JP3180129B2 - パルス化イオン導入薬剤供給装置 - Google Patents

パルス化イオン導入薬剤供給装置

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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 発明の分野 本発明は、イオン導入法に関する。特に、特有の複雑
な波形的特徴を有するパルス化した電気エネルギーを加
える経皮的イオン導入によるイオン物質の供給の方法と
装置に関する。これらの波形的特徴は、実質的に皮膚炎
症を増加させずにイオン導入による治療の効率を非常に
改善する二重セグメントの治療用パルスの供給のために
制御される。
先行技術の説明 イオン導入法は、投与されるべきイオン物質を含む電
解液中を流れる直流電流の通過によって体組織、例えば
皮膚を通してのイオン物質の輸送を必要とするプロセス
である。従来のイオン導入による装置は、関電極及び不
関電極という２つの電極に連結するバッテリーと単純な
電流制御回路を含むものが典型的なものであった。関電
極は、投与されるべき所望のイオン物質、例えば関電極
と同じ電荷を有するイオン形態の薬剤を含む。典型的に
は、不関電極は塩分を含んだ溶液と共に湿らせるか、他
のイオン伝導性の媒体と共に供給される。不関電極は、
身体を通る電気的回路を閉回路とするために、接地電極
の役目を果たす。
錠剤による経口投与か針注入による静脈投与のよう
に、イオン導入法は他の従来の薬剤供給処方計画に多く
の利点を提供する。例えば針注入に比べてイオン導入法
は、外傷、苦痛、心配及び伝染の危険を減少させた非侵
襲性の処置を供給する。イオン導入法は局所的または局
部的治療によく適合している。投与された薬剤の高い局
所的集中は、不要な全身の副作用に対応する縮小と共に
成し遂げられる。イオン導入法は、所望の治療が局所的
か全身的であるかどうかに関わらず、薬剤投与レートに
関して非常な柔軟性を提供する。イオン導入により印加
された電流を精密に可変する小型化されたプログラム可
能な回路によって、薬剤供給のレートは制御可能に可変
できるためである。例えばリドカイン塩酸塩、ヒドロコ
ーチゾン派生物、酢酸、フッ化物、ペニシリン、デクサ
メタゾンリン酸ナトリウムなどの種々の薬剤の経皮的供
給のために、イオン導入法が使用された。また嚢胞性の
線維形成のための選別処置の一部として、ピロカルピン
硝酸塩を供給するために使用された。
イオン導入による薬剤供給の技術が、数十年にわたっ
て表面組織に薬剤治療を供給するため臨床上使用されて
きているのにもかかわらず、そのような治療にしばしば
伴う薬剤供給の効率改善、皮膚火傷及び一般的組織炎症
の危険を減少させることの必要性が、この治療を拡大し
て使用することを制限している。イオン導入による薬剤
供給に影響を及ぼすことが知られている多数の化学的、
電気的かつ生理的要因の相互作用は、これらの問題の存
在を示すのみで、何らの解決策を示すものではない。
対処すべき要因のいくつかは、例えば、（ａ）種々の
電気化学要因としては、薬剤のタイプ、分子サイズ、重
量及びイオン集中、帯電した薬剤分子と対抗する外来イ
オンの存在、そして皮膚と関電極の中間面でのペーハー
状態が、（ｂ）帯電した薬剤の能動的輸送と関係した種
々の電子の要因としては、例えば、電源電圧、電極のタ
イプと表面エリア、一定もしくはパルス化した直流電
流、パルス幅及び周波数などが、（ｃ）皮膚組織の治療
に特有な種々の生理的考慮としては、皮膚組織の電気的
特性だけでなく、例えば各特有の薬剤タイプの浸透性と
感度がある。なおいっそうの複雑なことに、これらの要
因の多くが患者によって異なり、そして同じ患者に関し
ても治療を受ける体の位置、治療期間もしくは治療薬の
タイプによっても異なるという事実から起こる。
上述した電子関連要因の取り扱いを改善するために種
々のアプローチがこれまでとられた。しかし限られた薬
剤供給効率しか得られなかった。本発明は、これらの種
々の電子関連要因の取り扱い、特に、パルス化したイオ
ン導入による薬剤治療を受ける皮膚組織に現われる電気
的特性にいっそう効果的に対応するための改善された方
法と装置に関するものである。
イオン導入の適用で移動させられたイオンの量が電流
とその持続期間とが直接比例しているので、従来のイオ
ン導入による装置は、電極を通して電流を制御すること
によって薬剤供給を調節していた。例えば種々の電流調
整用構成を有するイオン導入による装置が、以下の特許
で開示されている： 米国特許番号 発明者 第3,794,910号 ニンケ（Ninke）等 第3,999,755号 バーノン（Vernon）等 第4,019,510号 エリス（Ellis）等 第4,141,359号 ヤコブセン（Jacobsen）等 第4,149,533号 石川等 第4,292,968号 エリス（Ellis） 第4,301,794号 テーパー（Tapper） 第4,340,047号 テーパー（Tapper）等 第4,406,658号 ラッティン（Lattin）等 第4,725,263号 マックニコラス（McNicholas）等 第4,764,164号 佐々木 第4,808,152号 シバリス（Sibalis） 外国特許番号 発明者 EP公開第0292930号 シバリス（Sibalis） EP公開第0309093A1号 正木 先行技術のイオン導入法装置は、定直流電流あるいは
パルス化した直流電流のどちらも電極を駆動するために
供給する。不幸にも、どちらの態様を使用しても、治療
対象の皮膚への薬剤供給の効率化と引き換えに炎症が発
生した。例えば定直流モードでは、実効電流振幅とピー
ク電流振幅が同じ期間にわたって、連続する電流によっ
て当然にパルス化直流モードより大量の薬剤が供給され
る。即ち、電流の有効な持続期間または有効平均電流が
より大きいからである。しかしながら定直流モードで
は、体組織内で剰余電荷を作り出す分極電流が存在し、
この分極電流はパルス化直流モードにおけるパルス間の
『オフ』時間の間に部分的に脱分極化する。その結果、
定直流モードは、パルス化直流モードにおいて引き起こ
されるよりも大きな炎症を電極の下に位置する皮膚に作
り出す傾向がある。
従って、薬剤供給効率を改善するための技術を開発す
るにあたっての当業者の主たる挑戦内容は、所望の低い
皮膚炎症効果を損なうことなくパルス化したイオン導入
による物理治療を開発することであった。
さらに皮膚炎症を減少させて、そしてパルス化直流モ
ードで働く装置の薬剤供給効率を改善するために先行技
術がとったアプローチは、体組織内で剰余電荷を減少さ
せるために活発に治療パルス間で脱分極化機能を助ける
ことに関するものである。例えば米国特許第4,301,794
号及び同第4,340,047号は、周期的に単向性の治療電流
（同公報図１参照；治療電流14の波形12）を反対方向に
おける電流の比較的短いパルス（パルス16）によって中
断させる技術を開示している。米国特許第4,764,164号
は、治療パルスの間の短絡放電によって脱分極化をもた
らす皮膚電極と平行して連結したスイッチメカニズムの
使用（例えば同公報図３のスイッチ７）及び治療パルス
間の強制放電タイプの逆行パルスの使用を開示してい
る。
しかしながらこれらのアプローチにおいても、パルス
化直流モードで稼働しているイオン導入装置の薬剤供給
効率は、完全に十分だったという訳ではなく、そして重
要な改善の必要性が引き続き存在している。以下の説明
から明白なようにに、本発明はその必要性を満たすもの
である。
発明の開示 本発明は、パルス化イオン導入による薬剤供給方法と
装置について具体化したものであり、そして特に、その
ような治療パルスの波形を発生する特定の方法について
具体化したものである。本発明の方法と装置は、従来の
パルス化イオン導入による薬剤治療の特殊な改良を含
む。
本発明は、新規なイオン導入による治療法を提供する
もので、特有の複雑な波形的特徴を有するパルス化した
電気的エネルギーが発生させられ、そして実質的に皮膚
炎症を増加させることなく、各治療パルスにわたる薬剤
のいっそう効率的投与を容易にする。
本発明によれば、予め定めた周波数と予め定めたパル
ス幅を有する一連の周期的電気的パルスが発生させら
れ、各パルスの波形的特徴は、二重セグメントパルス波
形を供給するために制御される。発生させられた各二重
セグメント治療のパルスは、第１のパルスセグメントと
第２のパルスセグメントからなり、各セグメントが、制
御された持続期間と振幅を有する。第１のパルスセグメ
ントは、パルス幅の予め定めた第１の部分まで伸びる
が、この第１のパルスセグメントは、パルス幅の50％を
越えない。第２のパルスセグメントは、パルス幅の残り
の部分を含む次の第２の部分まで伸びる。
各パルスセグメントの電気的属性が、各治療のパルス
に単向性のイオン導入による電流を供給するのに選択さ
れる。特に、各パルスセグメントの電気的属性が、周期
的電気的エネルギーを供給するために制御される。この
電気的エネルギーは、各パルスにおいて治療されている
皮膚組織の電気化学的に引き起こされたインピーダンス
と共にいっそう効果的に相互作用する。第１のパルスセ
グメントの第１の機能は、各治療パルスの初めの部分の
間に皮膚の容量性構成要素を速く充電することである。
その結果、皮膚組織を通しての所望のイオン導入による
電流と関連するイオン輸送が、各治療パルスのより大き
い割合においてもたらされ得る。これが各治療パルスの
第２のパルスセグメントの第１の機能である。
この発明の１つの実施態様では、二重セグメント治療
パルス、即ち電圧−プラス−電流パルスセグメントまた
は電流−プラス−電流パルスセグメントのいずれかのタ
イプを発生させる装置を開示する。二重セグメントと治
療パルス各々が、電圧−プラス−電流パルスセグメント
からなるタイプにおいて、第１のパルスセグメントは、
予め定められるか、制御された平均電圧振幅を有する電
圧出力によって構成され、そして第２のパルスセグメン
トは、予め定められるか、制御された平均電流振幅を有
する電流出力によって構成されている。二重セグメント
と治療パルス各々が、電流−プラス−電流パルスセグメ
ントからなるタイプにおいて、第１のパルスセグメント
は、予め定められるか、制御された第１の平均電流振幅
を有する電流出力によって構成され、そしてパルスセグ
メントが、予め定められるか、制御された第２の平均電
流振幅を有する電流出力によって構成され、第１の平均
の電流振幅は、第２の平均の電流振幅より大きい。
この発明の他の実施態様では、二重セグメント電圧−
プラス−電流治療パルスを発生させる装置を開示する。
この実施例は、各パルスの印加の間に電極電位を感知す
るためのセンサーフィードバック手段を有する。センサ
ーフィードバック手段は、感知された電位を示す信号の
フィードバック、およびフィードバック信号の機能とし
てパルス波形を制御する手段を含む。
図面の簡単な説明 図１は、二重セグメント治療パルスを供給するための
本発明の好ましい実施例のブロック図で、皮膚組織の簡
単な等価電気的モデルとして描いた皮膚負荷に連結する
本イオン導入法装置を示す。
図２は、パルス化イオン導入による薬剤供給による２
つの異なる物理治療を用いた場合に得られる薬剤供給レ
ート、すなわち、従来のパルス化直流波形と本発明によ
るパルス化二重セグメント電圧−プラス−電流波形を示
す図で、比較試験結果が、各物理治療におけるパルス周
波数の作用結果としての薬剤供給効率を示している。
図３が、二重セグメント電圧−プラス−電流治療パル
スを供給するための本発明のいっそう詳細な実施例を説
明するための回路図で、各パルスの印加の間に電極電位
を感知するためのセンサーフィードバック手段を有し、
センサーフィードバック手段は、感知された電位を示す
信号のフィードバック、およびフィードバック信号の機
能としてパルス波形を制御する手段を含む。
実施例の詳細な説明 本発明の作用をいっそうよく理解するために、イオン
導入による治療される生物組織と相互に作用している電
気化学要因を考慮に入れることが必要である。人間の皮
膚は、外側の皮膚表面から内側に向かっていくつかの皮
膚組織層により構成されている複雑かつ非均質な膜で、
角質層を含む表皮と真皮と皮下組織から構成されてお
り、イオン導入の貫通力はこれらに依存する。イオン導
入により治療される皮膚は、電気的特性を有することが
知られており、パルス化治療法の間の所望のイオン導入
による電流に対抗する傾向がある電気インピーダンスを
協動的に示す抵抗と容量としての性質を有する。これら
の電気的特性は、角質層によって支配されると思われ
る。角質層は、比較的低い水成分を有し、従って比較的
良い絶縁体の役目を果たす角状細胞の多層からなる。そ
こで全体の皮膚インピーダンスの相当な割合が角質層に
起因している。
経皮的イオン導入による薬剤治療と関連するこの皮膚
インピーダンス現象については、最近の数年において研
究と実験が進んだ。例えば従来公知のイオン導入による
薬剤治療を行なっている間に、複数の生物組織にわたる
電気的分野の適用は、一定のまたはパルス化した直流電
流を用いた物理治療を使用してイオン導入による電流を
供給するかどうかに拘わらず、不要な電気化学後分極を
引き起こし、皮膚組織を通しての所望方向のイオン物質
の連続する泳動に対抗しかつ減少させ、これを防止し、
皮膚炎症を作り出す傾向がある。周期的なまたはパルス
化した直流モードにおけるイオン導入による電流の供給
は、薬剤供給レートの減少という犠牲の上で、そのよう
な治療に伴う皮膚炎症を減少させる傾向があることが知
られている。正弦波か、台形波か、平方波か、形波の入
力電流波形のような周期的波形の種々のタイプの使用を
伴っている実験は、正方形か長方形の波形がイオン導入
による治療の延長期間の上にいっそう大きい薬剤供給効
率をもたらす傾向があることを示す。使用された特有の
パルス物理治療と共にこの皮膚インピーダンス現象を関
係付ける電気化学のメカニズムを説明するためにNernst
−Plank方程式に由来する多数の理論的モデルが提案さ
れる一方で、これらの理論のどれも、この分野の先行研
究に関連した実験的観察と理論的予言を関連させること
に完全に成功していなかった。
先行技術において一般に認められているように、非常
に簡略化した健全な人間の皮膚についての電気的モデル
が図１示され、皮膚負荷はSLとして示されている。皮膚
負荷SLは、抵抗構成要素Rpと静電容量構成要素Cpの並列
接続からなり、抵抗構成要素Rsが直列に接続された反応
性回路である。簡略化し過ぎているが、皮膚負荷SLは以
下に述べる通り、皮膚組織構成要素に概ね類似してい
る。即ち、直列の抵抗構成要素Rsが、イオン導入による
電流通路における種々の皮膚組織層のオーム抵抗構成要
素を示し、並列する抵抗構成要素Rpが、角質層の漏れか
バイパス管抵抗構成要素を示し、そして並列する静電容
量構成要素Cpは、角質層の容量性の構成要素を示す。
各電気的構成要素に割り当てられた相対的、量的、電
気的値を含む皮膚負荷SLとして示された簡略化された等
価電気的皮膚モデルとの名目上の相違が先行技術では存
在するのに対して、パルス化した波形を印加する皮膚の
電気的応答を示すために概略的に図示するためモデル化
された皮膚負荷SLで具体的に表現された一般化が、有効
である。しかしながら、皮膚負荷SLに関連する特定の等
価な電気的構成要素、例えば皮膚電極インターフェイス
に関するものを図示しなかったことに注意する必要があ
る。なぜならば本明細書において記載する、皮膚インピ
ーダンス現象を理解することに関係があると思われなか
ったからである。人間の皮膚の電気的特性が人によって
異なり、また同一人に関しても変化することに注意すべ
きである。例えばイオン導入による治療を受けている特
定身体位置に依存して、使用された種類の薬剤に応じ、
使用したパルス化波形のタイプに応じ、そして治療の持
続期間にわたりそのような変化が生じる。
皮膚負荷SLの特定の電気的構成要素は以下のように、
特徴づけられる：即ち、Rsは50から500オームの範囲の
値を有する抵抗構成要素で、その1/3が、角質の薄層に
あると考えられ;Cpは0.01から0.10マイクロファラッド
の範囲の値を有する皮膚負荷SLの分極容量に相当する容
量性の構成要素で、大多数が角質層に起因し；そしてRp
は3,000と40,000オームの範囲の値を有する抵抗構成要
素で、電極用材料のサイズとタイプの相関としてかなり
異なるものの、大多数が角質層に起因する。即ち、皮膚
インピーダンス（特に並列構成要素CpとRp）の主な決定
要素は皮膚外面（特に角質層）にあることが示される。
これらの構成要素個々の変化性に関しては、Rpが電流
強さと共に非線形に可変するのに対して、RsとCpが比較
的に一定の値のままである。正方形や長方形などのパル
ス化した波形に関しては、皮膚インピーダンスは、パル
ス周波数の増加と共に減少することが知られている。人
によって構成要素が変わりやすいことに関しては、もっ
とも顕著なのはRpで、２から14の割合で可変する。
従来のイオン導入による矩形波を作り出す薬剤供給装
置に連結した時の皮膚インピーダンス現象と皮膚負荷SL
の電気的応答の一般的説明の重要性を簡潔に説明するた
めに、電流パルス波形が有用であると考えられている。
この例のために、治療パルスの間の皮膚組織の部分的
か、完全な脱分極化を活発に引き起こすことによる減少
した皮膚炎症の所望の影響は従来の方法、例えば治療パ
ルスの間のある部分において、対向電流を印加するか、
電極を短絡させることによって成し遂げられると仮定さ
れる。
各治療パルスの間に、皮膚負荷SLが、RpとRsからなる
抵抗、Cpと逆に可変する容量リアクタンス、及びインピ
ーダンスが所望のイオン導入による電流の流れに逆行す
るパルス周波数からなる全体のインピーダンスを示す。
各治療パルスの間にCpを再充電することが必要である。
充電の時間的特性は、多数の要因、例えば印加されたイ
オン導入による電流の振幅、直列と並列のRC要素を有す
る充電回路を含む電気的構成要素Rp、Cp、Rsの個々の
値、そして皮膚負荷SLを示す残存電圧か皮膚分極に依存
する。
皮膚負荷SLのRpを通して確立するイオン導入による電
流の流れは、治療されている皮膚組織へのイオン輸送の
所望のレートと直接比例する。しかしながらRpとCpの並
列の接続がイオン導入による電流のために二重の通路を
供給することが見られる。そのような並列の接続を通し
て流れるイオン導入による電流が、各々の分岐路の間で
均衡し、Rpを通して流れる一部分のイオン導入による電
流が、その充電しているCpと共に近似的逆指数の割合で
可変するものと考えられる。それゆえに、各治療パルス
の間にRpを通して得られる電流量と各パルスで供給する
ことができるイオン薬剤の量は、逆にCpを充電するため
に、各パルスで必要とされる時間に比例する。
この関係を認識して、本発明の主要な目的は、各治療
のパルスの初めの部分の間に皮膚の容量性構成要素Cpを
充電している時間を減少させることによって、各治療パ
ルスにわたって経皮的に供給しているイオン薬剤の量を
増やすことである。特有の種類の周期的電気的エネルギ
ーが本発明によって印加され、各々の治療のパルスが、
第１のパルスセグメントと第２のパルスセグメントによ
って構成され、各セグメントは持続期間と振幅のような
電気的属性を制御される。皮膚の容量性の構成要素Cpの
この急速な充電が、各々の治療のパルスの第１のパルス
セグメントの第１の機能を構成する。そのようにするこ
とによって、皮膚組織を通しての所望のイオン導入によ
る電流の流れと、関連するイオン輸送が各治療パルスの
大半の部分において生じる。これが各々の治療のパルス
の第２のパルスセグメントの第１の機能である。本発明
のイオン導入による治療における種々の化学的、電気
的、生理的要因の特定の相互作用が複雑で、完全には分
からなかったものの、本発明によるパルス波形が、皮膚
組織の特有の電気的特性にいっそう効果的に適応し、そ
れによって薬剤供給効率が改善された。
図１で、本発明の好ましい実施例の回路が符号10で示
され、イオン導入によりイオン化物、例えばイオン形態
の薬剤か他の種類の充電された物質のような投与物のよ
うなものを供給する二重セグメントの治療パルスを供給
する装置を示している。
装置10は、電極源12、予め定めた周波数を有する一連
の周期的パルスを生み出すためのパルス発生器手段14、
供給するためのイオン薬剤を有する関電極16、及び不関
電極18を含む。パルス発生手段14が発生させる各パルス
は、周波数（即ち負荷サイクル）を決定する予め定めた
パルス幅、以下に詳細に説明する本発明による二重セグ
メントパルス波形を有する。電極16、18は、皮膚−電極
インピーフェイスの位置16A、18Aにおいて皮膚負荷SLと
電気的に接触した形で示されている。皮膚負荷SLは、概
略的にイオン導入による治療を受けるために、皮膚組織
の簡単にされた等価的電気的モデルによって図示してあ
る。パルス発生手段14は、電圧を印加するために、電力
源12に電気的に連結した入力端子14a、14bと、皮膚負荷
SLにイオン導入による電流を供給するため電極16、18に
電気的に連結した出力端子14c、14dを有する。電極16、
18は、皮膚負荷SL組織への均一の電流密度を供給するの
に適する従来の設計のものである。
装置10は、患者が動くことができ、人間の皮膚へ直接
粘着して使用できるように、小さく軽量で携帯性の有る
イオン導入装置が好ましい。しかしながら、二重セグメ
ント治療パルス化波形が本発明装置10の重要な特徴を構
成することは、理解されるべきである。すなわち、装置
10の好ましい実施例と関係する特徴、即ち減少したサイ
ズと減少した重量と持ち運びのできることと減少したコ
ストが、本装置によって製造された所望のパルス波形の
の第２の自然の利点を構成する。しかしながらこれらの
利点を達成するには、電力源12を、軽量ボタンタイプの
乾電池とし、パルス発生手段14は、主にデジタルの回路
で、低コストかつ安価に製造できる小さなカスタムICと
し、そして電極16、18は、電力源12とパルス発生手段14
を支持し、皮膚表面に取り付ける従来の細く軽量のパッ
ドとする。
パルス発生手段14が、0.5kHzと50kHzの間の範囲の予
め定めた周波数と、パルス周期の10％と80％の間の範囲
の予め決められ幅を有する一連の周期的電気的パルスを
生み出す。各パルスの波形的特徴は、後述する特有の二
重セグメント治療パルス波形を供給するために制御され
る。パルス間隔が、パルス列中において次のパルスから
各パルスを分ける。そして各パルス間隔の電気的属性が
皮膚組織で脱分極化を容易にするために制御され、それ
によって従来の治療によって発生していた皮膚炎症を減
少させる。パルス発生手段14は、二重セグメント治療パ
ルスの第１のパルスを生み出すための第１のパルスセグ
メント発生器手段20と、二重セグメント治療パルスの第
２のパルスを生み出すための第２のパルスセグメント発
生器手段22とを含む。第１のパルスセグメントは予め定
めたパルス幅の第１の部分上に延び、それはパルス幅の
せいぜい50％である。第２のパルスセグメントは、パル
ス幅の残りを含む次の第２の部分にわたって続く。しか
しながら、パルス幅の次の第２の部分を構成する第２の
パルスセグメントの少くとも一部が、第１のパルスセグ
メントに続くならば、第２のパルスセグメントは、第１
のパルスセグメントの全体もしくは有る部分と共存する
ように、またはまったく共存しないように発生させるこ
ともあることを理解するべきである。
本発明によれば、パルス発生手段14によって生み出し
た各二重セグメント治療パルスは、所望によって電圧−
プラス−電流パルスか電流−プラス−電流パルスとする
ことができる。本発明を使用している皮膚負荷SLに供給
するイオン導入による電流（図中矢印ILで示す。）は、
各治療のパルスにわたって単向性である。
電圧−プラス−電流の実施例では、第１のパルス発生
手段20は、３ないし25ボルトの範囲の予め定めるか、制
御された平均振幅を有する電圧出力を供給し、第２のパ
ルスセグメント発生手段22は、0.01ないし５ミリアンペ
アの範囲の予め定めるか、制御された平均振幅を有する
電流出力を供給する。電圧出力は、皮膚負荷インピーダ
ンスより相対的に低い出力インピーダンスを有する従来
の電圧源によって作り出すことができる。電流出力は、
皮膚負荷インピーダンスより相対的に高い出力インピー
ダンスを有する従来の電流源によって発生させることが
できる。好ましくはパルス発生手段14が、皮膚に供給す
るパルス化出力の電圧振幅と電流振幅を制限するための
手段を含み、これらは従来の電圧クランプ回路、電流制
限回路で構成でき、そして従来公知の方法により接続す
ることができる。
電流−プラス−電流の実施例では、第１のパルス発生
手段20が、0.1と50ミリアンペアの間の範囲に及んでい
る予め定めるか、制御された第１の平均の振幅を有して
いる電流出力を供給し、第２のパルスセグメント発生器
手段22が、0.01と５ミリアンペアの間の範囲に及んでい
る予め定めるか、制御された第２の平均の振幅を有して
いる電流出力を供給し、第１の平均の電流振幅は、第２
の平均の電流振幅より大きい。第１のパルスセグメント
発生器手段20の出力が、ライン24に沿って出力端子14c
に連結する。第２のパルスセグメント発生器手段22の出
力が、合流点28を経てライン24からライン26に沿って出
力端子14cに連結する。
当業者にとっては容易に理解できるように、本発明は
様々な代替の回路を使用して実施でき、二重セグメント
治療パルス波形を発生させ、上記皮膚静電容量の急速充
電機能及び改善されたイオン導入による電流の流れを成
し遂げるために適合させる従来の電子的構成要素を含ん
だものとすることができる。所望ならば、所望のイオン
導入による電流の流れが維持されるように、パルス発生
手段14は、自動的に負荷状態において状態を変えること
に適応する手段を含むことができる。例えば、パルス発
生手段14が、皮膚負荷SLを通してのイオン導入による電
流の流れを表す電圧、電流、インピーダンス等のパラメ
ーターを感知するためのセンサー−フィードバック手段
を含むことができ、パルス周波数、各パルスセグメント
のパルス幅、振幅、相対的期間のような感知された電位
を示すパラメーター信号のフィードバック、およびフィ
ードバック信号の機能としてパルス波形を制御するため
の手段を含み、このフィードバックにより所望の薬剤供
給レートが維持される。
所望の周期的波形またはパルス波形を発生させるため
に、回路設計に関して柔軟性がある。例えば、第１のパ
ルスセグメント発生器手段20の第２のパルスセグメント
発生器手段22が独立の振動出力を発生させるために分離
したパルス発生回路構成要素を含むことができ、パルス
発生手段14は、例えばタイミングとゲートで制御してい
る回路によって所望の二重セグメントパルス波形を作り
出すために、それらの出力に同期させる手段を含む。ま
た、パルス発生手段14が、振動信号を供給することのた
めの従来の発振器手段のような単一パルス発生器構成要
素を含むことができ、振動信号が、第１のパルスセグメ
ント発生器手段20と第２のパルスセグメント発生手段22
のそれぞれの出力が所望の時間的関係で皮膚負荷に連結
するよう出力ゲートを通過することを可能にし、それに
よって所望の二重セグメント治療パルスを作り出す。
所望のパルスセグメントを発生させるために、回路説
明に関してなおいっそうの柔軟性がある。所望ならび、
例えば、第１のパルスセグメント発生器手段20と第２の
パルスセグメント発生器手段22を破線30によって示され
るようにインタラクティブに連結することができ、オー
バーラップがあるかもまたはないかもしれないが、それ
ぞれの出力の相対的タイミングを整えるようにすること
ができる。換言すれば、第２のパルスセグメントを、第
２パルスセグメント発生器手段22によって、第１のパル
スセグメントの全体もしくは有る部分共存するように、
またはまったく共存しないように発生させる。例えば、
パルス発生手段14の出力が、二重セグメント電圧−プラ
ス−電流治療パルスを含むことができ、電流出力を含む
第２のパルスセグメントが、全パルス幅にわたって伸
び、電流出力は電圧出力を含む第１のパルスセグメント
に重ね合わされる。また、第２パルスセグメント発生器
手段22が、第１のパルスセグメント発生器手段20の出力
終了後すぐにその出力を開始するように制御でき、この
場合、第２のパルスセグメントは第１のパルスセグメン
トと重複せず、すぐ後に続く。第１のパルスセグメント
の下行脚部分に第２のパルスセグメントが部分的にオー
バーラップすることは可能である。各々のパルスセグメ
ントの持続期間が種々のいき値探知回路によって決めら
れることは明らかで、第１のパルスセグメント発生器手
段20と第２パルスセグメント発生器手段22の作用が、タ
イミングと電圧と電流とインピーダンスなどのパラメー
ターに応じて制御される。
電流−プラス−電流パルスセグメントを含んだ二重セ
グメント治療パルスを発生させるについては、同様の柔
軟性が利用できる。二重セグメント電流−プラス−電流
治療パルスを発生させるための回路の簡略化した設計例
は以下のとおりである。パルス発生手段14が、矩形波で
予め定めた振幅、周波数及び幅のパルス化した電圧を供
給するために適合させられた従来の設計の単一電圧源を
含むようにすることができる。パルス発生手段14は、出
力端子14c、14dに電圧出力を連結する従来型のスイッチ
イング回路をさらに含むようにすることができる。スイ
ッチング回路が、少くとも２つ分岐回路を含み、いずれ
も各電圧パルスの間の電圧源と出力端子14c、14dの間の
電流路を供給する。第１の分岐回路が、選択された第１
の抵抗を含み、第２の分岐回路が、選択された第２の抵
抗を含み、これら抵抗が、第１の抵抗が第２の抵抗より
小さくなるように選択的に制御される。スイッチング回
路が、従来のタイミング回路を含み、所望の連続と持続
期間にわたり分岐間でスイッチを切り換えることによっ
て、第１の分岐回路と第２の分岐回路の間の電圧出力を
かわるがわる連結する。かくして、パルス発生手段14
は、予め定めた第１の平均の電流振幅の間で可変する振
幅を有する二重セグメントパルス化電流出力を供給す
る。これは電圧パルスの振幅と第１の抵抗と予め定めた
第２の平均電流振幅の相関により、第１の電流振幅は、
第２の電流振幅より大きくなるようにした電圧パルス振
幅のと第２の抵抗の相関による。
パルス発生手段14が、本発明により発生させる周期的
波形の種類に関してなおいっそうの柔軟性がある。各パ
ルスセグメントの特有波形が好ましくは矩形もしくは正
方形であるのに対して、波形は、そのようなタイプに本
質的に限られず、台形、斜面状、または指数状の波形で
あってもよい。
パルス化したイオン導入による薬剤供給を伴う２つの
異なる物理治療を使用して得られた比較試験結果、すな
わち、従来のパルス化直流電流と、本発明による二重セ
グメント電圧−プラス−電流パルス化イオン導入治療に
よる結果を図２に示した。各々の物理治療を使用して得
られた試験結果に相当するデータ点が図示され、それぞ
れパルス周波数の作用としての薬剤供給効率を示す。全
体のテスト性能ラインが、各々の物理治療ごとに描いて
あり、各物理治療で得られた個々のデータ点に基づく
『最適』ラインを、パルス化直流電流に相当するライン
については『PDC』として、二重セグメント電圧−プラ
ス−電流パルス化イオン導入に相当するラインについて
は『Ｄ−Ｓ』として示してある。
テスト状態は次に述べる通りであった。薬剤（水性塩
酸塩）をおおよそ体重が10キログラムの４匹の乳離れし
たばかりの子豚にイオン導入により投入し、制御された
等価的環境の状態の下で２日間研究対象とした。『PD
C』治療と『Ｄ−Ｓ』治療によるパルス化した出力を供
給するイオン導入による装置が使用された。パルス化し
た各物理治療の出力を、６つの異なるパルス周波数、す
なわち、1KHzと2KHzと3KHzと4KHzと5KHzと6KHzのテスト
周波数についてテストした。各々のテスト周波数のため
の負荷サイクルは、50％であった。
従来のパルス化した直流電流出力は、パルス化した直
流物理治療の下で供給され、各電流パルスは、0.6ミリ
アンペアの実質的にはコンスタントな振幅を有している
矩形の波形を有する。二重セグメント電圧−プラス−電
流パルス化出力は、本発明による『二重セグメント』物
理治療の下で供給する。各『二重セグメント』パルス
は、24ボルトの実質的には一定の振幅を有している電圧
出力を構成する第１のパルスセグメントと、0.6ミリア
ンペアの実質的には一定の振幅を有している電流出力を
構成第１であるパルス第２パルスセグメントとからな
る。第１のパルスセグメントは、使用作動周波数と関係
するパルス幅にも関わらずマイクロ秒の固定持続期間を
有し、各パルスの始めにおいて始まる。第２のパルスセ
グメントは、第２のパルスセグメントは、使用作動周波
数と関係する全パルス幅にわたって続くように可変持続
期間を有し、各パルスの始めにおいて始まった。両パル
スセグメントとも、矩形の波形である。
イオン導入による装置により駆動される皮膚電極を各
豚の背中に位置させ、各物理治療を12時間にわたって連
続的に行なった。各物理治療は、各テスト周波数ごとに
２匹の豚で試され、豚は各物理治療ごとに異なるペアを
使用した。それで、４つの分離したデータ点が各テスト
周波数ごとに図２にグラフで示され、これらは４匹の豚
の各々でとられた薬剤供給測定結果に相当する。
おおよそ2cm2の面積を有する従来からある円形でゲル
−タイプのイオン導入電極が使用された。関電極は、電
極ハウジング（モデル番号6462:メドトロニック（Medtr
onic）社製）内に、組成が、浄化水（88％）、ポリビニ
ールアルコール『PVA』（８％）、ヒドロキシプロピル
メチルセルロース『HPMC』（２％）、そして水性塩酸塩
（２％）であるゲルを含む。不関電極は、電極ハウジン
グ（モデル番号6467INA:メドトロニック（Medtronic）
社製），内に、組成が、HPMC（４％）、PVA（６％）、
グリセロール（10％）、浄化水（79.01％）、塩化ナト
リウム（0.9％）、カリウム塩化物（0.04％）、そして
水和カルシウムジクロライド（0.05％）であるゲルを含
む。供給する薬剤量は、高圧液体のクロマトグラフィー
を含む従来の技術を使用し、関電極でとどまっている残
りの薬剤を測定することによって定めた。
図２でプロットされた２つテスト性能ラインの比較か
ら、『二重セグメント』物理治療を使用して得られた薬
剤供給レートが、従来の『パルス化直流』物理治療を使
用して得たものよりより、非常に大きいことがはっきり
とわかる。特に、各々の物理治療の薬剤供給レートの間
の差異が、増加した周波数の作用として増えることを見
ることができる。
図３で、本発明の好ましい実施例の他の回路が符号11
0で示され、二重セグメント電圧−プラス−電流治療パ
ルスを供給する装置を示している。装置110は各パルス
の印加の間に電極電位を感知するためのセンサーフィー
ドバック手段をも有し、センサーフィードバック手段
は、感知された電位を示す信号のフィードバック、およ
びフィードバック信号の機能としてパルス波形を制御す
る手段を含む。
装置10は、電力源112、一連の周期的パルスを生み出
すためのパルス発生器手段114、供給するためのイオン
薬剤を有する関電極116、及び不関電極18を含む。パル
ス発生手段114が発生させる各パルスは、本発明による
二重セグメント電圧−パルス−電流パルス波形を有す
る。電力源112は、従来公知の軽量ボタンタイプの６ボ
ルト乾電池である。電極116、118は、皮膚負荷SLとして
破線ブロック図で示された皮膚組織と電気的に接触する
形で示された従来公知のものである。パルス発生手段11
4は、自身を活性化するために電力源112に電気的に連結
した入力端子114a、114bと、皮膚負荷SLにイオン導入に
よる電流を供給するため電極116、118にそれぞれ電極11
6a、118aを介して電気的に連結した出力端子114c、114d
を有する。
所望の二重セグメント電圧−プラス−電流治療パルス
を発生させるために適当なパルス発生回路の好ましい実
施例が、図３でパルス発生手段114として示してある。
パルス発生手段114は、さらに発振回路120、センサー−
フィードバック回路122、電圧ゲート回路124、電流源回
路126及び放電回路128を有する。パルス発生手段114
は、2KHzの予め定めた周波数を有している一連の治療パ
ルスを供給する。各パルスは、パルス幅を規定する制御
された持続期間を有する。各々のパルスが、介在してい
るパルス間隔によって次のパルスから分離され、各パル
ス幅と次のパルス間隔の合計は、おおよそ500マイクロ
秒の周期を構成している。各パルス幅と次のパルス間隔
の持続期間は、おおよそ等しくなるように制御され、パ
ルス幅は、おおよそ各周期の50％となっている。換言す
れば、パルス発生手段114によって発生させられた各周
期は、おおよそ250マイクロ秒の第１間隔にわたって続
くパルス幅を構成し、その後のパルス間隔が、おおよそ
250マイクロ秒の第２間隔にわたって続き、それによっ
て50％負荷周期が規定される。
パルス発生手段114によって発生させられた各治療パ
ルスは、制御された持続期間と振幅を有している２つパ
ルスセグメントから構成されている。各二重セグメント
治療パルスは、第１のパルスセグメントは予め定めたパ
ルス幅の第１の部分の上に延び、それは予め定めた平均
の電圧振幅であり、そして第２のパルスセグメントは、
パルス幅の残りで予め定めた平均の電流振幅を有する次
の第２の部分にわたって続く。
パルス発生手段114は、以下に詳述するように、実質
的には一定の６ボルト振幅とユーザの所望によって可変
される持続期間とを有する電圧を出力する第１のパルス
セグメント手段を含む。そのような第１のパルスセグメ
ント発生器手段は、各治療パルスの終わりで始まり、電
極116で感知された電位が予め定めたいき値電位を上回
るときに終わるように、発振回路120、センサー−フィ
ードバック回路122、第１のパルスセグメントを発生さ
せるために協動する電圧ゲート回路124を含む。このい
き値電位が、以下に詳細に述べるようにユーザの所望に
よって、制御可能に作用の間に可変される。
パルス発生手段114は、以下に詳細に述べるようにユ
ーザの所望によって、制御可能に作用の間に可変される
実質的には一定の振幅を有している電流出力を有する第
２パルスセグメント発生手段を含む。第２のパルスセグ
メント発生器手段は、発振器回路120と電流源回路126を
含み、各々のパルスの始まりで始まっていてともに第１
のパルスセグメントの全体におよび、そしてパルス幅の
持続時間にわたって伸びている第２のパルスセグメント
を発生させるために協動する。
パルス発生器手段114が発生する二重セグメント治療
パルスは、センサー−フィードバック回路によって制御
されるパルス幅の初めの部分にわたって続いている実質
的には一定の電圧出力に相当している第１のパルスセグ
メントと、実質的には一定の電流出力に相当し、全パル
ス幅にわたり電圧出力に重ね合わせられる第２パルスセ
グメントとからなる。
発振器回路120は、発振器120a、振幅コントロール回
路120b、及びワンショットアレイ回路120cから構成され
ている。発振器120aは、周波数2KHz、電圧振幅０から６
ボルトの正方形波の電圧パルスを発生させるために適合
させられた従来公知のパルス発生装置である。発振器12
0aの振動出力が、振幅コントロール回路120bとワンショ
ットアレイ回路120cにライン130に沿って連結する。振
幅コントロール回路120bは、可変抵抗器R1から構成さ
れ、調節可能に発振器120aの振動出力の振幅を可変し、
所望のパルス化した電圧出力をライン136に沿って供給
し、センサー−フィードバック回路122と電流源回路126
を駆動する。それによって第１のパルスセグメントのた
めに予め定めた平均の電圧振幅を決める所望のいき値電
位を確立し、そして第２パルスセグメントのために所望
の平均の電流振幅を確立する。ワンショットアレイ回路
120cが、４つデジタルのゲートG1、G2、G3、G4の配列か
ら構成され、発振器120aの出力の選択された正方向変化
または負方向変化に対応するパルスの上行脚探知を行な
う。特に、出力が放電回路128にライン132に沿ってゲー
トG1から連結し、それによって各パルス間隔において電
極116、118の間で生じる脱分極化を可能にする。加え
て、出力が電圧ゲート回路124にライン134に沿ってゲー
トG4から連結し、それによって電極116、118を介して連
結する電圧出力を含む第１のパルスセグメントを治療パ
ルスの間にだけ可能にする。
センサー−フィードバック回路122は、いき値参照回
路122aとフィードバック−比較回路122bとフィードバッ
ク−コントロール回路122cによって構成されている。い
き値参照回路122aが、抵抗決R2、R3、R4とコンデンサー
C1で形成されバッファアンプとして働きパルス化した電
圧出力をフィードバック−コントロール回路122bへライ
ン138に沿って供給するオペアンプA1によって構成され
ている。そのような出力は、所望のいき値電域を構成
し、パルス化した第１パルスセグメントの電圧出力のた
めに予め定めた平均の電圧振幅を定める。いき値参照回
路122aの出力電圧は、振幅コントロール回路120bの出力
の調整された振幅との相関であり、調整された出力は、
アンプA1の非反転端子にライン136に沿って連結し、ユ
ーザによって所望のように可変できる。
フィードバック比較回路122bは、抵抗決R5とR6とコン
デンサーC2によって構成される比較決140によって構成
され、ライン138に沿って連結するいき値電位を構成し
比較決140の非反転端子に現れる第１の電位と、各第１
のパルスセグメントの間に関電極116で感知された電位
に相当し比較器140の反転端子に現れる第２の電位とを
比較する。比較決140は、そのような比較のためにフィ
ードバック−コントロール回路122cにライン142に沿っ
て比較出力を供給する。フィードバック−比較回路122b
は、各々の第１のパルスセグメントの間に関電極116で
電位を感知するためと、比較器140の反転端子への感知
された電位のフィードバックのためのセンサー−フィー
ドバック手段を含む関電極116においての電位が出力端
子114cに電極リード116aに沿って連結して、さらにフィ
ードバック連結点146へライン144に沿って連結する。そ
れで、フィードバック−比較回路122bのセンサー−フィ
ードバック手段が、逆向きに関電極116の電位に相当し
て、比較器140の反転端子にフィードバック連結点146に
おいての電位を連結するライン148を含む。
フィードバック−コントロール回路122cは、エンハン
スメント型MOS−FETT1を含む。MOS−FETT1のドレイン端
子が、電力源112の正の端子にライン150に沿って供給電
圧に連結する。MOS−FETT1のソース端子が、電圧ゲート
回路124にライン152に沿って連結する。比較器140から
の出力が、ライン142に沿って連結し、この出力がMOS−
FETT1のゲートにバイアスを供給する。MOS−FETT1は、
各治療のパルスの第１の部分の間にだけ発生させられた
第１のパルスセグメントが、制御された持続期間と電圧
振幅を有するように、電圧ゲート回路124とともに作動
し、出力端子114c、114d及び皮膚負荷SLを通して選択的
に電圧を供給するようにゲートで制御する。例えば、治
療パルスの始まりに相当する発振器120aからの正方向の
電圧パルスの出現によって感知されて、そして比較器14
0に逆向きに与えられる電位は比較されていたいき値電
位よりいっそう低い電位を一般に含み、それによって高
い出力状態を有している比較器出力を作り出し、MOS−F
ETT1にバイアスを与える。そして、各治療パルスの初め
の部分の間、比較器140からの出力が低い出力状態をと
り、電位が関電極116でいき値電位を上回るときに生じ
るMOS−FETT1へのバイアスがかからない状態が生じるま
で、MOS−FETT1が電圧ゲート回路124に対する供給電圧
をゲートで制御し続ける。
電圧ゲート回路124は、デジタルゲート154、抵抗器R
7、R8、コンデンサーC3及びエンハンスメント型MOS−FE
TT2から構成される。MOS−FETT2のドレイン端子が、ラ
イン152によりフィードバック−コントロール回路122c
の電圧出力に連結する。MOS−FETT2のソース端子が、出
力連結点158にライン156に沿って連結する。出力連結点
158は、出力端子114c、114dを越えてMOS−FETT2の電圧
出力をライン144に電気的に相互に連結する。ワンショ
ットアレイ回路120cのゲートG4からの出力が、ゲート15
4の負のトリガー入力端子154aにライン134に沿って連結
する。ゲート154からの出力が、ライン160に沿って連結
し、この出力がMOS−FETT2のゲートにバイアスを供給す
る。正方向の電圧発振器120aからの例えば治療パルスの
始まりに相当するパルスにほとんどすぐに続いて、ライ
ン134に沿ったゲートG4によって作り出された負方向へ
の電圧パルスの上行脚が正方向のパルス化したゲート15
4からの電圧をトリガーし、それによってMOS−FETT2に
バイアスがかからなくする。MOS−FETT2は、治療パルス
の間にバイアスがかからなくなる。
かくして、MOS−FETT1とMOS−FETT2にバイアスがかか
ったままであるにもかかわらず、供給電圧が充分に出力
端子114c、114dを越えて連結し、制御された持続期間と
電圧振幅を有する第１のパルスセグメントを含んでいる
電圧出力を作り出す。そして、第１のパルスセグメント
の予め定めた平均の電圧振幅は、供給電圧と相関する。
第１のパルスセグメントがその上に延びる各パルス幅の
予め定めた第１の部分は、選択されたいき値電位と相関
する。第１のパルスセグメントの持続期間が、容易に単
純なタイミング回路によって調節できるのに対して、本
実施例のセンサー−フィードバック回路122のようなセ
ンサー−フィードバックアプローチを使用することが望
ましいとみなされる。第１のパルスセグメントの間に充
電されていた皮膚負荷SLの分極容量が、患者によって可
変する範囲まで、センサー−フィードバック回路122
が、負荷を越えて感知されたフィードバック電位の相関
として電圧パルスの持続期間を制御することによってそ
のような変化に自動的に適応する。患者の皮膚の特有の
電気的特徴と一致するために必要とされるように、セン
サー−フィードバック回路122は、第１のパルスセグメ
ントの持続期間をこの程度まで自動的に可変する。セン
サー−フィードバック回路は、治療されていた皮膚が火
傷かショックを製造する可能性がある危険な電圧レベル
にさらされることを防ぐ。例えば印加された電圧の振幅
は、バッテリー電位によって限定され、そして各第１の
パルスセグメントの間に皮膚負荷SLを越えて発生した電
位は、選択されたいき値電位によって限定される。
電流ソース回路126は、抵抗器R9、R10、R11、R12、R1
3、R14とコンデンサーC4とで構成されるオペアンプA2を
含み、一定の電流ソースとして機能し、パルス化した電
流をライン162に沿って出力連結点158へ出力する。出力
連結点158が、電気的にライン144に相互に連結し、電流
ソース回路126のパルス化電流出力を出力端子114c、114
dに出力する。連結点136aが電気的にライン136に相互に
連結し、振幅コントロール回路120bから出力するパルス
化した電圧をアンプA2の非反転端子へのライン136bに沿
って連結する。治療パルスの始まりに相当する発振器12
0aからの正方向電圧パルス、例えば所望の振幅を有する
パルス化した電圧振幅コントロール回路120bからの出力
が、電流ソース回路126に生じる。電流ソース回路126
は、一定の電流振幅を有しているパルス化した電流出力
を供給する。この出力は、振幅コントロール回路120bの
調整された電圧振幅及び電流ソース回路126の電圧−電
流変換機能と相関する。電流振幅が第２のパルスセグメ
ントにわたって実質的には一定のままであることが、好
ましい。供給するイオン導入による電流が、イオン泳動
のレートと直接比例しているからである。そして、発振
器回路120と電流ソース回路126が協動し、予め定めた平
均の電流振幅を有し、イオン薬剤が制御されたレートで
投与されるよう所望のごとく制御可能に可変させ得る第
２のパルスセグメントを発生させる。
そして、パルス発生手段114が、各治療のパルスの持
続期間にわたって第２のパルスセグメントを発生させ
る。パルス化した第２のパルスセグメントを含んでいる
電流出力はパルス化した第１のパルスセグメントを含ん
でいる電圧出力全体と同じ幅を有することになる。しか
しながらパルス発生手段114は第２のパルスセグメント
を発生させることができ、少くともいくらかの第２のパ
ルスセグメントの一部が第１のパルスセグメントに続い
て生じるパルスの幅の第２の部分を構成するならば、そ
れが第１のパルスセグメントの全てもしくはある部分と
同じ幅を有し、もしくは全く共存しないかもしれない。
パルス発生手段114が、インタラクティブに第１のパル
スセグメントと第２のパルスセグメントは、第１のパル
スセグメントに関して所望の時間関係で発生させられ
る。例えば所望ならば、電流ソース回路126がさらに、
ライン136bに沿って配置されているゲートを含むことが
できる。これによって発振器回路120から出力されるパ
ルス化した電圧を選択的に電流ソース回路126へ連結
し、ゲートバイアスが比較器140からの出力の相関とし
て制御され、電流ソース126からの出力は、第１のパル
スセグメントをなす電圧パルスの完了後すぐに始まる。
放電回路128はバイポーラトランジスタT3、抵抗器R1
5、R16、コンデンサーC5で構成され、電極116、118と皮
膚負荷SLを越える各治療パルスの間に発生する不要な電
位を放電するか、脱分極化するための手段として機能
し、トランジスタT3のコレクター端子が、ライン144と
出力端子114cと電極リード116aを経て関電極116と相互
に連結する出力連結点158にライン164に沿って連結す
る。トランジスタT3のエミッタ端子が、ライン170を経
て不関電極118と電気的に相互連結する接地点168にライ
ン166に沿って連結し、接地点168を出力端子114dとリー
ド118aに連結する。ゲートG1からの出力が、トランジス
タT3のベース端子にバイアスを供給するライン132に沿
って連結し、トランジスタT3は、オン状態での各パルス
間隔の間及びオフ状態での各パルス幅の間に放電を可能
にするスイッチとして機能する。
図３で描かれた回路のための適当な回路構成要素を下
記表１で一覧表にし、標準のIDコードナンバーと共に示
した。しかしながら、様々な機能上等価な利用できる構
成要素を選択することができることを理解するべきであ
る。
表 符号 IDコード番号 G1〜G4 CD4093BF A1 OP17EZ A2 OP42EZ T1、T2 CD4066BCN T3 2N2222 140 PM219Y 154 CD4098BE R1 10KΩ R2 5.1KΩ R3 11KΩ R4 11KΩ R5 100KΩ R6 1KΩ R7 47KΩ R8 39KΩ R9 100KΩ R10 100KΩ R11 10Ω R12 100Ω R13 9.1KΩ R14 820Ω R15 1KΩ R16 7.33KΩ C1 18pf C2 1500pf C3 680pf C4 10pf C5 270pf 本発明を特有の実施例と実施例に関連させて以上説明
してきたが、本発明がこれらの例に限定されないことは
当業者には明らかであり、本明細書に記載の実施例、使
用態様などから容易にその他の態様を見いだすことがで
きるであろう。
フロントページの続き (72)発明者 ラティン ゲーリー エー. アメリカ合衆国 ミネソタ州 55025 フォレスト レイク ワンハンドレッド フォーティーフィフス アベニュー 6927 (56)参考文献 米国特許4764164（ＵＳ，Ａ) 米国特許4543956（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61N 1/30

Claims (8)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】パルス化した薬剤イオンを生体へ導入する
    ための装置であって、電力源及び生体の皮膚に接触させ
    る関電極と不関電極、及び上記電力源と上記関電極と上
    記不関電極に連結したパルス発生手段を有し、上記パル
    ス発生手段は、一連の周期的電気的パルスを発生させ、
    上記電極を駆動して生体の皮膚を通して正味直流電流を
    導くようにするために、上記パルスを印加する装置にお
    いて、 上記パルス発生手段が発生させる各パルスが、予め定め
    た時間にわたるパルス幅の第１の間隔にわたって続いて
    おり、各パルスが、各パルスにすぐに続いて生じてパル
    ス間隔を第２の間隔で分離され、一のパルス幅とすぐ次
    のパルス間隔の合計が上記周波数の逆数である周期を構
    成し、上記パルス発生手段がさらに、 上記パルス幅の予め定めた第１の部分にわたって続きか
    つ電流振幅が予め定めた第１の平均値を有する第１のパ
    ルスセグメントを作り出すための第１のパルスセグメン
    ト発生手段； 上記第１のパルスセグメントに続いて起こり、上記パル
    ス幅の残りを構成するとともに電流振幅が予め定めた第
    ２の平均値を有する第２のパルスセグメントを作り出す
    ための第２のパルスセグメント発生手段を有し； 上記電流振幅の上記第１の平均値が上記電流振幅の上記
    第２の平均値より大きく； 上記第１のパルスセグメントが上記パルス幅の50％を越
    えない ことを特徴とするイオン導入装置。
  2. 【請求項２】上記パルス幅が、上記周期の10％から80％
    の範囲内の期間である請求項１のイオン導入装置。
  3. 【請求項３】上記パルスの上記周波数が、0.5と50キロ
    ヘルツの間にある請求項２のイオン導入装置。
  4. 【請求項４】上記第１の平均の電流振幅が、0.1から50m
    mアンペアの間にあり、上記第２平均電流振幅が、0.01
    から５ミリアンペアの間にある請求項３のイオン導入装
    置。
  5. 【請求項５】パルス化した薬剤イオンを生体へ導入する
    ための装置であって、電力源及び生体の皮膚に接触させ
    る関電極と不関電極、及び上記電力源と上記関電極の上
    記不関電極に連結したパルス発生手段を有し、上記パル
    ス発生手段は、一連の周期的電気的パルスを発生させ、
    上記電極を駆動して生体の皮膚を通して正味直流電流を
    導うようにするために、上記パルスを印加する装置にお
    いて、 上記パルス発生手段が発生させる各パルスが、予め定め
    た時間にわたるパルス幅の第１の間隔にわたって続いて
    おり、各パルスが、各パルスにすぐに続いて生じてパル
    ス間隔を第２の間隔で分離され、一のパルス幅とすぐ次
    のパルス間隔の合計が上記周波数の逆数である周期を構
    成し、上記パルス発生手段がさらに、 上記パルス幅の予め定めた第１の部分にわたって続きか
    つ電流振幅が予め定めた第１の平均値を有する第１のパ
    ルスセグメントを作り出すための第１とパルスセグメン
    ト発生手段； 上記第１のパルスセグメントに続いて起こり、上記パル
    ス幅の残りを構成するとともに電流振幅が予め定めた第
    ２の平均値を有する第２パルスセグメントを作り出すた
    めの第２のパルスセグメント発生手段を有し； 上記第１のパルスセグメントが上記パルス幅の50％を越
    えない ことを特徴とするイオン導入装置。
  6. 【請求項６】上記パルス幅が、上記周期の10％から80％
    の範囲内の期間である請求項５のイオン導入装置。
  7. 【請求項７】上記パルスの上記周波数が、0.5と50キロ
    ヘルツの間にある請求項６のイオン導入装置。
  8. 【請求項８】上記第１の平均の電流振幅が、0.1から50
    ミリアンペアの間にあり、上記第２平均電流振幅が、0.
    01から５ミリアンペアの間にある請求項７のイオン導入
    装置。
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Families Citing this family (137)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6956032B1 (en) 1986-04-18 2005-10-18 Carnegie Mellon University Cyanine dyes as labeling reagents for detection of biological and other materials by luminescence methods
US5961482A (en) * 1986-07-25 1999-10-05 Rutgers, The State University Of New Jersey Iontotherapeutic device and process and iontotherapeutic unit dose
US5389069A (en) * 1988-01-21 1995-02-14 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for in vivo electroporation of remote cells and tissue
US5749847A (en) * 1988-01-21 1998-05-12 Massachusetts Institute Of Technology Delivery of nucleotides into organisms by electroporation
US5547467A (en) * 1988-01-21 1996-08-20 Massachusettes Institute Of Technology Method for rapid temporal control of molecular transport across tissue
ATE177959T1 (de) * 1989-05-10 1999-04-15 Drug Delivery Systems Inc Elektrisches system mit mehreren signalen zur transdermalen medikamentenverabreichung
US4950229A (en) * 1989-09-25 1990-08-21 Becton, Dickinson And Company Apparatus for an electrode used for iontophoresis
US5320597A (en) * 1991-02-08 1994-06-14 Becton, Dickinson And Company Device and method for renewing electrodes during iontophoresis
JP2816886B2 (ja) * 1990-03-05 1998-10-27 興和株式会社 生体通電装置
US5302172A (en) * 1990-03-15 1994-04-12 North Carolina State University Method and composition for iontophoresis
US6235013B1 (en) 1990-11-01 2001-05-22 Robert Tapper Iontophoretic treatment system
US6600950B1 (en) * 1990-11-01 2003-07-29 Robert Tapper Iontophoretic treatment system
US6139537A (en) * 1990-11-01 2000-10-31 Tapper; Robert Iontophoretic treatment system
US6575957B1 (en) * 1990-11-01 2003-06-10 Robert Tapper Iontophoretic treatment system
US6582416B2 (en) 1990-11-01 2003-06-24 Robert Tapper Iontophoretic treatment system
US6238381B1 (en) 1990-11-01 2001-05-29 Robert Tapper Iontophoretic treatment system
US5224927A (en) * 1990-11-01 1993-07-06 Robert Tapper Iontophoretic treatment system
US6223076B1 (en) 1990-11-01 2001-04-24 Robert Tapper Sweat control system
US5431625A (en) * 1991-02-01 1995-07-11 Empi, Inc. Iontophoresis electronic device having a ramped output current
NL9100662A (nl) * 1991-04-17 1992-11-16 Optische Ind De Oude Delft Nv Inrichting voor het uitvoeren van een iontoforese-behandeling bij een patient.
US5158081A (en) * 1991-05-29 1992-10-27 Trillion Medical Resources, Inc. Method for treatment of soft tissue wounds by electrical stimulation
DE4137960A1 (de) * 1991-11-19 1993-05-27 Gerhard Prof Schauf Therapiegeraet zur iontophorese im haut- und schweissdruesenbereich
US5246417A (en) * 1991-12-11 1993-09-21 Alza Corporation Indicator for iontophoresis system
CA2084734C (en) * 1991-12-17 1998-12-01 John L. Haynes Iontophoresis system having features for reducing skin irritation
US5256137A (en) * 1992-03-10 1993-10-26 Becton Dickinson And Company Biphasic power source for use in an iontophoretic drug delivery system
FR2687321B1 (fr) * 1992-02-14 1999-04-16 Elf Aquitaine Dispositif d'ionophorese pour l'administration transcutanee d'une quantite totale donnee d'un principe actif a un sujet.
DE4217039C2 (de) * 1992-05-22 1995-07-13 Boehringer Ingelheim Kg Vorrichtung für die iontophoretische Applikation, bei der der Wirkstofffluß maximiert ist, Vorrichtung zur Bestimmung der zugehörigen Frequenz sowie entsprechendes Iontophoreseverfahren
US5282482A (en) * 1992-06-18 1994-02-01 Wilk Peter J Pressure relief support pad
US5380271A (en) * 1992-09-24 1995-01-10 Alza Corporation Electrotransport agent delivery device and method
US5306235A (en) * 1992-09-30 1994-04-26 Becton Dickinson And Company Failsafe iontophoresis drug delivery system
US5634899A (en) * 1993-08-20 1997-06-03 Cortrak Medical, Inc. Simultaneous cardiac pacing and local drug delivery method
US5415629A (en) * 1993-09-15 1995-05-16 Henley; Julian L. Programmable apparatus for the transdermal delivery of drugs and method
JPH09503136A (ja) * 1993-09-30 1997-03-31 ベクトン・ディッキンソン・アンド・カンパニー イオン導入ドラッグデリバリーシステム及び方法
US5387189A (en) * 1993-12-02 1995-02-07 Alza Corporation Electrotransport delivery device and method of making same
JP3549540B2 (ja) * 1994-03-30 2004-08-04 アルザ・コーポレーション 電気的移送式投与中の皮膚刺激状態の軽減
US5540654A (en) * 1994-09-02 1996-07-30 North Carolina State University Iontophoretic electrode
US7027859B1 (en) * 1994-09-26 2006-04-11 Alza Corporation Electrotransport delivery device having improved safety and reduced abuse potential
US5551953A (en) * 1994-10-31 1996-09-03 Alza Corporation Electrotransport system with remote telemetry link
US5562607A (en) * 1995-01-18 1996-10-08 Alza Corporation Electrotransport device having reusable controller power saver
US5879322A (en) * 1995-03-24 1999-03-09 Alza Corporation Self-contained transdermal drug delivery device
US5843014A (en) * 1995-03-24 1998-12-01 Alza Corporation Display for an electrotransport delivery device
US5978701A (en) * 1995-06-02 1999-11-02 Alza Corporation Electrotransport device with separable controller and drug unit and method of setting controller output
IE960312A1 (en) * 1995-06-02 1996-12-11 Alza Corp An electrotransport delivery device with voltage boosting¹circuit
US6425892B2 (en) 1995-06-05 2002-07-30 Alza Corporation Device for transdermal electrotransport delivery of fentanyl and sufentanil
ZA964320B (en) * 1995-06-05 1997-01-13 Alza Corp Device for transdermal electrotransport delivery of fentanyl and sufentanil
US6881208B1 (en) * 1995-06-05 2005-04-19 Joseph B. Phipps Method and device for transdermal electrotransport delivery of fentanyl and sufentanil
BR9609358A (pt) 1995-06-05 1999-05-18 Alza Corp Dispositivo para distribuição transdérmica por eletrotransporte fentanil e sufentanil
US6216033B1 (en) 1996-05-22 2001-04-10 Alza Corporation Device for transdermal electrotransport delivery of fentanyl and sufentanil
US7572252B1 (en) 1995-06-07 2009-08-11 Alza Corporation Electrotransport agent delivery method and apparatus
US5983130A (en) * 1995-06-07 1999-11-09 Alza Corporation Electrotransport agent delivery method and apparatus
US6355025B1 (en) 1995-06-07 2002-03-12 Alza Corporation Adjustable electrotransport drug delivery using a fixed output controller
US5983131A (en) * 1995-08-11 1999-11-09 Massachusetts Institute Of Technology Apparatus and method for electroporation of tissue
US6167301A (en) 1995-08-29 2000-12-26 Flower; Ronald J. Iontophoretic drug delivery device having high-efficiency DC-to-DC energy conversion circuit
US6086572A (en) * 1996-05-31 2000-07-11 Alza Corporation Electrotransport device and method of setting output
US6718201B1 (en) * 1996-06-07 2004-04-06 Alza Corporation Electrotransport agent delivery method and apparatus
US5911223A (en) * 1996-08-09 1999-06-15 Massachusetts Institute Of Technology Introduction of modifying agents into skin by electroporation
US5869326A (en) * 1996-09-09 1999-02-09 Genetronics, Inc. Electroporation employing user-configured pulsing scheme
WO1998020869A2 (en) * 1996-11-14 1998-05-22 Alza Corporation Formulation for electrically assisted delivery of lidocaine and epinephrine
US5935156A (en) * 1997-03-12 1999-08-10 Microleve International, Ltd. Method and apparatus for administering microcurrent electrotherapy treatment
US6085115A (en) * 1997-05-22 2000-07-04 Massachusetts Institite Of Technology Biopotential measurement including electroporation of tissue surface
US6047208A (en) * 1997-08-27 2000-04-04 Becton, Dickinson And Company Iontophoretic controller
US6295469B1 (en) 1997-11-14 2001-09-25 Alza Corporation Formulation for electrically assisted delivery of lidocaine and epinephrine
EP1051220B1 (en) * 1998-01-28 2004-10-13 ALZA Corporation Electrotransport electrode assembly having lower initial resistance
US20040062802A1 (en) * 1998-04-02 2004-04-01 Hermelin Victor M. Maximizing effectiveness of substances used to improve health and well being
US5945123A (en) * 1998-04-02 1999-08-31 K-V Pharmaceutical Company Maximizing effectiveness of substances used to improve health and well being
DE19845065A1 (de) * 1998-05-15 1999-11-25 Siemens Ag Vorrichtung zur kontaktlosen Übertragung von Daten
US6148231A (en) 1998-09-15 2000-11-14 Biophoretic Therapeutic Systems, Llc Iontophoretic drug delivery electrodes and method
US6858018B1 (en) 1998-09-28 2005-02-22 Vyteris, Inc. Iontophoretic devices
IL142808A0 (en) 1998-11-02 2002-03-10 Alza Corp Electrotransport device including a compatible antimicrobial agent
BR0008123A (pt) 1999-02-10 2001-11-13 Gmp Drug Delivery Inc Dispositivo baseado em emplastro para aumentar aliberação local de um agente de tratamento paradentro de tecidos alvo, e, processo de liberaçãode um agente de tratamento para dentro detecidos alvo de uma vesìcula corporal
US6792306B2 (en) 2000-03-10 2004-09-14 Biophoretic Therapeutic Systems, Llc Finger-mounted electrokinetic delivery system for self-administration of medicaments and methods therefor
US6477410B1 (en) 2000-05-31 2002-11-05 Biophoretic Therapeutic Systems, Llc Electrokinetic delivery of medicaments
US7127285B2 (en) 1999-03-12 2006-10-24 Transport Pharmaceuticals Inc. Systems and methods for electrokinetic delivery of a substance
US6385488B1 (en) 1999-05-20 2002-05-07 Vyteris, Inc. Circuits for increasing the reliability of an iontophoretic system
WO2001060448A1 (en) 2000-02-18 2001-08-23 University Of Utah Research Foundation Methods for extracting substances using alternating current
CA2400325A1 (en) 2000-02-18 2001-08-23 University Of Utah Research Foundation Methods for delivering agents using alternating current
KR100822339B1 (ko) 2000-09-11 2008-04-16 알자 코포레이션 경피 전기운반 장치 및 그 제조 방법
US7137975B2 (en) 2001-02-13 2006-11-21 Aciont, Inc. Method for increasing the battery life of an alternating current iontophoresis device using a barrier-modifying agent
JP4320177B2 (ja) * 2001-04-04 2009-08-26 アルザ・コーポレーシヨン 抗微生物適合性レザバー組成物を含む経皮性電気輸送デリバリー装置
US6770080B2 (en) 2001-04-26 2004-08-03 Fenestra Medical, Inc. Mechanically registered videoscopic myringotomy/tympanostomy tube placement system
ITTO20010534A1 (it) * 2001-06-04 2002-12-04 Igea Srl Dispositivo e metodo per elettroporazione che riduce la contrazione muscolare e la sensazione di dolore.
US6810877B2 (en) * 2001-08-02 2004-11-02 Medical Electronics Devices Corp. High sensitivity pressure switch
EP1463560B1 (en) * 2001-12-19 2009-02-11 ALZA Corporation Reservoir housing having a conductive region integrally formed therein
CA2471459A1 (en) 2001-12-20 2003-07-03 Alza Corporation Electrotransport device having an integrally molded reservoir housing
US6823202B2 (en) * 2002-04-01 2004-11-23 Iomed, Inc. Iontophoretic power supply
US20060009730A2 (en) * 2002-07-29 2006-01-12 Eemso, Inc. Iontophoretic Transdermal Delivery of One or More Therapeutic Agents
ATE359802T1 (de) * 2002-10-04 2007-05-15 Photokinetix Inc Photokinetische abgabe von biologisch aktiven subtanzen unter verwendung von pulsierendem inkohaerentem licht.
TW200416015A (en) * 2003-02-17 2004-09-01 Wei-Gung Wang Device for selectively generating hydrogen ions in an aqueous solution
AU2004227851A1 (en) * 2003-03-31 2004-10-21 Alza Corporation Electrotransport device having a reservoir housing having a flexible conductive element
BRPI0416044A (pt) * 2003-11-13 2007-01-02 Alza Corp sistema e método para distribuição transdérmica
US20050220439A1 (en) * 2004-03-19 2005-10-06 Carton Owen A Interactive multimedia system and method
US20050226921A1 (en) * 2004-04-13 2005-10-13 Kortzebom Robert N Non-invasive analysis and controlled dosage transdermal active patch
UY28935A1 (es) * 2004-06-03 2005-07-29 Alza Corp Sistema y metodo para la administracion transdermica de un anticoagulante
US20090143761A1 (en) * 2005-06-03 2009-06-04 Transdermal Patents Company, Llc Agent delivery system and uses of same
EP1893278A2 (en) * 2005-06-03 2008-03-05 Trans-Dermal Patents Company, LLC Agent delivery system
JP2007037868A (ja) * 2005-08-05 2007-02-15 Transcutaneous Technologies Inc 経皮投与装置及びその制御方法
US20100016781A1 (en) * 2005-08-29 2010-01-21 Mizuo Nakayama Iontophoresis device selecting drug to be administered on the basis of information form sensor
US20070071807A1 (en) * 2005-09-28 2007-03-29 Hidero Akiyama Capsule-type drug-releasing device and capsule-type drug-releasing device system
US20070149916A1 (en) * 2005-12-22 2007-06-28 Alza Corporation Dry matrices as drug reservoirs in electrotransport applications
US20080009782A1 (en) * 2006-06-28 2008-01-10 Alza Corporation Methods and Devices for Transdermal Electrotransport Delivery of Lofentanil and Carfentanil
KR100730582B1 (ko) * 2006-11-20 2007-06-20 아람휴비스(주) 이온토포레시스 장치
KR20090106492A (ko) * 2006-12-01 2009-10-09 티티아이 엘뷰 가부시키가이샤 경피성 전달 장치와 같은 장치에 전력을 제공하거나 제어하기 위한 시스템, 장치, 및 방법
US8622991B2 (en) 2007-03-19 2014-01-07 Insuline Medical Ltd. Method and device for drug delivery
WO2008114223A1 (en) 2007-03-19 2008-09-25 Insuline Medical Ltd. Drug delivery device
US9220837B2 (en) 2007-03-19 2015-12-29 Insuline Medical Ltd. Method and device for drug delivery
US9216112B2 (en) 2007-04-19 2015-12-22 Acclarent, Inc. System and method for the simultaneous bilateral placement of pressure equalization tubes
US8197844B2 (en) 2007-06-08 2012-06-12 Activatek, Inc. Active electrode for transdermal medicament administration
CA2656086A1 (en) 2007-06-26 2008-12-31 Alza Corporation Methods and devices for transdermal electrotransport delivery of lofentanil and carfentanil
EP2231229A1 (en) 2007-12-18 2010-09-29 Insuline Medical Ltd. Drug delivery device with sensor for closed-loop operation
US8192420B2 (en) 2007-12-20 2012-06-05 Acclarent, Inc. Iontophoresis methods
US8862223B2 (en) 2008-01-18 2014-10-14 Activatek, Inc. Active transdermal medicament patch and circuit board for same
US8452392B2 (en) 2008-07-31 2013-05-28 Acclarent, Inc. Systems and methods for anesthetizing ear tissue
US8840602B2 (en) * 2008-07-31 2014-09-23 Acclarent, Inc. Systems and methods for anesthetizing ear tissue
US8150525B2 (en) * 2008-08-27 2012-04-03 Johnson & Johnson Consumer Companies, Inc. Treatment of hyperhydrosis
CA2743027C (en) 2008-11-07 2016-04-12 Insuline Medical Ltd. Device and method for drug delivery
NZ622157A (en) * 2008-12-30 2015-10-30 Teva Pharmaceuticals Int Gmbh Electronic control of drug delivery system
US9770366B2 (en) 2009-07-15 2017-09-26 Tusker Medical, Inc. Tympanic membrane pressure equalization tube delivery system
US9539146B2 (en) 2009-07-15 2017-01-10 Tusker Medical, Inc. Trigger assembly for tympanostomy tube delivery device
BR112013012117A8 (pt) 2010-11-23 2017-10-10 Nupathe Inc Sistema de distribuição de fármaco iontoforético coempacotado de utilização única coempacotado autocontido, usos de fármaco e de composto de triptano
US9731121B2 (en) 2011-03-31 2017-08-15 Incline Therapeutics, Inc. Switch validation circuit and method
US8428709B1 (en) 2012-06-11 2013-04-23 Incline Therapeutics, Inc. Current control for electrotransport drug delivery
US8781571B2 (en) 2011-03-31 2014-07-15 Incline Therapeutics, Inc. Switch validation circuit and method
US8428708B1 (en) 2012-05-21 2013-04-23 Incline Therapeutics, Inc. Self-test for analgesic product
WO2012161875A1 (en) * 2011-04-08 2012-11-29 Tyco Healthcare Group Lp Iontophoresis drug delivery system and method for denervation of the renal sympathetic nerve and iontophoretic drug delivery
RU2014106868A (ru) 2011-07-25 2015-08-27 Аккларент, Инк. Персонализируемая система и способ для анестезирования барабанной перепонки
US9364648B2 (en) 2012-05-30 2016-06-14 Tusker Medical, Inc. Adhesive earplugs useful for sealing the ear canal
US10130808B2 (en) 2013-03-14 2018-11-20 Tusker Medical, Inc. System and method for providing iontophoresis at tympanic membrane
US9320652B2 (en) 2013-03-14 2016-04-26 Tusker Medical, Inc. Features to improve and sense tympanic membrane apposition by tympanostomy tube delivery instrument
US9681891B2 (en) 2013-03-14 2017-06-20 Tusker Medical, Inc. Tympanostomy tube delivery device with cutting dilator
US20160038341A1 (en) 2014-08-08 2016-02-11 Acclarent, Inc. Tympanostomy tube delivery device with elastomeric brake
US10195086B2 (en) 2014-08-11 2019-02-05 Tusker Medical, Inc. Tympanostomy tube delivery device with rotatable
US9833360B2 (en) 2014-08-12 2017-12-05 Tusker Medical, Inc. Tympanostomy tube delivery device with replaceable shaft portion
US9833359B2 (en) 2014-08-12 2017-12-05 Tusker Medical, Inc. Tympanostomy tube delivery device with cutter force clutch
CA2936746C (en) 2014-10-31 2017-06-27 Purdue Pharma Methods and compositions particularly for treatment of attention deficit disorder
US10016304B2 (en) 2015-07-16 2018-07-10 Tusker Medical, Inc. Earplug assembly for iontophoresis system
US10722473B2 (en) 2018-11-19 2020-07-28 Purdue Pharma L.P. Methods and compositions particularly for treatment of attention deficit disorder
CN114367036A (zh) * 2022-01-27 2022-04-19 浙江宜格企业管理集团有限公司 多功能复合电场离子导入系统及导入仪

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3794910A (en) * 1971-07-26 1974-02-26 Sherwood Medical Ind Inc Iontophoresis and conductivity analysis circuit
US3991755A (en) * 1973-07-27 1976-11-16 Medicon, Inc. Iontophoresis apparatus for applying local anesthetics
US4019510A (en) * 1975-02-10 1977-04-26 Sybron Corporation Therapeutic method of using low intensity direct current generator with polarity reversal
US4141359A (en) * 1976-08-16 1979-02-27 University Of Utah Epidermal iontophoresis device
JPS5347192A (en) * 1976-10-13 1978-04-27 Matsushita Electric Ind Co Ltd Device for introducing fluorine ion to tooth
US4301794A (en) * 1978-10-18 1981-11-24 Robert Tapper Method for iontophoretic treatment
US4340047A (en) * 1978-10-18 1982-07-20 Robert Tapper Iontophoretic treatment apparatus
US4292968A (en) * 1979-11-26 1981-10-06 Sybron Corporation Electric supply for ion therapy
US4406658A (en) * 1981-03-06 1983-09-27 Medtronic, Inc. Iontophoretic device with reversible polarity
US4456012A (en) * 1982-02-22 1984-06-26 Medtronic, Inc. Iontophoretic and electrical tissue stimulation device
US4808152A (en) * 1983-08-18 1989-02-28 Drug Delivery Systems Inc. System and method for controlling rate of electrokinetic delivery of a drug
CA1262564A (en) * 1983-09-01 1989-10-31 Minoru Sasaki Iontophoresis device
US4846950A (en) * 1983-09-08 1989-07-11 Montefiore Hospital Assn Of Western Pa Cyclic controlled electrolysis apparatus
US4543956A (en) * 1984-05-24 1985-10-01 Cordis Corporation Biphasic cardiac pacer
US4725263A (en) * 1986-07-31 1988-02-16 Medtronic, Inc. Programmable constant current source transdermal drug delivery system
AU615188B2 (en) * 1987-05-28 1991-09-26 Drug Delivery Systems Inc. Pulsating transdermal drug delivery system
JPS6456060A (en) * 1987-08-27 1989-03-02 Hayashibara Takeshi Low frequency medical treatment device

Also Published As

Publication number Publication date
KR920703147A (ko) 1992-12-17
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NO922441L (no) 1992-08-19
NO922441D0 (no) 1992-06-19
DE69012587T2 (de) 1995-01-12
FI922830A0 (fi) 1992-06-17
CA2069750A1 (en) 1991-06-23
US5047007A (en) 1991-09-10

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