KR100454667B1

KR100454667B1 - 승압회로를구비한전기수송주입장치

Info

Publication number: KR100454667B1
Application number: KR1019970708300A
Authority: KR
Inventors: 토마스 에이. 리들; 레리 에이. 맥니콜스; 존 디. 베진스키
Original assignee: 앨자 코포레이션
Priority date: 1995-06-02
Filing date: 1996-05-30
Publication date: 2005-01-17
Anticipated expiration: 2016-05-30
Also published as: AT408616B; US20050075623A1; SE9704478D0; US6035234A; CA2217711A1; AU5963096A; EP0830176B1; WO1996038199A1; BE1009518A5; SE9704478L; CN1186449A; ATA903496A; DE69624109T2; CA2217711C; JPH11511677A; MX9709365A; DE19681422T1; DE69624109D1; EP0830176A1; US20030018296A1

Abstract

치료용 약제를 주입하기 위한 전기수송 장치(110)은 전극(108, 112)를 통해서 소망하는 치료용 전류 레벨 I_i를 공급하기에 충분한 값을 갖는 작동 전압 V_w가 되도록 전원(102, 202)으로부터의 전압을 승압하기 위한 조정용 승압 제어기(100, 200)을 포함하는 데, 여기서 전극 중 최소한 하나는 주입될 치료용 약제를 보유한다.

Description

승압 회로를 구비한 전기수송 주입 장치{AN ELECTROTRANSPORT DELIVERY DEVICE WITH VOLTAGE BOOSTING CIRCUIT}

여기서 사용된 "전기수송"이라는 용어는, 피부, 점막(mucous membrane), 또는 손톱과 같은 막을 통해 약제(예로 약)를 주입하는 것이며, 여기서의 주입(delivery)은 전위의 인가에 의해 유도되거나 보조된다. 예를 들어, 피부를 통한 전기 수송 주입에 의해 유익한 치료용 약제가 동물(예로 인간)의 순환계 내로 도입될 수 있다.

전기수송 프로세스는 리도카인 하이드로클로라이드(lidocaine hydrochloride), 히드로코티손(hydrocortisone), 불화물, 페니실린, 덱사메타손 소디움 포스페이트 (dexamethasone sodium phosphate)를 포함하는 약제들 및 또다른 많은 약제를 피부를 통해 주입시키는 데 유용하다는 것이 발견되었다. 전기수송 방법은 필로카르핀 솔트(pilocarpine salt)를 이온 전기 도입법(iontoporetics)에의해 주입함으로써 낭포성 섬유증(cystic fibrosis)을 진단하는 경우에 많이 사용되고 있다. 필로카르핀은 땀 생성을 촉진시키고, 이 땀을 수집하여 염화물(chloride) 성분이 있는지 분석하여 질병의 유무를 검출한다.

현재 알려진 전기수송 장치는 인체의 소정 부분(예로, 피부)과 밀착 접촉되도록 배치된 최소한 두 개의 전극을 사용한다. 능동(active) 또는 도너(donor) 전극이라고 불리는 제1 전극은 치료용 약제(예로, 약제 또는 대용약제)를 전기수송에 의해 인체 내로 주입한다. 대항 또는 리턴 전극이라고 불리는 제2 전극은 환자의 신체를 통과하는 전기회로를 제1 전극과 함께 폐쇄 회로를 형성한다. 전지와 같은 전기 에너지원은 양 전극을 통해 인체에 전류를 공급한다. 예를 들어 인체에 주입될 치료용 약제가 정(positive)으로 하전(즉, 양이온(cation))되어 있다면, 양극(anode)은 능동 전극이 되고 음극(cathode)은 전기회로를 완성하기 위해 대항 전극으로 기능한다. 주입될 치료용 약제가 부(negative)로 하전(즉, 음이온)되어 있다면, 음극은 도너 전극이 되고 양극은 대항 전극이 된다.

이와 달리, 양극과 음극 양방은 모두는 반대 전하의 약제들을 인체 내로 주입하는 데에 사용될 수 있다. 이 경우, 두 전극 모두가 도너 및 대항 전극으로 기능한다. 예를 들어, 양극은 동시에 양이온 치료용 약제를 주입하고, 음극에 대하여 "대항" 전극으로 기능할 수 있다. 마찬가지로, 음극은 동시에 음이온의 치료용 약제를 인체 내로 주입하고 양극에 대하여 "대항" 전극으로 기능할 수 있다.

널리 알려져 있는 전기수송 프로세스인 전기이송법(eletromigration)(또한 이온도입법이라도고 함)은 하전된 이온을 전기적으로 유도하여 수송하는 것과 관계된다. 또다른 유형의 전기수송인 전기침투법(electroosmosis)은 인가된 전계의 영향 하에서 도너 저장소로부터의 액체 용매(solvent)의 흐름과 관계되는데, 여기서 액체는 주입되는 약제를 함유한다. 또다른 유형의 전기수송 프로세스인 일렉트로포레이션(eletroporation)은 고전압 펄스를 가함으로써 생체막 내에서 일시적으로 존재하는 세공(pore)을 형성하는 것과 관계된다. 치료용 약제는 부분적으로는 전기수송 장치의 도너 저장소의 약 농도와 환자 신ㅊ 조직 내의 약 농도 사이의 농도차로 인한 수동 확산에 의해 피부 내로 주입될 수 있다. 임의의 전기수송 프로세스에서, 이들 프로세스 중 하나 이상의 프로세스가 어느 정도까지는 동시에 발생할 수 있다. 따라서, 여기서 사용된 전기수송이라는 용어는 가능한 한 가장 넓은 의미로 해석해야 하며, 적어도 하나의 치료용 약제가 하전되었든지 하전되지 않았든지, 또는 이것의 혼재이든지 간에, 전기적으로 유도된 또는 강화된 수송법으로 수송하는 것을 포함한다.

약 또는 치료용 약제는 상호 교환적으로 사용되며, 소기의 유용한 효과를 발생시키기 위해 생체의 조직에 주입되는 임의의 치료 효과를 갖는 성분을 포함하는 가장 넓은 의미를 갖도록 의도되었다. 이는 다음의 모든 주요한 치료 영역에 속하는 치료용 약제를 포함하나, 이것에만 제한되지는 않는다: 항생제 및 항바이러스성 약제와 같은 항감염제; 펜타닐(fentanyl), 수펜타닐(sufentanil), 부프레노핀 (buprenorphine) 및 진통제 콤비네이션과 같은 진통제; 마취제; 항식용제(anorexics); 항관절염제; 테르부탈린(terbutaline)과 같은 항천식제; 진경제(鎭痙劑, anticonvulsants); 한진정제(antidepressants); 항당뇨제; 제사제(antidiarrheals) ; 항히스타민제; 안티인플람멘제(anti-inflammatory); 항편두통제; 스코플라민 (scopolamine) 및 온단세트론(ondansetron)과 같은 항동작질병제; 항최토제; 항네오플라스틱제(antineoplastics); 항파킨슨제; 항소양제; 항정신병제; 해열제; 위장 및 비뇨기를 포함하는 항 경련제; 항콜린제; 교감신경 흥분제; 키산틴 유도제; 니페디핀(nifedipine)과 같은 칼슘 채널 차단제를 포함하는 심장 혈관제; 베타 차단제; 도부타민(dobutamine) 및 리토드린(retodrine)과 같은 베타-작용제(beta-agonist); 항부정맥제; 아테노롤(atenolol)과 같은 항고혈압제; 라니티딘 (ranitidine)과 같은 ACE 억제제; 이뇨제; 전신, 관상, 말초, 및 뇌를 포함하는 혈관 확장제; 중추신경계 자극제; 기침 및 감기 조제; 충혈 제거제; 진단제; 부갑상선 호르몬과 같은 호르몬제; 최면제; 면역반응억제제; 근육이완제; 부교감신경 자극차단제; 부교감신경 자극흥분제; 프로스타글란딘(prostaglandin); 단백질; 아미노산; 신경흥분제; 진정제 및 정신 안정제 등이 있다.

전기수송은 또한 아미노산, 아미노산 중합체, 단백질 및 또다른 거대 분자를 제어하여 주입시키는 데에 유용하다. 이런 거대 분자 성분은 최소한 300 돌턴(dalton)의 분자량을 가지며 더 전형적으로는 300 에서 40,000 돌턴 까지의 분자량을 갖는다. 이 크기 범위의 아미노산 및 단백질의 특정 예로서는 다음과 같은 것들이 있는데, 이에 제한되지는 않는다: LHRH; 부세레린(buserelin), 고나도레린(gonadorelin), 나파레린(nafarelin) 및 레우프롤라이드(leuprolide)와 같은 LHRH 동족체(analogs); 인슐린; 인슐로트로핀(insulotropin); 칼시토닌(calcitonin); 옥트레옥타이트(octreotide); 엔돌핀; TRH; NT-36(화학명 N=[[(s)-4-oxo-2-azetidinyl]carbonyl]-L-histidyl-L-prolinamide); 리프레신(liprecin); HGH, HGG 및 데스모프레신 아세테이트 (desmopressin acetate)와 같은 뇌하수체 호르몬; 폴리클 루테오이드(follicle luteoids); aANF; 성장 인자 방출 성분(GFRF 또는 GHRH) 와 같은 성장 인자; bMSH; 소마토스타틴(somatostatin); 브라디키닌(bradykinin); 소마트트로핀 (somatotropin); 플라텔렛(platelet)-유도체 성장 인자; 아스파라기나제(asparaginase); 치모파파인(chymopapain); 콜레시스토키닌 (cholecystokinin); 코리오닉 고나도트로핀(chorionic gonadotropin); 코티코트로핀(corticotropin)(ACTH); 에리트로포이에틴(erythropoietin); 에모프로스테놀 (epoprostenol)(플라텔렛 엉김 억제제); 글루카곤; HCG; 히룰로그(hirulog); 히아루로니다제(hyaluronidase); 인터페론; 인터레우킨(interleukins); 메노트로핀 (menotropins)(우로폴리트로핀(urofollitropin)(FSH) 및 LH); 옥시토신(oxytocin); 스트렙토키나제(streptokinase); 조직 플라스미노겐(plasminogen) 활성화 인자; 바소프레신(vasopressin); 데스모프레신(desmopressin); ACTH 동족체; ANP; ANP 클리어런스(clearance) 억제제; 안지오텐신 Ⅱ 길항제(angiotensin Ⅱ antagonist); 안티디우레틱 호르몬 작용제(antidiuretic hormone agonists); 안티디우레틱 호르몬 길항제; 브라디키닌 길항제; CD-4; 세레다스(ceredase); CSFs; 엔케팔린(enkephalins); FAB 프래그먼트; IgE 펩티드 억제제; IGF-1; 뉴로트로픽(neurotrophic) 인자; 콜로니(colony) 자극 인자; 파라티로이드 호르몬 및 작용제; 파리티로이드 호르몬 길항제; 프로스타글란딘(prostaglandin) 길항제; 펜티게타이드(pentigetide); 단백질 C; 단백질 S; 레닌(renin) 억제제; 씨모신(thymosin) 알파-1; 혈전용해(thrombolytics); TNF; 백신; 바소프레신 길항제 동족체; 알파-1-항트립신(anti-trysin)(재결합); 및 TGF-베타.

전기수송 장치는 전기수송에 의해 인체 내로 주입되어야 하는 약제의 저장소 또는 근원, 또는 이런 약제의 선동물질(precursor)을 요구한다. 양호하게는, 이온화된 또는 이온화 가능한 약제의 그런 저장소 또는 근원의 예로서는 제이콥슨의 미국 특허 제4,250,878호에 개시된 파우치(pouch) 또는 웹스터의 미국 특허 제4,383,529호에 개시된 기형성(旣形成) 겔체(gel body)와 같은 것들이 있다. 이런 저장소는 전기수송 장치의 양극 또는 음극에 전기 접속되어 하나 또는 그 이상의 소망하는 치료 종에 대한 고정된 또는 갱신 가능한 근원을 제공해 준다.

최근 전기수송 분야에서 다수의 미국 특허가 공개되었는 데, 이는 약제의 주입 분야에 대해 지속적 관심이 있음을 보여준다. 예를 들어, 버논 등의 미국 특허 제3,991,755호, 제이콥슨 등의 미국 특허 제4,141,359호, 윌슨의 미국 특허 제4,398,545호 및 제이콥슨의 미국 특허 제4,250,878호는 전기수송 장치의 예와 그 응용을 개시하고 있다.

보다 최근에는 소형 전기회로(예를 들어, 집적 회로) 및 더 강력한 경량 전지(예를 들어, 리튬 전지)의 개발로 인해 전기수송 주입 장치는 소형화되고 있다. 저렴한 소형 전자회로 및 콤팩트한 고 에너지 전지의 등장은 전체 장치가 옷 밑의 환자의 피부 상에서 두드러져 보이지 않기에 충분할 만큼 소형화될 수 있도록 하여 주었다. 이는 전기수송 장치가 약제를 계속 주입하고 있는 동안에도 환자가 충분히 걸어다닐 수 있고 모든 정상적 활동을 수행할 수 있도록 허용해 준다.

그럼에도 불구하고 이런 가치 있는 기술의 광범위한 사용을 제한시키는 제약들이 남아 있다. 그 중 하나는 전기수송 주입 장치의 크기 및 가격이다. 특히, 전기수송 장치에 전력을 공급하는 데에 필요한 전지가 이런 작고 부착 가능한 전기수송 주입 장치의 전체 크기 및 중량, 그리고 가격 중 큰 부분을 차지한다. 이런 전지의 수 및/또는 가격을 절감시키면 전기 약제 수송 주입 장치가 더 소형화되고 가격이 저렴해질 것이다.

전기수송 장치로 전력을 공급하는 데에 사용되는 전지의 수를 감소시키는 한 방법은 승압(昇電壓, voltage boosting) 회로를 활용하는 것이다. 승압 회로는 전기 분야에 잘 알려져 있다. 종래의 승압 회로는 입력 전압(예로 3.0 볼트)을 취하고 선정된 배수만큼 승압시켜(예로 ×2) 승압된 출력 전압(예로 6.0V = 3.0 V × 2)을 발생시킨다. 승압 회로는 피부를 통한 전기수송 주입 장치에서 사용되었다. 마우러 등의 미국 특허 제5,254,081호(칼럼2, 라인 34-39)를 참조하라.

이런 회로는 전기수송 장치가 승압 회로를 사용하지 않았더라면 필요하였을 전지의 수보다 더 적은 수의 전지들 또는 더 낮은 전압을 갖는 전지(들)로 선정된 레벨의 전류를 전달하도록 허용해 준다. 따라서, 종래의 승압 회로도 장치에 전력을 공급하기 위해 적은 수의 및/또는 낮은 전압의 전지를 요구하게 됨으로써 전기수송 주입 장치의 크기 및 가격을 절감시킨다.

전기수송 주입 장치에 전력을 공급하는 데에 드는 비용을 절감시켜야 하는 과제는 환자 신체 표면(즉, 피부)의 저항이 전기수송 중에 일정하지 않다는 사실로 인해 어려워진다. 환자 피부를 통해 특정 수준의 전류(i)를 흘려주는 데에 필요한전압(V)이 피부의 저항(R)에 비례하기 때문에(즉, 오움(Ohm)의 법칙 V=iR_skin에 따라서) 전기수송 주입 동안 전원이 공급해야 할 전압은 일정하지 않다. 예를 들어, 전기수송 작업이 시작될 때 환자의 초기 피부 저항이 비교적 높고, 선정된 수준의 전기수송 전류를 공급하기 위해서는 전원이 비교적 높은 전압을 생성할 것을 요구한다. 그러나, 수 분이 흘러 (즉, 피부를 통해 전류가 1분 정도에서 30분 정도까지 흐른 후에) 피부 저항이 떨어져서 특정 수준의 전류를 공급하는 데에 요구되는 전압은 전기수송 초기에 요구되었던 전압보다 아주 작아지게 된다. 예를 들어 하크 등의 미국 특허 제5,374,242호에서는 변화하는 피부 저항과 이런 피부 저항의 변화에 맞추기 위해 병렬 또는 직렬로 접속되는 둘 또는 그 이상의 전지를 사용하는 것이 설명되어 있다.

종래의 승압 회로는, 초기의 높은 피부 저항을 감당하기 위해 출력 전압을 공급할 수 있도록 되어 있지만, 이것은 장치의 효율을 떨어뜨리고 또한 피부 저항이 초기 상태보다 낮아지는 때에, 보다 큰 전지 출력을 필요로 하며, 그 결과 효율이 낮게 되며 전지의 크기 및 가격이 증가하게 된다.

제이콥슨 등의 미국특허 제4,141,359호는 변압기를 구비한 DC-DC 컨버터를 개시하고 있으며, 일차 전원의 일정 전압 배수로, 일차 코일 내의 전류의 주기적 변동은 이차 코일 내의 전류의 펄스로 유도결합한다. 이러한 2차 코일 전류의 펄스는, 치료 전극에 의해 피부를 통해 전도된다. 2차 전류의 평균 또는 DC 값은 오차 전압 및 피드백 회로에 의해 제어되어 2차 전류의 값이 일정하게 유지되도록 하여 준다. 제이콥슨 회로의 한가지 단점은 고정된 및 배수로 증가하는 전압의 피크값이 직접 양 전극 사이에 걸린다는 점이다. 피크 전압은 피부 저항이 낮은 조건에서는 불필요하며, 치료 전류가 불필요하게 높은 전류 펄스를 발생시키고, 피부에 악영향을 끼칠 수 있다.

테일라우드 등의 미국특허 제5,426,387호는 전자식 스위치 부재를 구비한 스위치 모드 전원을 포함하는 장치를 개시하고 있는데, 이를 폐쇄하면 인덕터로 공급되는 전력을 제어고, 이 인덕터는 전자식 스위치 부재가 다시 개방되면 상기한 장치의 출력 전압이 나타나는 단자를 구비한 캐패시터로 방전한다. 상기 장치는 클럭되는 디지털 카운터와, 이 카운터에 의해 수행되는 계수의 한계로서 기능하는 선정된 수의 시퀀스를 연속하여 카운터에 로드하는 마이크로컨트롤러를 포함하는데, 여기서 카운터는 선정된 시간 간격 동안 전자식 스위치 부재의 폐쇄를 정기적으로 제어하여 장치의 출력 전압이 상기한 시퀀스의 수에 상응하는 선정된 파형을 추종하도록 하여 준다. 테일라우드의 장치의 한가지 단점은 특정 레벨의 치료 전류를 공급하기 위해서 비교적 고가의 복잡하고 부피가 큰 마이크로컨트롤러/카운터를 요구한다는 것이다. 그 결과 테일라우드의 장치는 작고 경량의 싼 가격의 전자적 주입 장치가 요구되는 소정 분야에서는 적합하지 않다.

본 발명은 유익한 약제(예를 들어, 약)을 환자에게 피부를 통해 또는 점막을 통해 주입시키는 전기수송(electrotransport) 장치에 관한 것이다. 보다 구체적으로는, 본 발명은 개량된 전원을 갖는 휴대 또는 장착이 가능한 전기수송 장치에 관한 것이다.

도 1은 본 발명의 전기수송 주입 장치의 사시도.

도 2는 본 발명의 전기수송 장치의 분해도.

도 3은 시간에 따른 환자 피부의 저항 감소를 예시한 그래프.

도 4는 본 발명의 조정 가능 승압 회로의 개략도.

도 5는 도 4의 회로 작동의 타이밍도.

도 6은 본 발명의 또다른 조정 가능 승압 회로의 개략도.

도 7은 도 6의 회로 작동의 타이밍도.

도 8은 본 발명의 또다른 조정 가능 승압 회로의 개략도.

본 발명의 양태에 따라서 승압 회로를 구비한 전기 약제 수송 주입 장치를 높은 효율로 작동시키는 방법이 제공된다.

본 발명의 또다른 양태에 따라서 전원 전압이 약제 주입의 조건(예를 들어,피부 저항)에 최적화된 레벨로 승압되는 전기 약제 수송 주입 장치를 작동시키는 방법이 제공된다.

본 발명은 전원(예로 전지) 출력 전압을 승압시키는 승압 회로를 구비한 전기 약제 수송 장치를 작동시키는 방법이 제공되었는데, 여기서 승압 회로의 승압율은 환자의 피부 저항에 응답하여 자동으로 제어된다. 본 장치는 전기수송에 의해 동물 신체 표면(예로 인간 피부)을 통해 치료용 약제를 주입시키는 데에 알맞도록 만들어져 있다. 본 장치는 출력 전압을 발생시키는 전원(예로 하나 또는 그 이상의 전지)을 갖는다. 이 전원의 출력 전압은 작동 전압을 제공하기 위해서 조정 가능한 승압율을 갖는 승압기로 승압된다. 신체 표면의 전기 저항, 신체 표면을 가로지르는 전압 강하 및/또는 신체 표면을 통해 가해지는 전류 등으로부터 선택된 신체 표면 파라미터가 감지되고, 승압율은 감지된 신체 표면 파라미터에 기초하여 조정되어 조정된 작동 전압을 얻게 된다. 본 장치는, 감지된 신체 파라미터(예를 들어 피부 저항)에 기초하여 승압율을 조정함으로써, 과도한 전압이 승압 회로에 의해 소모되는 일 없이, 전기수송 전류를 선정 레벨로 흐르게 하는 데에 필요한 만큼의 전압 레벨만을 가해 준다. 따라서, 본 발명의 방법은 전기수송 주입 장치를 작동시킬 때 효율성 증대를 이루어 준다.

본 발명의 상기 및 또다른 특징, 태양 및 장점은 다음의 상세한 설명 및 도면으로부터 명백해질 것이다.

본 발명의 전자회로는 본 회로가 전기수송에 의해 피부를 통해 약제를 주입하는 데에 알맞은 장치에서 특히 유용하긴 하지만, 실질적으로는 임의의 전기수송 주입 장치에서 사용할 수 있다. 본 발명의 회로에서 사용될 수 있는 전기수송 주입 장치의 예들이 도 1 및 도 2에 예시되었다. 도 1을 참조하면, 푸쉬(push) 버튼 스위치(12)의 형태를 갖는 임의의 기동 스위치 및 장치(10)가 작동 중일 때 턴온 되는 임의의 발광 다이오드(LED)(14)를 구비한 전기수송 장치(10)를 사시도로 도시하였다.

도 2는 본 발명의 제2 장치(10')의 분해도이다. 도 2의 장치(10')은 LED(14')의 위치가 다르다는 점에서 도 1의 장치(10)와 구별된다. LED(14')는 본 발명의 이 실시예에서 장치(10')의 한 쪽 끝의 버튼 스위치(12)에 근접 배치된다. 장치(10')은 상부 하우징(16), 회로판 어셈블리(18), 하부 하우징(20), 양극의 전극(22), 음극의 전극(24), 양극 저장소(26), 음극 저장소(28) 및 피부 부착용 접착제(30)를 포함한다. 상부 하우징(16)은 장치(10')을 환자 피부에 유지시키는 것을 도와주는 횡 날개(15)룰 갖는다. 상부 하우징(16)은 양호하게는 사출성형이 가능한 탄성재(elastomer, 예로 에틸렌 비닐 아세테이트)로 만들어진다. 인쇄 회로 기판 어셈블리(18)는 개별 소자(40)에 결합된 집적회로(19)와 전지(32)를 포함한다. 회로 기판 어셈블리(18)는 개구(13a, 13b)를 통과하는 포스트(post; 도 2에는 도시되지 않음)에 의해 하우징(16)에 부착된다. 포스트의 종단은 회로판 어셈블리(18)을 하우징(16)에 열 정착시키기 위해 가열되고/용융된다. 하부 하우징(20)은 접착제(30)에 의해 상부 하우징(16)에 부착되는 데, 여기서 접착제(30)의 상부 표면(34)은 날개(15)의 바닥 표면까지 포함하여 하부 하우징(20) 및 상부 하우징(16) 모두에 접착된다.

버튼 셀 전지(32)가 회로판 어셈블리(18)의 하측에(부분적으로) 도시되었다. 또다른 유형의 전지가 또한 장치(10')에 전력을 공급하기 위해 사용될 수 있다.

장치(10')은 전지(32), 전자회로(19,40), 전극(22,24), 및 약제/화학약품 저장소(26,28)을 포함하는데, 이 모든 것이 내장(self-contained) 유닛에 집적화되어 있다. 회로판 어셈블리의 출력(도 2에 도시안됨)은 도전성 접착 스트립(strip)(42, 42')에 의해, 하부 하우징(20)에 형성된 요부(凹部)(25, 25')내의 개구(23, 23')을 통해 전극(24) 및 (22)와 전기 접촉을 이룬다. 전극(22, 24)은 그 다음 약제 저장소(26) 및 (28)의 상측(44, 44')과 직접적인 기계적 및 전기 접촉을 이룬다. 약제/저장소(26,28)의 바닥측(46, 46')은 접착제(30)의 개구(29, 29')를 통해 환자 피부와 접촉한다.

푸쉬 버튼 스위치(12)를 눌렀을 때, 회로판 어셈블리(18)의 전자회로는 선정된 주입 시간 동안 선정된 DC 전류를 전극/저장소(22, 26) 및 (24,28)로 전달한다. 양호하게는, 본 장치는 사용자에게 LED(14')가 켜지는 것 및/또는 예로 비퍼(beeper)로부터의 소리 신호 수단에 의해 약제 주입이 착수됐다는 확인을 시각적 또는 청각적 정보로 전달해 준다. 이렇게 하여 약은 저장소(26,28)의 하나로부터 전기수송에 의해 환자의 피부를 통해 주입된다.

양호하게는, 양극의 전극(22)은 은으로 형성되고 음극의 전극(24)은 염화은으로 형성된다. 약제 저장소 (26) 및 (28)은 하이드로겔(hydrogel) 중합체 재료로 형성된다. 전극(22, 24) 및 저장소(26, 28)는 하부 하우징(20) 내에 격납된다. 저장소(26, 28) 중 하나는 도너 저장소로서, 주입될 치료용 약제(예로 약)를 보관하고 다른 저장소는 전형적으로는 생체호환(biocompatible) 전해물질을 보관한다.

푸쉬 버튼 스위치(12), 회로판 어셈블리(18) 상의 전자회로 및 전지(32)는 상부 하우징(16) 및 하부 하우징(20)사이에서 접착제에 의해 봉합된다. 상부 하우징(16)은 양호하게는 고무 또는 다른 탄성 재료로 형성된다. 하부 하우징(20)은 플라스틱 또는 탄성 시트재(예로 폴리에틸렌)로 형성되는데 이 재료들은 쉽게 몰딩되어 요부(25, 25')를 형성할 수 있고 개구(23, 23')을 형성하기 위해 쉽게 절단될 수 있다. 조립된 장치(10')은 양호하게는 내수성(즉, splash proof)을 가지며 가장 양호하게는 방수성을 갖는다. 본 시스템은 쉽게 신체에 맞게 변형되어 착용 부위 및 그 주변에서 자유로운 움직임을 보장해 주는 납작한 형상을 갖는다. 저장소(26,28)은 장치(10')의 피부 접촉 측면 상에 배치되고 충분히 분리되어 통상의 취급 및 사용할 때에 우발적인 전기적 단락의 발생을 방지해 준다.

본 장치(10')은 상측(34)과 신체 접촉부(36)를 갖는 주변부 접착제(30)에 의해 환자의 신체 표면(예로, 피부)에 부착된다. 접촉부(36)는 통상의 사용자 활동 중에 장치(10')를 신체의 제 위치에 남아있도록 보장해 주는 접착성을 가지지만, 선정된 착용 시간(예로 24시간)이 지난 후에는 적절히 떼어지도록 허용해 준다. 상부 접착 측면(34)는 하부 하우징(20)에 접착되고 하우징의 요부(25, 25')내의 전극 및 약제 저장소를 보유할 뿐만 아니라 상부 하우징(16)에 하부 하우징(20)이 부착되어 유지되도록 한다.

푸쉬 버튼 스위치(12)는 장치(10')의 상측에 배치되고 옷위에서 눌러 쉽게 기동 상태로 된다. 짧은 주기 예를 들어 3초 내에 푸쉬 버튼 스위치(12)를 두 번 누르면 장치에게 약제를 주입하도록 작동시키는 신호가 되며 이에 의해 장치(10')의 부적절한 작동 가능성을 최소화시킨다.

약제 주입을 최초로 개시할 때 환자의 피부 저항은 비교적 높으나 시간이 지나면 피부 저항이 크게 떨어진다. 도 3은 이런 특성을 그래프로 보여주는데 피부 저항 R이 감쇠되어 정상 상태의 값으로 점근적으로 다가간다는 것을 나타낸다. 0.1 mA/cm²의 방전율에 대해서, 정상 상태 값은 20 에서 30 kohm-cm²의 크기가 되는데, 반면 피부 저항 초기 값은 그것의 몇배 또는 더 큰 배수의 값이 된다.

종래의 전기수송 주입 장치에서, 전원의 전압 및/또는 승압 회로의 승압율은 동작 초기에 나타나는 높은 피부 저항을 극복하기에 충분하도록 선택되었다. 그러나 작동이 정상 상태에 이르러 피부 저항이 떨어지게 되면, 종래의 장치는 과잉 전압을 나타내게 된다. 어떤 종래의 장치에서는, 정상 상태 동작에서 특정 전류를 전달하는 데에 필요한 전압은 전기수송 주입의 초기에 동일한 레벨의 전류를 흐르게 하는 데에 필요한 전압의 절반 또는 그보다 낮게 되는 것도 있다. 따라서 이런 종래의 장치는 피부 저항이 초기의 높은 레벨에서 떨어진 후에 승압 회로에서 전압이 낭비되기 때문에 가격 대비 효율이 양호하지 않다.

도 4는 본 발명에 따라, 감지된 치료용 부하 전류에 따라서 조정되는 승압율을 갖는 승압 전기수송 회로(100)의 개략도이다. 이는 전지를 더 효율적으로 사용할 수 있도록 하여주고, 방금 설명한 종래 기술과 비교할 때 상당한 정도로 크기와 가격을 절감시켜 준다. 회로(100)는 전지(102) 형태의 전원 및 전극 어셈블리(108)에 전기 접촉된 전압 제어 전기 접합점(juntion)(104)를 포함한다. 전극 어셈블리(108)는 접착제, 스트랩(strap), 벨트 또는 그와 같은 종래의 수단에 의해 동물 신체(110)의 한 부분에 부착된다. 동물 신체 표면은 피부를 통해서 전류 I_i를 가할 때 전형적으로 나타나는 부하 저항 변화를 표시하기 위해 가변 저항 부하 R_V로서 도시되었다.

마찬가지로, 전극 어셈블리(112)는 동물 신체(110)의 또다른 부분에 부착된다. 전극 어셈블리(112)는 직렬의 전류 감지 저항(114)에 접속된다. 전극(108, 112), 신체 표면(110) 및 감지 저항(114)들은 부하 전류 I_i를 도통시키기 위한 부하 전류 경로를 형성한다. 전극 어셈블리(108,112)는 도 2에 도시된 전극/저장소 조합(22,26) 및(24,28)과 동일하다. 최소한 하나의 전극 어셈블리(108, 112)는 동물 신체(110)에 전기수송으로 주입하기에 적합한 형태(예로, 수용액 상태)로 된 치료용 약제(예로, 약용 염화 나트륨)를 포함한다.

에너지 축적용 인덕터(118)가 전지(102) 및 정류 다이오드(120)의 양극 사이에 접속된다. 다이오드(120)의 음극은 전압 제어 전기 접합점(104)에 접속된다. 필터 캐패시터(122)는 접합점(104) 및 시스템 접지 사이에 접속된다.

제어 입력(126)을 갖는 피제어 스위치(124)는 다이오드(120)의 양극 및 인덕터(118) 사이의 접합점에 접속된 일방의 단자(128) 및 시스템 접지에 접속된 또다른 단자(130)를 포함한다. 제어 입력(126)은 교대로 스위치(124)를 개폐하여 단자(128) 및 (130) 사이의 저저항 접속을 생성하고, 이에 따라 인덕터(118)를 저저항 경로를 통하여 시스템 접지로 접속하거나 차단한다. 스위치(124)는 바이폴라 또는 FET 트랜지스터와 같은 전자식 스위치 장치가 된다.

제어 스위치(132)는 스위치 제어 입력(126)에 접속된 제어 출력(134)을 갖는다. 제어 회로(132)는 제어 출력(126)을 제어하기 위한 피드백 입력(133) 및 스위치 입력(136)을 포함한다.

조정가능한 승압 회로(100)의 작동이 도 5를 참조하여 이해될 수 있다. 예를 들어, 회로(100)의 동작 개시 이후에, 도 1에 도시된 푸쉬 버튼 스위치(12) 수단에 의해 제어 회로(132)는 입력(136)을 시스템 접지에 최초로 접속시킨다. 이는 감지 저항(114)이 부하(110)로부터 부하 전류 I_i의 통전을 개시할 수 있도록 한다.

제어 회로(132)는 제어 출력을 토글(toggle)시키도록 구성되어서 스위치(124)가 인덕터(118)의 일 단부를 시간 T1 동안 접지에 접속시킨다. 시간 T1 동안 전지(102)에 의해 구동되는 인덕터 전류 I_i는 최대치 I_p까지 증가한다.

시간 T1 의 끝에 제어 회로(132)는 스위치 입력(126)을 다시 토글시키며, 스위치 입력(126)은 출력(134)을 변화시켜 시간 T2 동안 스위치(124)를 개방시킨다. T2 동안 인덕터 전류 I_i는 접지로 흐르지 않고 다이오드(120)를 통해 전기 접합점(104)으로 도전되도록 강제된다. 필터 캐패시터(122)는 순시 전류 I_i를 위한 낮은 임피던스 경로를 제공하고, 상기 전류는 전기 접합점(104)에서의 전압이 캐패시터(122)의 충전에 의해 승압됨에 따라 시간 T2 동안 제로를 향해 감쇠된다.

시간 T1 동안 인덕터(118)는 전류 I_i로 충전시킴에 의해 에너지를 저장한다. 주기 T2 동안 인덕터(118)는 다이오드(120)를 통해 필터 캐패시터(122)로 에너지를 방전한다. 인덕터(118)는 이로써, 다이오드(120)를 통한 전압 강하 및 인덕터(118), 전지 및 전기 접속부의 무시할만한 직렬 저항에 의해서만 제한되면서 전지로부터 캐패시터(122)로 에너지를 낮은 손실로 전달해 준다. 따라서 부하 전류 I_i에 대한 에너지원은 직접적으로 전지(102)가 되지 않고, 캐패시터(122)(즉, 시간 T1 동안) 또는 캐패시터(122) 및 인덕터(118)(즉, 시간 T2 동안)의 조합이 된다.

제어 회로(132)는 T1, T2 사이클을 무한정 반복하거나 또는 아래에 설명한 대로 정지되도록 되어 있다. 접합점(104)에서의 전압 V_w는 기간 T1 및 T2의 값에따라서 조정 가능한 전지(102) 전압의 배율 전압으로 승압된다. 승압율은 따라서 T1 및 T2 값을 조정하여 조정될 수 있다.

도 5의 점선은 제어 회로(132)에 의해 제어되는 누락 또는 지연 펄스를 나타낸다. 이는 펄스가 캐패시터(122)로부터 고갈된 전하를 치환하는 데에 필요하지 않을 때, 예를 들어 요구되는 치료용 전류 I_i가 비교적 낮을 때 일어난다. 도 5의 점선은 승압율 제어 수단이 펄스 폭 변조(PWM) 또는 펄스 주파수 변조(PFM), 펄스 스키핑(skipping), 또는 이들의 임의의 조합에 의해 될 수 있음을 나타낸다.

조정가능한 동작 전압 V_w은 부하 전류 I_i가 동물 신체 부하(110), 감지 저항(114) 및 스위치 입력(136) 내를 통과해 접지까지 이르도록 하여 준다.

피드백 입력(133)은 부하 전류 I_i에 의해 야기된 감지 저항(114) 양단의 전압을 감지한다. 제어 회로(132)는 기간 T1 및 T2 를 조정함으로써 작동 전압 V_w를 승압시키기 위해 피드백 입력(133)에 응답하도록 적합화된다. 이는 입력(133)에서 감지된 전압을 제어 회로(132) 내의 설정 기준 전압과 비교하여 성취된다. 만약 입력(133)에서 감지된 전압이 기준 전압보다 작으면, 제어 회로(132)는 V_w가 적당한 레벨로 승압될 때까지 높은 주파수로 스위치(124)를 개폐한다. 일반적으로 스위치(124)가 오랫동안 폐쇄될수록(즉 T1이 더 길어질수록), 인덕터(118)에서 발생되는 전압이 커지고 승압율도 높아진다. 전지(102) 전압은 인덕터(118) 때문에 승압될 수 있다. 인덕터(118)에 발생된 전압은 전류가 인덕터를 통해 흐르는 비율과 인덕턴스 레벨(L)을 곱한 값과 동일하다.

V_ind= L(dI_i/dt).

따라서 인덕터(118)로부터 더 낮은 전류에서 더 높은 전압(이 전압은 부분적으로는 인덕터(118)의 인덕턴스 값에 의해 결정되고, 부분적으로는 T1 및 T2 값에 의해 제어되는 인덕터(118)를 통한 전류의 비율에 의해 결정된다)이 발생되는데, 이는 인덕터(118)로 들어가는 전력이 인덕터(118)로부터 나오는 전력과 동일해야 하기 때문이다.

제어 회로(132)는 추가로 적합화되어, 인덕터(118)의 인덕턴스 및 부하 저항(110) 값 및 캐패시터(122)의 용량값들과 합동하여, 시간 T1 및 T2 가 피드백 입력(133)에서의 전압에 응답하여 조정되며, 이 때문에 필터 캐패시터(122)가 선정된 값의 일정한(DC) 전류의 부하 전류 I_i를 제공하므로 전압 V_w를 평활화하고 조정하도록 한다.

전극 어셈블리(108) 및 (112), 및 동물 신체(110)는 종래기술과 같이 높은 피크 전압에 노출되지 않고, 그 대신에 소망 부하 전류 Ii를 구동하는 데에 충분한 최소의 전압이 인가되게 된다.

기간 T1 및 T2는 제어 회로(132)에 의해 조정되어 부하 전류 I_i를 소망하는 선정치로 유지되도록 하기 위해 V_w를 최소 절대값으로 승압한다. 부하(110)의 저항이 너무 높아 V_w가 안전치를 초과하지 않고 선정 I_i값이 획득될 수 없을 정도가 된다면, 전극 어셈블리(108) 및 (112) 양단에 접속된 제너 다이오드(116)와 같이 전압 제한 장치가 부하(110)에 가해진 전압을 제한한다. V_w의 전형적으로 안전한 최대 제한치는 약 24 볼트이다. 전압을 제한시키는 또다른 방법은 서로 다른 항복 전압을 갖는 제너 다이오드(116)에 의해 또는 다음에 자세히 설명될 또다른 보호 수단에 의해 성취될 수 있다.

일단 부하(110)의 저항이 충분할 만큼 감소되어, 부하 전류 I_i가 최대 안전 전압에서 소망 선정치에 도달할 정도로 되면, 제어 회로(132)는 피드백 입력(133)에서의 피드백에 응답하여 T1 및 T2를 조정하고, 추가의 저항 감소에 관계없이 선정 레벨에서 유지하기에 충분할 만큼의 배율로 V_w를 승압시킨다.

피제어 전기 접합점(104)에서의 동작 전압 V_w은 로드 전압이 제너 다이오드(116)에 의해 설정된 제한 전압보다 작다면, 부하 전류 I_i를 선정값에 유지하는 데에 충분한 만큼의 전지(102) 전압의 승압비로 승압된다.

전지(102)로부터 부하(110) 및 캐패시터(122)로의 에너지의 저손실 전달은, 소정의 전지 용량에 대해서 전지(102)의 수명을 연장시킨다. 이는 소정의 치료용 약제에 대해서 더 작은 용량의 전지가 시용될 수 있도록 하여 주고, 또는 소정 가격에서의 치료 처리의 수명을 연장시켜 준다.

부하(110)에 걸리는 선정 전류 I_i는 시간에 따라 일정할 수도 있고 변할 수도 있다. 어떤 경우에서든, 제어 회로(132)는 가해져야 할 선정 전류-시간 프로파일을 설정하기 위한 수단을 구비한다. 이는 기술계에 잘 알려진 대로 차동 비교기(differential comparator)에 의해 성취되는데, 이 비교기는 한 입력이 감지 저항(114)에 접속되고 일정 기준 전압이 또다른 입력에 접속된 상태이거나, 또는 또다른 입력이 이미 프로그램된 패턴(도 4에 도시되지 않음)을 갖는 클럭된 ROM에 의해 구동되는 DA 컨버터의 출력에 접속된 상태를 갖는다.

회로(100)는 또한 보호 회로(138)를 구비한다. 보호 회로(138)는 고 임피던스 및 저 임피던스 검사 기능을 가지며, 부하(110) 양단의 전압 강하를 감지하고 감지된 전압을 미리 설정된 최소 한계 전압에 대해 비교하는 입력(140)을 포함한다. 회로(138)는 또한 부하(110)를 통해 가해지는 전류 I_i를 감지하고 감지된 전류를 미리 설정된 최대 한계 전압에 대해 비교하는 입력(142)을 포함한다. 임피던스 검사 및 셧다운(shut down) 보호를 제공하는 보호 회로는 기술계에 잘 알려져 있다. 예를 들어 제이콥슨 등의 미국 특허 제4,141,359호에 도시된 도 1의 보호 회로를 참조할 수 있다.

보호 회로(138)는 전압 입력(140) 및 전류 입력(142)에 의해 부하(110)의 저항을 감시하고 부하(110)의 저항이 선정된 상한을 초과할 때 또는 선정된 하한 밑으로 떨어질 때, 회로(100)의 승압 기능을 셧다운한다. 미국 특허 제4,141,359호에 기술된 유형의 보호 및 셧다운 회로(138)를 승압 회로(100)에 삽입하는 것은 당업자에게 자명한 것이다.

사용시에는, 전극 어셈블리(108, 112)는 종래의 수단에 의해 피부 표면(110)에 부착되고, 도 1에 도시된 스위치(12)와 같은 스위치 수단(도시 안됨)에 의해 치료용 전류가 흐르기 시작한다. 제어 회로(132)는 스위치(124)의 온 및 오프의 제어를 개시한다. 인덕터 전류 I_i의 반복적 펄스는 기간 T1 동안 교대로 스위치(124)를 통해 접지로 충전되고, 기간 T2 동안 캐패시터(122)로 방전된다. 인덕터 전류 I_i의 이들 펄스는 피드백 입력(133)에 대한 신호가 부하 전류 I_i가 전압 조정 범위 내에 있음을 표시하기까지는 온 및 오프 시간 T1, T2 를 조정함으로써 전압 V_w가 조정 가능한 승압율에 의해서 증배되도록 한다.

도 6은 본 발명에 따른 또다른 조정 가능한 승압 회로(200)를 도시하였다. 회로(200)는 전지(202), 인덕터(204), 다이오드(206), 전압 제어 전기 접합점(207), 저저항 필터 캐패시터(208), 및 종래의 수단에 의해 동물 신체(213)와 이격된 영역에 부착된 전극 어셈블리(210, 212)를 포함한다. 동물 신체(213)는 신체(213)의 저항이 시간 및 전류에 따라 변화한다는 사실을 강조하기 위해 가변 부하 저항 R_V로서 나타내었다.

전극 어셈블리(210, 212) 중 최소한 하나는 동물 신체(213)로 전기수송 주입하기에 적합한 형태의 치료용 약제를 보유한다.

본 회로(200)는 인덕터 전류 I_i를 스위칭하기 위한 N채널 전계효과 트랜지스터(FET), 인덕터 전류 감지 저항(220), 및 부하 전류 감지 소자(214)를 포함한다. 본 회로는 또한 고효율의 조정 가능한 DC-DC 스텝 업(step-up) 제어기(216)를 또한포함한다. 양호한 제어기(216)는 캘리포니아 서니베일에 소재한 맥심 집적 회로사가 제조한 Maxim MAX773 이다.

도 6은 본 발명의 목적에 충분한 MAX773 제어기(216)의 개략도이다. MAX773 제어기에 대한 더 자세한 설명은 제조자에게서 입수가능한 [MAX773 데이터 시트 19-0201; Rev 0; 11; 93] 에서 찾을 수 있다. 제어기(216)는 집적 회로 제조 공정에서 형성되는 도전성 트레이스에 의해 접속되는 내부 소자를 갖는 집적 회로이다. 외부 핀은 판형의 또는 피착된 구리와 같은 종래의 인쇄 회로 기판 또는 절연 기판 위에 피착되어 형성된 또다른 도체를 이용해 외부 소자와 전기 접속을 이루기 위해 제공되었다. 여기 설명에서의 전기 접속은 도 6에 도시된 대로 내부 또는 외부의 접속인 것으로 이해해야 한다. MAX773 제어기 회로의 소자는 회로(216)의 기능을 설명하기 위한 목적으로서 예시적인 것이다. 컨버터의 출력 전압이 일정치가 되도록 제어하기 위해 전압 분할 회로로부터의 에러 전압을 사용하는 전통적인 펄스 주파수(PFM) 컨버터와는 달리, 제어기(216)는 에러 전압을 발생시켜 평균 부하 전류 I_i를 제어하기 위해 감지 저항(214)을 사용하도록 접속된다. MAX773 제어기는 또한 높은 주파수(300kHz까지)에서 작동하며, 소형 외부 소자의 사용을 가능하게 한다. 제어기(216)는 기준 전압 핀(256), 접지 핀(258), 접지 스위치 입력(260), 저레벨 임계치 입력(262), 피드백 입력(264), 셧다운 입력(266), 전류 감지 입력(268), 및 전력 버스 입력(270)을 포함한다.

제어기(216)는 또한 출력(231)을 갖는 제1의 2 입력 비교기(230), 출력(233)을 갖는 제2의 2 입력 비교기(232), 제1 기준 전압(242), 제2 (예로 1.5 볼트)기준 전압(244), 출력(247)을 갖는 제3의 2 입력 비교기(246), 스위치 제어 출력(252) 및 스위치 제어 출력(254)을 구비한 PFM/PWM 드라이버 회로(240) 및 제2의 N채널 FET 스위치(250)를 포함한다.

회로(200)의 동작은 도 6 및 도 7을 참조하여 이해할 수 있다. 회로(200)는 전지(202)로부터 전압 제어 전기 접합점(207)에서 조정가능하게 승압되는 전압 V_w으로의 고효율의 변환을 제공하고, 동시에 부하 전류 I_i를 제어하기 위해 신규한 방식으로 제어기(216)를 사용한다.

도 6을 참조하면, 본 발명에 따르면, 부하 전류 I_i의 일부분이 피드백 입력(264)으로 피드백된다. 감지 저항(214)의 한 단자가 피드백 입력(264)에 접속된다. 저항(214)의 상기한 단자는 또한 부하 전류 I_i를 받기 위해 전극 어셈블리(212)에 접속된다. 저항(214)의 또다른 단자는 제어기(216)의 입력(260)에 접속된다. 입력(260)은 N 채널 스위치(250)의 드레인에 내부적으로 접속된다. 스위치(250)의 소스는 시스템 접지에 접속된다. 스위치(250)의 게이트는 비교기(246)의 출력(247)에 접속된다. 비교기(246)의 반전 입력은 입력 핀(262)으로 접속된다. 입력 핀(262)은 시스템 접지에 접속된다. 비교기(246)의 비반전 입력은 기준 전압(244)에 접속된다. 기준 전압(244)은 또한 기준 전압 핀(256)에 접속된다. 비교기(246)는 출력(247)이 항상 하이(high)가 되도록 구동된다. 스위치(250)는 따라서 핀(260)을 접지로 도전하도록 구동되어 부하 전류 I_i가 감지 저항(214)을 통해 접지로 빠지게 한다.

입력(264)은 비교기(232)의 반전 입력에 접속된다. 비교기(232)의 비반전 입력은 기준 전압(244)에 접속된다. 비교기(232)의 출력(233)은 PFM/PWM 구동 회로(240)에 접속된다.

비교기(230)의 출력(231)은 PFM/PWM 구동 회로(240)에 접속된다. 비교기 (230)의 반전 입력은 기준 전압(242)에 접속된다. 비교기(230)의 비반전 입력은 전류 감지 입력(268)에 접속한다. 입력(268)은 인덕터 전류 감지 저항(220)의 한 단자에 접속된다. 저항(220)의 또다른 단자는 시스템 접지에 접속된다. 제어기(216)의 접지 핀(258)은 또한 시스템 접지에 접속된다.

PFM/PWM 구동 회로(240)의 한 출력은 출력(252)에 접속된다. 입력(270)은 전지(202)의 한 단자에 접속된다. 전지(202)의 또다른 단자는 시스템 접지에 접속된다. PFM/PWM 구동 회로(240)의 한 출력은 출력(254)을 접속한다. 출력(252, 254)은 모두 외부 N 채널 스위치(218)의 게이트에 접속된다. 스위치 (218)의 드레인은 에너지 저장 인덕터(204)의 한 단부 및 정류 다이오드(206)의 양극의 조인트 접속에 접속된다. 스위치(218)의 소스는 전류 감지 입력(268)에 접속된 인덕터 전류 감지 저항(220)의 한 단자에 접속된다.

인덕터(204)의 또다른 단자는 전력 버스 입력(270) 및 전지(202)의 단자내로 접속된다. 필터 캐패시터(276)는 입력(270) 및 접지 사이에 접속된다. 필터 캐패시터(278)는 전압핀(256) 및 접지 사이에 접속된다. 필터 캐패시터(276) 및 (278)은 관련된 펄스 주파수에서 낮은 다이내믹 임피던스를 갖는다.

다이오드(206)의 음극은 전기 접합점(207)에 접속된다. 접합점(207)은 또한 필터 캐패시터(208)의 한 단자, 제너 다이오드(280)의 음극 및 전극 어셈블리(210)에 접속된다. 제너 다이오드(280)의 양극 및 캐패시터(208)의 또다른 단자는 접지에 접속된다. 접합점(207)은 전원 즉 전지(202) 전압의 조정 가능한 배율에 의해 접합점(207)에서 작동 전압 V_w를 승압하는 회로(200)의 종단점을 이룬다.

제너 다이오드(280)는 전극 어셈블리 (210) 및 (212)의 양단의 피크 전압을 제한하고 및 이에 따라 동물 신체 부하(213)에 인가되는 최대 전압을 제한시키는 수단을 제공한다.

도 6 및 도 7을 참조하여 조정 가능한 승압 회로(200)의 작동이 이해될 수 있다. 전력이 전지(202)에 의해 입력(270)으로 가해지고 입력 신호(266)가 올바른 논리 레벨의 것일 때, 제어기(216)는 작동을 시작한다. 입력(262)이 로우로 유지되고 비교기(247)의 비반전 입력이 기준 전압(244)으로부터 예를 들어 1.5 볼트일 때, 비교기 (246)의 출력은 하이가 된다. 스위치(250)의 게이트 상의 고전압에 의해 입력(260)은 스위치(250)의 드레인에 의해 접지로 구동된다. 이는 저항(214)이 전극 어셈블리(212)로부터 부하 전류 I_i를 수신할 수 있도록 한다.

전통적 PFM 컨버터로서, 스위치(218)는 전압 비교기(232)가 출력 전류가 조정 범위밖에 있음을 감지할 때까지는 턴온되지 않는다. 그러나, 종래의 PFM 컨버터와는 달리, MAX773은 PFM/PWM 구동 회로(240)에 의해 발생되는 최대 스위치 온 타임 및 최소 스위치 오프 타임과 함께, 피크 인덕터 전류 한계 감지 저항 (220), 기준 전압 (242) 및 비교기(230)의 조합을 사용한다. 여기에는 발진자가 없다. 전형적인 최대 스위치 온 타임 T1 은 16 마이크로 초이다. 전형적인 최소 스위치 온 타임 T2는 2.3 마이크로 초이다.

일단 오프되면, 최소 오프 타임은 시간 T2 동안 스위치(218)를 오프로 유지한다. 이 최소 시간 후에 스위치(218)는 (1) 출력 전류 I_i가 조정 범위 내라면 오프에 머물고 또는 (2) 출력 전류 I_i가 조정 범위 밖이라면 다시 턴온한다.

스위치(218)가 오프일 때 인덕터의 전류 I_i는 접합점(207)에서 다이오드(206)를 통해 캐패시터(208)내로 흐르고, 부하(213)에 의해 빠져나간 임의의 전하를 보충한다. 충전 전류 I_i를 스위칭하는 본 방법은 소망하는 일정 전류 I_i를 공급하기에 꼭 충분할 만큼만 접합점(207)에서 전지(202) 전압의 조정 가능한 승압율을 작동 전압 V_w로 제공한다. 인덕터(204)에 의해 전달된 피크 전압은 다이오드(206)의 전압 강하 및 작동 전압 V_w을 극복하는 데에 요구되는 바로 그 정도가 되고 이에 따라 전지(202)로부터의 에너지 손실을 최소화한다.

제어기(216) 회로는 회로(200)가 큰 부하에서도 높은 효율성을 유지하면서 연속 전도 모드(CCM)에서 작동하도록 허용해 준다. 전력 스위치(218)가 턴온 되었을 때 이는 (1) 최대 온 타임이 이것을 턴오프할 때까지(전형적으로는 16 마이크로초 후에) 또는 (2) 인덕터 전류 I_i가 인덕터 전류 제한 저항(220), 기준 전압(242) 및 비교기(230)에 의해 설정된 피크 전류 제한 I_p에 도달할 때까지 턴온 상태에 계속 머문다. 이 경우, 온 시간은 최대 온 시간 T1 보다 작다. 피크 인덕터 전류를 선정 최대치 I_p 로 제한하는 것은 인덕터(204)의 포화(saturation)를 피하고 더 작은 인덕터 값을 사용할 수 있어서 더 작은 소자의 사용을 허용해 준다.

평균 부하 전류 I_i가 다음 관계

V_refI_i×R_s

를 통해 기준 전압(244)의 값 V_ref및 감지 저항(214)의 저항 값 R_s에 의해 설정된 소망 값보다 작으면, PFM/PWM 구동 회로(240)는 자동적으로 온 타임 T1 및 오프 타임 T2 를 조정하고 교대로 부하 전류 I_i가 조정되기까지 스위치(218)를 턴온 및 턴오프한다.

조정 가능한 승압 증배 회로(200)의 작동은 셧다운 입력(266)을 도 1에 도시된 스위치(12)와 같은 스위치 수단에 의해 로직 하이 레벨로 접속시켜서 개시된다. 셧다운 입력(266)이 하이일 때 MAX773 회로는 셧다운 모드로 들어간다. 이 모드에서 내부 바이어스 회로는 턴오프되고(기준을 포함함), 스위치(250)는 고 임피던스 상태로 들어가고 작동 전압 V_w는 (전지로부터 전극 어셈블리(210)까지의 인덕터(204)를 통한 DC 경로 때문에) 전지(202) 전압 이하의 다이오드 강하만큼 떨어진다. 전지(202)로부터의 공급 전류는 V_w/I_i와 동등하게 된다. 그러나, 어떤 전류 경로도 스위치가 고 임피던스 상태일 때에는 이용할 수 없으며 부하 전류 I_i는 제로이다.

본 발명의 대안 실시예에서 전류 I_i는 부하 전류 감지 저항(214)의 값을 프로그램하여서 선정된 프로파일을 따라가도록 프로그램된다. 저항(214) 값은 부하 전류 I_i와 병렬로 또는 직렬로 추가의 저항을 스위칭함으로써 프로그램된다. 그런 스위치 제어 수단은 공지되어 있다.

도 8은 대안 승압 회로를 구비한 전기수송 장치(300)의 개략도이다. 장치(300)는 도 1 및 도 2에 도시된 (10) 및 (10')과는 달리, 일회용 양호하게는 사용후 폐기가능한 약제 유닛(304)에, 연속하여 1회에 1개씩 따로 따로 결합할 수 있도록 한 재사용 가능한 제어기(302)를 구비한다. 사용후 폐기가능한 약제 유닛(304)은 가변 부하 저항 R₁을 갖는 저항으로서 도 8에 개략 예시된 피부(306)와 같은 동물(예로 사람) 신체 표면에 부착된다. 약제 유닛(304)은 한 쌍의 전극을 갖는데(즉, 양극의 전극(308) 및 음극의 전극(310)), 최소한 하나는 전기수송에 의해 피부(306)를 통해 전달되는 치료용 약제를 함유한다. 약제 유닛(304) 및 제어기(302)는 한 쌍의 금속 스냅(snap) 커넥터(336, 338)에 의해 기계적으로 또는 전기적으로 결합된다. 따라서 전기수송 부하 전류 I_i는 도전성 스냅 커넥터(336, 338)를 경유해 약제 유닛과 환자의 몸에 공급된다.

제어기(302)는 두개의 회로 부분을 포함한다; 전원(즉, 전지)(318)에 의해 제공되는 공급 전압 V₊를 승압하기 위한 승압 회로(312) 및 낮은 부하의 전압 전류 싱크(sinking) 회로(314)이다. 부하 저항 R₁에서의 전압 V_w가 높을 때, 즉 V_w가 V₊마이너스 다이오드 전압 V_d(직렬 다이오드(315) 양단에서 강하됨)보다 클때 승압 회로(312)는 이후 더 자세히 설명되듯이 인덕터(320) 및 다이오드(315)를 거쳐서 전력을 부하(306)에 공급한다.

부하 저항 R₁이 아래식처럼 낮은 값으로 떨어지면, 부하 전류 I_i의 제어는 전류 싱크 회로(314)로 시프트되어, 제어기(302)가 도 4 및 도 6 에서 설명된 회로와 비교하여 향상된 효율을 갖는 더 낮은 피부 저항(R₁)에서 작동할 수 있도록 한다.

[(I_i× R₁) + V_ref] (V₊- V_d) .

전류 싱크 회로(314)와 함께 동작하는 승압 회로(312)의 동작은 예시적 PFM/PWM 제어기(322)를 사용하는 것과 결합하여 설명될 수 있다. 그런 제어기(322)의 대표적 예는 캘리포니아 서니베일에 소재한 맥심 집적 회로사에서 구득 가능한 MAX77 인데 또다른 PFM/PWM 스위칭 제어기가 또한 사용될 수도 있다.

전원(318)은 전형적으로는 플러스 및 마이너스 단자를 갖는 전지이다. 플러스 단자 V₊은 회로(322) 상의 전력 입력 핀(323) 및 인덕터(320)의 한 단자로 접속된다. 전지(318)의 마이너스 단자는 시스템 접지에 접속된다.

인덕터(320)의 또다른 단자는 다이오드(315)의 양극 및 n 채널 스위치 (326)의 드레인(324)의 접합점으로 접속된다.

스위치(326)의 소스는 피크 전류 감지 저항(328)의 한 단자로 접속된다. 저항(328)의 또다른 단자는 시스템 접지에 접속된다. 스위치(326)의 게이트는 회로(322)의 스위치 제어 입력(330)에 접속된다.

회로(322)의 감지 입력(322)은 또한 스위치(326)의 소스 및 피크 전류 감지 저항(328) 사이의 접합점에 접속된다.

다이오드(315)의 음극은 필터 캐패시터(334)의 한 단자에 접속된다. 캐패시터(334)의 또다른 단자는 시스템 접지에 접속된다. 캐패시터(334) 및 다이오드(315)의 음극의 접합점은 환자 피부(306)와 접촉하는 양극의 전극(308)으로 스냅 커넥터(336)을 통해 접속된다. 음극의 전극(310)은 또한 환자 피부(306)와 접촉하며 스냅 커넥터(338)로 접속된다.

스냅 커넥터(338)는 게이트 및 소스를 구비한 채널 트랜지스터(340)의 드레인에 접속된다. 트랜지스터(340)의 드레인 및 소스는 직렬로 접속되어 부하 전류 I_i를 받아들이는 전류 싱크 회로(340)의 일부를 형성한다. 트랜지스터(340)의 소스는 저항 값 R₂를 갖는 제1 부하 전류원 저항(342)의 한 단자에 접속된다. 저항(342)의 또다른 단자는 저항 값 R₃를 갖는 제2 부하 전류원 저항(344)에 결합된다. 저항(344)의 또다른 단자는 시스템 접지에 접속된다.

저항(342) 및 저항(344)의 접합점은 하이 임피던스의 반전 입력, 높은 전압이득 A_v를 갖는 두 개의 차동 연산 증폭기(op-amp)(346)에 결합된다. 연산 중폭기(346)의 출력은 트랜지스터(340)의 게이트에 접속된다. 연산 증폭기(346)의 비반전 입력은 회로(322)의 기준 전압 출력(348)(V_ref)에 접속된다.

트랜지스터(340)의 소스 및 저항(342)의 한 단자의 접합점은 환자를 통해 부하 전류원의 제어를 제공하기 위해 회로(322)의 피드백 입력(350)(FB)에 접속된다.

회로(302)의 작동은 두 방식으로 나누어 볼 수 있다. (ⅰ) 피부 저항이 높을 때, 및 (ⅱ) 피부 저항 R₁이 낮을 때. 방식(ⅰ)의 작동은 다음과 같다.

[(I_i×R₁) + V_ref] (V₊- V_d).

상기 식처럼 피부 저항 R₁이 높을 때 전류 I_i는 회로 (322)에 의해 제어된다. 입력(350)에 접속된 부하 전류 감지 저항(342)의 한 단자에서 전압의 피드백이 있다. 회로(322)는 입력(350)에서의 전압을 V_ref입력에서의 전압과 비교하고 전류 I_i로서 교대로 인덕터(320)를 충전하기 위해 출력(330)의 스위칭 레이트 및 펄스 폭을 조정하고, 입력(350)에서의 피드백 전압(전류 I_i와 (R₂+ R₃) 즉 피드백 저항(342) 및 (344)의 저항 값의 합과의 곱으로 주어짐)이 V_ref전압(348)과 동일할 때까지 다이오드(315)를 통해서 캐패시터(334)로 방전한다.

소망하는 부하 전류 I_i에서 출력(348)에서의 전압 V_ref및 연산 증폭기(346)의 반전 입력에 대한 저항 (342) 및 (344)의 접합점에서의 피드백 전압 사이의 차가연산 증폭기(346)의 출력이 충분히 트랜지스터(340)의 게이트를 구동하여 이것이 완전히 온되도록 하기 위해, 저항(342) 및 (344)의 값, 연산 증폭기의 이득 A_v및 출력(348)에서의 V_ref의 값이 선택된다.

저항 (342) 및 (344)에 걸리는 피드백 전압의 일부분은 연산 증폭기(346)의 반전 입력으로 피드백된다. R₂: (R₂+R₃) 의 저항 값의 비 및 연산 증폭기의 이득 A_v는 연산 증폭기(346)의 출력이 트랜지스터 스위치(340)를 낮은 임피던스 상태가 되도록 구동하여 이것이 저항(344)에 대해서 어떤 저항도 나타내지 않도록 선택된다.

따라서 I_i의 평균값이 너무 낮을 때 즉, I_i×(R₂+R₃) 의 값이 V_ref(348) 보다 낮을 때 피드백 입력(350)은 피크 전류 감지 소자(328)와 함께 스위치 출력(330)이 전류 I_i로서 인덕터(320)를 충전 및 방전시키는 데에 충분할 정도의 레이트 및 펄스 폭으로 토글하도록 하여서 피부(306)를 통한 평균 전류 I_i가 인덕터(320)를 포화시키지 않고서 조정되도록 하여 준다.

인덕터(320)가 저항(328) 양단의 피크 전압을 감지하고 트랜지스터(326)의 온 펄스(on pulse) 인덕터(320)가 포화되지 않도록 하기 위해서 회로(322)는 I_i를 피크 전류 아래로 제한되도록 작동한다.

한편 방식 (ⅱ) 에서의 작동은 다음과 같이 전류 싱크 회로(314)에 의해 제어된다. 환자 피부의 저항 R₁이

[(I_i× R₁)+ V_ref] (V₊- V_d)

와 같이 낮은 값으로 감에 따라 부하 전류 I₁는 피부 저항 R₁에 의해 제한되지 않고 증가하는 경향이 있다.

R₁이 제로로 접근함에 따라 I₁ 는 증가하고 저항 (342) 및 (344)의 직렬 저항 및 트랜지스터(340)의 저항에 의해 나눠진 전압 V₊에 의해서만 제한된다.

회로(322)가 부하 전류 I₁를 유지하기 위해 스위치(326)를 토글하지 않기 때문에, 피드백 회로(350)가 승압 회로가 부하 전류 I₁에 대한 제어를 상실하도록 하게 되기까지는 I_i의 증가는트랜지스터(340)의 소스에서의 전압을 양으로 구동한다.

도 8의 회로에서 저항(342, 344)은 비율 R₃: (R₂+R₃) 가 충분히 1 에 가까워지도록, 즉 저항 값 R₂가 저항 값 R₃ 보다 훨씬 작아지도록 (예로R₂=3 ohms; R₃=1.5 k-ohms) 선택된다. 방식 (ⅱ)에서 I₁이 증가하고 저항 R₃양단의 전압이 상승함에 따라 연산 증폭기(346)에 대한 입력에서의 전압차는 연산 증폭기(346)의 출력이 트랜지스터(340)의 게이트에서의 출력을 낮추기에 충분하도록 감소한다.

트랜지스터(340)는 그후 포화 상태로부터 벗어나고 R₂및 R₃ 직렬로 가변 임피던스를 나타내기를 시작한다. 트랜지스터 임피던스는 가변하고 연산 증폭기(346) 및 입력 V_ref및 음의 피드백 전압 (즉 부하 전류 × 저항값 R₃즉 I_i× R₃와 동등인 연산 증폭기(346)에 대한 피드백 전압)의 일부분에 의해서 제어된다. 트랜지스터(340)에 의해 제공되는 추가 임피던스의 변화는 I_i가 증가하기를 계속하는 것을 방지한다.

연산 증폭기(346)의 이득 A_v및 비율 R₃: (R₂+R₃) 들은 방식(ⅰ) 및 방식(ⅱ)의 전류 I_i들 사이의 차가 충분히 가까워지도록 선택된다. 1000 이상의 이득을 갖는 연산 증폭기 및 3 ohms의 저항 R_2,1.5 kohms의 저항 R₃는 5% 보다 훨씬 작게 차이가 난다. 이전에는 이 상황이 추가의 제어 로직(즉, 마이크로프로세서), 저항 및 스위치로서 극복되었다. 상기한 로직은 공급 전압 이하 상황을 검출하고 부하(306)와 직렬로 저항에서 스위칭하고 승압 회로(312)가 제어 전류를 재설정하도록 강제하였다. 마이크로프로세서 및 또다른 소자의 추가는 가격을 상승시키고 추가의 전류 드레인이 작동할 필요가 생기므로 효율성을 감소시켰다. 이는 또한 필요하지 않을 때에도 승압 회로(312)를 계속 작동시키는 것은 덜 효율적이 되게 하였다. 이는 공급 전압이 클 때 더 큰 문제를 일으킨다.

전류 싱크 회로(314)는 승압 회로(312)와 함께 피부 저항 R₁이 넓은 영역에걸쳐서 변화하는 상황에서 치료 전류 I_i를 적절한 일정치가 되도록 제어하기 위한 간단하고 저렴하며 전기적으로 효율적인 수단을 제공한다.

방식 (ⅱ)에서 트랜지스터(340)에 의해 나타나는 추가의 임피던스는 p-채널 트랜지스터 또는 pnp 또는 npn 바이폴라 트랜지스터 또는 그와 같은 또다른 능동 소자에 의해 제공될 수 있다. 전류 감지는 홀 효과(Hall effect) 센서 또는 스위치된 전류 샘플링 변환기와 같은 자기(magnetic) 감지 소자에 의해 제공될 수 있다. 적합한 피드백 증폭은 이산 트랜지스터 및 저항, 및 기술계에 잘 알려진 차동 증폭기에 조립된 캐패시터 회로에 의해 또한 제공될 수 있다.

본 발명이 함께 취해지고 발명자에게 알려진 바 본 발명을 수행하기 위한 최적 모드를 포함하는 실시예에 대해서 특정하게 설명되었지만, 많은 변화가 이뤄질 수 있고, 많은 대안 실시예가 본 발명의 범위를 벗어나지 않고 도출될 수 있다. 결과적으로, 본 발명의 범위는 다음의 청구 범위에 의해서만 결정된다.

Claims

전기수송 주입 장치에 사용하기 위한 제어 회로 - 상기 주입 장치는 상기 장치를 동물 신체 표면에 부착하여 상기 동물 신체 표면을 통해 치료용 약제를 제공하기 위한 제1 및 제2 전극을 포함함 - 에 있어서,

DC 전원 입력을 수신하기 위한 DC 공급 노드;

제1 및 제2 접촉부를 갖는 인덕터 - 상기 인덕터의 제1 접촉부는 상기 DC 공급 노드에 결합되어 있음 - ;

양극이 상기 인덕터의 제2 접촉부에 결합되고 음극이 상기 인덕터의 제1 접촉부에 결합된 다이오드;

상기 양극과 회로 접지 사이에 배치되며 제어 입력을 갖는 스위치;

상기 음극과 상기 회로 접지 사이에 결합된 필터 캐패시터;

상기 제2 전극과 상기 회로 접지 사이에 결합된 감지 저항기; 및

상기 스위치의 제어 입력에 결합된 제어 출력과, 상기 제2 전극과 상기 감지 저항기 사이의 노드에 결합된 센서 입력을 갖는 스위치 제어부

를 포함하며,

상기 스위치 제어부는 상기 스위치를 토글하여 상기 제1 전극에서의 동작 전압을 유도하고, 상기 유도된 동작 전압은 상기 동물 신체 표면과 상기 감지 저항기를 통하여 전기수송 전류를 구동시키며;

상기 스위치 제어부는 상기 센서 입력에서 발생하는 전압을 기준 전압과 비교하고, 상기 동작 전압을, 상기 센서 입력에서 발생하는 전압을 상기 기준 전압과 실질적으로 동등한 값으로 만들기에 충분한 값으로 승압하는 것을 특징으로 하는 전기수송 주입장치용 제어회로.
제1항에 있어서, 상기 스위치 제어부는, 상기 동작 전압을, 상기 피드백된 입력에서 발생하는 전압을 상기 기준 전압과 실질적으로 동등한 값으로 유지하기에 충분한 값으로 계속적으로 승압하는 것을 특징으로 하는 전기수송 주입장치용 제어회로.
제2항에 있어서, 상기 감지 저항기의 값은 상기 전기수송용 구동 전류가 미리 결정된 전류-시간 프로파일을 추종하도록 변동되는 것을 특징으로 하는 전기수송 주입장치용 제어회로.
제1항에 있어서, 상기 스위치와 상기 회로 접지 사이에 결합된 제2 감지 저항기를 더 구비하며, 상기 스위치 컨트롤러는 상기 인덕터, 상기 스위치 및 상기 제2 감지 저항기를 흐르는 피크 전류를 제한하는 것을 특징으로 하는 전기수송 주입장치용 제어회로.
동물 신체 표면을 흐르는 전기수송 전류를 구동하는 방법에 있어서,

상기 동물 신체 표면과 감지 저항기의 직렬 결합 양단에 동작 전압을 인가하여 상기 동물 신체 표면과 상기 감지 저항기를 통해 흐르는 전기수송 전류를 구동하는 단계;

상기 감지 저항기 양단에서 발생하는 전압을 기준 전압과 비교하는 단계; 및

상기 동작 전압을, 상기 감지 저항기 양단에서 발생하는 전압을 상기 기준 전압과 실질적으로 동등한 값으로 만들기에 충분한 레벨로 승압하는 단계

를 포함하는 것을 특징으로 하는 전기수송 전류 구동방법.
제5항에 있어서, 상기 동작 전압은, 상기 감지 저항기 양단에서 발생하는 전압을 상기 기준 전압과 실질적으로 동등한 값으로 유지하기에 충분한 레벨로 계속적으로 승압되며; 상기 동물 신체 표면을 흐르는 전기수송 전류는 상기 동물 신체 표면의 저항 변화에 무관하게 미리 결정된 레벨로 유지되는 것을 특징으로 하는 전기수송 전류 구동방법.
제6항에 있어서, 상기 전기수송용 구동 전류가 미리 결정된 전류-시간 프로파일을 추종하도록, 상기 감지 저항기의 값을 가변시키는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 전기수송 전류 구동방법.
제5항에 있어서, 상기 동작 전압을 조정하는 단계는, 에너지 축적용 인덕터, 정류 다이오드 및 필터 캐패시터를 구비하는 DC-DC 스텝-업(step-up) 컨버터 내의 스위치를 토글하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 전기수송 전류 구동방법.
제8항에 있어서, 상기 에너지 축적용 인덕터를 흐르는 피크 전류를 제한하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 전기수송 전류 구동방법.