KR100734212B1

KR100734212B1 - 전자 치료 장치, 피드백 제어 장치, 전극 및 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체

Info

Publication number: KR100734212B1
Application number: KR1020027008751A
Authority: KR
Inventors: 카터죤; 시프브래드포드
Original assignee: 바이오웨이브 코포레이션
Priority date: 2000-01-07
Filing date: 2001-01-08
Publication date: 2007-07-02
Also published as: US6853863B2; DE60112886D1; AU776786B2; US6760627B2; NO20023264L; EP1246665A1; WO2001051122A9; CA2396334A1; NO20023264D0; JP2003532453A; AU2772701A; DE60112886T2; KR20020074471A; US20010031999A1; JP2006212458A; US6584358B2; CA2396334C; US20030171793A1; US20050033381A1; WO2001051122A1

Abstract

1㎐ 및 약 최대 250㎐까지 서로 다르지만 각각 적어도 약 1㎑의 주파수의, 두 개의 오실레이팅 또는 펄스 전기적 교류를 발생하는 수단을 갖는, 환자의 치료 부위에 치료 전류를 공급하기 위한 전자 치료 방법 및 장치가 제공된다. 이 장치 및 방법은 환자의 표피 또는 점액질 막 위 또는 아래의 선택된 공급 부위에 전류를 공급하는 단지 하나의 공급 전극, 및 치료 부위에 국부적으로, 환자의 표피 또는 점액질 막 위 또는 아래에 배치되는 복귀 전극을 필요로 한다. 이 장치는 환자의 임피던스를 검출하고 이에 따라 장치의 출력을 조정하는 피드백 시스템을 포함한다.

주파수, 오실레이팅, 펄스, 환자, 치료 부위, 전류, 치료 전류, 전자 치료 방법, 표, 점액질 막, 공급 전극, 복귀 전극, 임피던스, 출력, 피드백 시스템

Description

전자 치료 장치, 피드백 제어 장치, 전극 및 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체{ELECTRO THERAPY APPARATUS, FEEDBACK CONTROL SYSTEM, ELECRODES AND COMPUTER READABLE MEDIUM RECORDING COMPUTER PROGRAM}

본 발명은 전자치료(electro-therapy) 방법 및 장치에 관한 것으로, 더 상세하게는 수술동안 또는 수술 후에 일시적인 또는 고질적인 질병으로 인해 발생하는 고통을 완화시키기 위한 방법 및 장치에 관한 것이다.

미국특허 제2,622,601호(1952년 12월 23일 허여됨)에서 Nemec은 가장 초기의 전자 치료 장치 및 방법중의 하나를 공개하였다. Nemec 시스템은, 개별적인 한 쌍의 전극과 각각 접속된 1000 및 10,000 사이클 사이의 주파수의 교류를 발생하기 위한 적어도 두 개의 수단을 구비한 장치를 공개하였다. 수단들 간의 차이 주파수는 100 사이클 미만이었다. 전극들은 두 개의 전류가 제시된 치료 장소에서 상호 교차하도록 환자에 놓여다. 기본적인 개념은, 보다 높은 주파수는 전송되지만, 치료 행위를 위한 낮은 주파수 필요성은 공통 전송점에서만 발생할 것이라는 것이었다.

특허 제4,023,574호(1977년 5월 17일 허여됨)에서 Nemec는, 신체의 부분 주변에 상호 이격되어 있는, 세 개의 개별적인 쌍의 전극들이 처리될 신체에 부착되 어 있다는 것을 공개하였다. 100㎐ 및 100,000㎐ 사이의 주 주파수를 갖는 주 교류 전류는 전극 쌍 중의 하나 사이를 통과하였다. 주 주파수와 동일한 주파수를 갖지만 주 주파수와는 50㎐ 및 100㎐ 간의 차이를 갖는 보조의 제2 교류 전류는 전극 쌍 중의 하나 사이를 통과하였다. 제3의 교류는 제3의 전극쌍 사이를 통과하였지만, 주 전류, 제2 전류 또는 이들 두 전류 주파수의 산술 수단의 주파수로부터 기껏해야 1㎐의 차이를 갖는 제3의 주파수를 갖는다.

Hunsjurgens'의 특허 제3,774,620호(1073년 11월 27일 허여)는 간섭 전류 치료용 전자-기계적 장치를 공개하였다. 이 장치는 전극을 통해 환자에 작용하는 적어도 두 개의 회로를 구비하되, 이들 회로들은 두 개 이상의 전류를 중첩시켜 타켓 영역 상에 자극 활성 간섭(stimulus active interference)을 발생시키므로써 그들 스스로가 어떠한 자극 효과를 가지지 않으며, 이들 전류는 저 주파수 값에 의해 상호 차이가 있다. 이 장치의 특별한 특징은, 회로들이 치료 영역에서 최적의 간섭을 발생하고, 치료 동안 동작할 수 있는 전류 강도-조절 부재를 포함한다는 것이다.

Rodler에 의한 특허 제3,958,577호(1976년 5월 25일)는 신체의 선택가능한 점에서, 인간의 몸에 적용되도록 적응되는 적어도 두 쌍의 전극을 구비하는 인간 몸 상의 전자치료용의 간섭 및 비트 전류를 발생하기 위한 장치를 공개하였다. 전극 쌍의 각각은 출력 증폭기와 연관되어 있다. 후자는 각 쌍의 전극에 대해 펄스 및 교류를 독립적으로 선택적으로 공급한다. 환자를 통해 흐르는 전류에 대해 진폭에 있어서의 전압 비율이 취해진다. 이 전압은 각각의 개별적인 설정 전압을 공통 셋팅과 연관시키고, 감산된다. 차이 전압이 각각의 회로에 대해 개별적으로 발생되어 대응하는 증폭기에 대한 증폭 제어에 사용되며, 이 전압이 분극되어 환자 전류의 증가로 인해 증폭이 감소하며, 결합 전압의 증가로 인해 증폭이 증가하게 된다.

1978년 1월 31일 허여된 Nawracaj 등에 의한 미국특허 제4,071,033호는, 그 입력이 분할되어, 서로 다른 수만큼 주파수를 분할하고, 자극을 개시하는 두 개의 주파수 분할기에 적용되는 마스터 오실레이터를 공개하고 있다. 이와 같은 유도된 두 개의 주파수는 파 형성기에 인가되어 반 사인파와 같은 소정의 파형을 제공하고, 또한 각각의 신호는 공통 수만큼 더 분할된다. 다음에 두 개의 신호들이 증폭되어, 두 개의 자극 전류가 상호 직교하도록 그 접촉부가 배열되어 있는 프로브를 통해 신체에 인가된다. 인간 근육 내의 두 개의 고주파수 신호 헤테로다인은 근육 수축, 충혈, 전자 무통법, 근육 이완의 발생에 유용한 단일의 저 주파수 자극을 발생한다.

1990년 10월 2일 허여된 Masaki에 의한 특허 제4,960,124호는, 저주파수 오실레이터의 출력 전류가 신체에 놓인 한 쌍의 전극을 통해 신체에 인가되며, 전극쌍과 부하가 접속할 때 저주파수 방형파 전압일 발생하는 제1 오실레이터 회로, 및 제1 오실레이터 회로의 출력 전압이 제로가 아닐 때 치료 전압을 발생하는 제2 오실레이터 회로를 구비하는 저주파수 전자치료용 장치를 공개하였다.

1993년 12월 14일 허여된 Matthews에 의한 특허 제5,269,304호는, 오실레이터 전류를 선택된 부위 또는 치료 부위로부터 떨어진 표피 또는 근육 표면에 공급 하기 위한 적어도 두 개의 전극을 갖는 전자치료 장치를 공개하였다. 치료 부위에 공통 반환 전극이 제공되고, 두 개의 공급 전극(feed electrodes)으로부터의 전류의 합이 된다. 공급 전극은 접촉 공급 전극 또는 캐패시터 공급 전극일 수 있다. 공급 전극은, 치료 부위가 진동 주파수에 의해 자극되도록 서로 다른 주파수에서 동작할 수 있다. 이는 마취 효과가 필요하면 약 80 또는 130 ㎐일 수 있다.

1994년 6월 28일 허여된 Reiss에 의한 특허 제5,324,317호는, 선택된 지점에서 상호 교차하여 저주파수 치료 전류를 발생하도록 약간 서로 다른 주파수의 두 중간 주파수 교류를 살아있는 신체에 인가하기 위한 간섭 자극기를 공개하였다. 고정 주파수가 발생되어, 제1 전극쌍을 통해 피부에 인가된다. 제1 주파수와는 약 1 및 150 ㎐ 다른 제2 주파수가 제2 전극쌍을 통해 인가된다. 이 전극들은 국부 자극을 인가하도록 배열된다. 네 개 전극의 교차점에서, 특정점 자극을 위한 헤테로다인 프로세스는 저주파수 진동 또는 펄스를 발생한다. 자극기는 임의의 서로 다른 모드로 동작될 수 있다. 먼저, 일정한 자극이 전극 들 간에 고정된 주파수 차이로 인가될 수 있다. 둘째, 주파수 차이는 갑자기 감소되어 약 1초에 걸쳐 본래의 주파수 차이로 복귀될 수 있다. 셋째, 주파수 차이는 약 50% 급격히 줄어될 수 있고 전형적으로 8초기간에 걸쳐 복귀될 수 있다. 넷째, 주파수 차이에서는 점차적인 약 59% 강하가 점진적으로 달성되어 전형적으로 약 10초기간에 걸쳐 복귀될 수 있다. 이 장치는 고통을 감소시키는데 유효한 것으로 밝혀졌고, 부종 및 염증을 감소시키고 혈액 흐름을 증가시키고 근육 경련을 감소시키는데 있어서 장점을 제공한다.

상기 장치 또는 방법의 각각은 개시된 본 발명이 해결하고자 하는 하나 이상의 바람직하지 않은 효과 또는 단점을 가지고 있다.

본 발명의 목적은 치료 전류를 환자의 치료부위에 제공하기 위한 전자치료 장치 및 방법을 제공하기 위한 것이며, 이 장치는 적어도 1Hz에서 많게는 250Hz까지 주파수가 차이 나며, 각기 최소 1kHz이상의 주파수를 갖는 두 개의 오실레이팅 또는 펄스 교류를 제공하기 위한 수단을 구비한다. 이 장치 및 방법은 고통 진원지에 대향하는 환자의 표피 또는 근육 표면 위 또는 밑의 선택된 부위에 전류를 공급하기 위한 단지 하나의 공급 전극(feed electrode), 및 고통 진원지의 바로 위 또는 옆에, 환자의 표피 또는 근육 표면 위 또는 바로 밑에 위치된 단지 하나의 복귀 전극(return electrode)을 필요로 한다.

전자치료 방법은, 적어도 1Hz에서 많게는 250Hz까지 주파수가 차이 나며, 각기 최소 1kHz이상의 주파수를 갖는 두 개의 오실레이팅 또는 펄스 교류를 발생하는 발생기를 제공한다. 이 방법은 또한 하나의 공급 전극, 및 패드가 놓이는 각각의 피부 표면 각각에 라인 벡터(line vector)가 수직인 전극 패드들 간에 환부(또는 페인 사이트, pain site)가 놓인 환자의 몸 위에서 각각의 선택된 공급 사이트가 각각 대향하여 놓인 채, 공급 전극을 거쳐 두 개 이상의 오실레이팅 또는 복잡한 형태학적 전류를 환자에 공급하는 발생기에 결합된 환자의 표피 또는 근육 표면 위 또는 밑에 놓인 복귀 전극을 제공하는데, 이때 전류는 적어도 1㎑의 주파수 크기를 가지며 그리고 적게는 상호 약 1㎐ 크게는 250㎐만큼 차이 나는 서로 다른 주파수를 갖는다. 신경 섬유 막의 비선형 행위로 인해 환부 및 대향하는 패드 간의 축을 따라 환부 주변 및 아래의 조직의 체적으로 두 개의 독립하는 고주파수 신호의 합성을 유발하여, 치료 효과를 제공한다. 이 합성 효과는 합성된 합의 분산, 및 신호들의 진동 주파수에 상당하는 치료 저주파수인 차이 주파수를 만든다.

환자 전자 치료용 피드백 제어 시스템은, 하나의 공급 전극과 복귀 전극을 공급하는 한 쌍의 치료 전류를 출력하기 위한 발생기를 포함한다. 측정 하부시스템은 환자의 임피던스 및 이 발생기의 출력 레벨을 제어하는 제어 메커니즘을 결정한다.

전자 치료 장치를 갖는 컴퓨터 프로그램은, 매체에 내장되어, 전자 치료 장치를 제어하기 위한 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드를 갖는 컴퓨터 사용가능 매체를 포함한다. 컴퓨터 프로그램 제품은, 컴퓨터로 하여금 한 쌍의 신호의 발생을 제어하도록 하기 위한 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드 수단, 컴퓨터로 하여금 신호들 간에 미리 설정된 주파수 차를 유지하도록 하기 위한 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드 수단, 컴퓨터로 하여금 신호들의 진폭을 제어하도록 하기 위한 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드 수단, 컴퓨터로 하여금 장치의 출력의 변경된 임피던스를 검출하도록 하기 위한 컴퓨터 판도가능 프로그램 코드 수단, 및 컴퓨터로 하여금 연결된 환자의 변경하는 임피던스를 갖는 미리 설정된 출력을 유지하도록 하기 위한 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드 수단을 구비한다.

치료 전류를 환자의 치료 부위에 제공하기 위한 전자 치료 전극들은, 적어도 1Hz에서 많게는 250Hz까지 주파수가 차이 나며, 각기 최소 1kHz이상의 주파수를 갖는 두 개의 오실레이터 또는 펄스 교류를 공급하는 발생기에 공급된다. 전극들은 환자의 표피 또는 점액질 막 표면 위 또는 아래의 선택된 공급 부위에 전류를 공급하기 위한 단지 하나의 공급 전극, 및 치료 부위에 국부적으로 환자의 표피 또는 근육 표면 위 또는 아래에 배치된 복귀 전극을 구비한다.

도 1의 파트 A 및 B는 고통 감소의 하이퍼분극 메커니즘을 도시하는 도면,

도 2는 고통 감소의 게이트 제어 메커니즘을 도시하는 도면,

도 3은 어깨 고통의 대향 패드 배치도,

도 4는 어깨 고통을 위한 환부 패드 배치도,

도 5는 전자치료 장치의 주파수 생성부를 도시하는 도면,

도 6은 전자치료 장치의 출력부를 도시하는 도면,

도 7은 전자치료 장치의 서브시스템부를 도시하는 도면,

도 8은 하나 이상의 전극에 전자치료 장치의 출력을 결합하는 도면,

도 9는 전자치료 장치의 전력 시스템을 도시하는 도면,

도 10은 전자치료 장치의 출력을 제어하기 위한 피드백 시스템의 블록도,

도 11은 전자치료 장치의 출력을 제어하기 위한 피드백 시스템의 소프트웨어 순서도,

도 12는 장치로부터의 전류 흐름을 나타내는 파형도,

도 13은 유효 신호의 형태 파형도,

도 14는 인간 내에서 발생된 차이 신호의 최고 전류의 크기의 파형도, 및

도 15는 도 14와 동일한 셋업으로 유도된 합계 신호의 파형도.

전자치료 장치 기능의 설명

위에서 설명된 다른 이용가능한 방법과는 달리, 개시된 실시예는 도 3에 도시된 바와 같이, 환부에 대향하는 피부("대향하는 패드") 위에 놓인 하나의 전용 일회용 패드를 통해 방해하지 않고(non-invasively) 두 개의 고주파수 전자파형("공급 신호(feed signals)")를 인간의 몸 속에 도입한다. 공급 신호는 인간의 몸을 통과하여 도 4에 도시된 바와 같이 치료 부위에 있는 제2 전용 일회용 패드("환부 패드(pain site pad)")에 도달한다.

공급 신호는 전극들 간에 몸의 지형에 의해 정의된 조직의 체적 내에서 전기 공급의 형태로, 저 주파수 성분, 진동 주파수를 발생하는 인간의 몸 내에서 재료에 의해 지수적으로 곱해진다. 영향을 받은 조직의 체적 크기는 변할 수 있고, 공급 신호의 증폭은 물론, 전극 배치, 지형 및 재료에 의존한다.

두 개의 전극 패드는, 환부가 전극 패드들 간에 라인 벡터 위에 놓인 환자의 몸 위에 서로 대향하여 배치된다. 이전의 전자치료 기술 어플리케이션은 인접하며 환부와 동일한 평면이지만 대향하는 배치가 아닌 장소에 (전형적으로 두 개 이상의) 전극 패드의 배치를 필요로 한다. 상호 결합되어 사용된 패드 크기의 면적의 비율은 전계 구배의 형성, 및 타켓 체적을 통해 전류 밀도를 결정하는데 있어서 중요하다. 대향하는 패드의 면적 대 환부 패드의 비율은 적어도 2:1이어야 하는데, 이 패드 크기 비율은 몸 위의 패드의 적용 및 위치에 의존한다.

공간적으로 대향하는 전극을 통해 도입되는 생리학적 고주파수 공급 신호(1㎑ - 100㎑)의 인가는, 조직의 체적 내에서 그리고 치료 부위 밑에서 전극들 간의 경로를 따라, 분극화된 구조, 예를 들어 신경 막에 의해 수행되는 비선형 수술의 결과로서 주파수 스펙트럼을 발생시킨다. 이와 같은 비선형 수술은 두 개의 본래 공급 신호로부터 합 및 차이 모두를 만든다. 생성된 주파수 중에서, 공급 신호들간의 차이는 진동 주파수라고 하며, 고통 억제, 고통 관리 및 운동 범위에 대해 치료 효과를 갖는 것으로 결정된 범위 (1㎐ - 250㎐)이내 이다.

행위 메커니즘

본 발명은 해를 주지 않고(non-invasively) 인체의 고통을 전자적으로 차단하는 신규한 방법을 개시 및 개발하였다. 신경 셀 막 양단의 칼륨 및 나트륨 이온의 교환을 위한 트리거 임계치를 초과하기에 충분하게 큰 수신기로부터의 고통 신호(pain signals)는 이와 같은 막의 이온 투과성의 변화를 거치게 된다. 이와 같은 이온 교환은 도 1의 부분에 도시된 바와 같이, 임의의 C형 섬유를 양단 그리고 그것을 따른 고통 정보의 전송에 영향을 미치는 신경 섬유의 셀 벽 양단 그리고 그것을 따라 라 극성 변화를 초래한다. 본 발명은, 고통을 감소시키기 위해 진동 주파수에 의해 유발된 몇 가지 행위 메커니즘, 즉 (1) 주파수 도전 블록(또한 하이퍼분극(hyperpolarization)이라고도 함), (2) 게이트 제어, (3) 증가된 혈류(blood flow), 및 (4) 엔돌핀 또는 다른 마취제와 같은 아날로그가 존재한다.

주파수 도전 블록. 도 1의 부분 B에서, 저주파수 전계가 정위치에 있을 때, 전계 내에 포함되는 C 섬유의 막이 하이퍼분극된다. 결국, 나트륨/칼륨 이온 교환이 억제되고, 셀 벽(cell wall)의 극성이 변화하는 것(음 전위에서 양 전위로)이 방지되어 행위 전위의 전송을 억제한다. 결국, 임의의 해로운 부자용이 없는 것을 제외하고는 국부적인 화학적 마취에 대한 행위와 유사하게 C 섬유를 따른 고통 임펄스가 차단된다.

치료 하이퍼분극 메커니즘의 다른 설명은, 결과로 나타나는 진동 주파수, 그 신호 형태 및 복귀 전극 주변 및 그 밑의 조직의 체적 내의 전류 밀도가 신경 셀 막의 나트륨/칼륨 이온 농도 또는 이온 교환 운동의 변경을 초래한다. 결국, 신경 셀 벽의 전하 극성이 변하는 것이 방지되고, 따라서 고통 임펄스를 전송할 수 없게 된다.

경험에 따르면, 차이 신호는 감지 섬유에 영향을 미치지 않지만, 차이 신호에의 연장된 노출 기간 후에 그리고/또는 고진폭으로 차 신호에의 노출 후에, 몇 가지 감지 마취가 달성될 수 잇다. 일반적으로, 결과로 나타나는 차 신호가 감축, 진동, 압력 또는 위치(자기자극 감수)에 영향을 미치지 않는다. 결국, 비록 고통 신호가 차단되더라도, 환자는 여전히 감시 느낌 및 약간의 막을 가질 수 있다.

게이트 제어. 게이트 제어는 도 2에 도시된 바와 같이, 제어 게이트는 스피널 코드(spinel code)의 척추 뿔에서 네 가지 종류의 신경세포의 상호작용에 초점이 맞춰진다: (1) 이멜화되지 않은(unmyelinated) C섬유, (2) 이멜화된 A□/□, (3) 그 행위가 고통 정보를 송신하는 결과가 되는 프로젝션 신경세포, 및 (4) 프로젝션 신경을 억제하여 고통 정보의 송신을 감소시키는 억제 중간 신경세포(interneuron).

프로젝션 신경세포는 Aα/Aβ 및 C 섬유 모두에 의해 직접 활성화된다. 그러나, Aα/Aβ 섬유만이 억제 중간 신경세포를 활성화시킨다. 따라서, Aα/Aβ 섬유가 전계로부터의 진동 주파수에 의해 자극되면, 억제 중간 신경세포가 활성화되고, 프로젝션 신경세포가 고통 정보를 뇌에 전송하는 것을 막는다. C 섬유는 고통 감지의 전송이 억제되도록 개 전기 회로와 유사한 상태로 남는다.

증가된 혈류. 부수적인 행위 메커니즘은, 환부 패드에 결과로 나타나는 저주파수 전류를 전달하는 것은, 그 영향 하에 있는 임의의 대전된 종류를 가속시킬 수 있는 전계를 형성하게 된다는 것이다. 이는 국부적인 혈류의 증가를 초래할 수 있다. 의학 연구에 따르면, 임의의 부상 또는 상처의 치유를 위해서는 적절한 혈류가 필요하다는 것이다. 장치의 치료 어플리케이션으로, 치유를 가속시키는 전계가 존재하는 조직의 체적에서 혈류의 부수적인 증가인 것처럼 보인다. 임상 실험에 따르면, 치료 다음에 24시간 동안 행동 범위의 부수적인 증가가 존재하는 것으로 밝혀졌다.

엔돌핀 또는 다른 마취제 같은 아날로그의 해제. 임상 실험에 따르면, 잔류 고통 해제 및 행위 범위의 증가는 20 분 치료 다음에 24시간까지 동안 지속할 수 있는 것으로 밝혀졌다. 잔류 효과는 막 자체 또는 엔돌핀, 진통제 또는 다른 마취제 같은 아날로그의 국부적인 해제를 포함하는 내화성 메커니즘을 포함한다.

주 잔류 및 보조 잔류 효과

전자치료 장치의 바람직한 실시예에서, 일련의 사인파 공급 신호가 발생되고, 개별적으로 인가되거나 또는 전자적으로 합산되어 하나의 공급 전극을 통해 환자에 전해진다. 이들 공급 신호 또는 신호는 합계, 차 및 본래의 입력 주파수를 표현하는 일련의 신호로서 복귀 전극에 나타난다. 신경 막의 내부와 외부 간의 전위 차는 약 -75 밀리볼트이다. 이온 이동도의 차이 및 전위 차로 인해, 활성화 및 반-셀(half-cell) 전위, 신경 셀 막은 약하게 정류하는 접합으로서 모델링될 수 있다. 약하게(weekly)는 이상적인 다이오드로부터 그 행위에 있어서 큰 일탈로 인해 신경 셀 막의 성능을 설명하는데 사용된다. 신경 셀 막의 행위에서의 일탈은 막의 수성 이온 환경으로 인해 발생하는 쇼트 캐패시턴스 및 누설 도전성으로 인해 발생한다. 막은 전기 신호에 대한 지수 응답할 수 있다. 결국, 막은 공급 신호의 합성을 초래하는 장치로서 행동할 수 있고, 공급 신호의 진동 주파수에 상당하는 치료저주파수인 합성된 합 및 차 주파수의 분산을 만든다.

전자치료 장치의 오실레이터에 의해 발생된 공급 신호들은 신체 내에서 이와 같은 신호의 합계 및 차의 복잡한 조합을 형성한다. 합계 신호는, 고통 신호 전송을 제어하는 신경 섬유의 신경 막의 포획 범위 또는 생리적 효과 범위(생리적 효과 범위 << 1㎑)로 멀리 떨어진 주파수에 존재한다. 그러나, 초개 공급 신호 주파수가 적절히 설명될 때의 차이 신호(진동 주파수 신호)는 치료 범위(1㎐ 내지 250㎐) 이내이고, 저 주파수 진동의 속도로 신경 막과 상호 작용한다.

수입성 A 섬유의 탈분극은 척추의 등 뿔에서 프로젝션 신경세포의 행동을 억 제하는 억제 신경세포를 스위치 온하는 것으로 간주된다. 이는 뇌로부터 고통 수신기(C 섬유)를 효과적으로 분리한다. 이는 게이트 제어 메커니즘으로 알려져 있으며, 신경전자치료학계에 잘 공지되어 있다. 부수적으로, 전자치료 장치에 의해 제공된 구동된 분극/탈분극은 신경의 능력을 포화시켜 척추에 정보를 전송하게 할 수 있다. 이와 같은 정확한 효과는 절대적으로 알려져 있지 않다. 고통에 대한 신호의 효과는 외부 자극에 대한 열 또는 메커니즘 응답의 손실없이 넘니스(numbness) 또는 덜링(dulling)의 수신이다. 이 방법은 전계의 인가시보다 길에 지속하는 것처럼 보이는 효과를 갖는다. 심상 실험에 따르면, 주 잔류 효과는 신경 막 셀이 극성을 다시 변화를 시작하고 일부 고통 신호의 전송을 허용하기 전에 60분까지동안 지속할 수 있는 것으로 밝혀졌다. 보조 잔류 효과는 막 자체 또는 엔돌핀, 진통제 또는 다른 마취제 같은 아날로그의 국부적인 해제를 포함하는 내화성 메커니즘을 포함하고, 임상 실험은 이 효과가 24 시간 동안 지속할 수 있는 것으로 밝혀졌다.

멀티플렉싱

("플라이필링(flywheeling)"이라고 할 수 있는) 위에서 설명한 주 잔류 효과 및 보조 잔류 효과 모두는 전자치료 장치에 몇 가지 부수적인 능력을 제공한다. 이들 능력은 큰 면적 고통 제어를 포함한다. 만일 10 -50 ㎐의 속도로 몇 개의 공급 및/또는 복귀 전극 사이를 적절히 멀티플렉스하거나 또는 스위치하면, 특정 면적이 전계의 영향 하에 있지 않을 때 플라이필 효과는 갭에 채울 것이다. 이와 같은 적절한 멀티플렉싱은, 출력 변환기 또는 인덕터에 기초한 필터 회로(만일 이들 이 사용되면)에서의 급격한 전류 붕괴로 인해 신호에 스파이크를 유도하지 않도록 하기 위해 사인파의 제로 교차에 대응하는 타이밍을 포함한다. 이는 훨씬 복잡한 장치에 대한 필요성없이 그리고 전계의 영향 하에 있지 않는 면적이 다시 감지를 느낄 수 있게 하는 전극을 물리적으로 이동시키지 않고 장치가 큰 유효 면적을 합성할 수 있게 한다.

독특한 방법

개시된 전자치료 장치는, 훨씬 큰 정밀도와 제어를 갖는 다-전극(두개 이상의 쌍) 장치를 모방할 수 있으며, 부수적으로 고통 신호의 전송을 중단시킬 수 있으며, 또한 단지 하나의 공급 전극 및 하나의 복귀 전극을 사용하여 신체 내에 AC 신호를 위치시킬 수 있다는 점에서 독특하다.

간단히 말하면, 전자치료 시스템은 치료 부위에 근접하여 특정 고통 섬유를 턴 오프하거나 또는 척추 또는 뇌의 등뿔에의 고통 전송을 제어하는 억제 신경세포의 시뮬레이션을 통해 고통 신호 전송을 억제한다. 기술분야에 공지된 바와 같이, 모든 고통 신호는 척추의 척추뿔을 통해 뇌로 전달된다.

사용중인 현재의 TENS형 장치는 신경 섬유에 영향을 주는 다수의 수술 또는 다수의 신호 인가에 의존한다. TENS형 장치에서, 유니폴라 또는 바이폴라 펄스가 타켓 영역에 인가된다. 이들 펄스들은 짧은 기간을 가지고 있으며, 다른 조직에 필수적인 근육의 바람직하지 않은 자극을 유발할 수 있다. 다수의 신호 인가는, 결과로 나타나는 전계 및 전류가 복귀 전극에서 합산되어 소정의 효과를 유발하도록 하기 위해 두 개 이상의 공급(신호) 전극들이 신체의 서로 다른 지점에 놓일 것 을 필요로 한다. TENS형 장치는 각각의 신호 채널에 대해 다수의 전극 및 전력 증폭기의 필요성이 존재한다. 신호의 수가 증가함에 따라, 전극 배치 및 회로 설계에 대한 요구도 증가한다.

개시된 전자치료 장치는, 소정의 주파수의 사인파 신호가 전력 증폭기 단에서 전자적으로 합산되기 때문에 "인스턴트 시스템(instant system)"이다. 필요에 따라, 신호들이 개별적으로 증폭되고, 결과로 나타나는 고레벨 신호들이 부하 레벨링 저항을 거쳐 패드(들)에서 합산된다. "인스턴트 시스템" 설계에 몇 가지 장점이 있다. 신호의 수에 무관하게 단지 하나의 공급 전극만이 합산될 필요가 있다. 만일 상대 진폭 및 신호 엔벨로프 형태가 소정의 목표 영역에 대해 알려져 있다면, 복귀 전극에서의 최종 전계의 보다 정확한 제어가 제공되어 있다고 가정한다. 그 이유는, 경로 길이 및 이와 같은 경로를 따른 조직의 내삽된 전기적 성질이 공급 신호에 거의 동일하게 나타난다. 경로가 크게 변할 수 있는 다수의 공급 전극을 통해 공급 신호가 공급되는 시스템에서, 결과로 나타나는 신호의 충실도 및 생전기 특성이 변한다. 예를 들어, 각각의 공급 신호를 위한 전류는 이와 같은 경로를 따라 경로 길이 및 화학적/해부학적 환경의 변화로 인해 크게 다를 수 있다. 다수의 신호 전극의 필요성에 의해 개별적인 공급 신호들의 열화가 또한 유발될 수 있다. 어떠한 전극/신체 인터페이스도 완벽하지 않다. 각각의 전극 부착은, 부착이 발생하는 장소 대 장소마다 변하는 임피던스를 유발한다. 이는 피부 습도/이온 함유, 피부 기계적 상태 및 표면 형태, 부위 준비 및 전극 제조 가변성과 같은 인수로 인한다. 단일 신호 공급의 사용은 이들 변수의 결과가 모든 바람직한 신호에 균등 하게 영향을 미치게 한다. 이는 다수의 변수가 다수의 신호에 독립적으로 영향을 미칠 때 발생하는 서로 다른 효과로 인해 발생하는 문제를 효과적으로 무력화시킨다.

피드백

하나의 공급 신호의 사용은 또한, 개시된 장치에 사용되는 피드백 메커니즘의 연산 부하 및 회로 복잡성을 감소시킨다. 피드백 및 퍼지 로직 연산은, 훨씬 큰 환자 안락 및 편안함을 제공하고 소정의 효과에 필요한 최소 신호 증폭의 사용의 결과가 되는 한계 내에서 장치의 출력 및 결과로 나타나는 전계가 유지되게 한다. 이는 어떠한 생리학적(즉, 신체 임피던스) 피드백 프로세스도 갖지 않는 장치와는 다르다. 이들 시스템에서, 임피던스에서의 임의의 순간적인 가변성은 환자에 극히 불쾌할 수 있는 인가된 신호 증폭에 신속하게 발생할 수 있다. 이와 같은 부작용은 환자가 신호 변경을 제거하기 위해 출력을 변경하고, 임피던스가 다시 변할 때 정확한 증폭이 고통 제어의 바람직한 레벨을 유발하지 않게 한다.

전자치료 장치가 일단의 사인파 또는 임의의 주파수의 사인파의 혼합물을 발생하기 때문에, 그 개념은 임의의 세기 및 조화 내용의 임의의 파형을 발생하도록 확장될 수 있다. 임의의 파형 발생(직접 디지털 합성의 논의를 참조한다)은 기본적인 사인파 세트의 서브셋이 대수적으로 합산되어 임의의 파형을 발생하는 퓨리에 시리즈의 결과이다. 이 기술은 페이스 메이커 또는 부정맥 어플리케이션에 사용가능한 펄스를 테일러하는데 사용될 수 있다.

연구에 따르면, 환자 자체 및 혈류에서의 변화는 장치에 의해 나타난 임피던 스를 변경시킬 수 있는 것으로 밝혀졌다. 이들 임피던스 변화는 인가된 신호의 전압이 증가하게 할 수 있다. 이와 같은 효과는 장치의 비이상적인 출력 조정으로 인한다. 일부 환자는 인가 전압에서의 순간적인 증가를 불쾌한 기분으로 인식한다. 장치의 적절한 사용과 환자를 순응시키기 위해, 몇가지 형태의 피드백을 사용하여 인가된 신호 레벨이 소정의 부하에 적합하도록 한다. 피드백 회로는 두 개의 기능 부분: 1) 환자-인가 전류 및 전압을 모니터하는 회로(하드웨어), 및 2) 만일 측정된 값이 출력 레벨 변화를 필요로 한 지를 결정하는 소프트웨어(소프트웨어)로 구성된다. 전류 및 전압으로부터 유도된 파라메타는 환자-인가 전극 양단의 임피던스이다. 이 파라메타는 연구에 따르면 특정 주파수(이 장치를 위한 주파수 간격)에서 그리고 임상적으로 사용된 인가 전위의 범위에 걸쳐 반드시 가변하는 것으로 밝혀졌다. 더욱이, 임피던스 변경 이전에 또는 혈류의 평형이후에 유지되는 위치로 환자가 복귀할 때 환자 위치의 변경으로 인한 임피던스 변경이 반드시 사라진다.

부수적인 특징

전자치료 장치의 바람직한 실시예에서, 공급 신호들은 전력 증폭기 이전에 낮은 레벨로 합산된다. 대체 방법은 전력 증폭기(들)의 출력(들)으로부터 개별적으로 각각의 공급 신호를 송신하고 이들이 패드 자체에서 혼합되게 하는 것이다.

전자치료 장치는 공급 신호의 진폭이 환자에 의해 조정가능하고 제어될 수 있게 하여, 치료 레벨 및 안락이 각각의 개별적인 환자에 커스텀화될 수 있게 한다.

전자치료 장치는 또한 전체 치료 과정 동안 공급 신호의 진폭 설정을 저장하는 선택적 자동화 모드 설정을 갖는다. 이 장치는 소정의 치료 위치에 대해 메모리에 이 정보를 저장하고, 환자에 대해 자동 공급 신호 프로필을 생성한다. 이때 환자는, 공급 신호의 진폭을 수동적으로 증가시킬 필요 없도록, 장래의 치료 동안 자동화 모드로 전자치료 장치를 실행하는 선택을 갖는다. 자동 프로필은 수동적으로 발생되었던 각각의 새로운 세트의 데이터 점으로 갱신될 것이다.

패드는 도구를 생리학적으로 고주파수 신호의 전파를 허용하는 임의의 도전 재료의 신체에 연결한다. 리드 선과 전극 간의 접속은 편리한 접속 및 안락한 사용을 허용하는 독특한 저 프로필 설계이다.

회로 설명 - 방법 1

전자치료 장치는 생리학적으로 활성인 주파수 범위 내에서, AC 전계가 요구되는(피스메이커, 고통 제어의 일부, 국부적인 치유, 뼈 성장, 연골 재생) 또는 정보 전송, 즉 감지 프로스테틱(prosthetics)이 유용할(시각, 소리, 감촉)이 필요한 임의의 환경에 유용할 수 있다. 도 5 내지 도 9는 위에서 설명한 바와 같이 전자치료 장치의 구조를 도시한다. 도 5는 장치에 사용되는 주파수의 제어 및 발생을 도시한다. 고통합 마이크로 제어기(12)는 장치의 전체 동작을 관할한다. 마이크로컨트롤러(12)는 연산자 명령어를 해석하고, 시스템 상태를 LDC 디스플레이 패널(14)에 도시하는 역할을 한다. 부수적으로, 처리기는 신호 원의 주파수, 그 레벨을 제어하고 시스템 부하의 변경을 보상한다. 이와 같은 최종 기능은, 환자 전기적 부하의 변경이 신호 레벨 및 장치 효과의 수신된 감도에 영향을 미칠 수 있 다. 마이크로컨트롤러는 특정 환자를 위해 중간 전기적 부하를 이전에 "학습된" 특성 룰(rules)에 하므로써, 신호 레벨을 제어하기 위해 피드백을 사용한다. 마이크로컨트롤러는 클럭 발생기(16)로부터 클럭 신호를 수신한다. 또한, 마이크로컨트롤러(12)는 연산자 키패드(18)로부터 연산자 명령어를 수신한다. 상기 설명된 바와 같이 그리고 도 6에 도시된 바와 같이, 마이크로컨트롤러는 신호 발생 시스템의 다양한 부분에 명령어를 제공한다. 신호 발생 시스템은 두 개의 신호, 신호 1(44) 및 신호 2(46)를 발생한다.

궁극적으로 환자에 인가되는 신호의 합성을 위한 기준 주파수는 마이크로컨트롤러 클럭(16)으로부터 나온다. 이 클럭 소스는 50의 에러 및 느린 에이징(slow aging) 특성을 갖는 수정 오실레이터이다. 예시적인 클럭 주파수는 6 m㎐이다. 두 개의 신호 시스템(이들 방법들은 다수의 신호로 용이하게 확장된다)에서, 하나의 주파수는 시스템 클럭(16)의 구동기 체인(20)의 출력에 고정된다. 클럭(16)은 구동기 체인(20)의 입력에 결합된다. 유도된 주파수는 1㎐ 내지 250㎐의 장치의 예시적인 동작 주파수 범위 내에서 설정될 수 있다. 구동기(20)의 출력은 정밀 리미터(24)의 출력에 결합되어 제한된 값의 정형파를 발생한다. 정밀 리미터(24)의 출력은 신호 1(44)로 지정되고, 이하의 도 6 및 7에서 설명되는 출력 회로에 결합된다.

클럭(16) 및 마이크로컨트롤러(12)의 출력들은 또한 2㎐와 200㎑(42) 사이의 임의의 주파수를 발생하는 회로의 소자에 결합된다. 클럭 신호는 "위상 록 루프 블록"(26)의 제1 입력에 결합된 "나누기 n PLL 기준" 블록(22)에 결합된다. 위상 록 루프(26)는 두 개의 루프에 의해 제어된다. 제1 루프는, 위상 록 루프(26)에 그 출력이 결합된 스위치 캐패시터 제5차 DC 교정 저역 필터(28)에 결합된 출력을 갖는다. 제2 루프는, 각각 위상 록 루프의 피드백 입력에 결합된 전 구동기(34), 프로그래머블 2로 나누기 65535 나눗셈기(32) 및 후 구동기(30)의 조하에 결합되는 위상 록 루프(26)의 오실레이터 출력을 구비한다. 후 구동기(32)의 출력은 위상 록 루프의 피드백 입력에 결합된다. 이와 같은 서브시스템(42)은 1㎐ 해상도를 갖는 2㎐와 200㎑ 사이의 주파수를 발생한다. 위상 록 루프(26)의 오실레이터 출력은 필터 클럭을 제공하는 2 나누기 블록(36)과 나누기 100 블록(38) 및 정밀 리미터(40)의 조합에 결합된다. 정밀 리미터(40)는 신호 1(44)와 유사한 제한된 신호 출력(46)을 제공한다. 신호 2에 대한 가변 범위가 반드시 필요하지 않은 경우에, 신호 1에 대해 설명된 바와 같은 나눗셈 시스템은 PLL회로로 대체될 수 있다. 이 선택은, 적절한 주파수 구분이 유지될 수 있도록, 주 클럭에 대해 비표준 커스텀 크리스탈의 사용을 필요로 한다.

회로 설명 - 방법 2

임의의 파형 형태를 전개하는 제2 방법은, 직접-디지털-합성(DDS)의 방법을 포함한다. 이와 같은 서브시스템으로, 상기 위상 록 루프, 주파수 나눗셈기 및 필터부는 이하에 사용되지 않는다. 대신에 DDS는 이들 계수를 테이블로서 계산하는 호스트 컴퓨터로부터 소정의 파형의 이진 표현을 장치에 다운로드하는 것을 포함한다. 장치의 메모리 공간에 전달된 이들 값들은 EEPROM에 저장되고, 룩업 테이블로서 사용되어 마이크로컨트롤러 유도 클럭에 의해 결정된 속도로 고속 정밀 디지털- 아날로그 제어기(DAC)를 구동하는데 사용된다. DAC는 계산된 값을 합성 신호에서 임의의 고주파수 내용을 제거하기 위해 실질적으로 저역 필터링되는 아날로그 형태(전압 또는 전류)로 변환한다. 이와 같은 고주파수 내용은 재구성된 신호의 구별되는 성질의 결과이다. DDS는 제한된 수의 사인 또는 코사인이 소정의 신호 형태의 형성의 적절히 기여하지 않을 장치의 실시예에 사용된다.

도 7은 신호 1 및 신호 2를 사인파 신호로 변환하기 위한 서브시스템을 도시한다. 위에서 설명된 바와 같이, 전자치료의 궁극적인 출력 신호는 가능한 한 순수한 사인파에 근접할 필요가 있다. 신호 1 및 신호 2는 초기에 로직 레벨 정형 파이다. 이들 신호는 도 5에 도시된 트랜지스터 리미터(24 및 40)에 의해 0.6V 진폭으로 제한된다. 이들 리미터의 출력들은 고차 저역 필터(소정의 신호 왜곡 레벨에 따라 스위치된 캐패시터형 제2 및 제8차수)(52, 54)에 독립적으로 인가된다. 이들 필터는 기준 주파수에서 저왜곡 사인파를 남기는 제한된 정형파에 존재한다. 이들 사인 시호들은 증폭되어, 전자 감쇄기 또는 프로그래머블 증폭기(56 및 58)(마이크로컨트롤러(12)의 제어하에)에 인가되어 이하에 설명되는 전력 증폭기 단에, 궁극적으로 환자에 인가되는 신호의 레벨을 제어한다.

상기로부터의 신호들은 버퍼링(60, 62)되어, 전력 이득 단(68 또는 70)에 인가된다. 전력 단은 사용되는 주파수 범위에 걸쳐 광범위한 전압을 임의의 생리학적 그리고 전극 부하에 공급할 수 있는 하나 이상의 증폭기로 구성된다. 소정의 시스템 통합 레벨 및/또는 필요한 운반성에 따라, 이 증폭기 단은 선형 클래스 A 또는 AB₁또는 비선형 스위칭 클래그 D 형일 수 있다. 선형 증폭기의 경우, 고전력 연산 증폭기는 접지-기준 모드 또는 브리지 구성 모드로 동작된다. 브리지 구성에서 부하는 서로에 대해 180도 위상을 벗어나 동작하는 두 개의 전력 증폭기의 출력에 차동적으로 접속된다. 어느 구성에서도, 증폭기의 DC 오프셋은 서보 접속 증폭기에 의해 무효화된다. 증폭기가 또한 AC 접속 증폭기로서 셋업되기 때문에, 어떠한 DC 전류도 부하로 흐르지 않는다. 접지 기준 모드에서는, 보다 높은 출력 전압이 증폭기 출력을 고효율 변환기(들)에 전달하므로써 발생된다.l 브리지 지형에서, 증폭기는 균형이 이루어질 때 반드시 어떠한 DC 전류도 발생하지 않는다. 부수적으로, 이와 같은 합성 증폭기가 개별적인 증폭기의 출력 레벨의 두 배로 스윙할 수 있다. 즉, 증폭기 지형은 대부분의 환경에서 출력 변환기(들) 및 그 무게, 회로 기판 조건 및 전력 손실에 대한 필요성을 제거한다. 장치의 작고, 휴대용의 낮은 배터리 회로 실시예에 인수는 매우 중요하다. 휴대용 시스템에서의 성능을 또한 개선하는 제2 종류의 증폭기는 클래스-D형이다. 이 증폭기의 경우, 고속 비교기는 스위치 전력 트랜지스터(MOSFET 형)의 펄스 폭을 변화시킨다. 이 변조는 펄스 폭 변조라고 하며, 본래 신호의 주파수, 진폭 및 소정의 이득에 의해 구동된다. PLL 기준 또는 DDS로부터 유도된 기준 신호의 샘플링은 상기 기준에서 최고 주파수 성분보다 적어도 1차수 높은 크기의 속도로 샘플링된다. 전력 트랜지스터의 출력은 수동 LC 회로에 의해 저역 필터링되어 증폭된 신호를 발생한다. 약 40%의 선형 증폭기의 효율과 비교하여, 90% 이상의 전력 변환 효율이 얻어질 수 있 기 때문에 증폭기 동작 모드는 특히 바람직하다. 마이크로컨트롤러는 전자 스위칭 회로(68)를 거쳐, 신호들이 합성 신호를 만들기 위해 증폭기에서 합산되거나 또는 전력 단에 대해 개별적으로 인가되는지를 설정하고, 합성이 환자 신체 내에서 발생하게 한다. 부수적으로, 하나 이상의 채널 및/또는 복귀 신호 경로가 사인파 신호(처리기 제어를 거쳐)의 제로 교차 동안 전자 전력 스위칭과 멀티플렉스될 수 있다. 이 멀티플렉싱 또는 스위칭 회로(68)는 다수의 전극들이 증폭기로부터 공급되게 하거나 또는 아날로그 복귀에 접속되게 한다. 이는 환자 위 또는 환자 내에서 보다 큰 유효 목표 영역을 합성하기 위해 수행된다. 환자는 장치의 격리 플라스틱 하우징에 의해 그리고 배터리 전력 공급의 사용에 의해 전력에 대해 누설되는 것이 전기적으로 격리된다.

환자에 인가되는 신호를 모니터하고 실질적으로 제어하기 위해, 도 6에 도시된 바와 같이, 일단의 멀티플렉스된 전류계 및 전압계 회로가 사용된다. 공급 전압의 rms 진폭 및 각각의 채널에 대한 전류가 84(도 3에 도시된 바와 같이) 디지털화되어, 마이크로컨트롤러(12)에 의해 판독된다. 이로서 처리기는 부하 임피던스, 유도된 전력, 및 멀티플렉스된 전극 부위(86)의 경우에 환자에 인가된 에너지를 동적으로 측정할 수 있게 된다. 시스템 상태(즉, 전극 구성, 주파수, 배터리 상태 및 증폭기 구성)와 함께 이들 모든 파라메타는 RS-232 포트를 거쳐 연속적으로 이용가능하다. 이와 같은 직렬 포트는 PC 및 나중의 분석을 위해 로그된 데이터에 접속될 수 있다. (다른 통신 프로토콜이 USB 또는 훠엄웨어 대신에 용이하게 대체될 수 있다.) 유도된 환자 임피던스 부하 또는 전력에 대해 유도된 정보는 마이크 로컨트롤러에 의해 시스템 셋업 동안 얻어진 기준 값과 비교된다. 이 비교로 인해 시스템은 출력 신호의 진폭을 변화시켜 인지된 신호 레벨의 어떠한 부하 유도 변화를 제거하여 보다 큰 환자 안락을 제공할 수 있게 된다.

도 8은 장치가 접지 기준(국부적인 장치 접지) 선형 전력 증폭기 주변에 구성될 때 사인파 1 및 사인파 2를 전극에 결합하는 것을 도시한다. 사인파 신호는 전류 모니터(76 또는 78)의 접합 및 전압 모니터(80 또는 82)에서 DC 격리 캐패시터(88 또는 92)로 연결된다. 이 캐패시터는 사인 파 신호에 대한 나머지 DC 성분을 제거한다. 이 사인파 신호는 변환기(90 또는 92)에 결합된다. 변환기(90)의 한 출력은 환자 전극에 결합된다. 각 변환기(96 또는 102)의 한 출력은 큰 신호 전극에 결합되고, 다른 출력은 작은 복귀 전극(98 또는 102)에 결합된다. 변환기는 전압 이득 및 환자/장치 격리를 제공한다. 브리지된 증폭기 또는 클래스 D 동작에 따라, 이와 같은 변환기 어떤 것도 필요하지 않다. 위에서 설명한 바와 같이, 공급 신호가 제거하는 대향 패드 전극은 고통 부위 패드 복귀 전극 보다 환자에 접촉하는 훨씬 큰 표면적을 갖는다. 대향 패드 전극 대 고통 부위 패드 전극의 크기 비율은 적어도 2:1이다.

피드백 하드웨어

피드백 시스템이 도 14에 200으로서 도시되어 있다. 환자를 통과하는 전류 레벨은 정밀 5 오옴 저항(202)에 의해 모니터된다. 이와 같은 저항을 통과하는 전류에 의해 전압이 발생되고, 증폭기(204)에 의해 차동적으로 검출된다. 이 신호 레벨은 이득 블록(204)에 의해 더 증폭된다. 이와 같은 측정에 부합하여, 전극(206) 양단의 전압이 버퍼링된 감쇄기(208)에 의해 샘플링되어, 그 값을 아날로그 대 디지털(ADC) 회로의 범위 내에 설정한다. 아날로그 멀티플렉서(210)는 디지털화를 위해 전류 또는 전압 표현을 선택하는데 사용된다. 이 선택은 CPU의 제어하에 있다. 멀티플렉서의 출력은 정밀 RMS를 거쳐, 그 출력이 인가된 신호의 RMS 값과 거의 같은 DC 레벨인 DC 변환기(212)에 인가된다. DC 변환기로부터의 출력은 ADC(214)에 의해 12 비트 디지털화되어, CPU로 전달된다. 환자가 조정가능한 제어로부터 출력 레벨을 설정하는데 사용되는 동일한 디지털 감쇄기가 피드백 서브시스템에 의해 필요할 수 있는 출력 레벨에 어떠한 변경을 가한다.

소프트웨어

피드백 제어 회로의 제2 부분은 소프트웨어 제어기(220)이다. 이와 같은 루틴의 집합은, 환자 안락을 제공하기 위해 측정된 임피던스가 장치 출력에 어떠한 변경을 필요로 하는지를 결정한다. 도 11의 순서도는 소프트웨어 기능의 로직을 개략적으로 설명한다. 파우어 온(power on) 또는 하드 리셋(hard reset)(222) 시에, 소프트웨어는 환자를 통해 전압 및 전류의 정확한 측정을 보장하기 위해 출력 레벨이 충분한 진폭(완전한 전력의 약 3%)일 때까지 대기한다. 이 레벨이 달성되면, 소프트웨어는 전압 및 전류(224) 모두의 샘플을 수집(16)하고, 유도된 임피던스의 평균화를 수행한다. 이전 실험에 따르면, 환자 부하가 변경을 유도할 때 어떤 임피던스 가변성 범위가 예상되는지에 대해 일단의 룰을 정의하는 것이 도움이 된다. 부수적으로, 룰은 환자 부가가 초기에 부딪히는 문제에 대한 것일 때 예상될 수 있는 임피던스 값의 범위를 포괄한다. 이들 룰은, 장치 출력이 환자 조정 가능 제어를 거쳐 변경될 때 예상될 수 있다. 만일 임피던스 값이 룰에 의해 설정된 값 내에 있지 않으면, 현재 사용되는 특정 출력 레벨에 대해 유도된 다른 세트의 룰에 의해 지시된 양만큼 출력이 감소된다. 그 효과는 불쾌한 감지의 제거 및 인가된 전계의 감소이다. 만일 이와 같이 새로운 전계 레벨에서의 임피던스 값이 저장된 "정상적인" 범위 내에 복귀하려 하면, 임피던스 변경 이전에 유지된 그 값으로 출력이 복귀된다. 발생하는 속도는 소정의 출력과 피드백 설정 출력 간의 절대차의 함수로서 유도되는 다른 세트의 룰에 의해 설정된다. 이는, 환자에 대한 장치 효과가 증가하는 전계를 환자가 거의 느끼지 못하도록 가능한 한 신속하게 복원된다. 만일 임피던스가 본래에 유도된 룰에 의해 설정된 값을 결코 달성하지 못하면, 전극 및/또는 신체와의 인터페이스를 희생한다는 것이 환자에 통지된다. 만일 전극이 정확한 것으로 나타나거나 또는 만일 임피던스 변경을 수반하는 어떠한 불쾌한 부작용이 존재하지 않으면, 환자는 장치 동작을 제어하는 새로운 세트의 룰을 유도하기 위해 시스템에게 새로운 임피던스 값을 r사용할 것을 지시한다. 그러나, 만일 소정의 규정된 시간 내에 어떠한 조치도 취해지지 않으면, 장치는 출력 증폭기를 자동적으로 끄고 디스플레이 상에 에러를 신호한다. 도 11은, 환자의 임피던스에 따라, 환자 내의 임피던스 레벨을 결정하고, 시스템을 끄거나 적절한 출력 레벨을 유지하는 소프트웨어 시스템의 진행을 도시한다. 이는 수많은 측정치에 걸쳐 측정하고 평균 임피던스를 결정하는 것은 물론 임피던스 경계를 수립하는 것을 포함한다.

현재 직렬의 두 개의 12-볼트 배터리가 시스템에 대해 차동 입력 전력(300) 을 공급하는데 사용된다. 7-볼트 공급은 고효율 스텝-다운(step-down) 스위치 조정기에 의해 만들어지고, 마이크로컨트롤러와 저 전압 아날로그 구성요소(302)와 같은 저전압 서브시스템에 선형 조정기를 공급하는데 사용된다. 12 볼트는 또한 반전되고 조정되어 일부 아날로그 구성요소(304)에 의해 사용되는 음 저전압을 공급한다. 12-볼트 공급은 일부 고전압 아날로그 구성요소를 위해 직접 사용되고, 또한 스텝 업(stepped up) 및/또는 인버터되어 전력 단(306)에 +/- 50 볼트를 공급한다. 배터리 팩은 스위치형 충전 회로(308)를 공급하는 DC 벽 팩 공급원(120)에 의해 재충전된다. 부수적으로, 장치는 장치, 및 차, 배 또는 비행기 내의 부속 접속기 간에 케이블을 접속하므로써 동작 및/또는 충전될 수 있다. 배터리 상태는, 시간에 따라 마이크로컨트롤러에 의해 집표되는 아날로그 대 디지털 변화기에 의해 장치 동작 동안 모니터된다. 이 값은 디스플레이 패널 상의 배터리 막대 그래프로서 표시되어 있다. 만일 몇가지 이유로 인해 전압 레벨이 가용 레벨 이하로 강하하면, 마이크로컨트롤러는 시스템을 효과적으로 끄는 전역 리셋을 자동적으로 발생하여, 출력 신호를 턴 오프한다.

이동 설계

전자치료의 많은 어플리케이션은 휴대성을 필요로 한다. 치료장치는 입을 수 있는 장치에 의해 효율적으로 관리, 바람직하게 손으로 휴대하거나 또는 신체 상의 다른 위치 또는 벨트에 부착된다. 장치의 설계는, 환자가 입을 수 있고/휴대가능한 방법으로 사용할 수 있는 장치에 장치의 한 실시예가 용이하게 패키징되도록 한다. 이동 장치를 위한 이와 같은 어플리케이션은 걷고, 일하고, 책상에 않아 있는 동안의 사용, 집에서의 사용, TV를 보고, 차에 앉아 있거나 또는 의사에 의해 처방된 방법으로 사용하는 것을 포함한다. 프로그래밍 능력은 회사 또는 의사가 환자의 필요에 맞게 포터블 장치를 프로그램하는 것을 가능하게 한다. 이는 의료 관점에서 바람직할 수 있다면, 환자의 사용을 제한하기 위해 장치 내의 경과 타이머를 포함할 수 있다.

실험 결과

고통 완화 이외에, 엔돌핀, 만성 및 진통제와 같은 마취와 같은 아날로그에서의 증가는 물론, 전계가 존재하는 조직의 체적에서 깊은 조직에서 저주파수 전계의 발생으로 인한 다른 두드러진 효과가 증가된다. 임상 시도의 실험 결과에 따르면, 장치가 온이고 전계가 존재하는 동안, 신경 셀 또는 게이트 제어의 하이퍼분극은 고통 완화에 대한 행위의 유사한 메커니즘이다. 행동 범위의 증가는, 조인트 또는 고통원에서 증가된 혈류의 결과인 것으로 간주된다. 고통 완화 및 증가된 행동 범위 모두의 잔류 효과는 가능하게 상기 언급한 마취 아날로그의 집중에 있어서의 증가로 인한다. 부수적으로, t4㎐(사인) 이상의 여기 주파수에서, 근육 긴장은 고정된 레벨에 유지된다. 이와 같은 긴장은 스트레치로 근육을 유지하여, 그것을 가능하게 조건화하게 된다. 이와 같은 효과는, 고정된 부하가 정위치에 유지된 근육 그룹에 제시되는 등척 운동과 유사하다. 또한 이와 같은 효과는, 본 발명의 본 실시예가 펄스형(TENS) 장치에서 볼 수 있는 바와 같이, 어떻게 해서 본 발명이 어떠한 또는 거의 안락하지 않은 근육을 유발하지 않는다는 것을 설명한다. 이들 세가지 메커니즘 모두의 몇가지 조합은 임상 연구에서 얻어진 효과적인 결과를 발 생할 가능성이 있다.

도 12 내지 15는 장치의 특징을 도시하는 다양한 파형이다. 도 12는 단일 이중 사인파 모드의 장치에서 1.2K 저항 부하로의 전류를 나타내는 파형을 도시한다. 도 13은 필터로서 작용하는 1μfd. 캐시시터가 다음에 도는 고속 필터를 통과한 후에 합성 신호의 기록의 파형을 도시한다. 이는 유효 신호의 형태를 시뮬레이트한다.

도 14는 인간 신체 내부에 발생된 차 신호의 피크 전류의 크기 파형을 도시한다. 측정된 전류는 최저 복부 분면에 위치된 하나의 전극으로부터이고, 다른 것은 성인 남자에서 등 위의 L의 10cm 좌측에 놓여있다. 244㎐에서 제2 하모닉은 122㎐에서의 주 치료 신호에 대해 -45db 만큼 억제된다. 도 15는 도 14와 동일한 셋업으로 유도된 합계 신호의 파형을 도시한다. 도면으로부터 알 수 있는 바와 같이, 신호 주파수는 임상적으로 중요한 주파수 범위로부터 충분히 격리되어 있다.

고통 제어 장치의 이점

고통 제어 장치의 이점을 다음을 포함한다:

a. 방해하지 않는 큰 고통 제어;

b. 행동 범위의 극적인 증가;

c. 몰핀 및 다른 마취제의 양의 감소 또는 이의 필요성의 제거;

d. 24시간 동안 증가된 행동 범위 및 잔류 고통 제어;

e. 공지되지 않은 부작용;

f. 그 자신의 안락한 레벨의 인내에 의한 제어;

g. 잠재적인 화학적 알러지 반응 및 약물 상호작용 문제를 제거하므로써 위험의 감소'

h. 촉각 감지 장치 및 경각심이 그대로 남아있음; 및

i. 환자 생활질의 향상

어플리케이션

급성 및 외상성 고통, 만성 및 관절통, 수술 통증, 수술후 통증, 및 암 고통을 포함하지만 이에 국한되지 않은 많은 고통 어플리케이션이 존재한다. 처리될 수 있는 신체의 특정 위치는, 얼굴, 턱, 목, 등, 어깨, 엉덩이, 팔, 팔꿈치, 손목, 손, 손가락, 다리, 무릎, 발목, 다리, 발가락을 포함한다.

다른 어플리케이션

다른 어플리케이션은 다음을 포함한다:

출생용 전자 진통주사. 출생의 경우, 전자 진통주사 시스템은 고통 제어 장치의 이점 이외에 다음과 같은 다른 중요한 속성을 갖는다:

a. 태아 및 엄마에 대한 위험의 큰 감소;

b. 장치를 의사 또는 환자가 제어할 수 있다;

c. 엄마는 촉감 감촉을 유지하고, 진통주사가 정위치에 있는 동안 정상적으로 분만을 보조할 수 있다.

d. 전자 진통주사는 아기가 나올 때까지 전체 출생 프로세스에 대해 정위치에 유지될 수 있다.

e. 전자 진통주사는 종래의 진통주사가 용이하게 이용가능하지 않는 세계의 부분에 출생을 위해 고통 제어를 할 수 있다.

피부 프로시져용 전자적 마취. 시스템은 피부 수술, 사마귀 제거, 전해, 면도, 문신의 어플리케이션 및 다른 피부 프로시져를 위한 국부적인 마취를 제공하는데 사용된다.

뼈 성장의 가속. 상당한 시간 동안, 내장된 전극을 통한 전계의 인가는 뼈의 치유 속도 및 뼈 성장 속도를 시뮬레이트할 수 있는 것으로 밝혀졌다. 전자치료 장치는 적절한 주파수 내용의 정확한 전계를 방해하지 않고 목표로 하는 영역에 운반하는데 사용될 수 있다. 이와 같은 행동은 목표로 하는 영역 주변의 전자화학적으로 유도된 반응의 보다 나은 제어와 함께 발생할 것이다. 시스템은 오서통합(osseointegration)을 방해하지 않고 가속, 즉 이빨 임플랜트, 무릎, 및 엉덩이를 포함하는 보철 장치를 갖는 뼈가 성장하는데 필요한 시간을 감소시키면서 수술후 고통을 동시에 감소시킨다. 이 장치는 또한 부러진 뼈의 치유를 방해하지 않고 가속시키는 능력을 가지고 잇다.

연골 재성장. 나브라스카 메디컬 센터 대학과 존스 홉킨스 메디신 대학에서 임상 연구가 수행되어, TENS 장치가 무릎에서 연골 성장을 유발할 수 있다는 것을 발표하였다. TENS와는 달라, 개시된 시스템은 깊은 조직 내에 저주파수 신호를 운반할 수 있기 때문에, 이론적으로 TENS 장치 보다 훨씬 효과적으로 연골 성장을 유발할 수 있다.

첨단 치유 보도 시스템. 개시된 기술은 오디오 주파수 범위에서 사용될 수 있으며, 안전과 효과적인 방법으로 와우각으로 음성 정보를 전달하도록 조정될 수 있다. 현재의 와우각-내증 치유 보조 시스템은 펄스와된 DC 신호를 이용하여 오디오 정보의 표현을 전달한다. 펄스화된 DC 신호는 시간이 경과함에 따라, 신경 및 셀 손상의 결과가 된다. 개시된 기술은 신경 손상에 대한 잠재성을 크게 줄이는 DC-억제 AC 신호로서 와우각을 포함하는 조직의 체적 내로 정보가 전달되게 한다.

장치의 본 실시예에서, PLL 시스템의 사용은, 하나의 채널이 고정(FM 변조)되는 동안 다른 채널이 변조되게 한다. n번째 기준 주파수의 주파수 변조는 신호 또는 엔벨로프가 정보를 환자의 신체로 운반하게 한다. 부수적으로, 느리게 변하는 차 신호의 사용은, 만성 사용인 경우에 상용 효과를 감소시킬 수 있다. 정보 교환은 장치의 유틸리티에서 다른 큰 인수일 수 있다. 현재, 귀머거리를 위한 와우각 임플랜트는 음성 정보를 뇌에 전달하는 펄스 시뮬레이션에 의존한다. 이들 펄스들은 심지어 DC 블록킹을 사용하더라도, 여전히 상당한 DC 성분을 가지고 있다. 이 성분은 DC 전류의 전자화학적 효과로 인해 발생하는 화학적 중간제의 생산을 거쳐 번복할 수 없는 조직 손상을 유발할 수 있다. 그러나, 개시된 장치는, 그 결과로 나타나는 전계가 어떠한 또는 거의 순 전자화학 효과를 가지고 있지 않은 억제-DC AC 신호 발생기이다. 오디오 정보 전달을 실시하는 한가지 방법은, 하나의 주파수를 고정시키고, 주변 오디오 레벨을 사용하여 입력 레벨을 위상 록 루프 전압 제어 오실레이터으로 가변시킨다. 결과로 나타나는 신호는 음성 신호를 포함할 수 있다. 이론적으로, 와우각 내의 신경은 신호에 대해 작용할 수 있으며, 전기적으로 변환된 음향 필드의 표현인 정보인 변조 진동 주파수로부터 추출한다.

가속 및 목표로 하는 약품 운반. 개시된 기술의 결과는, 치료 부위에서 그리고 그 아래의 조직의 체적에서 증가된 혈류를 초래한다는 것이다. 이와 같은 기술은 임의의 약품의 운반을 깊은 조직내로 가속시키고 목표로 하기 위해 화학 약품 운반 시스템에 대해 부속물로서 이용될 것이다.

실시예

본 발명은, 컴퓨터-구현 프로세스 형태 및 그와 같은 프로세스를 실시하기 위한 장치 형태로 구현될 수 있다. 본 발명은 또한 플로피 디스크, CD-ROM, 하드 드라이브, 또는 다른 컴퓨터 판독가능 저장 매체와 같은 매체에 내장된 명령어를 포함하는 컴퓨터 프로그램 코드 형태로 내장될 수 있는데, 이때 컴퓨터 프로그램 코드가 컴퓨터에 의해 로드되고 실행될 때, 컴퓨터는 본 발명을 실시하기 위한 장치가 된다. 본 발명은 또한, 컴퓨터 프로그램 코드 형태로, 예를 들어, 저장 매체에 저장되고, 컴퓨터에/에 의해 로드되고/되거나 실행되고, 또는 광섬유를 통해 또는 전자자기 복사를 거쳐 전기적 유선 또는 케이블링을 통한 것과 같이 일부 전송 매체를 통해 전송되는 지에 따라 구현될 수 있는데. 이때 컴퓨터 프로그램 코드는 컴퓨터에 로드되어 이에 의해 실행되며, 컴퓨터는 본 발명을 실시하기 위한 장치가 된다. 범용 마이크로프로세서 상에 구현될 때, 컴퓨터 프로그램 코드 세그먼트는 마이크로프로세서가 특정 로직 회로를 생성하도록 구성한다.

비록 본 발명이 바람직한 실시에를 참조로 설명되었지만, 기술분야의 숙련자는 본 발명의 범위와 정신을 벗어나지 않고, 다양한 변경이 이루어질 수 있으며, 등가물이 소자로 대체될 수 있다는 것을 알 것이다. 또한, 특정 상황 또는 재료에 적응하기 위해 본 발명의 본질을 벗어나지 않고 본 발명의 가르침에 많은 수정이 이루어질 수 있다. 따라서, 본 발명은 개시된 특정 실시예에 한정되어 있지 않으며, 본 발명은 첨부하는 청구범위의 범위 내에 모든 실시예를 포함할 것이다.

Claims

환자의 치료 부위에 치료 전류를 공급하기 위한 전자치료 장치(electro-therapy apparatus)에 있어서,

적어도 1Hz에서 많게는 250Hz까지 주파수가 차이 나며, 각기 최소 1kHz이상의 주파수를 갖는 두 개의 오실레이팅 또는 펄스 교류를 공급하는 발생기;

환자의 표피 또는 점액질 막 위 또는 아래의 선택된 부위에 상기 전류를 공급하기 위한 단지 하나의 공급 전극(feed electrode); 및

환자의 표피 또는 점액질 면, 국부적으로 상기 치료 부위 위 또는 아래에 배치될 복귀 전극(return electrode)을 구비하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 발생기는 마이크로프로세서 제어 주파수 제어 시스템을 구비하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 발생기는 상기 차 전류가 80과 130㎐ 사이인 8㎑의 전류를 공급하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 공급 전극의 합계 영역은 상기 복귀 전극의 합계 영역을 초과하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 신호들은 마이크로프로세서 제어 회로 또는 대규모 집적 회로 하에 또는 개별적인 또는 소규모 집적 회로에 기초한 회로에 의해 발생되는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 4 항에 있어서, 상기 공급 전극 합산 영역은 2 이상의 인수만큼 상기 복귀 전극 합산 영역을 초과하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 6 항에 있어서, 상기 공급 전극 영역은 8의 인수만큼 상기 복귀 전극 합산 영역을 초과하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 장치를 휴대가능하며 상기 환자가 운반할 수 있는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 장치는 입을 수 있거나 상기 환자의 혁대에 부착할 수 있는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 장치는 환자의 신체에 의해 제시된 임피던스의 변화에 응답하는 피드백 시스템을 포함하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
환부 패드(pain site pad)와 대향하는 패드 사이의 축을 따라 환부를 둘러싸고 환부 아래의 조직의 체적에서 두 개의 독립하는 고주파수 신호의 합성 - 상기 합성은 합성 신호의 분산과, 환자의 치료를 제공하기 위해 상기 신호의 진동 주파수에 상당하는 치료 저주파수인 차 주파수를 만듦 - 을 유발하는 신경 섬유 막(never fiber membranes)의 비선형 행위를 이용하는 전자치료 장치에 있어서,

적어도 1Hz에서 많게는 250Hz까지 주파수가 차이 나며, 각기 최소 1kHz이상의 주파수를 갖는 두 개의 오실레이팅 또는 펄스 교류를 공급하는 발생기;

환자의 표피 또는 점액질 막 위 또는 아래의 선택된 공급 부위(feed sites)에 상기 전류를 공급하기 위한 단지 하나의 공급 전극(feed electrode); 및

라인 벡터(line vector)가 상기 패드가 놓이는 피부 표면에 수직인 상기 전극 패드 사의 라인 벡터 사이에 놓인, 환자의 표피 또는 점액질 면 위 또는 아래에 상기 공급 전극에 대향하여 배치된 복귀 전극을 구비하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 전자치료 장치를 상기 신체에 연결하는 상기 장치는 상기 전기적 교류의 전파 및 전계 도전성을 허용하는 도전 재료인 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 리드 선과 상기 전극 간의 접속은, 입었을 때 용이한 접속과 안락한 사용을 허용하는 낮은 프로필(low profile)인 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 패드 크기의 비율은, 상기 패드가 보다 작은 패드인 패드 영역에 가까운 적어도 2:1인 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 14 항에 있어서, 상기 비율은 8:1인 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 발생기는 마이크로프로세서 제어되는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 전류는 하나의 패드가 복귀 경로로서 역할을 하는 다른 패드에 합산되어 인가되는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 공급 전극의 합산 영역은, 환부가 상기 전극 패드 간의 라인 벡터에 놓인 상기 복귀 전극의 영역을 초과하되, 상기 라인 벡터는 상기 패드가 놓이는 각 피부 표면에 수직인 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 전자치료 장치는 휴대가능한 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 전자치료 장치는 입을 수 있거나 상기 환자의 혁대에 부착될 수 있는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 신호는 어떠한 DC 성분도 포함하지 않는 교류 파형을 포함하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 21 항에 있어서, 상기 장치는 상기 신호 상의 DC 성분을 최소화시는 균형 증폭기를 구비하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 21 항에 있어서, 상기 신호 상의 어떠한 잔류 DC 성분을 제거하기 위해 캐패시터가 더 구비되는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 주파수 차이는 최대 치료 효과를 달성하도록 조정가능한 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 치료 효과는 고통 억제, 고통 관리 및 행동 범위의 증가를 포함하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 발생기는 상기 차이 전류가 80 및 130㎐ 사이인 8㎑로 상기 전류를 공급하도록 되어 있는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 공급 신호의 진폭은 조정가능하고 치료중인 사용자에 의해 제어될 수 있는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 발생기는 접속되어 있는 상기 환자의 신체를 포함하는 회로 경로에서의 임피던스의 어떠한 변화를 측정하고 출력 레벨을 조정하여 일정한 전압 레벨을 유지하는 피드백 시스템을 더 구비하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 28 항에 있어서, 상기 피드백 시스템은 소프트웨어 부에 의해 제어되는 하드웨어부를 구비하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 29 항에 있어서, 상기 소프트웨어부는 상기 측정된 임피던스가 환자를 안락하게 유지하기 위해 장치의 출력 레벨에 어떠한 변경을 필요로 하는지를 결정하는 루틴의 집합을 포함하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 30 항에 있어서, 상기 하드웨어부는 환자를 통해 상기 전류 레벨을 모니터하는 정밀 저항;

상기 저항을 통해 상기 전류에 의해 발생되며 차동적으로 발생하는 전압을 검출하기 위한 증폭기;

상기 검출 전압을 더 증폭하기 위한 이득 블록;

상기 전극 양단의 전압을 샘플링하고, 그 값을 아날로그 대 디지털(ADC) 회로의 범위 내로 설정하는 버퍼링 감쇄기(buffered attenuator);

상기 아날로그 대 디지털 회로에 의해 디지털화하기 위해 전류 또는 전압 표현을 선택하는 아날로그 멀티플렉서;

전류 또는 전압을 선택하기 위한 CPU;

정밀 RMS를 거쳐 그 출력이 인가된 신호의 RMS 값과 거의 같은 DC 레벨인 DC 변환기에 인가된 상기 멀티플렉서의 출력 - 상기 아날로그 대 디지털 변환기는 상기 멀티플렉서의 출력을 디지털화하고 상기 CPU에 결합됨-; 및

상기 피드백 시스템에 의해 요구될 수 있는 상기 출력 레벨에 대한 어떠한 변경을 수행하는 디지털 감쇄기를 구비하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
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전자치료 장치에 있어서,

1㎑와 250㎑ 사이의 두 개의 사인파 신호를 발생하기 위한 수단;

상기 사인파 신호를 합성하기 위한 수단;

상기 합성 신호의 출력을 제어하기 위한 수단;

전극 및 전극 패드를 거쳐 환자에 상기 합성 신호를 결합하기 위한 수단; 및

상기 환자 내의 임피던스 변화를 검출하고 상기 출력 레벨을 수정하기 위한 수단을 구비하되,

상기 전극은, 환부가 상기 전극 패드 간의 라인 벡터에 놓인 환자의 신체 상에 상호 대향하여 배치된 각각의 선택된 공급 부위에 대해, 공급 전극을 거쳐 상기 환자에게 두 개 이상의 오실레이팅 또는 복잡한 형태의 전류를 공급하는, 상기 발생기에 결합된 환자의 표피 또는 점액질 막 위 또는 아래의 배치되고,

상기 라인 벡터는 상기 패드가 놓이는 피부 표면에 대해 수직이고, 상기 전류 각각은 적어도 1Hz에서 많게는 250Hz까지 주파수가 차이 나며, 각기 최소 1kHz이상의 주파수를 가지며, 신경 섬유 막의 비선형 행위는 환부 패드와 대향하는 패드 간의 축을 따라 환부 패드를 둘러싸고 그 아래의 조직의 체적에서 두 개의 독립하는 고주파수 신호의 합성을 유발하며, 상기 합성은 합성 합계의 분산과, 상기 신호의 진동 주파수에 상당하는 치료 저주파수인 차 주파수를 만드는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
전자치료 장치에 있어서,

신호의 쌍의 차이 주파수가 적어도 1㎐ 이며 각각의 주파수의 크기가 적어도 1kHz인 신호 쌍을 발생하기 위한 발생기;

하나의 공급 전극; 및 복귀 전극을 구비하되, 상기 전극들은 상기 발생기에 결합되어 있는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
제 53 항에 있어서, 상기 장치를 사용하여 상기 환자에 의해 상기 발생기에 제시된 임피던스의 함수로서 상기 발생기의 출력을 제어하기 위한 피드백 시스템을 더 구비하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치.
전자 치료용 피드백 제어 장치에 있어서,

치료 전류의 쌍을 출력하기 위한 발생기;

하나의 공급 전극;

복귀 전극;

상기 환자의 임피던스를 결정하는 측정 시스템; 및

상기 발생기의 출력 레벨을 제어하는 제어 메커니즘을 구비하는 것을 특징으로 하는 전자 치료용 피드백 제어 장치.
전자 치료 장치용 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체에 있어서,

컴퓨터 판독가능 프로그램 코드 수단이 내장되고, 전자 치료 장치를 제어하기 위한 컴퓨터 사용가능 매체;

컴퓨터가 한 쌍의 신호의 발생을 제어하게 하는 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드 수단;

상기 컴퓨터가 서로 다른 주파수의 미리 설정된 주파수를 유지하게 하는 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드 수단;

상기 컴퓨터가 상기 신호의 진폭을 제어하게 하는 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드 수단;

상기 컴퓨터가 상기 장치의 출력의 변화된 임피던스를 검출하게 하는 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드 수단; 및

상기 컴퓨터가 상기 장치의 출력을 변경시켜 접속된 환자의 임피던스를 변경하는 미리 설정된 출력을 유지하게 하는 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드 수단을 구비하는 것을 특징으로 하는 전자 치료용 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체.
적어도 1Hz에서 많게는 250Hz까지 주파수가 차이 나며, 각기 최소 1kHz이상의 주파수를 갖는 두 개의 오실레이팅 또는 펄스 교류를 공급하는 발생기에 결합된 환자의 치료 부위에 치료 전류를 제공하기 위한 전자치료 장치용 전극에 있어서,

상기 환자의 표피 또는 점액질 막 위 또는 아래의 선택된 공급 부위에 상기 전류를 공급하는 단지 하나의 공급 전극; 및

상기 치료 부위에 국부적으로, 상기 환자의 표피 또는 점액질 막 위 또는 아래에 배치되는 복귀 전극을 구비하는 것을 특징으로 하는 전자치료 장치용 전극.
환자의 치료 부위에 치료 전기 에너지를 공급하기 위한 전자치료 장치(electro-therapy apparatus)에 있어서,

제1 및 제2신호를 발생시키는 동시에 상기 제1 및 제2신호로부터 치료신호를 생성하는 전기회로와;

상기 전기회로와 연결된 신호 피드 전극과;

상기 전기회로와 연결된 적어도 하나 이상의 리턴 전극;

으로 구성하여, 상기 제1 및 제2신호가 치료신호를 형성하는 상기 신호 피드 전극 및 적어도 하나 이상의 리턴 전극을 통하여 환자에게 적용되는 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 58에 있어서, 상기 전기회로는 상기 제1신호, 제2신호 및 치료신호중 적어도 하나의 DC 구성요소를 감소시킬 수 있도록 구성된 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 58에 있어서, 장치의 사용과 관련된 전류 또는 전압중 적어도 하나를 검출하고, 이 검출에 반응하여 치료신호를 제어하기 위한 피스백 시스템을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 58에 있어서, 상기 제1전극은 환자에게 부착되는 신호패드를 포함하고, 상기 제2전극은 환자에게 부착되는 신호패드를 포함하는 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 59에 있어서, 상기 제1전극 패드의 면적과 제2전극 패드의 면적은 1:1인 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 59에 있어서, 상기 제1전극 패드의 면적과 제2전극 패드의 면적은 2:1인 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 58에 있어서, 상기 제1전극은 하나 이상의 패드가 서로 전기적으로 연결되어 환자에게 부착되는 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 58에 있어서, 상기 제2전극은 하나 이상의 패드가 서로 전기적으로 연결되어 환자에게 부착되는 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 58에 있어서, 상기 제1 및 제2신호는 1Hz와 250Hz 사이의 주파수 차이를 갖는 전기 전류가 사인곡선을 이루며, 상기 신호는 각각 적어도 1KHz의 주파수 크기를 갖는 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 66에 있어서, 상기 제1 및 제2신호는 80Hz와 130Hz 사이의 주파수 차이를 갖는 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 67에 있어서, 상기 제1 및 제2신호는 122KHz의 주파수 차이를 갖는 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 66에 있어서, 상기 제1신호의 주파수는 고정된 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 69에 있어서, 상기 제2신호의 주파수는 가변적인 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 66에 있어서, 상기 제1 및 제2신호는 분리 가능하게 증폭된 다음, 치료신호를 형성하기 위하여 제1전극 위치에서 합쳐지는 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 58에 있어서, 상기 치료신호는 제1 및 제2신호의 리니어(linear) 조합인 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 72에 있어서, 상기 치료신호는 제1 및 제2신호의 합인 것을 특징으로 하는 전자치료장치.
청구항 58에 있어서, 장치의 환자 사용과 관련된 전압 또는 전류중 적어도 하나를 검출하고, 이 검출에 반응하여 제1 및 제2, 치료신호중 적어도 하나의 진폭을 제어하는 피드백 시스템을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 전자치료장치.