全固態(tài)協(xié)同脈沖發(fā)生器的設(shè)計(jì)與研制

摘要：不可逆電穿孔腫瘤治療技術(shù)已經(jīng)在臨床應(yīng)用中取得了較為顯著的療效。最近研究表明，采用高壓納秒脈沖協(xié)同低壓微秒脈沖可以顯著提高消融療效。文中提出了一種新型的協(xié)同脈沖發(fā)生器拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)，主要包括2 個(gè)分別由IGBT 和MOSFET 作為主開關(guān)的Marx 電路。通過開關(guān)的控制可靈活輸出由高壓納秒脈沖和低壓微秒脈沖組成的協(xié)同脈沖序列，并對(duì)其工作原理、電路仿真及原型樣機(jī)進(jìn)行了研究。最終采用半導(dǎo)體開關(guān)研制了一款參數(shù)靈活可調(diào)的全固態(tài)協(xié)同脈沖發(fā)生器，并在100 Ω 電阻負(fù)載上對(duì)其進(jìn)行了性能測(cè)試，納秒脈沖參數(shù)為電壓幅值0～5 kV、脈寬0.2～1 μs；微秒脈沖參數(shù)為電壓幅值0～5 kV、脈寬10～100 μs，能夠滿足協(xié)同脈沖消融腫瘤的實(shí)驗(yàn)需求。

關(guān)鍵詞：脈沖功率技術(shù)；Marx 發(fā)生器；全固態(tài)；協(xié)同脈沖；腫瘤消融

中圖分類號(hào)：TN78；TM832 文獻(xiàn)標(biāo)志碼：A 文章編號(hào)：1000-582X（2025）03-001-13

近年來(lái)，脈沖功率技術(shù)在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域[1-3]得到了廣泛的應(yīng)用，包括食品殺菌[4-6]、神經(jīng)疾病治療[7-8]、腫瘤等軟組織消融[9-10]等。在腫瘤治療領(lǐng)域，脈沖電場(chǎng)不可逆電穿孔技術(shù)成為腫瘤治療的研究新熱點(diǎn)[11-14]。為了解決不可逆電穿孔技術(shù)進(jìn)行大尺寸腫瘤消融所遇到的難題，Yao 等[15]提出了協(xié)同脈沖腫瘤治療技術(shù)，即高壓窄脈沖協(xié)同傳統(tǒng)微秒寬脈沖治療腫瘤。該脈沖可以把可逆電穿孔區(qū)域轉(zhuǎn)變?yōu)椴豢赡骐姶┛讌^(qū)域，進(jìn)而擴(kuò)大腫瘤消融面積。姚陳果等[16-17]研究發(fā)現(xiàn)納秒脈沖電穿孔的作用位置主要在細(xì)胞核膜上，而微秒脈沖電穿孔的作用位置則主要是細(xì)胞膜；若將這2 種脈沖結(jié)合使用，則有望解決腫瘤異質(zhì)性對(duì)電穿孔的影響。因此，協(xié)同脈沖的治療方式在腫瘤治療領(lǐng)域具有極大的應(yīng)用需求。

面向生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用的高壓脈沖源需要高可控性和高可靠性，大多采用全固態(tài)電力電子器件作為主要元件，使得其脈沖參數(shù)靈活可調(diào)，結(jié)構(gòu)更加緊湊，穩(wěn)定性明顯提升。主要的固態(tài)脈沖發(fā)生器電路結(jié)構(gòu)包括開關(guān)串聯(lián)[18]、Blumlein 線堆疊器[19-22]、直線型變壓器驅(qū)動(dòng)源（linear transformer driver，LTD）[23-26]、固態(tài)Marx 電路等[27-34]。開關(guān)串聯(lián)可以突破單個(gè)固態(tài)開關(guān)耐壓能力有限的問題，實(shí)現(xiàn)高電壓的輸出，但是這種電路穩(wěn)定運(yùn)行需要考慮靜態(tài)、動(dòng)態(tài)均壓策略，增加了電路的復(fù)雜性，影響脈沖波形的上升沿，且波形單一[18]。固態(tài)Blumlein線堆疊器將傳輸線與固態(tài)開關(guān)融合，降低了純電容儲(chǔ)能方式中器件雜散電感、電容對(duì)波形的影響，但是其脈沖寬度由傳輸線長(zhǎng)度決定，無(wú)法靈活調(diào)節(jié)，且需要阻抗匹配，不適用于阻抗動(dòng)態(tài)變化的生物負(fù)載[22]。固態(tài)LTD 可以輸出高電壓大電流的脈沖，但是其輸出脈沖寬度受到磁飽和特性的限制，很難輸出微秒級(jí)別的脈沖[24-26]。固態(tài)Marx 電路的缺點(diǎn)是放電時(shí)各個(gè)開關(guān)電位懸浮，需要采用隔離電源模塊對(duì)開關(guān)的驅(qū)動(dòng)電路供電。目前商用的隔離電壓等級(jí)20 kV 的電源模塊，在一定程度上解決了上述問題。同時(shí)Marx 電路不需要元器件均壓，可以輸出靈活可控的脈沖參數(shù)，借助LTD 開關(guān)并聯(lián)的方式，也可以輸出高電壓大電流的脈沖。有學(xué)者試圖通過改進(jìn)Marx 電路以實(shí)現(xiàn)同時(shí)輸出納秒-微秒脈沖序列，如吳夢(mèng)[33]采用2 個(gè)獨(dú)立的Marx 電路研制了協(xié)同脈沖發(fā)生器，可分別向生物負(fù)載施加納秒脈沖和微秒脈沖，同時(shí)為避免納秒脈沖輸出時(shí)對(duì)微秒脈沖電路產(chǎn)生影響，采用了繼電器隔離模塊，但受限于繼電器的開關(guān)速度，樣機(jī)無(wú)法在微秒級(jí)時(shí)間尺度內(nèi)輸出納秒脈沖-微秒脈沖序列，輸出能力有限。王藝麟等[34]設(shè)計(jì)了一款融合2 個(gè)Marx 電路的協(xié)同脈沖發(fā)生器，可以同時(shí)輸出高壓納秒脈沖和低壓微秒脈沖。高壓和低壓脈沖發(fā)生回路相互聯(lián)系，當(dāng)其中一個(gè)開關(guān)發(fā)生故障時(shí)，2 種脈沖均無(wú)法正常輸出；且低壓脈沖形成電路中使用的開關(guān)和電容數(shù)量與高壓脈沖電路相同，微秒主電路元件數(shù)量的增多，使得電路可靠性降低，研發(fā)成本增加。

針對(duì)上述國(guó)內(nèi)外研究現(xiàn)狀和實(shí)驗(yàn)需求，筆者基于Marx 電路拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)，設(shè)計(jì)了一款結(jié)構(gòu)緊湊、參數(shù)獨(dú)立可調(diào)的全固態(tài)納秒脈沖協(xié)同微秒脈沖發(fā)生器。將低壓微秒脈沖和高壓納秒脈沖形成的主要元件獨(dú)立開，同時(shí)共用部分放電回路。在保證參數(shù)獨(dú)立可調(diào)的前提下，節(jié)約了研發(fā)成本，且結(jié)構(gòu)更加緊湊。根據(jù)協(xié)同脈沖生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用需求，設(shè)計(jì)的協(xié)同脈沖發(fā)生器參數(shù)為：高壓納秒脈沖電壓幅值0～15 kV、脈寬0.2～1 μs、在100 Ω 負(fù)載下電流幅值達(dá)150 A；低壓微秒脈沖電壓幅值0～5 kV、脈寬10～100 μs、在100 Ω 負(fù)載下電流幅值達(dá)50 A；且2種脈沖延遲時(shí)間任意可調(diào)。

1 全固態(tài)協(xié)同脈沖發(fā)生器的基本原理

1.1 拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)

文中提出的全固態(tài)協(xié)同脈沖發(fā)生器拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)如圖1 所示，其主要包括納秒脈沖充電電源、微秒脈沖充電電源、多級(jí)納秒脈沖形成電路模塊、多級(jí)微秒脈沖形成模塊、負(fù)載電阻等。

圖中，納秒脈沖形成電路包括了納秒脈沖充電電源UH、二極管DH1～DH2n、儲(chǔ)能電容CH1～CHn、主開關(guān)SH1～SHn，微秒脈沖形成電路包括了微秒脈沖充電電源UL、二極管DL1～DL4、儲(chǔ)能電容CL1～CL2、主開關(guān)SL1～SL2。在放電時(shí)，DL2、DL4和DH2i （i=1～n）為2 種脈沖放電回路共用二極管。

在圖1 所示電路中，包括了2 個(gè)相對(duì)獨(dú)立的Marx 電路，2 個(gè)脈沖電路的主要開關(guān)和電容器件均獨(dú)立，從而使得微秒脈沖和納秒脈沖參數(shù)可自由調(diào)節(jié)，不會(huì)相互影響。同時(shí)部分二極管在放電回路中共用，節(jié)約了硬件成本。

1.2 工作原理

全固態(tài)協(xié)同脈沖發(fā)生器的工作狀態(tài)包括3 個(gè)：電容并聯(lián)充電狀態(tài)，記為A 狀態(tài)；高壓納秒脈沖放電狀態(tài)，記為B 狀態(tài)；低壓微秒脈沖放電狀態(tài)，記為C 狀態(tài)。其開關(guān)控制時(shí)序如圖2 所示。其中，T 為脈沖周期，τns 為高壓納秒脈沖寬度，τμs 為低壓微秒脈沖寬度，Δt 為脈沖延遲時(shí)間。

根據(jù)開關(guān)控制時(shí)序，全固態(tài)協(xié)同脈沖發(fā)生器的工作狀態(tài)可分為A、B、C3 種狀態(tài)。

1）A 狀態(tài)，電容并聯(lián)充電狀態(tài)（t1～t2，t3～t4），如圖3（a）所示。灰色的半導(dǎo)體開關(guān)及支路表征斷路狀態(tài)，2 個(gè)高壓直流電源通過負(fù)載電阻、隔離二極管分別對(duì)各儲(chǔ)能電容充電，當(dāng)CH1～CHn充電電壓為UH，CL1～CL2充電電壓為UL時(shí)，電源停止功率輸出。

2）B 狀態(tài)，高壓納秒脈沖放電狀態(tài)（t0～t1），如圖3（b）所示。充電完畢后，高壓放電回路主開關(guān)SH1～SHn全部導(dǎo)通，低壓放電回路主開關(guān)SL1～SL2全部關(guān)斷，DH1～DHn二極管反向截止，DL2、DL4正向?qū)ǎ瑑?chǔ)能電容CH1～CHn與導(dǎo)通開關(guān)形成串聯(lián)回路對(duì)負(fù)載電阻放電，此時(shí)會(huì)在負(fù)載上形成nUH 的脈沖。納秒脈沖充電電源會(huì)隨著電容的放電及時(shí)為納秒脈沖電容補(bǔ)充電荷，微秒脈沖電容已充滿，微秒脈沖充電電源此時(shí)沒有功率輸出。

3）C 狀態(tài)，低壓微秒脈沖放電狀態(tài)（t2～t3），如圖3（c）所示。經(jīng)Δt 時(shí)間后，高壓放電回路主開關(guān)SH1～SHn 全部關(guān)斷，低壓放電回路主開關(guān)SL1～SL2 全部導(dǎo)通，DL2、DL4 反向截止，DH2～DH2n 正向?qū)ǎ瑑?chǔ)能電容CL1～CL2、低壓放電回路主開關(guān)與負(fù)載電阻形成串聯(lián)回路，負(fù)載輸出電壓2UL。微秒脈沖充電電源會(huì)隨著電容的放電及時(shí)為微秒脈沖電容補(bǔ)充電荷，納秒脈沖電容已充滿，納秒脈沖充電電源此時(shí)沒有功率輸出。

綜合以上3 種狀態(tài)，設(shè)計(jì)半導(dǎo)體開關(guān)的驅(qū)動(dòng)時(shí)序，可以實(shí)現(xiàn)高壓納秒脈沖、低壓微秒脈沖不同組合形式的脈沖輸出。

1.3 主電路設(shè)計(jì)及器件選型

文中設(shè)計(jì)的脈沖發(fā)生器高壓納秒脈沖與低壓微秒脈沖的充放電回路相對(duì)獨(dú)立，需要根據(jù)參數(shù)需求對(duì)2種脈沖形成電路中的主要元器件分別進(jìn)行設(shè)計(jì)。

1.3.1 主開關(guān)

主開關(guān)是全固態(tài)協(xié)同脈沖發(fā)生器中最關(guān)鍵的器件，其特性直接影響著整個(gè)系統(tǒng)輸出的脈沖參數(shù)。當(dāng)前較為主流的全控型半導(dǎo)體開關(guān)器件為MOSFET 與IGBT，與其他固態(tài)開關(guān)相比，這2 種開關(guān)驅(qū)動(dòng)控制電路簡(jiǎn)單，導(dǎo)通及關(guān)斷速度快，可滿足中小功率、高重頻的應(yīng)用需求。對(duì)比2 種器件，MOSFET 漏源極擊穿電壓較低，但是開通關(guān)斷速度快，普遍為數(shù)十納秒；IGBT 具有較高的耐壓值與通流能力，但其導(dǎo)通關(guān)斷速度較慢，通常為百納秒級(jí)。因此，根據(jù)文中脈沖參數(shù)需求，高壓納秒脈沖電路主開關(guān)選用MOSFET，低壓微秒脈沖電路主開關(guān)選用IGBT。

高壓納秒脈沖電路的最高輸出電壓幅值為15 kV，在100 Ω 負(fù)載上最高脈沖電流幅值為150 A。文中采用20 級(jí)Marx 模塊疊加輸出，每一級(jí)MOSFET 需耐受750 V 電壓，且通流能力應(yīng)大于150 A。經(jīng)過參數(shù)選型并考慮一定的裕量，各級(jí)Marx 主開關(guān)選擇2 只型號(hào)為NVHL020N120SC1 的碳化硅MOSFET 并聯(lián)，該MOSFET最高工作電壓為1 200 V，連續(xù)通流103 A，脈沖電流400 A 以上，上升時(shí)間小于60 ns，其性能完全滿足本設(shè)計(jì)需求。

低壓微秒脈沖電路設(shè)計(jì)的最高輸出電壓幅值為5 kV，在100 Ω 負(fù)載上最高脈沖電流幅值為50 A，該拓?fù)洳捎? 級(jí)Marx 模塊疊加輸出，每級(jí)工作電壓為2.5 kV，且脈沖電流的通流大于50 A。經(jīng)過參數(shù)手冊(cè)選型并考慮一定裕量，微秒脈沖電路的IGBT 型主開關(guān)選用IXEL40N400。此款I(lǐng)GBT 的最高工作電壓為4 000 V，連續(xù)通流90 A，脈沖電流幅值400 A，上升時(shí)間約100 ns，性能滿足本設(shè)計(jì)需求。

1.3.2 隔離二極管

協(xié)同脈沖發(fā)生器需要利用二極管正向?qū)ā⒎聪蚋綦x截止的特性來(lái)進(jìn)行充電、放電狀態(tài)的切換，因此需要考慮二極管的反向擊穿電壓值、正向重復(fù)性峰值電流值等參數(shù)。在Marx 電路中，二極管反向擊穿電壓需要大于每級(jí)Marx 工作電壓。當(dāng)Marx 電路中某一級(jí)不導(dǎo)通時(shí)，二極管將進(jìn)行續(xù)流，二極管的正向重復(fù)性峰值電流需要大于最大脈沖電流400 A。

快速恢復(fù)二極管DSEI60-12A 的反向擊穿電壓為1 200 V，正向重復(fù)性峰值電流值為800 A，滿足設(shè)計(jì)要求。在納秒脈沖電路中，各級(jí)Marx 電路選用DSEI60-12A 作為隔離二極管，而在微秒脈沖電路中，由于微秒脈沖電壓2 500 V，因此將3 個(gè)同等批次DSEI60-12A 二極管串聯(lián)等效為1 個(gè)DLn，理論上其最高隔離電壓達(dá)3600 V，滿足設(shè)計(jì)需求。

1.3.3 儲(chǔ)能電容

協(xié)同脈沖發(fā)生器的儲(chǔ)能電容需具選型指標(biāo)主要有耐壓、容量。選用薄膜電容作為儲(chǔ)能電容，其在納秒脈沖電路中耐壓需要大于750 V，在微秒脈沖電路中需要大于2 500 V。為保證脈沖發(fā)生器所輸出的脈沖近似為方波，電容容值需滿足一定要求：當(dāng)方波脈沖的頂降需求小于5%時(shí)，在t = τp 時(shí)刻，脈沖電壓幅值大于等于為0.95 倍初始放電電壓。其計(jì)算原則為

式中：Vt 為t 時(shí)刻輸出電壓值；n 為Marx 級(jí)數(shù)；VC 為儲(chǔ)能電容充電電壓值；τp 為最大脈沖寬度；RL 為負(fù)載電阻值；C 為各級(jí)電容容值。

因此，儲(chǔ)能電容的最小容值需滿足：

根據(jù)納秒和微秒脈沖的最大參數(shù)，可以計(jì)算得到納秒脈沖電路的電容容值至少為3.9 μF，微秒脈沖電路的電容容值至少為39 μF。因此，選用的薄膜電容參數(shù)為：納秒脈沖電路電容容值4 μF，耐壓1 200 V；微秒脈沖電路電容容值50μF，耐壓3 000 V。

1.3.4 充電電源

文中所研制的協(xié)同脈沖發(fā)生器需要2 個(gè)高壓直流電源作為充電模塊，分別給高壓納秒脈沖模塊儲(chǔ)能電容以及低壓微秒脈沖模塊儲(chǔ)能電容進(jìn)行充電，其選擇主要需要滿足電壓最大值以及平均功率2 個(gè)參數(shù)要求。根據(jù)前期設(shè)計(jì)高壓納秒脈沖模塊單板電壓幅值為800 V、低壓微秒脈沖模塊單板電壓幅值為2 500 V，選擇的高壓直流電源模塊最大輸出電壓需要大于該值。在協(xié)同脈沖發(fā)生器穩(wěn)定工作時(shí)，所需要的平均充電功率為

P = Vout Iout τp f， （3）

式中：P 為平均充電功率；Vout 為輸出脈沖電壓幅值；Iout 為輸出最大電流幅值；τp 為輸出脈沖寬度；f 為工作頻率，輸出頻率為1 Hz。分別將納秒脈沖和微秒脈沖輸出參數(shù)代入式（3）可得納秒和微秒脈沖充電功率分別為2.25、25 W。

根據(jù)上述分析與實(shí)際情況，選擇參數(shù)為800 V、20 mA 高壓直流電源作為高壓納秒沖電路充電電源，選擇參數(shù)為2 500 V、30 mA 的高壓直流電源作為微秒脈沖電路充電電源，2 款電源均具備短路、過載保護(hù)功能。

1.4 控制與驅(qū)動(dòng)電路設(shè)計(jì)

控制與驅(qū)動(dòng)電路是全固態(tài)脈沖發(fā)生器輸出波形產(chǎn)生的關(guān)鍵一環(huán)。文中采用FPGA 配合觸摸屏作為脈沖發(fā)生器的信號(hào)控制模塊。其中，F(xiàn)PGA 用作主控芯片，觸摸屏用于參數(shù)輸入和反饋顯示。采用光纖隔離驅(qū)動(dòng)電路作為高壓脈沖發(fā)生器的可靠傳輸及直接控制模塊。其控制與驅(qū)動(dòng)電路設(shè)計(jì)框圖如圖4 所示。

預(yù)期產(chǎn)生的脈沖參數(shù)通過人機(jī)交互界面，以串口通訊的方式發(fā)送至FPGA，F(xiàn)PGA 再通過相關(guān)邏輯控制產(chǎn)生圖2 的控制信號(hào)，繼而再經(jīng)過由光電轉(zhuǎn)換電路組成的光纖驅(qū)動(dòng)電路輸送至固態(tài)開關(guān)，控制固態(tài)開關(guān)的導(dǎo)通時(shí)序，從而達(dá)到控制脈沖輸出波形的目的。

文中采用的FPGA 芯片為ALTERA 公司的Cyclone IV 系列EP4CE6F17C8，其外部晶振頻率50 MHz，經(jīng)PLL 倍頻后可產(chǎn)生100 MHz 的基準(zhǔn)時(shí)鐘信號(hào)，調(diào)節(jié)步長(zhǎng)為10 ns，可以實(shí)現(xiàn)納秒脈沖和微秒脈沖的高精度控制。

對(duì)于驅(qū)動(dòng)電路，選擇IXDI609 芯片。此驅(qū)動(dòng)芯片可提供9 A 的最大驅(qū)動(dòng)電流，工作電壓為4.5～35 V。驅(qū)動(dòng)芯片輸出的驅(qū)動(dòng)信號(hào)上升沿及下降沿均不超過30 ns，保障了驅(qū)動(dòng)的快速性。在實(shí)際應(yīng)用中，驅(qū)動(dòng)芯片采用20 和-5 V 雙隔離電源供電，產(chǎn)生+20 V/-5 V 的驅(qū)動(dòng)信號(hào)，實(shí)現(xiàn)了開關(guān)的負(fù)壓可靠關(guān)斷，完全符合本設(shè)計(jì)MOSFET、IGBT 兩種固態(tài)開關(guān)的驅(qū)動(dòng)需求。

考慮到協(xié)同脈沖發(fā)生器主電路在工作狀態(tài)時(shí)，較大的脈沖電流往往會(huì)對(duì)控制信號(hào)產(chǎn)生較強(qiáng)的干擾，因此文中采用了光纖隔離的控制信號(hào)傳輸方式。與磁隔離驅(qū)動(dòng)相比，光纖隔離驅(qū)動(dòng)具有抗干擾能力強(qiáng)，信號(hào)一致性高，脈沖寬度范圍大，不受磁芯高頻特性和磁飽和的影響。文中使用Firecomms 公司的光纖發(fā)射頭FR50MVIR、光纖接收頭FR50MHIR 實(shí)現(xiàn)電光-光電轉(zhuǎn)換，其50 M 帶寬可以保證脈寬百納秒級(jí)別信號(hào)不失真，完全滿足文中的需求。

對(duì)于高壓納秒脈沖電路，光纖接收頭將光信號(hào)轉(zhuǎn)化為電平信號(hào)之后，再由2 個(gè)驅(qū)動(dòng)芯片IXDI609 進(jìn)行并聯(lián)半導(dǎo)體開關(guān)驅(qū)動(dòng)。驅(qū)動(dòng)電路輔助電源輸入為15 V，經(jīng)過15 kV 型號(hào)為1515D 的隔離電源模塊進(jìn)行隔離，再由MGJ2D052005SC 隔離電源模塊變換為+20 V 和-5 V 輸出，其隔離電壓等級(jí)為5.2 kV，可以有效隔離每個(gè)模塊的高壓。電路設(shè)計(jì)如圖5 所示。

2 協(xié)同脈沖發(fā)生器電路仿真

為了驗(yàn)證協(xié)同脈沖發(fā)生器拓?fù)涞恼_性，文中搭建了由20 級(jí)高壓納秒脈沖模塊與2 級(jí)低壓微秒脈沖模塊構(gòu)成的協(xié)同脈沖發(fā)生器仿真模型。在高壓納秒脈沖模塊中，開關(guān)模塊選擇廠商提供的NVHL020N120SC1模型；在低壓微秒脈沖模塊中，開關(guān)模塊選擇廠商提供的IXEL40N400 模型，使用軟件內(nèi)置脈沖源作為驅(qū)動(dòng)信號(hào)源，2 個(gè)直流源作為2 個(gè)獨(dú)立的充電電源。仿真中，高壓納秒脈沖回路主要參數(shù)為：充電電源幅值750 V，儲(chǔ)能電容容值4 μF。低壓微秒脈沖回路主要參數(shù)為：充電電源幅值2 500 V，儲(chǔ)能電容容值50 μF；負(fù)載電阻值100 Ω。

依據(jù)圖2 所示的控制時(shí)序，利用參數(shù)掃描的方式分別改變兩充電電源電壓，脈沖電壓輸出波形如圖6 所示。由圖可得，高壓納秒脈沖、低壓微秒脈沖幅值獨(dú)立可調(diào)，當(dāng)僅改變高壓納秒脈沖回路充電電壓（150～750 V）時(shí)，輸出的高壓納秒脈沖幅值總為20 倍充電電壓幅值，而低壓微秒脈沖幅值保持不變；同樣當(dāng)僅改變低壓微秒脈沖回路充電電壓（500～2 500 V）時(shí)，輸出的低壓微秒脈沖幅值為2 倍充電電壓幅值，而高壓納秒脈沖幅值保持不變，仿真結(jié)果符合理論分析。

協(xié)同脈沖發(fā)生器不僅要求幅值參數(shù)的靈活可調(diào)，而且需要滿足脈寬和延遲時(shí)間等參數(shù)的可調(diào)性。在保持充電電源電壓固定時(shí)（高壓充電電源750 V，低壓充電電源2 500 V），改變開關(guān)控制信號(hào)時(shí)序，得到相應(yīng)的輸出電壓波形（見圖7～圖8）。根據(jù)仿真結(jié)果可知，文中提出的協(xié)同脈沖發(fā)生器拓?fù)淇梢詫?shí)現(xiàn)脈沖寬度和延遲時(shí)間的獨(dú)立調(diào)節(jié)。

3 實(shí)驗(yàn)平臺(tái)搭建與測(cè)試

文中所搭建的測(cè)試平臺(tái)如圖9 所示。在脈沖功率腫瘤消融應(yīng)用場(chǎng)景中，生物負(fù)載一般為100 Ω 左右，實(shí)驗(yàn)采用100 Ω 無(wú)感高壓電阻作為協(xié)同脈沖發(fā)生器測(cè)試負(fù)載，使用型號(hào)為HDO4054A 的力科示波器（帶寬500 MHz，最高采樣率10 GS/s），以及型號(hào)為P6015A 的泰克高壓探頭（帶寬75 MHz，測(cè)量范圍0～20 kVDC）對(duì)輸出脈沖電壓波形進(jìn)行監(jiān)測(cè)。在滿足波形質(zhì)量要求的前提下，協(xié)同脈沖發(fā)生器波形的靈活性是面向應(yīng)用的關(guān)鍵因素，應(yīng)針對(duì)輸出電壓波形的幅值、脈寬、脈沖間隔的可調(diào)性開展相應(yīng)測(cè)試。

脈沖延遲時(shí)間設(shè)定為10 μs，低壓微秒脈沖參數(shù)保持寬度100 μs，幅值5 kV 不變，高壓納秒脈沖寬度維持為1 μs，脈沖幅值從3～15 kV 變化時(shí)，輸出波形如圖10 所示。從波形可以看出，高壓納秒脈沖工作于最大脈寬時(shí)，波形穩(wěn)定，且能夠維持正常的電壓等級(jí)及脈沖寬度，同時(shí)能夠?qū)ζ涿}沖幅值獨(dú)立調(diào)節(jié)。

圖11 為低壓微秒脈沖的電壓輸出變化波形，為脈沖延遲時(shí)間保持10 μs 不變，高壓納秒脈沖寬度1 μs，幅值15 kV，低壓微秒脈沖寬度100 μs，脈沖幅值1～5 kV 等步長(zhǎng)上升調(diào)節(jié)。通過測(cè)試發(fā)現(xiàn)，低壓微秒脈沖模塊可正常工作于最大脈寬。與高壓納秒脈沖相比，其上升沿更緩，脈沖輸出參數(shù)保持良好，電壓平頂維持良好，具有較高的精度。

設(shè)定脈沖延遲時(shí)間5 μs，低壓微秒脈沖脈寬100 μs、幅值5 kV 不變，高壓納秒脈沖幅值保持為15 kV，脈寬從200～1 000 ns 變化時(shí)，輸出波形如圖12 所示，可以看出，在給定脈寬范圍內(nèi)變化的納秒脈沖波形質(zhì)量較良好，具有快速的上升沿與下降沿。

脈沖延遲時(shí)間為10 μs 時(shí)，保持高壓納秒脈沖脈寬1 μs、幅值15 kV 不變，低壓微秒脈沖幅值保持為5 kV，脈寬從10～100 μs 變化時(shí)，輸出波形如圖13 所示，低壓微秒脈沖脈寬參數(shù)的同樣能夠獨(dú)立調(diào)節(jié)，脈沖寬度控制也較為精準(zhǔn)。

設(shè)定高壓納秒脈沖脈寬1 μs、幅值15 kV；低壓微秒脈沖脈寬100 μs、幅值5 kV 保持不變，脈沖延遲時(shí)間從5～80 μs 變化，脈沖發(fā)生器的輸出波形如圖14 所示，證明脈沖延遲時(shí)間任意可調(diào)，且高壓納秒脈沖和低壓微秒脈沖波形質(zhì)量不受影響。

4 結(jié) 論

針對(duì)協(xié)同脈沖輸出序列的應(yīng)用需求，基于Marx 拓?fù)涞幕驹砗凸虘B(tài)開關(guān)技術(shù)，采用FPGA 作為控制核心，研制了一套參數(shù)可調(diào)的全固態(tài)納秒和微秒?yún)f(xié)同脈沖發(fā)生器。最終得出以下結(jié)論：

1）協(xié)同脈沖發(fā)生器與2 臺(tái)脈沖源協(xié)同施加脈沖相比，其拓?fù)涞姆烹娀芈饭灿貌糠侄O管，裝置更緊湊，成本更低廉，脈沖參數(shù)控制更加精確方便。

2）研制的協(xié)同脈沖發(fā)生器樣機(jī)可輸出1 Hz 的協(xié)同脈沖，用于電穿孔治療腫瘤方面的研究。其中，納秒脈沖參數(shù)電壓幅值為0～15 kV，脈寬為0.2～1 μs；微秒脈沖參數(shù)電壓幅值為0～5 kV、脈寬為10～100 μs。

3）脈沖發(fā)生器采用模塊化設(shè)計(jì)，每個(gè)單元為相對(duì)獨(dú)立的模塊，模塊間實(shí)現(xiàn)了自然均壓，因此在絕緣強(qiáng)度足夠的情況下可通過模塊疊加實(shí)現(xiàn)更高的高壓輸出。

綜上所述，全固態(tài)納秒和微秒?yún)f(xié)同脈沖發(fā)生器的脈沖輸出參數(shù)調(diào)節(jié)范圍廣，脈沖間隔靈活可控，為腫瘤消融的協(xié)同脈沖效應(yīng)研究與應(yīng)用提供了良好的硬件平臺(tái)。

參考文獻(xiàn)

［ 1 ］ 陳新華， 孫軍輝， 殷勝勇， 等. 脈沖電場(chǎng)與生物醫(yī)藥技術(shù)的交叉及其對(duì)腫瘤治療模式的改變[J]. 高電壓技術(shù)， 2014， 40（12）：3746-3754.

Chen X H， Sun J H， Yin S Y， et al. Interaction of pulsed electric field and biomedicine technology and the influence on solidtumor therapy[J]. High Voltage Engineering， 2014， 40（12）： 3746-3754.（in Chinese）

［ 2 ］ Elgenedy M A， Massoud A M， Ahmed S， et al. A modular multilevel voltage-boosting Marx pulse-waveform generator forelectroporation applications[J]. IEEE Transactions on Power Electronics， 2019， 34（11）： 10575-10589.

［ 3 ］ 程顯， 陳碩， 呂彥鵬， 等. 納秒脈沖作用下核孔復(fù)合體影響細(xì)胞核膜電穿孔變化的仿真研究[J]. 電工技術(shù)學(xué)報(bào)， 2021， 36（18）： 3821-3828.

Cheng X， Chen S， Lü Y P， et al. Simulation study on the effect of nuclear pore complexes on cell electroporation undernanosecond pulse[J]. Transactions of China Electrotechnical Society， 2021， 36（18）： 3821-3828.（in Chinese）

［ 4 ］ Tseng S Y， Wu T F， Chen Y M. Wide pulse combined with narrow-pulse generator for food sterilization[J]. IEEE Transactionson Industrial Electronics， 2008， 55（2）： 741-748.

［ 5 ］ Barba F J， Koubaa M， do Prado-Silva L， et al. Mild processing applied to the inactivation of the main foodborne bacterialpathogens： a review[J]. Trends in Food Science amp; Technology， 2017， 66： 20-35.

［ 6 ］ Wang Q J， Li Y F， Sun D W， et al. Enhancing food processing by pulsed and high voltage electric fields： principles andapplications[J]. Critical Reviews in Food Science and Nutrition， 2018， 58（13）： 2285-2298.

［ 7 ］ 魏清川， 李懿， 何成奇， 等. 低頻脈沖電磁場(chǎng)治療神經(jīng)系統(tǒng)疾病的研究進(jìn)展[J]. 循證醫(yī)學(xué)， 2017， 17（6）： 373-376， 381.

Wei Q C， Li Y， He C Q， et al. Progress of low frequency pulsed electromagnetic fields against neurological disease[J]. TheJournal of Evidence-Based Medicine， 2017， 17（6）： 373-376， 381.（in Chinese）

［ 8 ］ Lorenzo M F， Campelo S N， Arroyo J P， et al. An investigation for large volume， focal blood-brain barrier disruption with highfrequencypulsed electric fields[J]. Pharmaceuticals， 2021， 14（12）： 1333.

［ 9 ］ 任馮剛， 張雨馳， 陳雪， 等. 高壓電脈沖技術(shù)在腫瘤治療領(lǐng)域的研究與應(yīng)用進(jìn)展[J]. 中國(guó)醫(yī)療設(shè)備， 2022， 37（2）： 6-10.

Ren F G， Zhang Y C， Chen X， et al. The research and application progress of high-voltage electrical pulses technology in tumertherapy[J]. China Medical Devices， 2022， 37（2）： 6-10.（in Chinese）

［10］ Breton M， Mir L M. Microsecond and nanosecond electric pulses in cancer treatments[J]. Bioelectromagnetics， 2012， 33（2）：106-123.

［11］ Davalos R V， Mir L M， Rubinsky B. Tissue ablation with irreversible electroporation[J]. Annals of Biomedical Engineering，2005， 33（2）： 223-231.

［12］ Jiang C L， Davalos R V， Bischof J C. A review of basic to clinical studies of irreversible electroporation therapy[J]. IEEETransactions on Bio-Medical Engineering， 2015， 62（1）： 4-20.

［13］ Yao C G， Dong S L， Zhao Y J， et al. Bipolar microsecond pulses and insulated needle electrodes for reducing musclecontractions during irreversible electroporation[J]. IEEE Transactions on Bio-Medical Engineering， 2017， 64（12）： 2924-2937.

［14］ 許敏， 許丹霞， 蔣天安. 不可逆電穿孔技術(shù)在肝癌消融治療中的應(yīng)用[J]. 介入放射學(xué)雜志， 2022， 31（5）： 511-514.

Xu M， Xu D X， Jiang T A. Application of irreversible electroporation in the ablation treatment of liver cancer[J]. Journal ofInterventional Radiology， 2022， 31（5）： 511-514.（in Chinese）

［15］ Yao C G， Lv Y P， Dong S L， et al. Irreversible electroporation ablation area enhanced by synergistic high and low-voltage pulses[J]. PLoS One， 2017， 12（3）： e0173181.

［16］ 姚陳果， 寧郡怡， 劉紅梅， 等. 微/納秒脈沖電場(chǎng)靶向不同尺寸腫瘤細(xì)胞內(nèi)外膜電穿孔效應(yīng)研究[J]. 電工技術(shù)學(xué)報(bào)， 2020， 35（1）： 115-124.

Yao C G， Ning J Y， Liu H M， et al. Study of electroporation effect of different size tumor cells targeted by micro-nanosecondpulsed electric field[J]. Transactions of China Electrotechnical Society， 2020， 35（1）： 115-124.（in Chinese）

［17］ Yao C G， Ning J Y， Liu H M， et al. Nanosecond pulses targeting intracellular ablation increase destruction of tumor cells withirregular morphology[J]. Bioelectrochemistry， 2020， 132： 107432.

［18］ Pang L， Long T J， He K， et al. A compact series-connected SiC MOSFETs module and its application in high voltagenanosecond pulse generator[J]. IEEE Transactions on Industrial Electronics， 2019， 66（12）： 9238-9247.

［19］ Liu J L， Yin Y， Ge B， et al. A compact high power pulsed modulator based on spiral Blumlein line[J]. The Review of ScientificInstruments， 2007， 78（10）： 103302.

［20］ 米彥， 張晏源， 儲(chǔ)貽道， 等. 基于非平衡Blumlein 型多層微帶傳輸線的高壓納秒脈沖發(fā)生器[J]. 電工技術(shù)學(xué)報(bào)， 2015， 30（11）： 100-109.

Mi Y， Zhang Y Y， Chu Y D， et al. High-voltage nanosecond pulse generator based on non-balanced blumlein type multilayeredmicrostrip transmission line[J]. Transactions of China Electrotechnical Society， 2015， 30（11）： 100-109.（in Chinese）

［21］ He Y J， Ma J H， Yu L， et al. 10 MHz high-power pulse generator on boost module[J]. IEEE Transactions on IndustrialElectronics， 2021， 68（7）： 6286-6296.

［22］ 馬劍豪， 余亮， 馬久欣， 等. 全固態(tài)電感儲(chǔ)能形成線納秒短脈沖功率調(diào)制器[J]. 強(qiáng)激光與粒子束， 2022， 34（9）： 34-41.

Ma J H， Yu L， Ma J X， et al. All-solid-state inductive energy storage pulse forming line nanosecond short pulse powermodulator[J]. High Power Laser and Particle Beams， 2022， 34（9）： 34-41.（in Chinese）

［23］ Jiang W H， Sugiyama H， Tokuchi A. Pulsed power generation by solid-state LTD[J]. IEEE Transactions on Plasma Science，2014， 42（11）： 3603-3608.

［24］ 王昌金， 姚陳果， 董守龍， 等. 基于Marx 和LTD 拓?fù)涞娜虘B(tài)復(fù)合模式脈沖源的研制[J]. 電工技術(shù)學(xué)報(bào)， 2018， 33（13）：3089-3097.

Wang C J， Yao C G， Dong S L， et al. The development of all solid-state mixed pulse generator based on Marx and LTDtopologies[J]. Transactions of China Electrotechnical Society， 2018， 33（13）： 3089-3097.（in Chinese）

［25］ 董守龍， 王藝麟， 曾偉榮， 等. 一種全固態(tài)多匝直線型變壓器驅(qū)動(dòng)源的研制[J]. 電工技術(shù)學(xué)報(bào)， 2020， 35（7）： 1584-1591.

Dong S L， Wang Y L， Zeng W R， et al. The development of all solid-state multi-turn linear transformer driver[J]. Transactionsof China Electrotechnical Society， 2020， 35（7）： 1584-1591.（in Chinese）

［26］ Mi Y， Xu N， Chen J C， et al. High-frequency bipolar solid-state LTD based on a self-triggering H-bridge[J]. IEEE Transactionson Power Electronics， 2022， 37（5）： 5898-5907.

［27］ Baek J W， Yoo D W， Rim G H， et al. Solid state Marx Generator using series-connected IGBTs[J]. IEEE Transactions onPlasma Science， 2005， 33（4）： 1198-1204.

［28］ Redondo L M， Canacsinh H， Silva J F. Generalized solid-state Marx modulator topology[J]. IEEE Transactions on Dielectricsand Electrical Insulation， 2009， 16（4）： 1037-1042.

［29］ Yao C G， Zhang X M， Guo F， et al. FPGA-controlled all-solid-state nanosecond pulse generator for biological applications[J].IEEE Transactions on Plasma Science， 2012， 40（10）： 2366-2372.

［30］ Shi H Z， Lu Y D， Gu T Y， et al. High-voltage pulse waveform modulator based on solid-state Marx generator[J]. IEEETransactions on Dielectrics and Electrical Insulation， 2015， 22（4）： 1983-1990.

［31］ 伍友成， 何泱， 戴文峰， 等. 基于快Marx 發(fā)生器的緊湊型重頻脈沖驅(qū)動(dòng)源[J]. 高電壓技術(shù)， 2017， 43（12）： 4032-4038.

Wu Y C， He Y， Dai W F， et al. Compact repetitive pulsed power system based on fast Marx generator[J]. High VoltageEngineering， 2017， 43（12）： 4032-4038.（in Chinese）

［32］ 饒俊峰， 李成建， 李孜， 等. 全固態(tài)高重頻高壓脈沖電源[J]. 強(qiáng)激光與粒子束， 2019， 31（3）： 40-44.

Rao J F， Li C J， Li Z， et al. All solid state high-frequency and high voltage pulsed power supply[J]. High Power Laser andParticle Beams， 2019， 31（3）： 40-44.（in Chinese）

［33］ 吳夢(mèng)， 柯強(qiáng)， 劉雪芹， 等. 利用微秒和微納秒脈沖電場(chǎng)誘導(dǎo)細(xì)胞融合[J]. 生物技術(shù)， 2019， 29（6）： 551-557.

Wu M， Ke Q， Liu X Q， et al. Cell fusion induced by microsecond and microsecond/nanosecond pulsed electric fields[J].Biotechnology， 2019， 29（6）： 551-557.（in Chinese）

［34］ 王藝麟， 馬劍豪， 董守龍， 等. 協(xié)同納微秒的全固態(tài)脈沖發(fā)生器研制[J]. 高電壓技術(shù)， 2020， 46（11）： 4061-4068.

Wang Y L， Ma J H， Dong S L， et al. Development of all-solid-state pulse generator for generating synergistic nanoseconds/microseconds pulses[J]. High Voltage Engineering， 2020， 46（11）： 4061-4068.（in Chinese）

（編輯 詹燕平）

基金項(xiàng)目：國(guó)家自然科學(xué)基金青年科學(xué)基金資助項(xiàng)目（51807016， 51907011）；重慶市自然科學(xué)基金面上項(xiàng)目（cstc2020jcyjmsxmX0932）；中央高校基本科研業(yè)務(wù)費(fèi)（2020CDJYGSX001， 2020CDJYGDQ008）；重慶市高等教育教學(xué)改革研究項(xiàng)目（213052）；重慶市研究生科研創(chuàng)新項(xiàng)目（CYB22016）。