脉冲发生系统、不可逆电穿孔设备及相关方法与流程

1.本技术涉及生物检测技术领域，尤其涉及一种脉冲发生系统、不可逆电穿孔设备及相关方法。


背景技术：

2.不可逆电穿孔，是通过外加高压脉冲电场作用于细胞，使得细胞膜发生不可逆的破坏即不可逆电穿孔，导致细胞内外生理平衡打破，最终导致细胞死亡。这样可以应用于肿瘤病灶治疗中，通过不可逆电穿孔使得肿瘤细胞消亡，进而达到临床治疗的目的。
3.但是现有技术中的脉冲发生系统只能产生高压脉冲，这种高压脉冲只能使得细胞消亡，但是细胞消亡的效果无法获知，需要利用其他的设备来检测，这样使用起来繁琐复杂，控制效果不好。


技术实现要素：

4.有鉴于此，本技术的目的在于提出一种脉冲发生系统、不可逆电穿孔设备及相关方法用以解决或部分解决上述技术问题。
5.基于上述目的，本技术的第一方面提供了一种脉冲发生系统，包括：
6.脉冲发生电路，被配置为生成高压脉冲信号和低压脉冲信号，通过至少一对电极将所述高压脉冲信号和所述低压脉冲信号施加至生物组织，其中，通过所述高压脉冲信号对所述生物组织细胞的细胞膜进行不可逆电穿孔，通过所述低压脉冲信号测量所述生物组织的电信息以确定所述不可逆电穿孔效果。
7.基于同一个发明构思，本技术的第二方面提出一种不可逆电穿孔设备，包括：
8.控制单元、第一方面所述的脉冲发生系统和数据采集与处理单元；
9.所述控制单元，被配置控制所述脉冲发生系统和所述数据采集与处理单元的运行；
10.所述脉冲发生系统，被配置为根据所述控制单元的控制信号控制脉冲发生电路产生高压脉冲信号或所述低压脉冲信号施加至生物组织，并将通过低压脉冲信号测量所述生物组织的电信息；
11.所述数据采集与处理单元，被配置为根据控制单元发来的采集信号从所述脉冲发生系统中采集所述电信息，并对所述电信息进行数据处理，得到阻抗谱输出。
12.基于同一个发明构思，本技术的第三方面提出一种脉冲发生方法，应用于第一方面所述的脉冲发生系统，所述脉冲发生方法包括：
13.将所述生物组织置于脉冲发生电路的至少一对电极间；
14.接收控制信号；
15.响应于确定所述控制信号为高压脉冲产生信号，控制所述脉冲发生电路产生高压脉冲信号，将所述高压脉冲信号通过所述至少一对电极施加至所述生物组织上，使得通过所述高压脉冲信号对所述生物组织细胞的细胞膜进行不可逆电穿孔；
16.响应于确定所述控制信号为低压脉冲产生信号，控制所述脉冲发生电路产生低压脉冲信号，将所述低压脉冲信号通过所述至少一对电极施加至所述生物组织上，通过低压脉冲信号测量所述生物组织的电信息以确定所述不可逆电穿孔效果。
17.基于同一个发明构思，本技术的第四方面提出一种不可逆电穿孔方法，应用于第二方面所述的不可逆电穿孔设备，所述不可逆电穿孔方法，包括：
18.利用控制单元生成控制信号，将所述控制信号发送至所述脉冲发生系统；
19.响应于确定所述控制信号为高压脉冲生成信号，通过所述脉冲发生系统生成高压脉冲信号施加至生物组织；
20.响应于确定所述控制信号为低压脉冲生成信号，通过所述脉冲发生系统生成低压脉冲信号施加至生物组织并将通过低压脉冲信号测量所述生物组织的电信息发送至数据采集与处理单元；
21.利用所述数据采集与处理单元采集所述电信息，对所述电信息进行运算处理得到阻抗谱，将所述阻抗谱输出。
22.从上面所述可以看出，本技术提供的脉冲发生系统、不可逆电穿孔设备及相关方法，通过脉冲发生系统，能根据控制信号控制脉冲发送电路的导通情况来生成高压脉冲信号，通过至少一对电极将高压脉冲信号施加在生物组织上，这样使得生物组织进行不可逆电穿孔，使得生物组织内的细胞消亡；并且，通过该脉冲发生系统，还能生成低压脉冲信号，通过低压脉冲信号来采集生物组织的电信息，进而通过电信息来判断不可逆电穿孔的效果，确定是否继续通过高压脉冲信号对该生物组织进行不可逆电穿孔处理，这样通过一个脉冲发生系统就可以完成高压脉冲和低压脉冲的产生，无需再增加其他的设备，使得使用更加方便，并且，由于是一个电路完成的，控制效果更好。
附图说明
23.为了更清楚地说明本技术或相关技术中的技术方案，下面将对实施例或相关技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本技术的实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
24.图1-1为本技术实施例的脉冲发生系统的结构示意图；
25.图1-2为本技术实施例的脉冲发生系统的基础电路结构示意图；
26.图1-3为本技术实施例的脉冲发生系统的分级电路结构示意图；
27.图1-4为本技术实施例的设有4组分级电路的脉冲发生系统的电路结构示意图；
28.图2为本技术实施例的不可逆电穿孔设备的结构示意图；
29.图3-1a为本技术实施例的充电过程的电路结构示意图；
30.图3-1b为本技术实施例的产生正极高电压脉冲信号的电路结构示意图；
31.图3-1c为本技术实施例的产生负极高电压脉冲信号的电路结构示意图；
32.图3-2a为本技术实施例的产生正极低电压脉冲信号的电路结构示意图；
33.图3-2b为本技术实施例的产生负极低电压脉冲信号的电路结构示意图；
34.图3-3a为单个正极高压脉冲信号的示意图；
35.图3-3b为正极高压脉冲串的示意图；
36.图3-3c单个双极高压脉冲信号的示意图；
37.图3-3d双极高压脉冲串的示意图；
38.图3-4a为双极高压脉冲串后跟随了2个双极低压脉冲串的示意图；
39.图3-4b为双极高压脉冲串后跟随了2个幅值调节后的双极低压脉冲串的示意图；
40.图3-4c为双极高压脉冲串后跟随了正、负极性低压脉冲串的示意图；
41.图3-4d为双极高压脉冲串后跟随了脉冲宽度逐步增加的正极性低压脉冲串的示意图；
42.图3-5a为不同生物组织负载阻抗下的低压脉冲电压波形的示意图；
43.图3-5b为低压脉冲频谱的示意图；
44.图3-5c为低压脉冲刺激后不同生物组织负载的响应电流值的示意图；
45.图3-5d为生物组织负载上响应电流频谱的示意图；
46.图3-5e为从阻抗谱提取阻抗模的示意图；
47.图3-5f为从阻抗谱提取阻抗角频谱的示意图；
48.图3-6a为调整阻抗谱频带后高频下阻抗的示意图；
49.图3-6b为调整阻抗谱频带后阻抗角频谱的示意图；
50.图4为本技术实施例的脉冲发生方法的流程图；
51.图5为本技术实施例的不可逆电穿孔方法的流程图。
具体实施方式
52.为使本技术的目的、技术方案和优点更加清楚明白，以下结合具体实施例，并参照附图，对本技术进一步详细说明。
53.需要说明的是，除非另外定义，本技术实施例使用的技术术语或者科学术语应当为本技术所属领域内具有一般技能的人士所理解的通常意义。本技术实施例中使用的“第一”、“第二”以及类似的词语并不表示任何顺序、数量或者重要性，而只是用来区分不同的组成部分。“包括”或者“包含”等类似的词语意指出现该词前面的元件或者物件涵盖出现在该词后面列举的元件或者物件及其等同，而不排除其他元件或者物件。“连接”或者“相连”等类似的词语并非限定于物理的或者机械的连接，而是可以包括电性的连接，不管是直接的还是间接的。“上”、“下”、“左”、“右”等仅用于表示相对位置关系，当被描述对象的绝对位置改变后，则该相对位置关系也可能相应地改变。
54.基于上述背景技术的描述，高压脉冲源是不可逆电穿孔肿瘤消融技术的核心环节，目前绝大部分高压脉冲源均基于固态开关的marx高压形成电路。而随着不可逆电穿孔肿瘤消融临床应用的不断推进，临床医师发现仅通过术后24h甚至更久以核磁共振成像或者ct扫描的方式检验消融效果已经难以满足当今治疗需求，如何在不可逆电穿孔肿瘤消融过程中实时评估疗效从而确定最佳的治疗停止时刻点显得尤为必要。利用不可逆电穿孔过程中生物组织阻抗谱的实时变化反映消融效果有望成为疗效实时评估的突破口。然而，如何实现脉冲作用期间生物组织阻抗的快速准确测量，不影响高压脉冲的稳定输出并尽可能降低设备复杂度和生产成本是需要考虑的关键核心问题。
55.相关技术中基于生物组织阻抗谱变化评估不可逆电穿孔消融疗效存在的主要问题有：
56.1，通过附加扫频模块测量组织阻抗谱，该方法利用扫频法测量阻抗信息，对于低频信号获取耗时相对较长，对于在高压脉冲作用间隔时间内(约1s)获取频带范围灵活可调的组织阻抗谱具有一定的挑战性；同时，其需要额外添加扫频模块还要求该模块能与高压脉冲产生模块相配合有序向生物负载施加高压治疗脉冲与扫频信号，增加了系统复杂度，引入不稳定因素；
57.2，通过添加低压脉冲形成电路，根据测量所得时域脉冲电压、电流经傅里叶变换计算得到组织阻抗谱，该方法实现了脉冲作用间隔时间内组织阻抗谱的快速测量，然而，其仍然引入了额外的低压模块，增加了系统复杂度，造成了相关不稳定因素，同时提高了生产成本。
58.基于上述描述，本公开实施例提出的一种脉冲发生系统1，如图1-1所示，包括：
59.脉冲发生电路11，被配置为被配置为生成高压脉冲信号和低压脉冲信号，通过至少一对电极将所述高压脉冲信号和所述低压脉冲信号施加至生物组织，其中，通过所述高压脉冲信号对所述生物组织细胞的细胞膜进行不可逆电穿孔，通过所述低压脉冲信号测量所述生物组织的电信息以确定所述不可逆电穿孔效果。其中在图1-1的实施例中所述至少一对电极至少包括：第一电极12和第二电极13。
60.具体实施时，定义电流方向从生物组织上侧流向下侧为正极性脉冲，反之为负极性脉冲。本技术涉及的生物组织为发生病变的肿瘤组织。将第一电极12和第二电极13放在生物组织上，通过脉冲发生电路11对该生物组织施加高压脉冲信号，对生物组织的细胞膜产生不可逆电穿孔，打破细胞内外生理平衡，将细胞消亡。对应的高压脉冲信号包括：正极高压脉冲信号、负极高压脉冲信号、双极性高压脉冲信号中的任一。并且高压脉冲信号的脉冲宽度、最高电压值、以及施加时间可以根据生物组织的病变情况进行相应调整。
61.所述脉冲发生电路11能够根据该生物组织的阻抗谱频带需求，利用脉冲发生电路11施加脉冲宽度连续变化的低压脉冲信号以调节脉冲波形频谱分布。低压脉冲信号施加在生物组织上时，检测对应的电压信号和电流信号，这样可以根据电压信号和电流信号得出相应的阻抗谱，进而根据该阻抗谱确定不可逆电穿孔的效果。
62.其中，低压脉冲信号能够在高压脉冲信号的间隔时间内持续检测生物组织的阻抗谱变化。并且在高压脉冲信号的间隔时间内多次施加低压脉冲信号，从而实现实时检测生物组织的阻抗谱的目的。
63.具体实施时，在脉冲发生电路11中可以设置一对电极(即，第一电极12和第二电极13)，也可以设置多对，具体设置对数根据生物组织的大小以及该生物组织的病变情况进行设置。
64.通过上述技术方案，利用脉冲发生系统1，能根据控制信号控制脉冲发送电路的导通情况来生成高压脉冲信号，通过第一电极12和第二电极13将高压脉冲信号施加在生物组织上，这样使得生物组织进行不可逆电穿孔，使得生物组织内的细胞消亡；并且，通过该脉冲发生系统1，还能生成低压脉冲信号，通过低压脉冲信号来采集生物组织的电信息，进而通过电信息来判断不可逆电穿孔的效果，确定是否继续通过高压脉冲信号对该生物组织进行不可逆电穿孔处理，这样通过一个脉冲发生系统1就可以完成高压脉冲和低压脉冲的产生，无需再增加其他的设备，使得使用更加方便，并且，由于是一个电路完成的，控制效果更好。
65.在一些实施例中，如图1-2所示，所述脉冲发生电路11包括：第一脉冲发生电路111和第二脉冲发生电路112，所述第一电极12设置在所述第一脉冲发生电路111的输出端，所述第二电极13设置在所述第二脉冲发生电路112的输出端；
66.所述第一脉冲发生电路111根据控制信号生成正极高压脉冲信号，将所述正极高压脉冲信号通过所述第一电极12施加至所述生物组织，同时控制所述第二脉冲发生电路112的第二电极13连通接地端；
67.和/或，
68.所述第二脉冲发生电路112根据控制信号生成负极高压脉冲信号，将所述负极高压脉冲信号通过所述第二电极13施加至所述生物组织，同时控制所述第一脉冲发生电路111的第一电极12连通接地端。
69.具体实施时，利用第一脉冲发生电路111来生成正极高压脉冲信号，利用第二脉冲发生电路112来生成负极高压脉冲信号，进而根据生物组织相应的不可逆电穿孔需求，进行施加。通过正极高压脉冲信号的间断施加可以生成正极性高压脉冲串；通过负极高压脉冲信号的间断施加可以生成负极性高压脉冲串，通过正极高压脉冲信号和负极高压脉冲信号交替间断施加可以生成双极性高压脉冲串。
70.各种高压脉冲串的频率以及持续时间，可以根据实际需要进行设定，也可以实时调整。
71.在一些实施例中，如图1-2所示，在所述第一脉冲发生电路111的输出端串联第一可变电阻r
d1
，所述第二脉冲发生器的输出端串联第二可变电阻r
d2
；
72.将所述第一脉冲发生电路111中的所述第一可变电阻r
d1
通电接通，通过所述第一可变电阻r
d1
分压所述正极高压脉冲信号得到正极低压脉冲信号，将所述正极低压脉冲信号通过所述第一电极12施加至所述生物组织，同时控制所述第二脉冲发生电路112的第二电极13连通接地端；
73.和/或，
74.将所述第二脉冲发生电路112中的所述第二可变电阻r
d2
通电接通，通过所述第二可变电阻r
d2
分压所述负极高压脉冲信号得到负极低压脉冲信号，将所述负极低压脉冲信号通过所述第二电极13施加至所述生物组织，同时控制所述第二脉冲发生电路112的第一电极12连通接地端。
75.具体实施时，为了使得这两个脉冲发生电路11能够产生低压脉冲信号，需要利用对应的可变电阻进行分压，具体分压多少，对应的低压脉冲信号的电压是多少可以通过调节可变电阻的阻值来实现，可变电阻的阻值越大分压越多，低压脉冲信号的电压越小。
76.同样，通过正极低压脉冲信号的间断施加可以生成正极性低压脉冲串；通过负极低压脉冲信号的间断施加可以生成负极性低压脉冲串，通过正极低压脉冲信号和负极低压脉冲信号来回间断施加可以生成双极性低压脉冲串。各种低压脉冲串的频率以及持续时间，可以根据实际需要进行设定，也可以实时调整。
77.在一些实施例中，如图1-2所示，所述第一脉冲发生电路111包括：
78.第一电阻，与电源连接；第一电容，一端与所述第一电阻连接，另一端连通接地端；开关q1和开关q2，串联的所述开关q1和所述开关q2与所述第一电容并联，在所述开关q1和所述开关q2中间通过导线与所述第一电极12连接；所述第一可变电阻r
d1
，一端与所述第一
电阻连接，另一端与所述第一电极12连接；
79.以及，
80.所述第二脉冲发生电路112包括：
81.第二电阻，与电源连接；第二电容，一端与所述第二电阻连接，另一端连通接地端；开关q11和开关q12，串联的所述开关q11和所述开关q12与所述第二电容并联，在所述开关q11和所述开关q12中间通过导线与所述第二电极13连接；所述第二可变电阻r
d2
，一端与所述第二电阻连接，另一端与所述第二电极13连接。
82.具体实施时，上述第一脉冲发生电路111和第二脉冲发生电路112，通过充电过程和高压脉冲产生过程交替进行进而生成高压脉冲串，通过充电过程和低压脉冲产生过程交替进行进而生成低压脉冲串。
83.充电过程：开关q1、开关q2、开关q11和开关q12均断开，通过电源给第一电容和第二电容充电。
84.正极高压脉冲信号生成过程：接通开关q1和开关q11，断开开关q2和开关q12，第一电容将正高压电利用第一电极12施加在生物组织上，通过第二电极13流回接地端。
85.负极高压脉冲信号生成过程：接通开关q2和开关q12，断开开关q1和开关q11，第二电容将负高压电利用第二电极13施加在生物组织上，通过第一电极12流回接地端。
86.正极低压脉冲信号生成过程：断开开关q1、开关q2和开关q11，接通开关q12，将第一可变电阻r
d1
接通，使得第一可变电阻r
d1
分压正极高压脉冲信号，产生正极低压脉冲信号，将正极低压脉冲信号利用第一电极12施加在生物组织上，通过第二电极13流回接地端。
87.负极低压脉冲信号生成过程：断开开关q11、开关q12和开关q1，接通开关q2，将第二可变电阻r
d2
接通，使得第二可变电阻r
d2
分压负极高压脉冲信号，产生负极低压脉冲信号，将负极低压脉冲信号利用第二电极13施加在生物组织上，通过第一电极12流回接地端。
88.通过上述方案，能够完成对高压脉冲信号以及低压脉冲信号的生成过程，并按照上述各个脉冲串的描述生成对应的脉冲串。
89.在一些实施例中，在所述第一脉冲发生电路111或第二脉冲发生电路112中还并联设置至少一个分级电路113，所述分级电路113与所述第一电极12或所述第二电极13连接；
90.所述分级电路113，被配置为扩大所述正极高压脉冲信号的电压值或扩大所述负极高压脉冲信号的电压值。
91.具体实施时，由于高压脉冲信号的高电压可能不能满足对生物组织进行不可逆电穿孔的需求，需要提升电压值，就需要利用分级电路113进行提升。本实施例的一个分级电路113对应可以提升n(例如，n＝1)倍的电压值，具体分级电路113设置的数量可以根据生物组织进行不可逆电穿孔所需的电压值进行设置。例如，需要提升4倍电压值，就对应并联设置4组n＝1的分压电路。对应生成低压脉冲信号时，需要对第一可变电阻r
d1
和第二可变电阻r
d2
进行相应增加阻值设置，进而保证低压脉冲信号的电压值不变。
92.在一些实施例中，如图1-3所示，所述分级电路113包括：
93.分级二极管d1，一端与所述第一电阻或所述第二电阻连接；
94.分级电容c2，一端与所述分级二极管连接，另一端与所述开关q1和所述开关q2中间连接，或者，另一端与所述开关q11和所述开关q12中间连接；
95.第一分级开关q 3和第二分级开关q 4，串联的所述第一分级开关q 3和所述第二
分级开关q 4与所述分级电容c2并联；
96.其中，在所述第一分级开关q 3两端并联下一个分级电路113；或者，将所述第一可变电阻r
d1
/所述第二可变电阻r
d2
与所述分级二极管d1连接，且在所述第一分级开关q 3和所述第二分级开关q 4中间通过导线与所述第一电极12/所述第二电极13连接。
97.具体实施时，确定所述开关q1和所述第一脉冲发生电路111中的分级电路113的所述第一分级开关均为第一主开关；确定所述开关q2和所述第一脉冲发生电路111中的分级电路113的所述第二分级开关均为第一充电开关；
98.确定所述开关q11和所述第二脉冲发生电路112中的分级电路113的所述第一分级开关q 3均为第二主开关；确定所述开关q12和所述第二脉冲发生电路112中的分级电路113的所述第二分级开关q4均为第二充电开关。
99.充电过程：控制所述第一主开关与所述第一脉冲发生电路111的最后一级分级电路113中的第一充电开关关闭，对所述第一脉冲发生电路111中的所有电容进行充电；以及控制所述第二主开关与所述第二脉冲发生电路112的最后一级分级电路113中的第二充电开关关闭，对所述第二脉冲发生电路112中的所有电容进行充电。
100.正极高压脉冲信号生成过程：控制所述第一脉冲发生电路111中的所述第一主开关接通所述第一充电开关断开，以及控制所述第二脉冲发生电路112所述第二主开关断开所述第二充电开关接通，生成正极高压脉冲信号。
101.负极高压脉冲信号生成过程：控制所述第一脉冲发生电路111中的所述第一主开关断开所述第一充电开关接通，以及控制所述第二脉冲发生电路112所述第二主开关接通所述第二充电开关断开，生成负极高压脉冲信号。
102.正极低压脉冲信号生成过程：控制所述第一脉冲发生电路111中的所述第一主开关断开，所述第一脉冲发生电路111的最后一级分级电路113的第一充电开关断开，所述第一脉冲发生电路111的其他第一充电开关导通；同时控制所述第二脉冲发生电路112中的所述第二主开关断开，所述第二脉冲发生电路112中的所述第二充电开关导通，使得第一可变电阻r
d1
通电接通，利用所述第一可变电阻r
d1
分压所述正极高压脉冲信号得到正极低压脉冲信号。
103.负极低压脉冲信号生成过程：控制所述第一脉冲发生电路111中的所述第一主开关断开，所述第一脉冲发生电路111的第一充电开关导通；同时控制所述第二脉冲发生电路112中的所述第二主开关断开，所述第二脉冲发生电路112的最后一级分级电路113的第二充电开关断开，所述第二脉冲发生电路112的其他第二充电开关导通，使得第二可变电阻r
d2
通电接通，利用所述第二可变电阻r
d2
分压所述负极高压脉冲信号得到负极低压脉冲信号。
104.在一些实施例中，利用所述脉冲发生电路11在所述高压脉冲信号的间隔时间内生成所述低压脉冲信号。
105.在一些实施例中，基于上述实施例的描述，所述高压脉冲信号包括下列至少之一：
106.正极性高压脉冲信号或所述正极性高压脉冲信号重复叠加形成的正极性高压脉冲串、负极性高压脉冲信号或所述负极性高压脉冲信号重复叠加形成的负极性高压脉冲串、由正极性高压脉冲信号和负极性高压脉冲信号交替形成的双极性高压脉冲信号或所述双极性高压脉冲信号重复叠加形成的双极性高压脉冲串；
107.所述低压脉冲信号包括下列至少之一：
108.正极性低压脉冲信号或所述正极性低压脉冲信号重复叠加形成的正极性低压脉冲串、负极性低压脉冲信号或所述负极性低压脉冲信号重复叠加形成的负极性低压脉冲串、由正极性低压脉冲信号和负极性低压脉冲信号交替形成的双极性低压脉冲信号或所述双极性低压脉冲信号重复叠加形成的双极性低压脉冲串。
109.上述实施例中的高压脉冲信号和低压脉冲信号的宽度根据相应开关的通断时间进行控制。
110.通过上述各个实施例的描述，能够设置分级电路113(如图1-4所示，在第一脉冲发生电路111和第二脉冲发生电路112中设置4组分级电路)，进而通过分级电路113来增加高压脉冲信号的高压值，并且还可以通过调节两个可变电阻来实现分压的控制，使得两个脉冲发生电路11能够生成相应的低压脉冲信号，进而满足一个脉冲发生系统1既能生成高压脉冲信号又能生成低压脉冲信号的条件，无需添加额外低压刺激模块，简化了系统复杂度，降低了生产成本；同时能够实现生物组织电信息的快速测量，根据电信息确定相应的阻抗谱，进而动态跟踪生物组织阻抗信息变化。
111.基于同一发明构思，本技术还提供了一种不可逆电穿孔设备2，如图2所示，包括：
112.控制单元21、上述实施例中的脉冲发生系统22和数据采集与处理单元23，所述控制单元21与所述脉冲发生系统22和所述数据采集与处理单元23分别连接，所述脉冲发生系统22还与所述数据采集与处理单元23连接；
113.所述控制单元21，被配置控制所述脉冲发生系统22和所述数据采集与处理单元23的运行；
114.所述脉冲发生系统22，被配置为根据所述控制单元21的控制信号控制脉冲发生电路产生高压脉冲信号或所述低压脉冲信号施加至生物组织，并将通过低压脉冲信号测量所述生物组织的电信息发送至数据采集与处理单元23；
115.所述数据采集与处理单元23，被配置为接收所述电信息，并对所述电信息进行数据处理，得到阻抗谱输出。
116.具体实施时，控制过程如下利用控制单元21生成控制信号，将所述控制信号发送至所述脉冲发生系统22。
117.(1)如果所述控制信号为高压脉冲生成信号，通过所述脉冲发生系统22生成高压脉冲信号施加至生物组织。具体高压脉冲信号的生成过程与上述实施例的描述同理，这里就不再赘述。
118.(2)如果所述控制信号为低压脉冲生成信号，通过所述脉冲发生系统22生成低压脉冲信号施加至生物组织并将通过低压脉冲信号测量所述生物组织的电信息发送至数据采集与处理单元23，其中，电信息包括电压信息和电流信息。具体低压脉冲信号的生成过程与上述实施例的描述同理，这里就不再赘述。
119.然后，再利用所述数据采集与处理单元23对所述电压信息进行快速傅里叶变化得到电压频谱，以及对所述电流信息进行快速傅里叶变化生成得到电流频谱。
120.电压频谱：u(ω)＝fft(u(t))，其中，u(t)为电压信息。电流频谱：i(ω)＝fft(i(t))，其中，i(t)为电流信息。
121.通过所述数据采集与处理单元23对所述电压频谱和所述电流频谱进行运算处理得到阻抗谱z(ω)＝(u(ω))/(i(ω))，将所述阻抗谱z(ω)输出，例如，输出至用户界面。
122.下面以对应增加4组分级电路的不可逆电穿孔设备的实施例进行具体描述：
123.下面实施例进行描述时对应图中的电路部分，标黑的连线和部件表示在对应实施例的场景下接通，标灰的连线和部件表示在对应实施例的场景下没有接通。
124.本技术采用两个脉冲发生电路(marx)的拓扑结构是为了能够方便地产生不同极性的高压方波脉冲。图3-1a所示为充电模式。图3-1b所示为正极性方波脉冲(即，正极高压脉冲信号)的产生电路。定义电流方向从生物负载(即，生物组织)上侧流向下侧为正极性脉冲，反之为负极性脉冲。
125.从图3-1b可以看出，开关q
1,3,5,7,9
导通，q
2,4,6,8,10
关断，电容c1-c5串联对生物负载进行放电，电压为nu0，n为对应max发生器(即，第一/第二脉冲发生电路)的级数(本实施例设有4组分级电路，因此级数n为5)；同时，开关q
11,13,15,17,19
关断，q
12,14,16,18,20
导通，因此，生物组织负载下端通过开关q
12,14,16,18,20
与地相连，因而在负载上产生幅值为nu0，n为对应max发生器的级数。负极性高压脉冲(即，负极高压脉冲信号)的产生原理与正极性高压脉冲产生的原理相似，如图3-1c所示为负极性放电模式。开关q
1,3,5,7,9
关断，q
2,4,6,8,10
导通，因而生物负载上侧直接与地相连，而开关q
11,13,15,17,19
导通，q
12,14,16,18,20
关断，电容c6-c10串联对生物负载进行放电，因而在生物负载上产生幅值为nu0。产生正负极性高压脉冲时各开关导通时序与相关技术中marx发生器同理。各图中灰色为电路不导通状态。
126.本技术与相关技术中的marx发生器的显著区别是本技术的脉冲发生器能够同时产生低压脉冲信号用于测量生物组织阻抗谱以用于评估高压脉冲对生物组织的处理效果。同时与其他阻抗谱测量方式不同的是，本技术方案无需添加任何外部低压模块，而是直接从脉冲发生电路中提取低压脉冲信号，简化了系统复杂度，降低了生产成本。本技术中低压脉冲信号产生的放电原理图如图4所示。
127.正极性低压测量脉冲(即，正极低压脉冲信号)的产生电路如图3-2a所示，开关q
1,3,5,7,9
和q
11,13,15,17,19
关断，q
2,4,6,8
和q
12,14,16,18,20
导通，此时所有电容器处于并联充电状态，唯一的区别是，此时q
10
关断，上方marx电路(即，第一脉冲发生电路)充电电压u0可以经过分压电阻r
d1
，生物组织负载z
l
以及开关q
12,14,16,18,20
形成放电回路，在生物组织负载上产生电压幅值为u0z
l
/(z
l
+r
d1
)的低压正极性脉冲，z
l
为生物组织负载的电阻值。
128.其中，正极性低压脉冲幅值(即，正极低压脉冲信号的低压值)可以通过r
d1
进行调节，正极低压脉冲信号的宽度可以通过调节开关q
20
的通断时间控制。
129.负极性低压测量脉冲的产生原理与正极性低压测量脉冲相似，如图3-2b所示，开关q
1,3,5,7,9
，q
11,13,15,17,19
关断，q
2,4,6,8,10
，q
12,14,16,18
导通，q
20
关断，所有电容处于并联充电状态，下方marx电路(即，第二脉冲发生电路)充电电压u0可以经过分压电阻r
d2
，生物组织负载z
l
以及开关q
2,4,6,8,10
形成放电回路，在负载上产生电压幅值为u0z
l
/(z
l
+r
d2
)的负极性低压脉冲(即，负极低压脉冲信号)。负极性低压脉冲的幅值可以通过r
d2
进行调节，负极低压脉冲信号的宽度可以通过调节开关q
10
的通断时间控制。
130.生物组织的阻抗谱计算：
131.在施加高低压脉冲信号的过程中，数据采集与处理单元都要实时采集脉冲发生系统中施加在生物组织上的电压(u(t))和响应电流(i(t))数据；分别对采集得到的高/低压的电压、电流数据进行快速傅里叶变换，如下式：
132.u(ω)＝fft(u(t))
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(1)
133.i(ω)＝fft(i(t))
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(2)
134.式(1)(2)中fft为快速傅里叶变换，测量得到的时域波形如图3-5a、3-5c所示，计算得到电压/电流频谱如图3-5b、3-5d所示。
135.根据计算得到的电压/电流频谱可以计算得到负载阻抗谱：
136.z(ω)＝(u(ω))/(i(ω))
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(3)；
137.分别提取阻抗模和阻抗角频谱便可得到图3-5e、图3-5f所示结果。
138.本技术的脉冲发生系统的仿真电路如图1-4所示，通过控制各开关驱动信号，可以产生不同形式的高压脉冲信号，如图3-3所示。仿真中充电电压以1kv，脉冲宽度为100μs例，则输出高电压幅值为5kv。图3-3a所示为单个单极性脉冲，属于不可逆电穿孔常用脉冲形式。图3-3b为单极性高频脉冲串，脉冲串内单个脉冲宽度5μs，脉冲间隔时间为5μs，脉冲串内所有脉冲高电平时间总和依然是100μs，是目前高频单极性不可逆电穿孔常用的脉冲形式。图3-3c所示为单个双极性脉冲，正负脉冲宽度均为50μs，脉冲间隔5μs，图3-3d则为双极性脉冲串，串内正负脉冲宽度均为5μs，脉冲间隔同样为5μs，串内正负脉冲总的高电平时间为100μs，是目前高频不可逆电穿孔常用的脉冲形式。由此可见，本技术提出的脉冲发生系统，能够产生不同形式的高压脉冲。此处仅以4个具有代表性的波形为例，实际上以上各脉冲参数均可以独立调节，产生多种多样的脉冲形式，如脉宽逐步增加或逐步减小的脉冲串，正负脉冲非对称的双极性脉冲等。
139.本技术的创新之处在于不仅能产生附图3-3所示常用的各类高压脉冲波形，同时还能够基于同样的拓扑结构在高压脉冲作用期间，还能产生低压测量脉冲用于实时监测处理对象状态。
140.以双极性脉冲串为例，说明不同类型的低压测量脉冲与高压脉冲的配合方式，其他类型的高压脉冲同理可以得到相似的结果。图3-4a为高压脉冲后跟随了2个双极性低压脉冲串，脉冲串具体参数(高电平时间、脉宽、脉冲时间间隔)以及脉冲串的个数是灵活可调的；低压脉冲串的幅值可以通过可变电阻(r
d1
或r
d2
)进行调节，如图3-4b所示，相较于图3-4a，低压脉冲串幅值有了显著提高。高压脉冲串之后同样可以采用单极性脉冲串作为低压测量脉冲，如图3-4c所示。图3-4c中分别跟随了一个正极性脉冲串和一个负极性脉冲串，主要为了说明低压脉冲参数的灵活可调。图3-4d展示的是脉冲宽度逐步增加的正极性低压脉冲串，采用此种脉冲串能够有效地增加阻抗谱的频带范围。
141.为了验证本技术提出的高压脉冲发生器能否捕捉生物组织在高压脉冲处理过程中阻抗谱的动态变化，仿真中通过逐步降低细胞膜等效电阻rm模拟组织细胞电穿孔程度的不断递增，采用低压脉冲刺激负载并记录电压、电流数据，经傅里叶变换得到负载阻抗谱，结果如图3-5所示。图3-5a为不同负载阻抗下的低压脉冲电压波形，可以看出，随着负载阻抗逐步降低，负载上获得的低压电压幅值也逐步降低，这是因为分压电阻值在测试过程中不会改变，负载阻抗降低导致其所分得的电压降低。然而，我们需要获得是处理对象的阻抗谱，属于物体的本质属性，不会随着外加刺激的变化而变化。图3-5b为低压测试脉冲频谱，可以看出其频谱分布基本相同，仅幅值存在一定差异。图3-5c为低压脉冲刺激后不同负载的响应电流值，可以看出随着生物负载中细胞膜等效电路的逐步降低，其响应电流逐步增加，图3-5d为生物负载上响应电流频谱，与电压频谱类似，即不同生物负载下的响应电流频带范围基本相同，仅幅值存在差异。
142.从频谱分布可以看出，高频106hz以上电压、电流频谱含量较低，接近于0，因而用此频段计算得到的阻抗谱误差较大。所以在采用该测量脉冲计算阻抗频谱时选择的测量频带为5khz-1mhz，从阻抗模和相角频谱可以看出，高频已经开始出现噪声信号，但是总体阻抗变化趋势依然清晰。仿真中采用细胞膜等效电阻逐步降低的方式模拟电穿孔的不断进行，从计算结果可以看出，随着电穿孔的不断进行，低频下的生物组织阻抗谱模值逐步降低，与相关技术中记载的实验结果相吻合。主要是由于电穿孔的产生，使得细胞空间离子流动更加自如，导电性更佳，即表现为阻抗模值的降低。然而，随着频率的不断升高，高频信号可以透过细胞膜电容，细胞膜等效电阻被短路，所以不同的细胞膜等效电阻对高频下的阻抗模值影响不大，此时组织空间主要表现为电阻特性，阻抗角从反映容性特征负阻抗角向反映电阻特性的0阻抗角发展。
143.由于频带限制，这里未能观测到高频下的阻抗信息。通过调整低压测量脉冲参数，可以调整阻抗谱频带，从而获得更多的高频信息，如图3-6所示，能够更加清楚地显示高频下阻抗(图3-6a)以及阻抗角频谱(图3-6b)。可见，本技术提出的脉冲发生系统的阻抗谱测量功能能够根据实际需求，灵活调节低压脉冲信号的参数，从而获得所需的阻抗谱信息。
144.综上实施例所述，效果包括：(1)相比于传统不可逆电穿孔消融设备，本技术仅在脉冲发生电路的输出端添加了分压可变电阻，通过改变最后一级开关控制信号实现在高压脉冲施加间隔时间内，利用可变电阻分压在生物负载上得到一个低压脉冲信号用于实时测量组织阻抗谱。低压脉冲信号的幅值可以通过改变可变电阻值调节，测量脉冲的脉冲极性、脉冲宽度、重复次数等可以通过开关驱动信号调节。脉冲治疗过程中，数据采集与处理单元可以实时采集并分析高低电压、电流信号，计算组织阻抗信息，并传递到用户界面显示组织状态的实时变化。
145.(2)本技术的不可逆电穿孔设备具备脉冲作用期间组织阻抗谱实时测量功能，相比于现有的阻抗实时测量方式，本技术无需添加额外低压刺激模块，简化了系统复杂度，降低了生产成本；同时能够实现阻抗信息的快速测量，动态跟踪组织阻抗信息变化。
146.(3)本技术提的marx发生器基于传统marx电路拓扑结构，无需外加低压模块，不会对系统复杂度造成影响，同时不会增加生产成本。
147.(4)本技术采用脉冲响应法计算高压脉冲作用期间的阻抗谱，具有测试速度快的特点，能够实现高压脉冲作用期间(～1s)生物组织阻抗谱的多次跟踪测量，为不可逆电穿孔消融疗效的实时评估奠定了重要的硬件基础。
148.(5)本技术的低压脉冲信号的参数灵活可调，因此可以满足不同情况下，比如不同的频谱范围、频率分辨率等的阻抗测量需求。
149.(6)本技术的脉冲发生电路是对现有的基于marx电路拓扑的脉冲源可以进行简单改造便可实现阻抗谱实时测量功能，易于对现有产品进行升级推广。
150.基于同一个发明构思，本技术提出一种应用于上述实施例描述的脉冲发生系统的脉冲发生方法，如图4所示，包括：
151.步骤401，将所述生物组织置于脉冲发生电路的至少一对电极间。
152.步骤402，接收控制信号。
153.步骤403，响应于确定所述控制信号为高压脉冲产生信号，控制所述脉冲发生电路产生高压脉冲信号，将所述高压脉冲信号通过所述至少一对电极施加至所述生物组织上，
使得通过所述高压脉冲信号对所述生物组织细胞的细胞膜进行不可逆电穿孔。
154.步骤404，响应于确定所述控制信号为低压脉冲产生信号，控制所述脉冲发生电路产生低压脉冲信号，将所述低压脉冲信号通过所述至少一对电极施加至所述生物组织上，通过低压脉冲信号测量所述生物组织的电信息以确定所述不可逆电穿孔效果。
155.上述中步骤403和步骤404根据实际控制信号需求进行选择分别执行。
156.在一些实施例中，在步骤403和404之前，包括：
157.充电过程：控制开关q1、开关q2、开关q11和开关q12均断开，通过电源给第一电容和第二电容充电；
158.步骤403包括：
159.步骤403a，正极高压脉冲信号生成过程：接通开关q1和开关q11，断开开关q2和开关q12，第一电容将正高压电利用第一电极施加在生物组织上，通过第二电极流回接地端。
160.和/或，
161.步骤403b，负极高压脉冲信号生成过程：接通开关q2和开关q12，断开开关q1和开关q11，第二电容将负高压电利用第二电极施加在生物组织上，通过第一电极流回接地端。
162.在一些实施例中，步骤404包括：
163.步骤404a，正极低压脉冲信号生成过程：断开开关q1、开关q2和开关q11，接通开关q12，将第一可变电阻r
d1
接通，使得第一可变电阻r
d1
分压正极高压脉冲信号，产生正极低压脉冲信号，将正极低压脉冲信号利用第一电极施加在生物组织上，通过第二电极流回接地端。
164.和/或，
165.步骤404b，负极低压脉冲信号生成过程：断开开关q11、开关q12和开关q1，接通开关q2，将第二可变电阻r
d2
接通，使得第二可变电阻r
d2
分压负极高压脉冲信号，产生负极低压脉冲信号，将负极低压脉冲信号利用第二电极施加在生物组织上，通过第一电极流回接地端。
166.在一些实施例中，在所述第一脉冲发生电路和所述第二脉冲发生电路中都设置分级电路。
167.确定所述开关q1和所述第一脉冲发生电路中的分级电路的所述第一分级开关均为第一主开关；确定所述开关q2和所述第一脉冲发生电路中的分级电路的所述第二分级开关均为第一充电开关；确定所述开关q11和所述第二脉冲发生电路中的分级电路的所述第一分级开关均为第二主开关；确定所述开关q12和所述第二脉冲发生电路中的分级电路的所述第二分级开关均为第二充电开关。
168.在步骤403和步骤404之前，包括：
169.充电过程：控制所述第一主开关与所述第一脉冲发生电路的最后一级分级电路中的第一充电开关关闭，对所述第一脉冲发生电路中的所有电容进行充电；以及控制所述第二主开关与所述第二脉冲发生电路的最后一级分级电路中的第二充电开关关闭，对所述第二脉冲发生电路中的所有电容进行充电。
170.步骤403包括：
171.步骤403a’，正极高压脉冲信号生成过程：控制所述第一脉冲发生电路中的所述第一主开关接通所述第一充电开关断开，以及控制所述第二脉冲发生电路所述第二主开关断
开所述第二充电开关接通，生成正极高压脉冲信号。
172.和/或，
173.步骤403b’，负极高压脉冲信号生成过程：控制所述第一脉冲发生电路中的所述第一主开关断开所述第一充电开关接通，以及控制所述第二脉冲发生电路所述第二主开关接通所述第二充电开关断开，生成负极高压脉冲信号。
174.在一些实施例中，步骤404包括：
175.步骤404a’，正极低压脉冲信号生成过程：控制所述第一脉冲发生电路中的所述第一主开关断开，所述第一脉冲发生电路的最后一级分级电路的第一充电开关断开，所述第一脉冲发生电路的其他第一充电开关导通；同时控制所述第二脉冲发生电路中的所述第二主开关断开，所述第二脉冲发生电路中的所述第二充电开关导通，使得第一可变电阻r
d1
通电接通，利用所述第一可变电阻r
d1
分压所述正极高压脉冲信号得到正极低压脉冲信号。
176.和/或，
177.步骤404b’，负极低压脉冲信号生成过程：控制所述第一脉冲发生电路中的所述第一主开关断开，所述第一脉冲发生电路的第一充电开关导通；同时控制所述第二脉冲发生电路中的所述第二主开关断开，所述第二脉冲发生电路的最后一级分级电路的第二充电开关断开，所述第二脉冲发生电路的其他第二充电开关导通，使得第二可变电阻r
d2
通电接通，利用所述第二可变电阻r
d2
分压所述负极高压脉冲信号得到负极低压脉冲信号。
178.上述过程中所用的电路结构具体如上述实施例的脉冲发生系统相对应，这里就不再赘述。
179.通过上述方案，能够对应生成正极高压脉冲信号、负极高压脉冲信号、正极低压脉冲信号和负极低压脉冲信号，对应生成的脉冲信号的宽度以及幅度的调整与上述实施例的脉冲发生系统的控制同理，这里就不再赘述。
180.基于同一个发明构思，本技术提出一种不可逆电穿孔方法，应用于上述实施例的不可逆电穿孔设备。
181.如图5所示，所述不可逆电穿孔方法，包括：
182.步骤501，利用控制单元生成控制信号，将所述控制信号发送至所述脉冲发生系统。
183.步骤502，响应于确定所述控制信号为高压脉冲生成信号，通过所述脉冲发生系统生成高压脉冲信号施加至生物组织。
184.步骤503，响应于确定所述控制信号为低压脉冲生成信号，通过所述脉冲发生系统生成低压脉冲信号施加至生物组织并将通过低压脉冲信号测量所述生物组织的电信息，其中，电信息包括电压信息和电流信息。
185.上述中步骤502和步骤503根据实际控制信号需求进行选择分别执行。
186.步骤504，利用所述数据采集与处理单元采集所述电信息，对所述电信息进行运算处理得到阻抗谱，将所述阻抗谱输出。
187.在一些实施例中，所述电信息包括：电压信息u(t)和电流信息i(t)，t为时间。
188.步骤504包括：
189.步骤5041，利用所述数据采集与处理单元对所述电压信息u(t)进行快速傅里叶变化得到电压频谱u(ω)，公式为：u(ω)＝fft(u(t))。
190.步骤5042，对所述电流信息i(t)进行快速傅里叶变化得到电流频谱i(ω)，公式为：i(ω)＝fft(i(t))。
191.步骤5043，根据所述电压频谱u(ω)和所述电流频谱i(ω)计算得到所述阻抗谱z(ω)并输出，公式为：z(ω)＝(u(ω))/(i(ω))。
192.基于上述描述，就可以将得到的阻抗谱z(ω)发给用户界面，以供用户查看。
193.需要说明的是，本技术实施例的方法可以由单个设备执行，例如一台计算机或服务器等。本实施例的方法也可以应用于分布式场景下，由多台设备相互配合来完成。在这种分布式场景的情况下，这多台设备中的一台设备可以只执行本技术实施例的方法中的某一个或多个步骤，这多台设备相互之间会进行交互以完成所述的方法。
194.需要说明的是，上述对本技术的一些实施例进行了描述。其它实施例在所附权利要求书的范围内。在一些情况下，在权利要求书中记载的动作或步骤可以按照不同于上述实施例中的顺序来执行并且仍然可以实现期望的结果。另外，在附图中描绘的过程不一定要求示出的特定顺序或者连续顺序才能实现期望的结果。在某些实施方式中，多任务处理和并行处理也是可以的或者可能是有利的。
195.所属领域的普通技术人员应当理解：以上任何实施例的讨论仅为示例性的，并非旨在暗示本技术的范围(包括权利要求)被限于这些例子；在本技术的思路下，以上实施例或者不同实施例中的技术特征之间也可以进行组合，步骤可以以任意顺序实现，并存在如上所述的本技术实施例的不同方面的许多其它变化，为了简明它们没有在细节中提供。
196.另外，为简化说明和讨论，并且为了不会使本技术实施例难以理解，在所提供的附图中可以示出或可以不示出与集成电路(ic)芯片和其它部件的公知的电源/接地连接。此外，可以以框图的形式示出装置，以便避免使本技术实施例难以理解，并且这也考虑了以下事实，即关于这些框图装置的实施方式的细节是高度取决于将要实施本技术实施例的平台的(即，这些细节应当完全处于本领域技术人员的理解范围内)。在阐述了具体细节(例如，电路)以描述本技术的示例性实施例的情况下，对本领域技术人员来说显而易见的是，可以在没有这些具体细节的情况下或者这些具体细节有变化的情况下实施本技术实施例。因此，这些描述应被认为是说明性的而不是限制性的。
197.尽管已经结合了本技术的具体实施例对本技术进行了描述，但是根据前面的描述，这些实施例的很多替换、修改和变型对本领域普通技术人员来说将是显而易见的。例如，其它存储器架构(例如，动态ram(dram))可以使用所讨论的实施例。
198.本技术实施例旨在涵盖落入所附权利要求的宽泛范围之内的所有这样的替换、修改和变型。因此，凡在本技术实施例的精神和原则之内，所做的任何省略、修改、等同替换、改进等，均应包含在本技术的保护范围之内。