，可以设置温度测量装置130，用于测量所述医疗仪器120处于交变磁场中时，所述输出端的温度增量。所述温度增量可以是施加所述交变磁场时所述输出端的温度变化量减去当前环境的温度变化量得出的数值。所述输出端126在所述交变磁场作用下，会升温到稳定状态。所述稳定状态时所述输出端126的温度与所述常温温度的差值定义为所述温度增量。

S320，将所述温度增量带入感生电场功率与温升关系模型，计算所述交变磁场中产生的感生电场功率。

可以理解，可以采用数值计算的方法计算所述感生电场功率与温升关系模型。在一个实施例中，将等尺寸体模放入16-rung的鸟笼线圈中。添加128MHz的射频电场，得到多组体模的温升与感生电场的对应关系值。通过多组体模的温升与感生电场的对应关系值，再结合散热模型，即可得出所述感生电场功率与温升关系模型：

其中，T代表t时刻温度，单位℃；Tb代表血流温度，单位℃；b代表和血流相关的恒定值，在体模中值为0；Cp代表比热容，单位J/kg·℃；代表空间梯度；K代表常数。SAR代表比吸收率；ρ代表密度，单位kg/m³；σ代表体模组织电导率，单位S/m；E代表弦波形式的感生电场峰值，单位V/m。

根据功率相等，可以通过计算得到的所述感应电场功率进一步计算得出实际射频包络形态的感生电场幅值。即，结合功率转换公式，得出所述感生电场幅值。所述功率转换公式满足：

其中，E代表弦波形式的感生电场峰值，E²为感生电场的功率等效值，Ereal代表实际射频包络形态的感生电场幅值。

本实施例中，采用具体的所述感生电场功率与温升关系模型和所述功率转换公式，得出实际射频包络形态的感生电场幅值。在之后的应用中，可以直接将所述温度增量带入所述感生电场功率与温升关系模型和所述功率转换公式，即可得出所述医疗仪器收到的感生电场幅值。所述感生电场功率与温升关系模型和所述功率转换公式使得所述测量方法在应用时更加简单，应用更加广泛，而且使得所述测量方法需要获取的参数更少。

请参阅图2，提供了在一个实施例中，将所述医疗仪器120设置于体模110中。比如，所述医疗仪器120是植入式神经刺激器。所述交变磁场是由核磁共振扫描仪产生的在进行核磁扫描时产生的超强交变磁场。如图2所示，将所述植入式神经刺激器放入处于扫描室的所述体模110中。所述植入式神经刺激器具有输出端，所述输出端会产热刺激所述体模110中的对应位置。

具体地，所述交变磁场产生装置11可以是核磁共振扫描仪。通过设置不同的所述核磁共振扫描仪的射频脉冲序列可以提供不同的所述交变磁场。将所述体模110放置在所述核磁共振扫描仪的扫描室内，所述核磁共振扫描仪开启扫描功能时，所述医疗仪器120便会处在交变的磁场中。所述体模110在所述扫描室内，所述交变磁场施加一定时间后，所述医疗仪器120的输出端126的温度会达到一个稳定值。所述温度的稳定值与所述输出端在未产生感生电压时的常温温度的差值就是所述温度增量。可以通过所述温度测量装置130来测量所述温度增量。具体地，可以通过光纤测温的方法来测量所述输出端126的温度。由于光纤不会受到交变磁场的影响，从而测量的所述输出端的温度比较准确。

请参阅图3，所述医疗仪器120包括脉冲发生器122、导体部件124以及输出端126。所述导体部件124与所述脉冲发生器122和所述输出端126连接。所述脉冲发生器122发出的脉冲信号通过所述导体部件124传到所述输出端126并通过所述输出端126施加于人体。所述医疗仪器120可以植入在体模110中。在所述体模110中具有类似人体组织的环境，从而可以模拟人体的体内植入环境。所述体模110可以放置在核磁共振扫描仪的扫描室内，当开启扫描时，所述体模110处于交变磁场中。所述在所述体模110中。所述医疗仪器120在所述交变磁场中时，感生电场产生感生电流，从而引起所述输出端126的温度升高。所述输出端126可以是多个金属电极。在一个实施例中，当所述医疗仪器120为脑起搏器时，所述输出端126为两个带有金属触点的电极。

所述温度测量装置130用于测量所述输出端126的温度。所述温度测量装置130不限，可以是不受交变磁场影响的各种测温装置。在一个实施例中，所述温度测量装置130包括光纤测温仪132、以及与所述光纤测温仪132连接的温度显示器134。所述光纤测温仪132通过光纤136测量所述输出端126的温度。所述温度显示器134用于显示所述光纤测温仪132的测量结果。通过所述光纤测温仪132来测量所述输出端126的温度，由于光纤136不会受到所述交变磁场的影响，从而准确得到测温结果。具体地，所述体模110在放入所述核磁共振扫描仪的扫描腔后，所述核磁共振扫描仪将会对所述体模110进行扫描，从而给所述体模110施加交变磁场。在所述交变磁场中，所述医疗仪器120中的金属部分会产生感生电场。在所述感生电场的作用下，所述输出端126会有电磁场引起的发热，从而会引起所述输出端126升温。所述光纤测温仪132通过所述光纤132可以感测到所述输出端126的温度。所述输出端126在没有施加所述交变磁场时的温度为常温温度。所述输出端126在所述交变磁场作用下，会升温到稳定状态。所述稳定状态时所述输出端126的温度与所述常温温度的差值定义为所述温度增量。所述光纤测温仪132可以测得所述温度增量，并且在所述温度显示器134中显示出来。可以理解，所述交变磁场可以通过核磁共振扫描仪提供。比如，当所述体模110进入所述核磁共振扫描仪的扫描腔内时，若开启所述核磁共振扫描仪的扫描功能，所述体模110就会处在交变磁场中。当关闭所述核磁共振扫描仪的扫描功能时，所述体模110就处于未施加交变磁场的状态，从而所述医疗仪器120就未处于交变磁场中。

在一个实施例中，所述S10，对所述医疗仪器施加交变磁场的步骤包括：

将所述医疗仪器置于所述体模中。采用核磁扫描设备对所述医疗仪器施加交变磁场。具体的，可以通过改变所述核磁扫描设备的射频磁场序列向所述医疗仪器输入不同的交变磁场。

在一个实施例中，所述S20，获取所述交变磁场的射频脉冲包络的步骤具体为：

解码所述核磁扫描设备的射频磁场序列，从而获得所述交变磁场产生的射频脉冲包络。

比如，可以直接解码所述核磁扫描设备的射频磁场序列手册，导出射频磁场的包络参数。从所述核磁扫描设备的射频磁场序列手册中可以得到射频脉冲包络曲线。对于BOLD序列的设计可以得到其所用的激发电场形态。根据法拉第电磁感应定律可知，感生电场的包络形态与激发电场的包络形态相同。

在一个实施例中，所述S20，获取所述交变磁场的射频脉冲包络的步骤具体为：提供同轴线缆和示波器，并使得所述输出端、所述同轴线缆和所述示波器电连接。在施加交变磁场的情况下，通过所述示波器扫描得到所述核磁扫描设备的射频磁场序列。

比如，可以设置将所述医疗仪器置于所述体模110中。提供核磁扫描设备，并设定所述核磁扫描设备的射频磁场序列，对所述医疗仪器施加交变磁场。将所述导体部件连接的输出端通过同轴线缆与核磁室外的示波器连接。通过所述示波器扫描得到所述核磁扫描设备的射频磁场序列。可以理解，随着科技的发展，获取所述核磁扫描设备的射频磁场序列的方法可以不限于以上两种。

请参阅图4，提供一种感生电场测量系统10，用于测量所述医疗仪器120在交变磁场中产生的感生电场。所述医疗仪器120包括导体部件124、以及与所述导体部件124连接的输出端126。所述感生电场测量系统10还包括：交变磁场产生装置11、感生电场包络检测装置12、感生电场功率检测装置13和感生电场合成装置14。

所述交变磁场产生装置11向所述医疗仪器产生交变磁场。

所述感生电场包络检测装置12，与所述交变磁场产生装置11连接，用于解码所述交变磁场产生装置11产生的射频脉冲包络。交变磁场产生的所述射频脉冲包络与所述医疗仪器120受到感生电场包络相同。

所述感生电场功率检测装置13，与所述医疗仪器120连接，用以获得感生电场功率。

所述感生电场合成装置14，与所述感生电场包络检测装置12和所述感生电场功率检测装置13连接，用以合成所述医疗仪器120受到的感生电场。

在一个实施例中，所述感生电场功率检测装置130包括：温度测量装置130和模拟计算装置131。

所述温度测量装置130，与所述医疗仪器120连接，用以测量所述医疗仪器120处于交变磁场中时，所述输出端126的温度增量，所述温度增量为减去环境温度。

所述模拟计算装置131，与所述温度测量装置130连接，用以将所述温度增量带入感生电场功率与温升关系模型，并结合功率转换公式，得出所述医疗仪器120受到的感生电场幅值。

在一个实施例中，所述温度测量装置130包括光纤测温仪132、以及与所述光纤维测温器132连接的温度显示器134。所述光纤测温仪132通过光纤测量所述输出端的温度。所述温度显示器134用于显示所述光纤测温仪132的测量结果。

在一个实施例中，所述感生电场测量系统10还包括：同轴线缆和示波器，所述示波器通过所述同轴线缆与所述导体部件连接的输出端电连接，通过所述示波器扫描得到所述感生电场包络。

请参阅图5和图6，在一个实施例中，将所述核磁扫描设备设置为功能磁共振(fMRI)序列。以所述功能磁共振序列来研究脑活动、脑网络。本申请实施例中所用核磁扫描设备型号为Philips Achieva 3.0T，32通道头线圈。采用的所述功能磁共振序列主要参数如下：TR＝2000ms，TE＝30ms，Flip Angle＝90°，SAR<0.6W/kg，FOV＝230x230mm，B1+rms＝1.1uT，slice thickness＝3.5mm，slice gap＝0.5mm，slices＝37，总体扫描时间为12分钟。图5a为根据核磁扫描设备的射频磁场序列获得的交变磁场的射频脉冲包络图。图5b为所述感生电场包络检测装置获得的所述感生电场包络图。图5c为根据核磁扫描设备的射频磁场序列获得的所述周期性射频脉冲信号。由图5可以看出所述交变磁场产生的所述射频脉冲包络与所述感生电场的感生电场包络相同。

对于温升测量方法并不做具体的限定，可以是ASTM提供的标准方法。用有机玻璃的体模模拟人体，注入体模(1.32g/L的氯化钠以及10g/L的凝胶的混合物)。所述体模用于模拟人体的电学特定以及热传导特性。温度测量可以采用光纤传感器，精度可以达到0.1℃。将脑起搏器系统布置在体模溶液中，模拟在人体中的布置情况，测量产生的温升。对于所采用的fMRI序列，经过约6分钟的测量，温升达到平衡的状态。图6中的四条曲线分别代表脑起搏器外壳、参考的环境温度、左电极测试温度和右电极测试温度。图6为本申请一个实施例中，所述温度测量装置130获得的温度所时间的变化曲线。

可以理解，可以采用数值计算的方法计算所述感生电场功率与温升关系模型。在一个实施例中，将等尺寸体模放入16-rung的鸟笼线圈中。添加128MHz的射频电场，得到多组体模的温升与感生电场的对应关系值。通过多组体模的温升与感生电场的对应关系值，再结合散热模型，即可得出所述感生电场功率与温升关系模型：

其中，T代表t时刻温度，单位℃；Tb代表血流温度，单位℃；b代表和血流相关的恒定值，在体模中值为0；Cp代表比热容，单位J/kg·℃；代表空间梯度；K代表常数。SAR代表比吸收率；ρ代表密度，单位kg/m³；σ代表体模组织电导率，单位S/m；E代表弦波形式的感生电场峰值，单位V/m。

在采用数值计算得出所述感生电场功率与温升关系模型时，所选用材料的参数分别为：相对电容率80，电导率0.47S/m，电极直径为1.3mm，尖端分布4个1.5mm长的触点。所选用材料与真实的电极尺寸保持一致。再仿真计算时，当所述输出端触点处温升为2℃时，所述输出端触点及整个系统最大电场分别为11.9kV/m。通过公式可知，电场与温升之间是二次函数的关系。所述功率转换公式满足：

其中，E代表弦波形式的感生电场峰值，Ereal代表实际射频包络形态的感生电场幅值。在上述的实施例中，当所述输出端触点处温升为2℃时，所述输出端触点及整个系统最大电场分别为11.9kV/m。最终得到射频包络形态下，温升为0.4℃时，所述输出端触点的感生电场幅值为64.94kV/m。

请参阅图7，提供一种计算机设备20，包括存储器21、处理器22及存储在所述存储器21上并可在处理器上运行的计算机程序23，所述处理器22执行所述计算机程序23时实现所述感生电场的测量方法的步骤。

可以设置通过所述计算机设备20控制所述交变磁场产生装置11对所述医疗仪器120施加交变磁场。所述交变磁场产生装置11可以是核磁扫描设备。可以设置通过所述计算机设备20控制所述感生电场包络检测装置12获取所述交变磁场产生的射频脉冲包络。所述交变磁场产生的所述射频脉冲包络与所述感生电场的感生电场包络相同。可以设置通过所述计算机设备20控制所述感生电场功率检测装置13获取所述感生电场功率。可以设置通过所述计算机设备20控制所述感生电场合成装置14根据所述感生电场包络和所述感生电场幅值得出所述感生电场。具体的，所述感生电场幅值检测的过程中，可以采用所述温度测量装置130进行检测当前的温度增量。

一种计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时实现所述感生电场的测量方法的步骤。

本领域普通技术人员可以理解实现上述实施例方法中的全部或部分流程，是可以通过计算机程序来指令相关的硬件来完成，所述的计算机程序可存储于一非易失性计算机可读取存储介质中，该计算机程序在执行时，可包括如上述各方法的实施例的流程。其中，本申请所提供的各实施例中所使用的对存储器、存储、数据库或其它介质的任何引用，均可包括非易失性和/或易失性存储器。非易失性存储器可包括只读存储器(ROM)、可编程ROM(PROM)、电可编程ROM(EPROM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)或闪存。易失性存储器可包括随机存取存储器(RAM)或者外部高速缓冲存储器。作为说明而非局限，RAM以多种形式可得，诸如静态RAM(SRAM)、动态RAM(DRAM)、同步DRAM(SDRAM)、双数据率SDRAM(DDRSDRAM)、增强型SDRAM(ESDRAM)、同步链路(Synchlink)DRAM(SLDRAM)、存储器总线(Rambus)直接RAM(RDRAM)、直接存储器总线动态RAM(DRDRAM)、以及存储器总线动态RAM(RDRAM)等。

以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。

以上所述实施例仅表达了本申请的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对申请专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本申请构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本申请的保护范围。因此，本申请专利的保护范围应以所附权利要求为准。