协同电脉冲信号的生成方法、装置、介质及电子设备

摘要

本发明实施例提供了一种协同电脉冲信号的生成方法、装置、介质及电子设备，包括：根据所获取的电极针间距信息和目标细胞参数，确定出第一电压值和第二电压值，第一电压值大于第二电压值；根据所获取的目标细胞参数，确定第一电脉冲宽度和第二电脉冲宽度，第一电脉冲宽度小于第二电脉冲宽度；根据第一电压值和第一电脉冲宽度确定出第一电脉冲信号，根据第二电压值和第二电脉冲宽度确定出第二电脉冲信号；基于第一电脉冲信号和第二电脉冲信号生成协同电脉冲信号，并向目标细胞施加。本发明实施例的技术方案提供了结合高电压/窄脉宽的脉冲和低电压/宽脉宽的脉冲的协同脉冲，可以提高大体积肿瘤的治疗效率。

权利要求

1.一种协同电脉冲信号的生成装置，其特征在于，包括：

第一确定模块，用于根据所获取的电极针间距信息和目标细胞参数，确定出第一电压值和第二电压值，所述第一电压值大于所述第二电压值；

第二确定模块，用于根据所述目标细胞参数中的细胞膜的充电时间与细胞膜跨膜电压达到阈值所需要的时间确定所述第一电脉冲宽度；并用于根据所述目标细胞参数中的细胞膜上微孔所发展至不可恢复阶段所需要的时间确定第二电脉冲宽度，所述第一电脉冲宽度小于所述第二电脉冲宽度；

第三确定模块，用于根据所述第一电压值和所述第一电脉冲宽度确定出第一电脉冲信号，根据所述第二电压值和所述第二电脉冲宽度确定出第二电脉冲信号；生成模块，用于基于所述第一电脉冲信号和所述第二电脉冲信号生成协同电脉冲信号，并向所述目标细胞施加。

2.根据权利要求1所述的协同电脉冲信号的生成装置，其特征在于，所述第一确定模块具体用于：根据所述电极针间距确定在预设的第一电压区间内的所述第一电压值；

根据所述目标细胞参数确定所述第一电压值与所述第二电压值的比值，并基于所述比值确定出所述第二电压值。

3.根据权利要求2所述的协同电脉冲信号的生成装置，其特征在于，所述第一确定模块还用于：判断所述第二电压值是否在预设的第二电压区间内；

当判断所述第二电压值不在所述第二电压区间内时，重新确定所述第一电压。

4.根据权利要求2或3所述的协同电脉冲信号的生成装置，其特征在于，所述第一电压区间为-10kV至10kV，所述第二电压区间为-3kV至3kV。

5.根据权利要求2所述的协同电脉冲信号的生成装置，其特征在于，所述第一电压与所述第二电压的比值在2至4之间。

6.根据权利要求1所述的协同电脉冲信号的生成装置，其特征在于，所述协同电脉冲信号的脉冲延迟时间范围为500ns至1000s之间。

7.根据权利要求1所述的协同电脉冲信号的生成装置，其特征在于，所述协同 电脉冲信号中的电脉冲信号包括：矩形脉冲信号、高斯脉冲信号或指数衰减脉冲信号。

8.根据权利要求1所述的协同电脉冲信号的生成装置，其特征在于，所述协同电脉冲信号中的所述第一电脉冲信号与所述第二电脉冲信号交替出现或顺序出现。

9.一种电子设备，其特征在于，包括：

一个或多个处理器；

存储装置，用于存储一个或多个程序，当所述一个或多个程序被所述一个或多个处理器执行时，使得所述一个或多个处理器实现一种协同电脉冲信号的生成方法，其特征在于，所述协同电脉冲信号的生成方法包括：根据所获取的电极针间距信息和目标细胞参数，确定出第一电压值和第二电压值，所述第一电压值大于所述第二电压值；

根据所述目标细胞参数中的细胞膜的充电时间与细胞膜跨膜电压达到阈值所需要的时间确定所述第一电脉冲宽度；

根据所述目标细胞参数中的细胞膜上微孔所发展至不可恢复阶段所需要的时间确定第二电脉冲宽度；

根据所述第一电压值和所述第一电脉冲宽度确定出第一电脉冲信号，根据所述第二电压值和所述第二电脉冲宽度确定出第二电脉冲信号；

基于所述第一电脉冲信号和所述第二电脉冲信号生成协同电脉冲信号，并向所述目标细胞施加。

10.根据权利要求9所述的电子设备，其特征在于，所述根据所获取的电极针间距信息和目标细胞参数，确定出第一电压值和第二电压值，包括：根据所述电极针间距确定在预设的第一电压区间内的所述第一电压值；

根据所述目标细胞参数确定所述第一电压值与所述第二电压值的比值，并基于所述比值确定出所述第二电压值。

11.根据权利要求10所述的电子设备，其特征在于，所述方法还包括： 判断所述第二电压值是否在预设的第二电压区间内；

当判断所述第二电压值不在所述第二电压区间内时，重新确定所述第一电压。

12.根据权利要求10或11所述的电子设备，其特征在于，所述第一电压区间为-10kV至

10kV，所述第二电压区间为-3kV至3kV。

13.根据权利要求10所述的电子设备，其特征在于，所述第一电压与所述第二电压的比值在2至4之间。

14.根据权利要求9所述的电子设备，其特征在于，所述协同电脉冲信号的脉冲延迟时间范围为500ns至1000s之间。

15.根据权利要求9所述的电子设备，其特征在于，所述协同电脉冲信号中的电脉冲信号包括：矩形脉冲信号、高斯脉冲信号或指数衰减脉冲信号。

16.根据权利要求9所述的电子设备，其特征在于，所述协同电脉冲信号中的所述第一电脉冲信号与所述第二电脉冲信号交替出现或顺序出现。

说明书

协同电脉冲信号的生成方法、装置、介质及电子设备

技术领域

[0001] 本发明涉及肿瘤组织消融技术领域，具体而言，涉及一种协同电脉冲信号的生成的方法、装置、介质及电子设备。

背景技术

[0002] 针对癌症的治疗仪器有多种，近年来随着脉冲生物电学的不断发展，以电场脉冲技术为基础的肿瘤治疗仪器以其非热、微创的生物医学效应引起了生物电磁领域研究人员的广泛关注。

[0003] 在电场脉冲技术的应用中，不可逆电穿孔技术是一种新型的应用方式。不可逆电穿孔是指通过对靶区细胞发送电场脉冲(典型脉冲参数为：场强1500-3000V/cm，脉冲宽度100μs，重复频率1Hz，脉冲个数70-120，单极性方波电场脉冲)，使细胞内外的离子运动并聚集在外膜两侧，引起跨膜电位的急剧变化，细胞膜发生不可逆电穿孔，打破细胞内外平衡，最终引起细胞死亡。不可逆电穿孔技术因其在前期肿瘤消融研究中表现出快捷、可控、可视、微创、选择性、非热机理的优势和特色得以广泛应用。

[0004] 但是，以不可逆电穿孔技术为基础的治疗仪器仅对尺寸小于3cm的实体肿瘤有效，随着肿瘤尺寸的增长，不可逆电穿孔有效性逐渐降低，对于较大尺寸的肿瘤，更是存在治疗效率较低的问题。如果盲目增加脉冲能量(如电压、脉冲宽度等)，虽可使细胞得到彻底消融，但是会引起热效应，对正常组织如血管也会产生不可逆的破坏；如果增加和优化电极数量，虽然也能够有效消融大尺寸肿瘤，但会增加治疗复杂性和医疗风险，甚至会增加治疗的侵入性。

[0005] 需要说明的是，在上述背景技术部分公开的信息仅用于加强对本发明的背景的理解，因此可以包括不构成对本领域普通技术人员已知的现有技术的信息。

发明内容

[0006] 本发明实施例的目的在于提供一种协同电脉冲信号的生成的方法、装置、介质及电子设备，进而至少在一定程度上克服现有技术中肿瘤抵抗细胞或干细胞无法彻底消融等一个或多个问题。

[0007] 本发明的其他特性和优点将通过下面的详细描述变得显然，或部分地通过本发明的实践而习得。

[0008] 根据本发明实施例的第一方面，提供了一种协同电脉冲信号的生成方法，包括：

[0009] 根据所获取的电极针间距信息和目标细胞参数，确定出第一电压值和第二电压值，所述第一电压值大于所述第二电压值；

[0010] 根据所获取的目标细胞参数，确定第一电脉冲宽度和第二电脉冲宽度，所述第一电脉冲宽度小于所述第二电脉冲宽度；

[0011] 根据所述第一电压值和所述第一电脉冲宽度确定出第一电脉冲信号，根据所述第二电压值和所述第二电脉冲宽度确定出第二电脉冲信号；

[0012] 基于所述第一电脉冲信号和所述第二电脉冲信号生成协同电脉冲信号，并向所述目标细胞施加。

[0013] 在本发明的一个实施例中，上述根据所述电极针间距与所述靶区组织参数确定第一电压与第二电压包括：

[0014] 根据所述电极针间距确定在预设的第一电压区间内的所述第一电压值；

[0015] 根据所述目标细胞参数确定所述第一电压值与所述第二电压值的比值，并基于所述比值确定出所述第二电压值。

[0016] 在本发明的一个实施例中，上述方法还包括：

[0017] 判断所述第二电压值是否在预设的第二电压区间内；

[0018] 当判断所述第二电压值不在所述第二电压区间内时，重新确定所述第一电压。

[0019] 在本发明的一个实施例中，上述第一电压区间为-10kV至10kV，所述第二电压区间为-3kV至3kV。

[0020] 在本发明的一个实施例中，上述第一电压与所述第二电压的比值在2至4之间。

[0021] 在本发明的一个实施例中，上述根据所获取的目标细胞参数，确定第一电脉冲宽度和第二电脉冲宽度包括：

[0022] 根据所述目标细胞参数中的细胞膜的充电时间与细胞膜跨膜电压达到阈值所需要的时间确定所述第一电脉冲宽度；

[0023] 根据所述目标细胞参数中的细胞膜上微孔所发展至不可恢复阶段所需要的时间确定第二电脉冲宽度。

[0024] 在本发明的一个实施例中，上述第一电脉冲宽度范围为50ns至10μs之间，所述第二电脉冲宽度范围为10μs至1000μs之间。

[0025] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号的脉冲延迟时间范围为500ns至1000s之间。

[0026] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号中的电脉冲信号包括：矩形脉冲信号、高斯脉冲信号或指数衰减脉冲信号。

[0027] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号中的所述第一电脉冲信号与所述第二电脉冲信号交替出现或顺序出现。

[0028] 根据本发明实施例的第二方面，提供了一种协同电脉冲信号的生成装置，包括：

[0029] 第一确定模块，用于根据所获取的电极针间距信息和目标细胞参数，确定出第一电压值和第二电压值，所述第一电压值大于所述第二电压值；

[0030] 第二确定模块，用于根据所获取的目标细胞参数，确定第一电脉冲宽度和第二电脉冲宽度，所述第一电脉冲宽度小于所述第二电脉冲宽度；

[0031] 第三确定模块，用于根据所述第一电压值和所述第一电脉冲宽度确定出第一电脉冲信号，根据所述第二电压值和所述第二电脉冲宽度确定出第二电脉冲信号；

[0032] 生成模块，用于基于所述第一电脉冲信号和所述第二电脉冲信号生成协同电脉冲信号，并向所述目标细胞施加。

[0033] 在本发明的一个实施例中，上述第一确定模块具体用于：

[0034] 根据所述电极针间距确定在预设的第一电压区间内的所述第一电压值；

[0035] 根据所述目标细胞参数确定所述第一电压值与所述第二电压值的比值，并基于所述比值确定出所述第二电压值。

[0036] 在本发明的一个实施例中，上述第一确定模块还用于：

[0037] 判断所述第二电压值是否在预设的第二电压区间内；

[0038] 当判断所述第二电压值不在所述第二电压区间内时，重新确定所述第一电压。

[0039] 在本发明的一个实施例中，上述第一电压区间为-10kV至10kV，所述第二电压区间为-3kV至3kV。

[0040] 在本发明的一个实施例中，上述第一电压与所述第二电压的比值在2至4之间。

[0041] 在本发明的一个实施例中，上述第二确定模块具体用于：

[0042] 根据所述目标细胞参数中的细胞膜的充电时间与细胞膜跨膜电压达到阈值所需要的时间确定所述第一电脉冲宽度；

[0043] 根据所述目标细胞参数中的细胞膜上微孔所发展至不可恢复阶段所需要的时间确定第二电脉冲宽度。

[0044] 在本发明的一个实施例中，上述第一电脉冲宽度范围为50ns至10μs之间，所述第二电脉冲宽度范围为10μs至1000μs之间。

[0045] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号的脉冲延迟时间范围为500ns至1000s之间。

[0046] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号中的电脉冲信号包括：矩形脉冲信号、高斯脉冲信号或指数衰减脉冲信号。

[0047] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号中的所述第一电脉冲信号与所述第二电脉冲信号交替出现或顺序出现。

[0048] 根据本发明实施例的第三方面，提供了一种计算机可读介质，其上存储有计算机程序，程序被处理器执行时实现如上述实施例中第一方面的协同电脉冲信号的生成方法。

[0049] 根据本发明实施例的第四方面，提供了一种电子设备，包括：一个或多个处理器；存储装置，用于存储一个或多个程序，当一个或多个程序被一个或多个处理器执行时，使得一个或多个处理器实现如上述实施例中第一方面的协同电脉冲信号的生成方法。

[0050] 本发明实施例提供的技术方案可以包括以下有益效果：

[0051] 本发明实施例提供了一种协同电脉冲信号的生成方法、装置、介质及电子设备，包括：根据所获取的电极针间距信息和目标细胞参数，确定出第一电压值和第二电压值，所述第一电压值大于所述第二电压值；根据所获取的目标细胞参数，确定第一电脉冲宽度和第二电脉冲宽度，所述第一电脉冲宽度小于所述第二电脉冲宽度；根据所述第一电压值和所述第一电脉冲宽度确定出第一电脉冲信号，根据所述第二电压值和所述第二电脉冲宽度确定出第二电脉冲信号；基于所述第一电脉冲信号和所述第二电脉冲信号生成协同电脉冲信号，并向所述目标细胞施加。本发明实施例的技术方案提供了结合高电压/窄脉宽的脉冲和低电压/宽脉宽的脉冲的协同脉冲，可以提高大体积肿瘤的治疗效率。

[0052] 应当理解的是，以上的一般描述和后文的细节描述仅是示例性和解释性的，并不能限制本发明。

附图说明

[0053] 此处的附图被并入说明书中并构成本说明书的一部分，示出了符合本发明的实施例，并与说明书一起用于解释本发明的原理。显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，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。在附图中：

[0054] 图1示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的生成方法的流程图；

[0055] 图2A示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的一种形态的示意图；

[0056] 图2B示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的另一种形态的示意图；

[0057] 图3A和图3B分别示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的一种输出波形示意图；

[0058] 图4示意性示出了根据本发明的一个实施例的生成协同电脉冲信号的电路图；

[0059] 图5示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号设备的示意图；

[0060] 图6示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号设备的另一种示意图；

[0061] 图7示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号设备的另一种示意图；

[0062] 图8示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号设备的一个应用场景示意图；

[0063] 图9示意性示出了根据本发明的一个实施例的电场脉冲发生电路的输出波形的实验示意图；

[0064] 图10示意性示出了根据本发明的一个实施例的实验参数的示意图；

[0065] 图11和图12示意性示出了根据本发明的一个实施例的电场脉冲发生电路的输出波形的一个实验示意图；

[0066] 图13示意性示出了根据本发明的一个实施例的实验参数的示意图；

[0067] 图14示意性示出了根据本发明的一个实施例的组织H&E染色结果图；

[0068] 图15示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的生成装置的框图；

[0069] 图16示出了适于用来实现本发明实施例的电子设备的计算机系统的结构示意图。

具体实施方式

[0070] 现在将参考附图更全面地描述示例实施方式。然而，示例实施方式能够以多种形式实施，且不应被理解为限于在此阐述的范例；相反，提供这些实施方式使得本发明将更加全面和完整，并将示例实施方式的构思全面地传达给本领域的技术人员。

[0071] 此外，所描述的特征、结构或特性可以以任何合适的方式结合在一个或更多实施例中。在下面的描述中，提供许多具体细节从而给出对本发明的实施例的充分理解。然而，本领域技术人员将意识到，可以实践本发明的技术方案而没有特定细节中的一个或更多，或者可以采用其它的方法、组元、装置、步骤等。在其它情况下，不详细示出或描述公知方法、装置、实现或者操作以避免模糊本发明的各方面。

[0072] 附图中所示的方框图仅仅是功能实体，不一定必须与物理上独立的实体相对应。即，可以采用软件形式来实现这些功能实体，或在一个或多个硬件模块或集成电路中实现这些功能实体，或在不同网络和/或处理器装置和/或微控制器装置中实现这些功能实体。

[0073] 附图中所示的流程图仅是示例性说明，不是必须包括所有的内容和操作/步骤，也不是必须按所描述的顺序执行。例如，有的操作/步骤还可以分解，而有的操作/步骤可以合并或部分合并，因此实际执行的顺序有可能根据实际情况改变。

[0074] 图1示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的生成方法的流程图。

[0075] 参照图1所示，根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的生成方法，包括以下步骤：

[0076] 步骤S110，根据所获取的电极针间距信息和目标细胞参数，确定出第一电压值和第二电压值，第一电压值大于第二电压值。

[0077] 在本发明的一个实施例中，上述根据电极针间距与靶区组织参数确定第一电压与第二电压包括：

[0078] 根据电极针间距确定在预设的第一电压区间内的第一电压值；

[0079] 根据目标细胞参数确定第一电压值与第二电压值的比值，并基于比值确定出第二电压值。

[0080] 在本发明的一个实施例中，上述方法还包括：

[0081] 判断第二电压值是否在预设的第二电压区间内；

[0082] 当判断第二电压值不在第二电压区间内时，重新确定第一电压。

[0083] 在本发明的一个实施例中，上述第一电压区间为-10kV至10kV，第二电压区间为-3kV至3kV。

[0084] 在本发明的一个实施例中，上述第一电压与第二电压的比值在2至4之间。

[0085] 步骤S120，根据所获取的目标细胞参数，确定第一电脉冲宽度和第二电脉冲宽度，第一电脉冲宽度小于第二电脉冲宽度。

[0086] 在本发明的一个实施例中，上述根据所获取的目标细胞参数，确定第一电脉冲宽度和第二电脉冲宽度包括：

[0087] 根据目标细胞参数中的细胞膜的充电时间与细胞膜跨膜电压达到阈值所需要的时间确定第一电脉冲宽度；

[0088] 根据目标细胞参数中的细胞膜上微孔所发展至不可恢复阶段所需要的时间确定第二电脉冲宽度。

[0089] 在本发明的一个实施例中，上述第一电脉冲宽度范围为50ns至10μs之间，第二电脉冲宽度范围为10μs至1000μs之间。

[0090] 步骤S130，根据第一电压值和第一电脉冲宽度确定出第一电脉冲信号，根据第二电压值和第二电脉冲宽度确定出第二电脉冲信号。

[0091] 在本发明的一个实施例中，上述第一电脉冲信号和第二电脉冲信号可以是矩形脉冲信号、高斯脉冲信号或指数衰减脉冲信号。

[0092] 步骤S140，基于第一电脉冲信号和第二电脉冲信号生成协同电脉冲信号，并向目标细胞施加。

[0093] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号的脉冲延迟时间范围为500ns至1000s之间。

[0094] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号中的电脉冲信号包括：矩形脉冲信号、高斯脉冲信号或指数衰减脉冲信号。

[0095] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号中的第一电脉冲信号与第二电脉冲信号交替出现或顺序出现。

[0096] 图2A示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的一种形态的示意图。

[0097] 参考图2A所示，在本发明的一个实施例中，第一控制信号S1的导通状态与第二控制信号S2的导通状态交替出现，从而形成如图2A所示的脉冲。

[0098] 图2B示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的另一种形态的示意图。

[0099] 参考图2B，在本发明的一个实施例中，第一控制信号S1的导通状态与第二控制信号S2的导通状态顺序出现，从而形成如图2B所示的脉冲。

[0100] 在图2A和图2B所示的实施例中，S1的每次导通时间均小于S2的每次导通时间，即输出的脉冲包括高电压/窄脉宽的脉冲和低电压/宽脉宽的脉冲。

[0101] 在本发明的一个实施例中，不同的脉冲参数引起的细胞电生理变化具有较大的差异，不同的脉冲宽度和电场强度引起的细胞电生理响应也不相同，传统的不可逆电穿孔技术一般通过破坏细胞膜诱导细胞坏死，从肿瘤研究的机理出发，对细胞膜的破坏越大，细胞死亡的可能性就会越大，参考以下公式：

[0102]

[0103] 其中，E为所施加的脉冲场强，r为细胞膜的半径，θ表示场强方向与细胞膜径向的夹角，t表示脉冲宽度，C表示细胞膜电容，Se表示细胞外液电导率，Si表示细胞质电导率。

[0104] 在本发明的一个实施例中，由上述公式(1)可知，场强越高，细胞膜上产生的穿孔区域就会越大。

[0105] 在本发明的一个实施例中，为了不引起热效应，需要克制脉冲能量，因此如需使用较高的电场强度，就需要降低脉冲的脉冲宽度，如果将电场脉冲的脉冲宽度降低到百纳秒级，并将电场强度上升至数十kV/cm，或者采用双极性高电压窄微秒脉冲，使电场强度能够同时作用于细胞膜与细胞器膜，可诱导细胞程序性死亡，即凋亡。

[0106] 在本发明的一个实施例中，现有的这种高电压/窄脉宽的脉冲虽然能够在细胞膜上产生较深的穿孔，但由于脉冲宽度较窄，穿孔尺寸较小，极易恢复，难以出现穿孔不可逆的效果。而如需增加穿孔尺寸，需要增加脉冲宽度，此时在脉冲能量有限的情况下，脉冲的电场强度较小，脉冲对细胞膜的破坏也较小，因此，为了克服上述脉冲的缺陷并保留上述脉冲的优势，在本发明所提供了一种协同电脉冲信号的生成方法及装置，在该协同电场脉冲可以通过高电压/窄脉宽的脉冲在细胞膜上产生宽范围、高密度的穿孔，诱导细胞内膜穿孔；通过低电压/宽脉宽的脉冲扩大穿孔区域内微孔的尺寸致不可恢复，继而杀死肿瘤细胞或者消融靶向肿瘤组织。因此，这种电场脉冲发生电路能有效增强不可逆电穿孔的治疗效果，对较大面积的靶区细胞进行不可逆电穿孔，应用于人体以及动物的生物组织消融。

[0107] 图3A和图3B分别示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的一种输出波形示意图。

[0108] 在本发明的一个实施例中，图3A和图3B分别对应于图2A和图2B中脉冲形态的另一种输出波形。

[0109] 参考图3A和图3B所示，在本发明的一个实施例中，两种脉冲可以分别具有上升时间和下降时间，且上升时间和下降时间可以均为30ns。

[0110] 在本发明的一个实施例中，第一电压可以定义在0-3kV之间，第二电压可以定义在0-3kV之间，第一控制信号和第二控制信号的导通时间即脉冲宽度在0.2-100μs之间连续可调，第一控制信号和第二控制信号的导通周期即脉冲周期在0.1-10s之间可调。

[0111] 本领域技术人员还可以自行调整第一控制信号和第二控制信号以设置脉冲的宽度、周期、上升时间等参数，本公开不以此为限。

[0112] 图4示意性示出了根据本发明的一个实施例的生成协同电脉冲信号的电路图。

[0113] 在本发明的一个实施例中，参考图4所示，第一脉冲发生单元11可以包括：

[0114] 第一电阻R1，第一端耦接于第一直流电压输入端VI1的正极；

[0115] 第一电感L1，第一端与第一电阻R1的第二端耦接于第一节点N1；

[0116] 第一电容C1，耦接于第一节点N1和第二输出端E2；

[0117] 第一开关元件M1，漏极耦接于第一电感L1的第二端，源极耦接于第一二极管D1的正极，栅极耦接于第一控制信号输入端S1；

[0118] 第一二极管D1的负极耦接于第一输出端E1。

[0119] 第二脉冲发生单元12可以包括：

[0120] 第二电阻R2，第一端耦接于第二直流电压输入端VI2的正极；

[0121] 第二电感L2，第一端与第二电阻R2耦接于第二节点N2；

[0122] 第二电容C2，耦接于第二节点N2和第二输出端E2；

[0123] 第二开关元件M2，漏极耦接于第二电感L2的第二端，源极耦接于第二二极管D2的正极，栅极耦接于第二控制信号输入端S2；

[0124] 第二二极管D2的负极耦接于第一输出端E1。

[0125] 在本发明的一个实施例中，在图4所示的电路中，第一直流电压输入端VI1和第二直流电压输入端VI2可以分别通过第一电阻R1和第二电阻R2对第一电容C1和第二电容C2充电，使C1和C2在充电完成后将能量释放到第一输出端E1，经过E1与E2之间的负载后，经由第二输出端E2返回两个直流电压输入端的负极，形成电流回路。电容C1和C2的电容值可以由总脉冲宽度、输出脉冲电压幅值、输出脉冲电压允许降落值、负载电阻值和放电时间常数决定。

[0126] 在本发明的一个实施例中，设最大总脉冲宽度为τ，输出脉冲电压幅值为V0，输出脉冲电压允许降落值为△Vd，负载电阻值为RL，则电容C1和电容C2的最小电容量根据以下公式进行计算：

[0127]

[0128] 在本发明的一个实施例中，通过调整电容值，可以使每个脉冲串放电结束后，电容C1和C2的电压最多降低5％。

[0129] 在本发明的一个实施例中，电容C1和C2的耐压值可以由脉冲的最大幅值即第一电压和第二电压确定。

[0130] 在本发明的一个实施例中，第一直流电压输入端VI1和第二直流电压输入端VI2的正极和负极均可以通过两个输入端子耦接到外部的电源系统上，以接收第一电压V1和第二电压V2；第一输出端E1和第二输出端E2可以分别耦接两个输出端子(例如为一对电极针)，以配合输出包括高电压/窄脉宽、低电压/宽脉宽两种脉冲的协同脉冲，其中。图4中位于E1和E2之间的电阻指代两个输出端耦接的外部负载，例如为肿瘤。

[0131] 图4所示电路也可以用以下描述方式描述。

[0132] 在本发明的一个实施例中，电场脉冲生成电路的输入端包括输入端子A1、输入端子A2、输入端子B1和输入端子B2。电场脉冲生成电路1的输出端包括输出端子E1和输出端子E2。电源系统1连接在输入端子A1和输入端子A2之间。输入端子A1依次串联充电电阻R1和电容C1后连接输入端子A2。图7所示的直流电压输出模块33按照设定的脉冲幅值通过充电电阻R1对储能电容C1进行充电。充电完成后储能电容C1将能量释放给负载。输入端子A1依次串联电阻R1和电感L1后与半导体开关MOSFET/IGBT S1的D极串联。半导体开关MOSFET/IGBT S1的S极串联二极管D1的正极。二极管D1的负极串联负载后与输入端子A2连接。二极管D1的负极串联负载后与输入端子B2连接。电源系统1连接在输入端子B1和输入端子B2之间。输入端子B1依次串联电阻R2和电容C2后与输入端子B2连接。进一步，直流电压输出模块33按照设定的脉冲幅值通过充电电阻R2对储能电容C2进行充电。充电完成后储能电容C2将能量释放给负载。输入端子B1依次串联电感L2和电阻R2后连接半导体开关MOSFET/IGBT S2的D极。半导体开关MOSFET/IGBT S2的S极串联二极管D2的正极。二极管D2的负极串联负载后与输入端子A2连接。二极管D2的负极串联负载后与输入端子B2连接。负载连接在输出端子E1和输出端子E2之间。进一步，电场脉冲生成电路1形成高电压和窄脉冲，再形成低电压和宽脉冲。高电压和窄脉冲、低电压和宽脉冲按顺序出现。通过电场脉冲生成电路1，可以形成新型电场脉冲施加方式，即在传统的低电压、宽脉冲的不可逆电穿孔参数前施加高电压、窄脉冲降低消除阈值场强的影响，从而进一步扩大肿瘤消融区域。也就是说，高电压、窄脉冲在组织上产生较大地穿孔区域，而随后的低电压、宽脉冲无阈值场强的限制，可以在已存在的穿孔区域内产生更大的消融区域。

[0133] 在本发明的一个实施例中，电场脉冲发生电路还可以有其他电路图，本领域技术人员可以自行设置。

[0134] 本发明实施例所提出的一种协同电脉冲信号的生成方法及装置，能够准确可靠地产生协同脉冲，其能诱导肿瘤细胞膜的跨膜电位大于穿孔阈值，使得细胞膜发生不可逆电穿孔，从而导致肿瘤细胞死亡，同时，采用的协同脉冲电场，能有效突破不可逆电穿孔中阈值场强的限制，实现目标肿瘤组织区域不可逆电穿孔剂量的有效电场范围扩大，解决不可逆电穿孔临床应用中的消融区域较小的问题。

[0135] 同时，本发明实施例提出的新型电场脉冲施加方式，即在传统的低电压、宽脉冲的不可逆电穿孔参数前施加高电压、窄脉冲降低消除阈值场强的影响，从而能够进一步扩大肿瘤消融区域，即高电压、窄脉冲在组织上产生较大地穿孔区域，而随后的低电压、宽脉冲无阈值场强的限制，在已存在的穿孔区域内产生更大的消融区域。

[0136] 本发明实施例所提出的技术方案够通过施加高场强的电场脉冲作用于生物组织，诱导细胞膜出现不可逆电穿孔，从而导致细胞死亡，并且高强度脉冲作用下，细胞发生不可逆电穿孔，无需施加化疗药物能达到治疗的作用，避免了化疗药物带来的副作用。同时，本发明具有快捷(治疗施加脉冲时间仅为几十秒，全过程也仅需几分钟)、可控(治疗参数可通过三维建模电场计算获取，治疗范围精确、安全)、可视(治疗过程可在超声/CT/MRI引导下完成，疗效可通过超声/CT/MRI评估)、可选择性(不损伤消融区的胆管，血管及神经等)和非热机理(无热效应，可克服热疗法带来的‘热损伤’与‘热沉’)的优点。

[0137] 图5示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号设备的示意图。

[0138] 参考图5，电场脉冲发生设备50可以包括：

[0139] 如图4所示的电场脉冲发生电路1；

[0140] 控制模块2，耦接于电场脉冲发生电路，用于输出第一控制信号与第二控制信号；

[0141] 电源模块3，耦接于控制模块与电场脉冲发生电路，用于根据控制模块输出的电源控制信号对电场脉冲发生电路输出第一电压与第二电压；

[0142] 一对电极针4，耦接于电场脉冲发生电路的第一输出端与第二输出端，用于同时接触受体以输出电场脉冲。

[0143] 在图5所示的电场脉冲发生设备中，控制模块2的控制参数可以由操作人员手工设置，也可以由控制模块中的处理器根据预设软件程序和预设输入信号自动设置。

[0144] 电源模块3的输入电压例如可以为220V，输出电压受控于控制模块2，分为第一电压V1和第二电压V2。

[0145] 电极针4可以直接接触肿瘤细胞，以输出协同电场脉冲。

[0146] 图6示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号设备的另一种示意图。

[0147] 在本发明的一个实施例中，参考图6所示，电场脉冲发生设备60还可以包括：

[0148] 脉冲测量模块5，耦接于控制模块以及电场脉冲发生电路的第一输出端与第二输出端，用于接收并识别第一输出端与第二输出端的输出信号，并将识别结果发送至控制模块。

[0149] 信号转换模块6，耦接于控制模块、电源模块与电场脉冲发生电路，用于对第一控制信号、第二控制信号以及电源控制信号进行光/电转换或电/光转换。

[0150] 显示装置7，耦接于控制模块，用于显示第一控制信号、第二控制信号、电源控制信号的参数；

[0151] 输入装置8，耦接于控制模块，用于传输对于第一控制信号、第二控制信号、电源控制信号的参数的设置指令。

[0152] 其中，显示装置7例如可以为显示屏，用于实时监测控制模块2接收到的电压信号和电流信号；输入装置8例如可以为键盘、触摸屏等，本公开对此不作特殊限定。

[0153] 图7示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号设备的另一种示意图。

[0154] 在本发明的一个实施例中，参考图7，电源模块3可以包括交流电源输入端31、电源滤波装置32、直流电压输出模块33以及开关电源模块34，用于向电场脉冲发生电路1、控制模块2、脉冲测量模块5和信号转换模块6供电，其中，交流电源输入端31可以耦接220V交流电；

[0155] 在本发明的一个实施例中，开关电源模块34用于将220V交流电转换成12V直流电。

[0156] 在本发明的一个实施例中，电源滤波装置32的接地端直接接地，用于对开关电源模块34的输出直流电进行过滤，得到一个具有特定频率的电源信号并提供给直流电压输出模块13。电源滤波装置32可以是一种无源双向网络，其输入端、输出端与电源和负载的阻抗适配越大，对信号的过滤就越有效。

[0157] 在本发明的一个实施例中，直流电压输出模块33受控于控制模块2，耦接于电源滤波装置32，用于向电场脉冲发生电路1的两个直流电压输入端输入第一电压V1和第二电压V2。

[0158] 在本发明的一个实施例中，脉冲测量模块5可以包括分压器51、电流传感器52和处理电路53。分压器51用于测量电场脉冲发生电路1输出端的电压，电流传感器52用于测量电场脉冲发生电路1输出端的电流。处理电路53用于接收分压器51测量到的电压信号和电流传感器52测量到的电流信号。

[0159] 在本发明的一个实施例中，控制模块2可以包括FPGA模块21、开关控制模块22和单片机模块23。FPGA模块21可以接收处理电路53输出端的电压信号和电流信号并对电压信号和电流信号进行运算处理。单片机模块23用于与FPGA模块21进行数据交换，并通过开关控制模块22输出第一控制信号S1和第二控制信号S2。控制模块2中可以接收由操作人员手动设置或软件自动设置的脉冲特征参数并通过算法将脉冲特征参数转化为电信号。此外，控制模块2还可以对信号转换模块6中的电压信号和电流信号进行实时监测，以确保输出脉冲参数的准确性。

[0160] 在本发明的一个实施例中，信号转换模块6可以包括光/电转换器K1、光/电转换器K2、电/光转换器J1、电/光转换器J2。电信号通过信号转换模块6分别传输到电场脉冲发生电路13、电源模块和脉冲测量模块5中。电/光转换器J1可以将FPGA模块21接受到的电信号转换为光信号，光/电转换器K1可以将电/光转换器J1的光信号转换为电信号，光/电转换器K1可以将转换后的电信号传递到电源模块3中。电/光转换器J2可以将FPGA模块21接受到的电信号转换为光信号，光/电转换器K2可以将电/光转换器J2的光信号转换为电信号，光/电转换器K2可以将转换后电信号传递到电场脉冲发生电路1中。

[0161] 在本发明的一个实施例中，电场脉冲发生设备还可以包括PC机，用于提供显示装置和输入装置，由电源模块3向PC机供电。PC机可以用于实时监测控制模块接收到的电压信号和电流信号。

[0162] 在本发明的一个实施例中，调节脉冲是通过调节电源模块3的输出电压以及高压、低压电路中的固态开关的导通时间、开断时间顺序和开断次数来完成的。

[0163] 在本发明的一个实施例中，可以通过以下方式操作如图7所示的电场脉冲发生设备：

[0164] 1)对设备进行初始化；

[0165] 2)确定电极的形式与施加方式以及协同脉冲的特征参数，以确保电场区域的有效覆盖；

[0166] 3)设定脉冲宽度、脉冲间隔和脉冲个数；

[0167] 4)根据患者的特点及其肿瘤组织的具体情况调节协同脉冲装置脉冲参数以及电极的施加方式。值得注意的是，对于体表型肿瘤组织采用夹板电极或吸附式电极；对于体内肿瘤采用针式电极，针式电极的插入位置由肿瘤组织的位置决定，针式电极的深度由肿瘤组织的尺寸决定，常用的施加脉冲的电极针组合为两针电极；

[0168] 5)通过控制模块设置确定的协同脉冲特征参数，用户设定的脉冲宽度、脉冲间隔以及脉冲个数；

[0169] 6)对协同脉冲不可逆电穿孔装置进行相应的开关动作从而控制输出的脉冲宽度、个数、脉冲间隔等；

[0170] 7)将电极施加于患者的肿瘤组织，通过协同脉冲不可逆电穿孔装置产生患者所需的协同脉冲施加于电极上，对患者的肿瘤组织进行脉冲电场刺激，诱导其肿瘤组织发生不可逆电穿孔，从而有效杀伤肿瘤细胞；

[0171] 8)在施加电极期间，用户通过控制模块对电压信号和电流信号进行实时监测，确保输出脉冲参数的准确性；

[0172] 9)治疗结束后，用户从患者的肿瘤组织中撤走电极。

[0173] 图8示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号设备的一个应用场景示意图。

[0174] 在本发明的一个实施例中，如图8所示，可以配合示波器、温度传感器和电极杯一同使用本公开提供的电场脉冲发生设备输出低电压、宽脉冲和高电压、窄脉冲来消融细胞与组织。

[0175] 在本发明的一个实施例中，可以将电极针间距设置为5mm，并通过温度传感器的光纤探头监控电极针的温度并将温度转换成可用的输出信号显示到示波器上，以对热效应的产生起到警示作用。

[0176] 在本发明的一个实施例中，可以将示波器的电流探头和电压探头耦接电场脉冲发生设备的输出端，以使示波器将电流探头和电压探头探测到的电信号变换成随时间变化的波形曲线显示在屏幕上，供操作人员监控脉冲参数。

[0177] 在本发明的一个实施例中，还可以将电极杯的两端分别连接在电场脉冲发生设备中电场脉冲发生电路的第一输出端和第二输出端，以接收电场脉冲发生设备输出的脉冲信号，通过电极杯的页面位置监控输出脉冲对细胞的影响效果。

[0178] 图9示意性示出了根据本发明的一个实施例的电场脉冲发生电路的输出波形的实验效果示意图。

[0179] 图9是以人卵巢癌细胞SKOV-3为实验对象，并采用正交实验和CCK-8活性检测手段得出的治疗效果，该实验步骤如下：

[0180] 1)准备改良型RPMI-1640培养基(Hyaline公司)和相应的1640完全培养液，该培养液中含有10％的标准胎牛血清(上海依科赛生物制品有限公司)和1％的双抗(青霉素、链霉素)(Genview公司)。并准备BTX电极杯，其电极部分长10mm、宽4mm、高20mm。

[0181] 2)让人卵巢癌细胞SKOV-3(由重庆医科大学所提供)贴壁生长，将改良型RPMI-1640培养基放置于T25细胞培养瓶(BeaverBio)内。

[0182] 3)将T25细胞培养瓶置于37℃、5％CO2细胞培养箱(Thermo)内。

[0183] 4)在超净工作台(苏州净化设备有限公司)中用玻璃吸管吸出长满细胞的T25细胞培养瓶中的改良型RPMI-1640培养基。

[0184] 5)在T25细胞培养瓶中加入1-2mL的PBS缓冲液(北京鼎国昌盛生物技术有限责任公司)，PBS缓冲液对细胞进行浸润冲洗，再将细胞和PBS缓冲液吸出。

[0185] 6)在T25细胞培养瓶中加入1mL的0.25％的胰蛋白酶，即称取0.25g胰蛋白酶(北京鼎国昌盛生物技术有限责任公司)粉末和0.033g EDTA(国产分析纯)，再加入PBS缓冲液，直至在T25细胞培养瓶中配制出100mL胰蛋白酶液。

[0186] 7)胰蛋白酶液对培养瓶内的细胞(SKOV-3)进行消化，并在大约1分钟后吸出胰酶。将胰酶加入培养基中，终止消化。

[0187] 8)在培养基内加入5mL的1640完全培养基制备细胞悬液，从而将细胞稀释至5×105cells/mL。

[0188] 9)实验时将脉冲信号加在电极杯上，每次实验在电极杯中加入100μL细胞悬液进行相应的电刺激。

[0189] 10)分别对协同脉冲的不同参数进行研究，具体参数如图10所示，未处理的细胞悬液及空白组作为对照，每组实验重复三次。

[0190] 在图10中，场强单位kV/cm是指场强的具体数值根据电极针间距来确定，电极针耦接第一输出端和第二输出端，用于协同输出上述协同脉冲。

[0191] 11)实验结束后，通过CCK-8法检测细胞的存活率，即在实验处理后的细胞加入96孔板中，放在孵箱中培养24小时进行CCK-8测定。其中每组参数设置5个复孔。

[0192] 12)移除培养基，并用PBS冲洗细胞，分别在96孔板的每个孔中加入20μL的CCK-8(北京鼎国昌盛生物技术有限责任公司)试剂。将无血清培养基摇匀，并在避光37℃条件下孵育2-4小时。

[0193] 13)小心吸出培养基，分别在96孔板的每个孔中加入二甲基亚砜(DMSO，北京鼎国昌盛生物技术有限责任公司)，并在避光摇床(北京市六一仪器厂沃德生物医学仪器分公司)中孵育20分钟。

[0194] 14)在450nm波长的酶联免疫检测仪(BIO-RAD)上测定各组参数孔光的吸收值。记录结果并计算细胞的杀伤率。试验数据以均值±标准差(x±s)表示，并应用GraphPad Prism 5软件进行分析，采用单因素方差分析比较检验。

[0195] 在本发明的一个实施例中，通过本实验以及图5可以得出，单独施加高电压、窄脉冲时，细胞存活率为62.4％，单独施加低电压、宽脉宽时，细胞存活率为68.8％。

[0196] 在本发明的一个实施例中，在施加协同脉冲(先施加高电压、窄脉冲，后施加低电压、宽脉冲)时，细胞存活率仅为19.0％。协同脉冲相对分别的施加时的高电压、窄脉冲与低电压、宽脉冲，细胞杀伤率都具有显著性差异，且存活率是高电压、窄脉冲的3.28倍，是低电压、宽脉冲的3.62倍，此结果表明协同脉冲能够提高细胞的杀伤率。高电压、窄脉冲在细胞膜上产生较大地穿孔区域，而随后的低电压、宽脉冲没有阈值和场强的限制，因此协同脉冲能在已存在的细胞膜穿孔区域内产生大尺寸的微孔继而极大地破坏细胞膜，致使细胞极易死亡。

[0197] 在本发明的一个实施例中，参照图9所示，如果先施加低电压、宽脉冲接着再施加高电压、窄脉冲的话其细胞存活率为56.1％，虽然相对高电压、窄脉冲与低电压、宽脉冲分别施加时细胞存活率略有下降，但是并无显著性差异。这表明脉冲的施加顺序不影响杀伤效果；另一方面，高电压、窄脉冲与低电压宽脉冲的施加间隔时间也会影响癌细胞的存活率。当高电压、窄脉冲与低电压宽脉冲的施加间隔时间延长至100s时，协同脉冲对细胞的破坏程度更加严重，细胞存活率仅为7.9％，与间隔时间为1s的协同脉冲相比，具有显著性的差异，这表明提高间隔时间能够进一步提高细胞的抑制率。因此，本领域技术人员可以参考本实验调整第一控制信号S1、第二控制信号S2的导通和关断时间来输出具有更好细胞杀伤效果的协同脉冲。

[0198] 图11和图12示意性示出了根据本发明的一个实施例的电场脉冲发生电路的输出波形的一个实验效果示意图。

[0199] 在本发明的一个实施例中，参考图11所示，该实验步骤如下：

[0200] 1)准备8只新西兰大白兔(雌性，6月龄，体重2.5kg±0.2kg)，新西兰大白兔由重庆医科大学动物实验中心提供。并在清洁恒温动物饲养实验室对8只新西兰大白兔进行饲养。本例试验严格执行中华人民共和国《实验动物管理条例》中的相关规定。

[0201] 2)脉冲处理前10分钟，采用3％的戊巴比妥钠溶液注射新西兰大白兔耳缘静脉(1mL/kg)进行麻醉。麻醉时长约60分钟以上，足够进行实验。实验通过外科手术开腹，实验时，兔子以躺姿的方式固定于手术台上，在其腹腔上半部分打开50mm的开口，以便于将电极针直接插入肝脏组织，实验场景如图10所示。

[0202] 3)电极针采用spacer，固定其间距为5mm，用支架固定电极针位于图中腹腔正上方，对电极针分别施加不同参数的协同脉冲电场。具体施加的脉冲参数如图13所示。

[0203] 4)脉冲处理结束后，采用医用缝合线缝合新西兰大白兔腹部伤口。并将缝合后的新西兰大白兔放在无菌动物实验房中饲养三天。

[0204] 5)在动物实验房饲养3天后，同样采用3％的戊巴比妥钠溶液麻醉，对新西兰大白兔实行安乐死前实时监测兔的生命特征信号，安乐死后开腹取出兔肝脏组织。取样后将样品放置于10％的福尔马林溶液中浸泡24小时，然后嵌入石蜡中固定，并对其进行切割和H&E染色制作成组织切片。

[0205] 6)采用Aperio LV1数值病例切片扫描仪对切片进行扫描，从而获取组织切片的彩色扫描图像。

[0206] 在本发明的一个实施例中，实验结果如图12所示，以高电压、窄脉冲参数20个、1600V、2μs脉冲和低电压、窄脉冲参数60个、360V、100μs脉冲为例，单独施加高电压、窄脉冲时，兔肝组织的消融面积是21.7mm2；单独施加低电压、宽脉宽时，兔肝组织的消融面积是
23.8mm2。

[0207] 在本发明的一个实施例中，在施加协同脉冲(先高电压、窄脉冲，后施加低电压、宽脉冲)时，兔肝组织的消融面积是50.7mm2。而且协同脉冲相对分别的施加时的高电压、窄脉冲与低电压、宽脉冲，消融面积都具有显著性差异。相对高电压、窄脉冲来说，组织消融面积提高了133.6％，而相对高电压、窄脉冲来说，组织消融面积提高了113.0％。上述结果表明：高电压、窄脉冲在生物组织上可以产生较大的穿孔区域并降低低电压、宽脉冲的阈值场强，因此能够进一步扩大肝脏组织消融区域；另一方面，根据本发明实施例可以发现：随着低电压、宽脉冲电压的升高，其消融面积越来越大，因此可以通过提高低电压、宽脉冲的电压(第二电压)来提高消融面积；当第二电压加到480V的时候，消融面积可以达86.0mm2，而低电压、宽脉冲单独施加的时候消融面积仅为59.8mm2；施加协同脉冲相对单独施加低电压、宽脉冲的消融面积提高了43.8％。

[0208] 图14示意性示出了根据本发明的一个实施例的组织H&E染色结果图。

[0209] 在本发明的一个实施例中，参考图14所示，对肝脏组织H&E染色扫描后，能更加清晰精准的观察到肝脏组织消融区与正常组织边界。以协同脉冲(高电压、窄脉冲参数20个、1600V、2μs脉冲和低电压、窄脉冲参数60个、480V、100μs脉冲)为例，实际的肝脏组织中由于肝小叶、血管和胆管的组成，其结构的异质性导致了其电气参数的各向异性，因此实际的电场分布并非标准的哑铃型或者椭圆形，图14可以看出消融边界非常清晰，达到了μm级别的消融边界，而且胆管和血管附近的细胞也都被完全消融掉，并没有出现残留肝细胞。

[0210] 综上所述，本发开实施例所提供的协同电脉冲信号的生成方法、装置和设备，通过控制两个脉冲发生模块分别发送高电平/窄脉宽的脉冲和低电平/宽脉宽的脉冲，并使用一个输出端将两种脉冲在一个输出信号上协同输出，可以同时利用高电压/窄脉宽的脉冲对靶区细胞进行深度穿孔，再通过低电压/宽脉宽的脉冲对穿孔区域进行消融，同时克服而前者穿孔面积小、后者消融深度小的缺陷，在不增加脉冲能量的情况下既扩大了消融面积，提高了穿孔的不可恢复性，进而提高了对大体积肿瘤的治疗效率。

[0211] 以下介绍本发明的装置实施例，可以用于执行本发明上述的协同电脉冲信号的生成方法。

[0212] 图15示意性示出了根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的生成装置的框图。

[0213] 参照图15所示，根据本发明的一个实施例的协同电脉冲信号的生成装置1500，包括：

[0214] 第一确定模块1501，用于根据所获取的电极针间距信息和目标细胞参数，确定出第一电压值和第二电压值，第一电压值大于第二电压值；

[0215] 第二确定模块1502，用于根据所获取的目标细胞参数，确定第一电脉冲宽度和第二电脉冲宽度，第一电脉冲宽度小于第二电脉冲宽度；

[0216] 第三确定模块1503，用于根据第一电压值和第一电脉冲宽度确定出第一电脉冲信号，根据第二电压值和第二电脉冲宽度确定出第二电脉冲信号；

[0217] 生成模块1504，用于基于第一电脉冲信号和第二电脉冲信号生成协同电脉冲信号，并向目标细胞施加。

[0218] 在本发明的一个实施例中，上述第一确定模块1501具体用于：

[0219] 根据电极针间距确定在预设的第一电压区间内的第一电压值；

[0220] 根据目标细胞参数确定第一电压值与第二电压值的比值，并基于比值确定出第二电压值。

[0221] 在本发明的一个实施例中，上述第一确定模块1501还用于：

[0222] 判断第二电压值是否在预设的第二电压区间内；

[0223] 当判断第二电压值不在第二电压区间内时，重新确定第一电压。

[0224] 在本发明的一个实施例中，上述第一电压区间为-10kV至10kV，第二电压区间为-3kV至3kV。

[0225] 在本发明的一个实施例中，上述第一电压与第二电压的比值在2至4之间。

[0226] 在本发明的一个实施例中，上述第二确定模块具体用于：

[0227] 根据目标细胞参数中的细胞膜的充电时间与细胞膜跨膜电压达到阈值所需要的时间确定第一电脉冲宽度；

[0228] 根据目标细胞参数中的细胞膜上微孔所发展至不可恢复阶段所需要的时间确定第二电脉冲宽度。

[0229] 在本发明的一个实施例中，上述第一电脉冲宽度范围为50ns至10μs之间，第二电脉冲宽度范围为10μs至1000μs之间。

[0230] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号的脉冲延迟时间范围为500ns至1000s之间。

[0231] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号中的电脉冲信号包括：矩形脉冲信号、高斯脉冲信号或指数衰减脉冲信号。

[0232] 在本发明的一个实施例中，上述协同电脉冲信号中的第一电脉冲信号与第二电脉冲信号交替出现或顺序出现。

[0233] 由于本发明的示例实施例的协同电脉冲信号的生成装置的各个功能模块与上述协同电脉冲信号的生成方法的示例实施例的步骤对应，因此对于本发明装置实施例中未披露的细节，请参照本发明上述的协同电脉冲信号的生成方法的实施例。

[0234] 根据本发明实施例所提供的协同电脉冲信号的生成的装置、设备、方法、介质及电子设备，由于肿瘤细胞大小形态不一，通常比它的源细胞体积要大，生长速度快，核质比显著高于正常细胞，可达1：1，正常的分化细胞核质比仅为1：4-6，核形态不一，并可出现巨核、双核或多核现象，肿瘤抵抗细胞和肿瘤干细胞在形态学上可拥有更大的核，具有更好的分化能力。因此，采用微秒级脉冲序列可把靶向作用于细胞外膜，相对于正常细胞，微秒级脉冲电场对肿瘤细胞具有更强杀伤效果；而由于肿瘤细胞中潜伏的肿瘤抵抗细胞和肿瘤干细胞在形态学和电学上的差异导致脉冲电场作用下逃逸，导致恶性肿瘤治疗后的复发转移，针对其次类亚类细胞，可采用纳秒级脉冲序列靶向选择性作用于肿瘤抵抗细胞和肿瘤干细胞，在靶向治疗区内杀伤肿瘤抵抗细胞，同时在保证不损伤正常细胞的情况下，靶向杀伤在正常组织区域内的肿瘤浸润细胞。同时，当脉冲宽度降低至纳秒级，电场靶向作用于胞内细胞器，可诱导肿瘤细胞免疫原性死亡，甚至发生不同于传统的死亡方式焦亡，调节肿瘤微环境的免疫能力，激发机体抗肿瘤免疫应答，恢复机体淋巴细胞和巨噬细胞的免疫活性，改善肿瘤的预后。结合微纳秒的靶向选择性优势，通过参数调节，合理联合微纳秒脉冲电场作用实现治疗靶区的完全消融。

[0235] 下面参考图16，其示出了适于用来实现本发明实施例的电子设备的计算机系统1600的结构示意图。图16示出的电子设备的计算机系统1600仅是一个示例，不应对本发明实施例的功能和使用范围带来任何限制。

[0236] 如图16所示，计算机系统1600包括中央处理单元(CPU)1601，其可以根据存储在只读存储器(ROM)1602中的程序或者从存储部分1608加载到随机访问存储器(RAM)1603中的程序而执行各种适当的动作和处理。在RAM 1603中，还存储有系统操作所需的各种程序和数据。CPU 1601、ROM 1602以及RAM 1603通过总线1604彼此相连。输入/输出(I/O)接口1605也连接至总线1604。

[0237] 以下部件连接至I/O接口1605：包括键盘、鼠标等的输入部分1606；包括诸如阴极射线管(CRT)、液晶显示器(LCD)等以及扬声器等的输出部分1607；包括硬盘等的存储部分1608；以及包括诸如LAN卡、调制解调器等的网络接口卡的通信部分1609。通信部分1609经由诸如因特网的网络执行通信处理。驱动器1610也根据需要连接至I/O接口1605。可拆卸介质1611，诸如磁盘、光盘、磁光盘、半导体存储器等等，根据需要安装在驱动器1610上，以便于从其上读出的计算机程序根据需要被安装入存储部分1608。

[0238] 特别地，根据本发明的实施例，上文参考流程图描述的过程可以被实现为计算机软件程序。例如，本发明的实施例包括一种计算机程序产品，其包括承载在计算机可读介质上的计算机程序，该计算机程序包含用于执行流程图所示的方法的程序代码。在这样的实施例中，该计算机程序可以通过通信部分1609从网络上被下载和安装，和/或从可拆卸介质1611被安装。在该计算机程序被中央处理单元(CPU)1601执行时，执行本申请的系统中限定的上述功能。

[0239] 需要说明的是，本发明所示的计算机可读介质可以是计算机可读信号介质或者计算机可读存储介质或者是上述两者的任意组合。计算机可读存储介质例如可以是——但不限于——电、磁、光、电磁、红外线、或半导体的系统、装置或器件，或者任意以上的组合。计算机可读存储介质的更具体的例子可以包括但不限于：具有一个或多个导线的电连接、便携式计算机磁盘、硬盘、随机访问存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可擦式可编程只读存储器(EPROM或闪存)、光纤、便携式紧凑磁盘只读存储器(CD-ROM)、光存储器件、磁存储器件、或者上述的任意合适的组合。在本发明中，计算机可读存储介质可以是任何包含或存储程序的有形介质，该程序可以被指令执行系统、装置或者器件使用或者与其结合使用。而在本发明中，计算机可读的信号介质可以包括在基带中或者作为载波一部分传播的数据信号，其中承载了计算机可读的程序代码。这种传播的数据信号可以采用多种形式，包括但不限于电磁信号、光信号或上述的任意合适的组合。计算机可读的信号介质还可以是计算机可读存储介质以外的任何计算机可读介质，该计算机可读介质可以发送、传播或者传输用于由指令执行系统、装置或者器件使用或者与其结合使用的程序。计算机可读介质上包含的程序代码可以用任何适当的介质传输，包括但不限于：无线、电线、光缆、RF等等，或者上述的任意合适的组合。

[0240] 附图中的流程图和框图，图示了按照本发明各种实施例的系统、方法和计算机程序产品的可能实现的体系架构、功能和操作。在这点上，流程图或框图中的每个方框可以代表一个模块、程序段、或代码的一部分，上述模块、程序段、或代码的一部分包含一个或多个用于实现规定的逻辑功能的可执行指令。也应当注意，在有些作为替换的实现中，方框中所标注的功能也可以以不同于附图中所标注的顺序发生。例如，两个接连地表示的方框实际上可以基本并行地执行，它们有时也可以按相反的顺序执行，这依所涉及的功能而定。也要注意的是，框图或流程图中的每个方框、以及框图或流程图中的方框的组合，可以用执行规定的功能或操作的专用的基于硬件的系统来实现，或者可以用专用硬件与计算机指令的组合来实现。

[0241] 描述于本发明实施例中所涉及到的单元可以通过软件的方式实现，也可以通过硬件的方式来实现，所描述的单元也可以设置在处理器中。其中，这些单元的名称在某种情况下并不构成对该单元本身的限定。

[0242] 作为另一方面，本申请还提供了一种计算机可读介质，该计算机可读介质可以是上述实施例中描述的电子设备中所包含的；也可以是单独存在，而未装配入该电子设备中。上述计算机可读介质承载有一个或者多个程序，当上述一个或者多个程序被一个该电子设备执行时，使得该电子设备实现如上述实施例中的协同电脉冲信号的生成方法。

[0243] 例如，上述的电子设备可以实现如图1中所示的：步骤S110，生成靶向消融目标细胞的高压电脉冲；步骤S120，将高压电脉冲施加至目标细胞。

[0244] 应当注意，尽管在上文详细描述中提及了用于动作执行的设备的若干模块或者单元，但是这种划分并非强制性的。实际上，根据本发明的实施方式，上文描述的两个或更多模块或者单元的特征和功能可以在一个模块或者单元中具体化。反之，上文描述的一个模块或者单元的特征和功能可以进一步划分为由多个模块或者单元来具体化。

[0245] 通过以上的实施方式的描述，本领域的技术人员易于理解，这里描述的示例实施方式可以通过软件实现，也可以通过软件结合必要的硬件的方式来实现。因此，根据本发明实施方式的技术方案可以以软件产品的形式体现出来，该软件产品可以存储在一个非易失性存储介质(可以是CD-ROM，U盘，移动硬盘等)中或网络上，包括若干指令以使得一台计算设备(可以是个人计算机、服务器、触控终端、或者网络设备等)执行根据本发明实施方式的方法。

[0246] 本领域技术人员在考虑说明书及实践这里公开的发明后，将容易想到本发明的其它实施方案。本申请旨在涵盖本发明的任何变型、用途或者适应性变化，这些变型、用途或者适应性变化遵循本发明的一般性原理并包括本发明未公开的本技术领域中的公知常识或惯用技术手段。说明书和实施例仅被视为示例性的，本发明的真正范围和精神由下面的权利要求指出。

[0247] 应当理解的是，本发明并不局限于上面已经描述并在附图中示出的精确结构，并且可以在不脱离其范围进行各种修改和改变。本发明的范围仅由所附的权利要求来限制。