KR20210139231A - 고주파 및 자기 에너지에 의한 생물학적 구조들의 심미적 치료를 위한 방법들 및 디바이스들 - Google Patents
고주파 및 자기 에너지에 의한 생물학적 구조들의 심미적 치료를 위한 방법들 및 디바이스들 Download PDFInfo
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Abstract
시변 자기장에 의해 근육 수축을 유발함으로써 자기 치료를 제공하고 생물학적 구조를 가열함으로써 RF 치료를 제공하기 위한 디바이스가 개시된다. 이러한 디바이스는 RF 전극 및 자기장 생성 디바이스를 갖는 애플리케이터를 포함한다. 이러한 디바이스는 또한 메인 유닛, 인간 기계 인터페이스 및 제어 유닛을 포함할 수 있다. 제어 유닛은 RF 전극에 제공되는 신호를 조절하고 RF 회로를 생성하며, 또한 자기장 생성 디바이스에 제공되는 신호를 조절하고 RF 회로로부터 전기적으로 절연된 자기 회로를 생성한다. RF 회로는 전원 및 전력 증폭기를 포함할 수 있고, 자기 회로는 자기장 생성 디바이스에 전류를 공급하기 위한 에너지 저장소를 포함할 수 있다.
Description
심미적 의술은 환자의 기준에 따라 시각적 외관을 향상시키는 것을 낳는 모든 치료들을 포함한다. 환자들은, 예를 들어, 특정 신체 부위들에서 원하지 않는 신체 지방을 포함하는 모든 결함들을 최소화하고, 체형을 개선하고, 자연 노화의 영향들을 제거하기를 원한다. 환자들은 최소한의 건강 위험들을 갖고 만족스러운 결과들을 제공하는 신속한 비침습적 시술들을 요구한다.
비침습적 심미적 적용(non-invasive aesthetic application)들에 이용되는 가장 흔한 방법들은 초음파 또는 충격파 치료와 같은 기계 파들, 또는 레이저 치료를 포함하는 고주파 치료(radiofrequency treatment) 또는 광 치료와 같은 전자기 파들의 적용에 기반한다. 조직에 대한 기계 파들의 영향은 공동화, 진동 및/또는 열 유도 효과들에 기반한다. 전자기 파들을 이용하는 적용들의 영향은 생물학적 구조에서의 열 생성에 기반한다.
기계 파들 및/또는 압력을 이용하는 기계적 치료가 셀룰라이트 또는 지방 세포들의 치료에 이용될 수 있다. 그러나, 이러한 기계적 치료들은 지방층염의 위험, 표적화되지 않은 조직들의 파괴 및/또는 비균질 결과들과 같은 몇몇 단점들을 갖는다.
예를 들어, 콜라겐 및/또는 엘라스틴의 생성을 증가시키고, 피부를 매끄럽게 하고, 셀룰라이트를 감소시키고/시키거나 지방 세포들을 제거함으로써 피부와 신체의 시각적 외관을 향상시키기 위해 환자에게 가열을 포함하는 열 치료가 적용된다. 그러나, 열 치료는 환자를 과열하는 위험 또는 심지어 원하지 않는 생물학적 구조들의 열 손상을 야기하는 것과 같은 몇몇 단점들을 갖는다. 지방층염 및/또는 비균질 결과들의 위험은 기존 열 치료들의 매우 흔한 부작용일 수 있다. 또한, 치료 동안 및/또는 치료 후의 불충분한 혈액 및/또는 림프 흐름은 치료 후에 지방층염 및 다른 건강 합병증들을 초래할 수 있다. 또한, 치료는 불편할 수 있고, 고통스러울 수 있다.
시변 자기장에 의한 근육 자극은 생물학적 구조들을 치료하기 위한 공지된 방법들에 비해 여러 이점들을 제공하고, 다른 근육들 아래에 위치한 근육들의 비침습적 자극을 허용한다. 또한, 시변 자기장들은 전극으로부터, 지방 조직을 통해 근육과 연결된 신경 및/또는 신경근 판에 전류를 전달하는데 필요한 근육 수축을 제공하기 위해 지방 조직 전기자극의 두꺼운 층을 통해 근육 수축을 야기하도록 근육 자극을 제공하는데 이용될 수 있다. 지방 조직은 근육 조직보다 높은 저항률을 갖고, 절연 지방 조직을 통한 전극으로부터 근육 조직으로의 전류의 전달은 덜 효율적일 수 있다. 정확한 근육에의 전류의 표적화는 정확하지 않을 수 있고, 근육 자극은 거의 불가능할 정도로 매우 어려울 수 있다. 또한, 더 두꺼운 지방 조직의 경우, 전기 치료에 의해 전달되는 전류는 더 높아야 하고, 긴거리 동안 전파하고 소산하는 이러한 많은 양의 전류는 환자에게 매우 불편할 수 있다. 한편, 시변 자기장들은 근육, 신경근 판 및/또는 신경 내에 전류를 유도하므로, 시변 자기장에 의한 표적화 및 근육 자극은 더 쉽고, 더 정확하고, 편안하고 더 효과적이다. 시변 자기장은 또한 편안한 자극 또는 많은 수의 근육들 및/또는 근육 그룹들을 가능하게 하고, 애플리케이터는 위생 및 치료의 다른 파라미터들을 또한 개선할 수 있도록 환자의 신체와 직접 접촉하지 않을 수 있다.
환자의 연조직의 가열을 제공하는 고주파(RF) 치료와 환자의 근육 조직의 자극을 제공하는 자기 치료의 조합은 두드러진 시너지 효과를 가질 수 있다. 조합된 치료는 개선된 치료를 제공할 수 있고, 더 짧은 치료 기간들, 치료 동안 환자의 편안함의 증가를 낳을 수 있고, 상이한 치료 효과들을 조합하여 시너지 결과를 낳게 하는 것을 가능하게 할 수 있으며, 환자의 안전 및 본 문서에서 나중에 깊게 설명하는 다른 것들을 개선할 수 있다.
최상의 시너지 효과에 도달하기 위해, 근육 자극 및 RF 치료를 하나의 신체 부위(예를 들어, 동일한 신체 부위)에 제공하는 자기 치료를 표적화하는 것이 바람직하며, 여기서 RF 치료를 제공하는 적어도 하나의 RF 전극은 평탄하고/하거나 환자의 피부와 부합하여 환자의 연조직의 균질한 가열을 보장해야 한다. 동일한 신체 부위에 RF 치료 및 자기 치료를 표적화하기 위해, 예를 들어 자기장 생성 디바이스 및 RF 전극의 적어도 부분적 오버레이를 갖는 식으로 자기장 생성 디바이스 및 RF 전극을 서로 인접하게 위치시킬 필요가 있다. 그러나, RF 전극 및 자기장 생성 디바이스를 매우 근접하게 배열하는 것은 문제가 될 수 있는데, 그 이유는 자기장 생성 디바이스에 의해 생성된 시변 자기장이, 와전류들, 피부 효과 및/또는 RF 전극에서의 다른 물리적 효과들과 같은 원하지 않는 물리적 효과들을 유도할 수 있기 때문이다. 원하지 않는 물리적 효과들은 상당한 에너지 손실, 이러한 디바이스 배열의 비효율성과, 또한 RF 전극의 가열, 디바이스 기능의 영향, 예컨대 디바이스의 부정확한 튜닝, 생성된 에너지들의 부정확한 표적화, 생성된 자기장, 전자기장의 악화 및/또는 다른 것을 야기할 수 있다. RF 전극은 자기장 생성 디바이스에 의해 영향을 받을 수 있고 그 반대도 마찬가지이다.
본 문서에 설명된 디바이스 및 방법은 RF 및 자기 치료에 대해 최대화된 시너지 효과를 제공하기 위한 솔루션을 제시하고, 또한 전달된 자기 및 RF(전자기) 장들의 안전성 및 효율을 보존한다.
본 발명은 적어도 하나의 신체 부위 내의 적어도 하나의 생물학적 구조에 하나 이상의 치료 효과를 제공하기 위한 치료 디바이스 및 방법을 제공한다. 치료 디바이스(treatment device)는 인간 또는 동물 신체들을 형상화하고, 시각적 외관을 개선하고, 근육 기능을 복원하고, 근육 강도를 증가시키고, 근육 볼륨을 변화시키고(예컨대, 증가시키고), 근육의 긴장도를 변화시키고(예컨대, 증가시키고), 근섬유 비대를 야기하고, 근섬유 과형성을 야기하고, 지방 세포들 및 지방 조직의 수 및 볼륨을 감소시키고, 셀룰라이트를 제거하는 것 및/또는 다른 것의 방법에 대한 고유 기회를 제공한다. 치료 디바이스 및 방법은 신체 부위 내의 적어도 하나의 표적 생물학적 구조의 가열을 야기하고 근접하거나 동일한 신체 부위 내에서 근육 수축을 포함하는 근육 자극을 야기하기 위해 고주파(RF) 치료 및 자기 치료의 적용을 이용할 수 있다. 치료 디바이스는 RF 치료를 제공하기 위해 RF 에너지(RF 장이라고 지칭될 수 있음)를 생성하기 위한 치료 에너지 소스로서 RF 전극을 이용하고, 자기 치료를 제공하기 위해 시변 자기장을 생성하기 위한 치료 에너지 소스로서 자기장 생성 디바이스를 이용할 수 있다.
치료의 효율 및 안전성을 향상시키고, 적어도 하나의 RF 전극 및/또는 자기장 생성 디바이스에서 유도되는 에너지 손실 및 원하지 않는 물리적 효과를 최소화하기 위해, 디바이스는 하나 이상의 세그먼트화된 RF 전극을 이용할 수 있고, 세그먼트화된 RF 전극은 자기장 생성 디바이스에 의해 생성된 근방의 시변 자기장의 효과들을 최소화하기 위해 예를 들어 하나 이상의 개구, 컷아웃 및/또는 돌출부를 갖는 RF 전극을 의미한다. 개구는 RF 전극의 본체 내의 틈일 수 있다. 컷아웃은 RF 전극의 경계를 따른 RF 전극의 본체 내의 틈일 수 있다. RF 전극의 본체 내의 틈들은 위로부터의 RF 전극의 뷰를 보여주는, 바닥 프로젝션으로부터의 뷰에 의해 정의될 수 있다. 돌출부들 외부의 개구들, 컷아웃들 및/또는 영역들은 공기, 유전체 및/또는 다른 전기적 절연 물질에 의해 파일링될 수 있다. RF 전극의 개구들, 컷아웃들 및/또는 돌출부들은 RF 전극 내의 와전류들의 유도를 최소화하고, 에너지 손실을 최소화하고, 치료 디바이스의 과열을 억제할 수 있다. 또한, 개구들, 컷아웃들 및/또는 돌출부들은 생성된 RF 치료에 대한 자기 치료의 영향을 최소화할 수 있다. RF 전극의 제안된 설계는, 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라, 동일한 애플리케이터가 적어도 부분적 오버레이를 갖는 자기장 생성 디바이스 및 RF 전극을 포함하는 것을 가능하게 하면서, 본 명세서에 설명된 파라미터들로 환자의 신체의 동일한 부위에 RF 치료 및 자기 치료의 표적화를 가능하게 한다. 하나의 애플리케이터에서의 RF 전극과 자기장 생성 디바이스의 통합은 향상된 치료 표적화 및 긍정적 치료 결과들을 위에서 언급된 최소 부정적 효과들로 가능하게 한다.
또한, 적어도 하나의 RF 회로 및 적어도 하나의 자석 회로의 상호 절연은 전기 및/또는 전자기 신호들 사이의 상호작용을 방지한다.
에너지 저장 디바이스와 조합하여 자기장 생성 디바이스는 근육 수축을 유발하는 강도(자속 밀도일 수 있음)를 갖는 자기장의 생성을 가능하게 한다. 에너지 저장 디바이스는 500V 내지 15kV 범위의 전압을 갖는 전기장의 축적을 가능하게 하는 전기 에너지를 저장하는데 이용될 수 있다. 에너지 저장 디바이스는 자기장 생성 디바이스에게 저장된 전기 에너지를 수 마이크로초 내지 수 밀리초의 임펄스로 공급할 수 있다.
치료 방법은 찢어짐 또는 염증과 같은 근육 및/또는 인대 손상을 최소화하는 근육 수축을 또한 유발하는 하나 이상의 신체 부위의 가열을 가능하게 한다. 피부, 수축된 근육, 수축하는 근육, 이완된 근육, 지방 조직, 지방 조직, 및/또는 치료된 신체 부위의 인접한 생물학적 구조의 가열은 환자가 치료를 불편하게 여길 수 있을 때 임계치를 시프트시킬 수 있다.
따라서, 가열은 근육 수축들 및 후속 이완을 통해 더 많은 근육 동작을 제공하기 위해 더 많은 양의 전자기 에너지(예컨대, RF 및/또는 자기장)가 환자의 신체에 전달되게 할 수 있다. 동일한 신체 부위에서의 RF 치료 및 자기 치료의 적용의 다른 이점은 근육 동작(예를 들어, 반복적 근육 수축들 및 이완에 의해 제공됨)이 표적화된 부위에서 혈액 및 림프 흐름을 가속시키고, 따라서 RF 치료에 의해 생성된 열 에너지의 소산을 개선한다는 것이다. RF 치료 및 자기 치료의 적용은 또한, 핫 스폿들, 에지 효과들 및/또는 다른 바람직하지 않은 효과들의 생성을 방지하는 생물학적 구조 가열의 균질성을 개선한다. 근육 자극을 야기하고 동일한 신체 부위에 가열하는 치료 방법은 지방 조직의 아폽토시스 또는 괴사에 이르게 하는 세포외 기질의 과산증을 초래할 수 있다. RF 치료는 아폽토시스, 괴사, 지방 세포들의 볼륨의 감소, 및 셀룰라이트 제거 중 적어도 하나에 이르게 하는 지방 조직의 선택적 가열을 제공할 수 있다.
본 명세서에 포함되고 본 명세서의 일부를 형성하는 첨부 도면들은 본 개시내용을 도시하고, 상세한 설명과 함께, 본 개시내용의 원리들을 설명하고 관련 기술분야의 통상의 기술자가 본 개시내용을 만들고 이용하는 것을 가능하게 하는 역할을 또한 한다.
도 1a 내지 도 1e는 치료 디바이스의 예시적인 다이어그램들을 도시한다.
도 1f는 치료 디바이스의 예시적인 개별 부분들을 도시한다.
도 2는 애플리케이터, 원격 제어부, 추가적인 치료 디바이스 및 통신 디바이스와 같은 디바이스의 부분들 사이의 예시적인 통신 다이어그램을 도시한다.
도 3은 애플리케이터들, 원격 제어부 및 추가적인 치료 디바이스들과 같은 디바이스의 부분과 서버 사이의 예시적인 통신 다이어그램을 도시한다.
도 4는 치료 디바이스의 통신 매체, 치료 발생기 및 마스터 유닛 사이의 예시적인 통신 다이어그램을 도시한다.
도 5는 치료 디바이스의 통신 매체와 치료 발생기 사이의 통신을 도시한다.
도 6은 치료 디바이스의 예시적인 메인 유닛의 상이한 뷰들을 도시한다.
도 7은 예시적인 인간 기계 인터페이스(HMI)를 도시한다.
도 8a 내지 도 8d는 외부 뷰로부터의 예시적인 애플리케이터의 부분들을 도시한다.
도 9a는 애플리케이터의 바닥 프로젝션으로부터의 예시적인 자기장 생성 디바이스를 도시한다.
도 9b는 예시적인 자기장 생성 디바이스의 두께를 도시한다.
도 10a 내지 도 10g는 예시적인 자기장 생성 디바이스와 관련한 예시적인 RF 전극의 가능한 위치들을 도시한다.
도 11은 예시적인 자기장 생성 디바이스와 관련하여 위치하는 예시적인 RF 전극의 위치의 바닥 프로젝션을 도시한다.
도 12는 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 부분적 오버레이를 갖는 자기장 생성 디바이스 및 RF 전극들을 포함하는 애플리케이터의 바닥 프로젝션을 도시한다.
도 13a 및 도 13b는 개구들을 갖는 예시적인 RF 전극을 도시한다.
도 13c는 개구들, 돌출부들 및 컷아웃들을 갖는 예시적인 RF 전극을 도시한다.
도 13d는 개구들 및 컷아웃들을 갖는 다른 예시적인 RF 전극을 도시한다.
도 13e는 돌출부들을 갖는 예시적인 RF 전극을 도시한다.
도 14a 내지 도 14e는 돌출부들을 갖는 병렬 쌍의 바이폴라(bipolar) RF 전극들을 도시한다.
도 15a 내지 도 15c는 돌출부들을 갖는 바이폴라 RF 전극 쌍들을 도시하며, 제1 RF 전극은 RF 전극 쌍의 제2 RF 전극을 적어도 부분적으로 둘러싸고 있다.
도 16은 자기력선들이 0.1 T보다 큰 차이로 교차하는 하나의 예시적인 돌출부를 도시한다.
도 17은 자석 회로의 예시적인 스키마를 도시한다.
도 18a는 치료 디바이스의 전기적 요소들의 예시적인 스키마를 도시한다.
도 18b는 RF 회로의 예시적인 스키마를 도시한다.
도 19는 임펄스들 또는 펄스들을 포함하는 자기장의 예시적인 조성을 도시한다.
도 20은 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 21은 상이한 유형들의 근육 자극을 도시한다.
도 22는 애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스를 환자의 신체에 부착하기 위한 지지 매트릭스를 도시한다.
도 23은 예시적인 만곡된 애플리케이터의 제1 측면 부분의 섹션을 도시한다.
도 24는 예시적인 대칭화 요소(SYM)를 도시한다.
도 25는 애플리케이터 요소들의 분해도를 도시한다.
도 26은 치료 디바이스의 메인 유닛 내의 구성요소들의 예시적인 공간 배열을 도시한다.
도 27a 내지 도 27d는 자기장들의 동기 적용의 예를 도시한다.
도 27e는 자기장들의 개별 적용의 예를 도시한다.
도 28은 자기장의 예시적인 증가하는 포락선을 도시한다.
도 29는 자기장의 예시적인 감소하는 포락선을 도시한다.
도 30은 자기장의 예시적인 직사각형 포락선을 도시한다.
도 31은 자기장의 예시적인 조합된 포락선을 도시한다.
도 32는 자기장의 다른 예시적인 조합된 포락선을 도시한다.
도 33은 자기장의 예시적인 삼각형 포락선을 도시한다.
도 34는 자기장의 예시적인 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 35는 자기장의 다른 예시적인 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 36은 자기장의 다른 예시적인 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 37은 자기장의 예시적인 스텝 포락선을 도시한다.
도 38은 자기장의 다른 예시적인 스텝 포락선을 도시한다.
도 39는 자기장의 다른 예시적인 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 40은 반복 레이트의 도메인에서의 변조를 포함하는 자기장의 포락선의 예를 도시한다.
도 41은 자기장의 트레인들로부터 형성된 예시적인 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 42는 자기장의 다른 예시적인 조합된 포락선을 도시한다.
도 43은 자기장의 다른 예시적인 조합된 포락선을 도시한다.
도 44는 포락선간 주기의 예를 갖는 자기장의 2개의 예시적인 포락선을 도시한다.
도 1a 내지 도 1e는 치료 디바이스의 예시적인 다이어그램들을 도시한다.
도 1f는 치료 디바이스의 예시적인 개별 부분들을 도시한다.
도 2는 애플리케이터, 원격 제어부, 추가적인 치료 디바이스 및 통신 디바이스와 같은 디바이스의 부분들 사이의 예시적인 통신 다이어그램을 도시한다.
도 3은 애플리케이터들, 원격 제어부 및 추가적인 치료 디바이스들과 같은 디바이스의 부분과 서버 사이의 예시적인 통신 다이어그램을 도시한다.
도 4는 치료 디바이스의 통신 매체, 치료 발생기 및 마스터 유닛 사이의 예시적인 통신 다이어그램을 도시한다.
도 5는 치료 디바이스의 통신 매체와 치료 발생기 사이의 통신을 도시한다.
도 6은 치료 디바이스의 예시적인 메인 유닛의 상이한 뷰들을 도시한다.
도 7은 예시적인 인간 기계 인터페이스(HMI)를 도시한다.
도 8a 내지 도 8d는 외부 뷰로부터의 예시적인 애플리케이터의 부분들을 도시한다.
도 9a는 애플리케이터의 바닥 프로젝션으로부터의 예시적인 자기장 생성 디바이스를 도시한다.
도 9b는 예시적인 자기장 생성 디바이스의 두께를 도시한다.
도 10a 내지 도 10g는 예시적인 자기장 생성 디바이스와 관련한 예시적인 RF 전극의 가능한 위치들을 도시한다.
도 11은 예시적인 자기장 생성 디바이스와 관련하여 위치하는 예시적인 RF 전극의 위치의 바닥 프로젝션을 도시한다.
도 12는 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 부분적 오버레이를 갖는 자기장 생성 디바이스 및 RF 전극들을 포함하는 애플리케이터의 바닥 프로젝션을 도시한다.
도 13a 및 도 13b는 개구들을 갖는 예시적인 RF 전극을 도시한다.
도 13c는 개구들, 돌출부들 및 컷아웃들을 갖는 예시적인 RF 전극을 도시한다.
도 13d는 개구들 및 컷아웃들을 갖는 다른 예시적인 RF 전극을 도시한다.
도 13e는 돌출부들을 갖는 예시적인 RF 전극을 도시한다.
도 14a 내지 도 14e는 돌출부들을 갖는 병렬 쌍의 바이폴라(bipolar) RF 전극들을 도시한다.
도 15a 내지 도 15c는 돌출부들을 갖는 바이폴라 RF 전극 쌍들을 도시하며, 제1 RF 전극은 RF 전극 쌍의 제2 RF 전극을 적어도 부분적으로 둘러싸고 있다.
도 16은 자기력선들이 0.1 T보다 큰 차이로 교차하는 하나의 예시적인 돌출부를 도시한다.
도 17은 자석 회로의 예시적인 스키마를 도시한다.
도 18a는 치료 디바이스의 전기적 요소들의 예시적인 스키마를 도시한다.
도 18b는 RF 회로의 예시적인 스키마를 도시한다.
도 19는 임펄스들 또는 펄스들을 포함하는 자기장의 예시적인 조성을 도시한다.
도 20은 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 21은 상이한 유형들의 근육 자극을 도시한다.
도 22는 애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스를 환자의 신체에 부착하기 위한 지지 매트릭스를 도시한다.
도 23은 예시적인 만곡된 애플리케이터의 제1 측면 부분의 섹션을 도시한다.
도 24는 예시적인 대칭화 요소(SYM)를 도시한다.
도 25는 애플리케이터 요소들의 분해도를 도시한다.
도 26은 치료 디바이스의 메인 유닛 내의 구성요소들의 예시적인 공간 배열을 도시한다.
도 27a 내지 도 27d는 자기장들의 동기 적용의 예를 도시한다.
도 27e는 자기장들의 개별 적용의 예를 도시한다.
도 28은 자기장의 예시적인 증가하는 포락선을 도시한다.
도 29는 자기장의 예시적인 감소하는 포락선을 도시한다.
도 30은 자기장의 예시적인 직사각형 포락선을 도시한다.
도 31은 자기장의 예시적인 조합된 포락선을 도시한다.
도 32는 자기장의 다른 예시적인 조합된 포락선을 도시한다.
도 33은 자기장의 예시적인 삼각형 포락선을 도시한다.
도 34는 자기장의 예시적인 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 35는 자기장의 다른 예시적인 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 36은 자기장의 다른 예시적인 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 37은 자기장의 예시적인 스텝 포락선을 도시한다.
도 38은 자기장의 다른 예시적인 스텝 포락선을 도시한다.
도 39는 자기장의 다른 예시적인 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 40은 반복 레이트의 도메인에서의 변조를 포함하는 자기장의 포락선의 예를 도시한다.
도 41은 자기장의 트레인들로부터 형성된 예시적인 사다리꼴 포락선을 도시한다.
도 42는 자기장의 다른 예시적인 조합된 포락선을 도시한다.
도 43은 자기장의 다른 예시적인 조합된 포락선을 도시한다.
도 44는 포락선간 주기의 예를 갖는 자기장의 2개의 예시적인 포락선을 도시한다.
본 치료 디바이스 및 이용 방법은 적어도 하나의 신체 부위에서 환자의 조직의 적어도 하나의 생물학적 구조의 적어도 일부를 회생시키고, 치유하고/하거나 리모델링을 제공하는 것과 같은 다양한 치료 효과들에 표적화된 근육 자극을 제공하는 치료 및 RF 치료의 조합에 의해 새로운 물리 치료 및/또는 심미적 치료를 제공한다.
생물학적 구조는 동일한 기능, 구조 및/또는 조성을 가질 수 있는 인간 및/또는 동물 신체 내의 임의의 조직일 수 있다. 생물학적 구조는 다음과 같은 임의의 유형의 조직의 적어도 일부를 포함할 수 있거나 이들의 적어도 일부일 수 있다: 결합 조직(예컨대, 힘줄들, 인대들, 콜라겐, 엘라스틴 섬유들), 지방 조직(예컨대, 피하 지방 조직 및/또는 내장 지방 조직의 지방 세포들), 뼈들, 진피 및/또는 다른 조직, 예컨대 적어도 하나의 뉴런, 신경근 판(신경근 접합부), 근육 세포, 하나 이상의 개별 근육, 근육 그룹, 근섬유의 적어도 일부, 세포외 기질의 볼륨, 내분비선, 신경 조직(예컨대, 말초 신경 조직, 뉴런, 신경교, 신경근 판) 및/또는 관절 또는 관절의 일부. 본 출원의 목적을 위해, 생물학적 구조는 표적 생물학적 구조로 불릴 수 있다.
적어도 하나의 표적 생물학적 구조의 적어도 일부에 제공되는 치료 효과는 근육 수축(최대초과 수축들 및/또는 테타니 수축들을 포함함), 근육 경련, 근육 이완 및 생물학적 구조의 가열을 포함할 수 있다. 또한, 치료 효과는 예를 들어 생물학적 구조의 리모델링, 아폽토시스 및/또는 괴사에 의한 지방 세포들의 수 및/또는 볼륨의 감소, 근육 강화, 근육 볼륨 증가, 근섬유 비대의 야기, 근섬유 과형성, 근육 기능의 복원, 근위성 세포 증식 및/또는 근육 세포들로의 분화, 근육 형상의 개선, 근지구력의 개선, 근육 정의, 근육 이완, 근육 볼륨 감소, 콜라겐 섬유의 재구조화, 네오콜라게네시스(neocollagenesis), 엘라스토게네시스(elastogenesis), 콜라겐 치료, 혈액 및 림프 흐름의 개선, 적어도 하나의 표적 생물학적 구조의 적어도 일부의 가속화 및/또는 다른 기능들 또는 이점들을 포함할 수 있다. 치료 디바이스에 의한 신체 부위의 치료 동안, 하나보다 많은 치료 효과가 제공될 수 있고, 가변 치료 효과들이 결합될 수 있다.
표적 생물학적 구조에 제공되는 치료 효과는 신체 형상화, 신체의 윤곽 개선, 신체 토닝, 근육 토닝, 근육 형상화, 신체 형상화, 가슴 올리기, 엉덩이 올리기, 엉덩이 둥글게 함 및/또는 엉덩이 단단하게 함을 낳을 수 있다. 또한, 치료 효과를 제공하는 것은 주름 감소, 피부 회생, 피부 타이트닝, 피부색의 통일, 처진 살의 감소, 입술 향상, 셀룰라이트 제거, 튼살들의 감소 및/또는 흉터들의 제거와 같은 신체 회생을 낳을 수 있다. 치료 효과는 또한 치유 과정의 가속화, 항-부종 효과 및/또는 다른 물리 치료 및 치료 결과에 이르게 할 수 있다.
치료 디바이스는 하나 이상의 유형의 치료 에너지를 제공할 수 있고, 치료 에너지는 자기장(또한 자기 에너지라고도 함) 및 RF 장(RF 에너지라고도 함) 및/또는 자기장(자기 에너지라고도 함)을 포함할 수 있다. 자기장은 자기 치료 동안 제공된다. RF 치료 동안 제공되는 RF 장은 RF 장의 전기적 구성요소 및 RF 장의 자기 구성요소를 포함할 수 있다. RF 장의 전기적 구성요소는 RF 파 또는 RF 파들이라고 지칭될 수 있다. RF 전극은 RF 장, RF 파들 및/또는 RF 장의 다른 구성요소들을 생성할 수 있다.
자기장 및/또는 RF 장은 강도에 의해 특징지어질 수 있다. 자기장의 경우, 강도는 자속 밀도 또는 자속 밀도의 진폭을 포함할 수 있다. RF 장의 경우, 강도는 RF 장 또는 RF 파들의 에너지 플럭스 밀도를 포함할 수 있다.
신체 부위는 지방 조직, 피부 및/또는 다른 것과 같은 다른 연조직 구조에 의해 덮힌 적어도 근육 또는 근육 그룹을 포함하는 환자의 신체의 적어도 일부를 포함할 수 있다. 신체 부위는 치료 디바이스에 의해 치료될 수 있다. 신체 부위는 엉덩이, 새들백, 군살, 복부 부위, 둔부, 다리, 장딴지, 넓적다리, 팔, 몸통, 어깨, 무릎, 목, 팔다리, 브라 지방, 얼굴 또는 턱 및/또는 임의의 다른 조직과 같은 신체 부분일 수 있다. 설명의 목적을 위해, 용어 "신체 부위"는 용어 "신체 부분"과 상호교환가능할 수 있다.
피부 조직은 3개의 기본 요소, 즉 표피, 진피 및 소위 피하 조직으로 불리는 하피로 구성된다. 외측이고 또한 피부의 가장 얇은 층이 표피이다. 진피는 콜라겐, 탄성 조직 및 그물 섬유들로 구성된다. 하피는 피부의 최저 층이고, 모낭근들, 림프관들, 콜라겐 조직, 신경들과 또한 피하 백색 지방 조직(SWAT)을 형성하는 지방을 함유한다. 지방 조직은 적어도 하나의 지질 풍부 세포, 예를 들어 지방질 세포와 같은 지방 세포를 지칭할 수 있다. 지방 세포들은 결합 조직, 섬유성 격벽(지지띠 피부)에 의해 경계를 이루는 소엽들을 생성한다.
소위 내장 지방 조직이라 불리는 지방 조직의 다른 부분은 복강 내에 위치하고, 하피 층에 인접한 근섬유들 아래에 밀접하게, 벽쪽 복막과 내장쪽 복막 사이에 위치하는 내장 백색 지방 조직(VWAT)을 형성한다.
근육은 근섬유, 전체 근육, 근육 그룹, 신경근 판, 말초 신경 및/또는 적어도 하나의 근육의 신경 분포의 적어도 일부를 포함할 수 있다.
심부 근육은, 표면 근육들에 의해 적어도 부분적으로 덮힌 근육 및/또는 지방 조직과 같은, 다른 조직의 두꺼운 층에 의해 덮힌 근육을 지칭할 수 있고, 여기서, 덮는 층의 두께는 두께가 최대 15cm인 적어도 4, 5, 7, 10 또는 그 이상의 센티미터일 수 있다.
개별 근육들은 직근 복부, 빗근 복부, 횡단 복부 및/또는 요방형근(quadratus lumborum)을 포함하는 복부 근육들일 수 있다. 개별 근육들은 대둔근, 중둔근 및/또는 소둔근을 포함하는 엉덩이 근육일 수 있다. 개별 근육들은 대퇴사두근(quadriceps femoris), 봉공근(Sartorius), 대퇴박근(gracilis), 대퇴이두근(biceps femori), 장/단 대내전근(adductor magnus longus/brevis), 전경골근(tibialis anterior), 장지신근(extensor digitorum longus), 장모지신근(extensor hallucis longus), 하퇴삼두(triceps surae), 외측/내측 내장(gastroenemiis lateralis/medialis), 비장근(soleus), 장모지굴근(flexor hallucis longus), 장지굴근(flexor digitorum longus), 단지신근(extensor digitorum brevis), 단모지신근(extensor hallucis brevis), 모지내전근(adductor hallucis), 모지외전근(abductor halluces), 소지외/내전근(ab/adductor digiti minimi), 소지외전근(abductor digiti minimi) 및/또는 척측골간근(interossei plantares)을 포함하는 하지의 근육들일 수 있다. 인대는 가슴의 쿠퍼 인대일 수 있다.
하나의 예는, 지방 세포들의 수 및 볼륨을 감소시키는 것, 근육 강화, 지방 제거, 콜라겐 섬유들의 재구성, 네오콜라게네시스 및 엘라스토게네시스의 가속화, 근육 강화, 근육 기능, 근지구력 및 근육 형상의 개선과 같은 치료 효과를 제공할 수 있는(또는 치료가 궁극적으로 낳을 수 있는) 환자의 복부에 대한 치료 디바이스 및 방법의 적용일 수 있다. 이러한 치료 효과들은 복부 부위의 둘레 감소, 처진 배의 제거 및/또는 복부 부위를 단단하게 하는 것, 셀룰라이트 감소, 흉터 감소, 및 신체의 윤곽, 신체 외관 및 환자의 건강을 또한 개선할 수 있는 복부 근육들의 강화에 의해 신체 자세를 또한 개선하는 것을 야기할 수 있다.
다른 하나의 예는, 지방 세포들의 수 및 볼륨을 감소시키는 것, 콜라겐 섬유들의 재구성, 네오콜라게네시스 및 엘라스토게네시스의 가속화, 근육 강화, 근육 토닝 및 근육 형상화와 같은 치료 효과를 제공할 수 있는(또는 치료가 궁극적으로 낳을 수 있는) 엉덩이를 포함하는 신체 부위에 대한 치료 디바이스 및 방법의 적용일 수 있다. 이러한 치료 효과들은 허리 또는 엉덩이 둘레 감소, 엉덩이 올리기, 엉덩이 둥글게 하기, 엉덩이 단단하게 하기 및/또는 셀룰라이트 감소를 야기할 수 있다.
다른 예는 지방 세포들의 수 및 볼륨의 감소, 근육 강화, 근육 형상화 및 근육 토닝을 제공할 수 있는(또는 치료가 궁극적으로 낳을 수 있는) 넓적다리들을 포함하는 신체 부위에 대한 치료 디바이스 및 방법의 적용일 수 있다. 치료 디바이스 및 방법을 넓적다리를 포함하는 신체 부위에 적용하는 것은 넓적다리의 둘레 감소, 처진 배의 제거 및 셀룰라이트 감소를 야기할 수 있다.
또 다른 예는 지방 세포들의 수 및 볼륨의 감소, 근육 강화, 근육 형상화 및 근육 토닝을 제공할 수 있는(또는 치료가 궁극적으로 낳을 수 있는) 팔을 포함하는 신체 부위에 대한 치료 디바이스 및 방법의 적용일 수 있다. 치료 디바이스 및 방법을 팔을 포함하는 신체 부위에 적용하는 것은 복부의 둘레 감소, 처진 배의 제거 및 셀룰라이트 감소를 야기할 수 있다.
하나 이상의 표적 생물학적 구조에 제공되는 하나 이상의 치료 효과는 하나 이상의 생물학적 구조 내로의 RF 장의 선택적 목표화 및 (근육 수축을 포함하는) 근육 자극을 야기하는 자기장의 적용과 함께 가열을 제공하는 것에 기반할 수 있다. RF 치료는 환자의 신체에서 하나 이상의 생물학적 구조의 선택적 가열, 세포외 기질의 분극화 및/또는 세포막 전위의 변화를 야기할 수 있다. 자기장은 시변 자기장 또는 정적 자기장일 수 있다. 시변 자기장이 이용되는 경우, 자기 치료는 시변 자기 치료로서 지칭될 수 있다. 자기 치료는 하나 이상의 표적 생물학적 구조의 적어도 일부에서 시변 자기장을 생성함으로써 야기되는 근육 수축, 근육 이완, 세포막 분극화, 와전류 유도 및/또는 다른 치료 효과들을 야기할 수 있다. 시변 자기장은 생물학적 구조에서 전류를 유도할 수 있다. 유도된 전류는 근육 수축으로 이어질 수 있다. 근육 수축들은 반복적일 수 있다. 자기장에 의해 제공되는 근육 수축은 최대초과 수축, 테타니 수축 및/또는 불완전한 테타니 수축을 포함할 수 있다. 또한, 자기장은 근육 경련들을 제공할 수 있다.
치료 디바이스를 이용하고, 자기 치료 및 RF 치료를 적용함으로써 제공되는 치료 효과는 결합될 수 있다. 예를 들어, 지방 세포들의 수 및 볼륨의 감소는 실제 치료 동안 또는 치료 후 시간(예를 들어, 3개월 또는 6개월) 동안 근육 강화, 근육 형상화 및/또는 근육 토닝과 함께 달성될 수 있다. 또한, 자기 치료 및 RF 치료의 적용에 의해 치료 디바이스를 이용함으로써 제공되는 효과는 누적될 수 있다. 예를 들어, 지방 세포들의 수 및 볼륨의 조합된 감소에 의해 달성될 수 있는 근육 토닝은 근육 강화와 함께 달성될 수 있다.
치료 방법은 적용된 자기 치료와 조합하여 RF 장에 의해 제공되는 열 치료에 의해 표적 생물학적 구조 중 적어도 하나에 치료 효과를 제공할 수 있다. 표적 생물학적 구조에 대한 치료 효과는 적어도 하나의 생물학적 구조를 가열하고 자기 치료에 의해 근육의 적어도 부분적 근육 수축 또는 근육 수축을 유발하는 것에 의해 제공될 수 있다.
치료 방법은 자기장에 의한 근육 수축이 유발되는 신체 부위의 가열을 가능하게 할 수 있다. 가열은 찢어짐 또는 염증을 포함하는 근육 손상 및/또는 인대 손상을 최소화할 수 있다. 수축 근육 및/또는 인접한 생물학적 구조의 가열은 또한 불편한 치료의 임계치를 시프트할 수 있다. 따라서, RF 장에 의해 야기되는 가열은 더 많은 양의 자기 에너지가 환자의 생물학적 구조에 전달되어 더 많은 근육 동작을 수행하게 할 수 있다. 근육 및/또는 인접한 생물학적 구조의 가열은 또한 근육 수축의 품질 및/또는 레벨을 향상시킬 수 있다. RF 장에 의해 제공되는 가열 때문에, 더 많은 근섬유들 및/또는 근섬유의 더 긴 부분이 자기 치료 동안 수축할 수 있다. 가열은 또한 자기 치료에 의해 생성된 근육 자극들의 투과를 개선할 수 있다. 또한, 적어도 부분적 근육 수축 또는 근육 수축이 반복적으로 유발될 때, 환자의 불편한 가열 임계치가 또한 더 높게 시프트될 수 있다. 이러한 임계치의 시프팅은 더 많은 RF 에너지가 환자의 신체에 전달되는 것을 허용할 수 있다.
반복된 근육 수축에 이은 가열과 조합된 근육 이완은 근육 자극(예컨대, 근육 수축)에 의해 야기되는 불편한 느낌을 억제할 수 있다. 가열과 조합된 근육 자극은 치료 후에 더 양호한 재생을 제공할 수 있고/있거나 지방층염 및 다른 조직 손상의 더 양호한 방지를 제공할 수 있다.
반복된 근육 수축에 이은 (예비 시험에 따른) RF 가열과 조합된 근육 이완은 치료에 있어서 긍정적인 결과들을 가질 수 있고/있거나 당뇨병의 증상들을 억제할 수 있다. RF 장에 의한 생물학적 구조의 가열과 함께, 제공된 자기장에 의해 유도된 반복적 근육 수축은 또한 당뇨병 증상들의 결과를 개선하거나 당뇨병 증상 약물 치료의 결과들에 긍정적인 영향을 미칠 수 있다. 당뇨병 증상들의 치료의 성공은 환자의 복부 부위에 깊게 많은 양의 고주파 에너지의 투과에 의해 야기될 수 있다. 이러한 투과는 조직 내의 증가된 온도 및 많은 양의 RF 에너지 플럭스 밀도와 관련된 환자의 불편한 느낌들의 억제를 야기할 수 있는 자석 치료의 동시 적용에 의해 초래될 수 있다. 또한, 자석 치료는 환자의 신체에 대한 RF 에너지 투과를 또한 증가시킬 수 있는 환자의 조직의 분극화 및 탈분극화를 야기할 수 있다. RF 치료 및/또는 자기 치료는 포도당 대사에 영향을 주거나 당뇨병 증상들을 억제할 수 있는 체중 감소에 도움이 될 수 있다. 당뇨병 증상들을 가진 환자들의 체중 감소 및 운동은 당뇨병 증상들을 억제하는 것을 도울 수 있다고 믿어진다.
자기장에 의한 자기 치료와 조합된 RF 장에 의한 RF 치료의 적용은 또한 근육 세포들에의 근위성 세포들의 증식 및 분화에 긍정적으로 영향을 줄 수 있다. 시험들은 상이한 지속기간, 반복 레이트 및 자속 밀도를 갖는 시간 주기들(예컨대, 아래에 정의된 바와 같은 펄스들 또는 트레인들)을 포함하는 자석 치료가 근위성 세포들의 증식 및 분화를 시작하는데 필요한 자극을 제공할 수 있음을 제안한다.
시험은 또한 상이한 지속기간, 반복 레이트 및 자속 밀도를 갖는 적어도 2개 또는 적어도 3개의 연속적인 시간 주기(예컨대, 아래에 정의된 바와 같은 펄스들, 버스트들 또는 트레인들)를 포함하는 자기장을 제공하는 치료 방법이 근육 충격을 제공할 수 있음을 제안한다. 그 결과, 근위성 세포들의 증식 및 분화를 초래하는 재생 프로세스가 시작되고 전달된 RF 장에 의해 추가로 가속될 수 있다. 근위성 세포들의 증식 및 분화는 근육 강화, 근육 기능의 복원, 근육 볼륨 증가 및 근육 형상, 신체 톤 또는 근육 톤의 개선을 낳을 수 있다.
동일한 신체 부위로의 가열과 함께 적어도 부분적 근육 자극 또는 근육 수축을 적용하는 방법은 세포외 기질의 과산증을 초래할 수 있다. 과산증은 지방 조직의 아폽토시스 및 체중 감소 및 신체 볼륨 감소의 가속화를 초래할 수 있다. 과산증은 지방산들의 세포외 기질로의 방출에 의해 야기될 수 있고, 지방산들의 방출은 집중된 고강도 근육 동작에 의해 야기될 수 있다. 집중된 고강도 근육 동작은 설명된 자기장 생성 디바이스 및 치료 디바이스에 의해 생성된 시변 자기장의 적용에 의해 야기된 많은 수의 반복적 근육 수축들에 의해 제공될 수 있다.
RF 치료의 치료 효과는, 치료된 지방 세포들의 임의의 군집화가 개선된 대사에 의해 방지될 수 있기 때문에, 예를 들어 지방층염 또는 국소 피부 염증의 위험을 감소시키거나 제거함으로써, 자기 치료에 의해 향상될 수 있다. 개선된 혈액 및/또는 림프 흐름은 지방 세포들을 제거하는데 기여할 수 있다. 지방 세포들의 제거는 또한 지방 세포들을 포식하는 더 많은 수의 세포들에 의해 촉진될 수 있다. 자기 치료 및 고주파(RF) 치료의 시너지 효과들은 대사를 상당히 향상시킨다. 따라서, 유해한 이벤트 발생의 가능성이 제한되고, 본 발명에 의해 유도된 치료 결과들이 더 짧은 시간 주기에 도달된다.
치료 디바이스 및 치료 방법은 동일한 환자의 신체 부위의 치료를 제공할 수 있고, 자기 치료 및 RF 치료는 하나 이상의 생물학적 구조의 적어도 일부로 표적화될 수 있다. 표적화된 RF 및/또는 자기 치료에 의해 영향을 받는 환자의 신체 조직의 하나 이상의 볼륨이 근접할 수 있다. 환자의 신체 조직의 적어도 하나 이상의 영향을 받는 생물학적 구조의 적어도 일부의 볼륨은 영향을 받는 조직 볼륨으로서 정의될 수 있고, 전술한 치료 디바이스 및/또는 치료 방법에 의해 제공되는 치료 효과가 발생한다. 치료 효과는 (예를 들어, RF 치료에 의해 제공되는) 조직 온도를 변화시키는 (예를 들어, 자기 치료에 의해 제공되는) 반복된 근육 수축에 의해 그리고/또는 (바람직하게는 RF 치료 및 자기 치료에 의해 제공되는) 환자의 조직 내의 분자들의 적어도 부분적 분극화 및 가속에 의해 야기될 수 있다. 조직 온도의 변화는 예를 들어 정상 조직 온도에 비해 적어도 3℃ 또는 4℃ 또는 5℃ 또는 6℃ 또는 7℃ 또는 10℃의 증가하는 조직 온도를 포함할 수 있다. 또한, 조직 온도의 변화는 동일하거나 상이한 신체 부위에 위치한 치료되지 않은 조직에 비해 1℃ 내지 50℃ 또는 2℃ 내지 30℃ 또는 2℃ 내지 25℃의 범위에서의 조직 온도의 증가 또는 감소를 포함할 수 있다. 변화된 조직 온도는 생물학적 조직의 임의의 볼륨 또는 임의의 부위에서의 온도의 변화로서 해석될 수 있다.
적어도 하나의 RF 치료 및/또는 적어도 하나의 자기 치료에 의한 영향을 받는 조직 볼륨들의 근접성은 2개의 영향을 받는 조직 볼륨 사이의 거리를 의미한다. 적어도 2개의 근접한 영향을 받는 조직 볼륨은 적어도 부분적 오버레이를 가질 수 있으며, 여기서 더 작은 영향을 받는 조직 볼륨의 2% 내지 15% 또는 5% 내지 30% 또는 2% 내지 100% 또는 30% 내지 60% 또는 80% 내지 100% 또는 40% 내지 85%가 더 큰 영향을 받는 조직 볼륨에 의해 오버레이될 수 있다. 또한, 영향을 받는 조직의 볼륨들 사이의 거리는 0.01cm 내지 10cm의 범위 또는 0.01cm 내지 5cm, 0.01cm 내지 3cm, 또는 0.01cm 내지 1cm의 범위에 있을 수 있다. 대안적으로, 위에서 언급된 범위들에서의 오버레이는 더 작거나 더 큰 조직 볼륨들 사이의 임의의 구별 없이 동일한 볼륨을 갖는 2개 이상의 영향을 받는 조직 볼륨에 대해 적용될 수 있다.
도 1a 내지 도 1e는 치료 디바이스의 예시적인 개략도들을 도시한다. 도면들은 메인 유닛 및 애플리케이터에만 적용될 수 있다. 치료 디바이스는 입력 인터페이스(103), 제어 시스템(104), 전원(105), 전력 네트워크(106), 하나 이상의 치료 클러스터(107) 및 하나 이상의 치료 에너지 소스(108)를 포함할 수 있다.
복수의 치료 에너지 소스들(108)은 적어도 하나의 치료 클러스터(107)에 결합되거나 이와 통신할 수 있다. 제어 시스템(104)은 각각의 치료 클러스터에 결합되고 이와 통신할 수 있다.
도 1a 내지 도 1e에서의 치료 디바이스의 도시된 부분들은 회로의 전기적 요소들일 수 있다. 또한, 도 1a 내지 도 1e의 도면들의 하나 이상의 도시된 부분은 복수의 개별 전기적 요소를 포함할 수 있다. 전기적 요소들은 개별 전기적 요소들 사이의 전자기 신호(예컨대, 전기적 신호)를 생성, 전달, 수정, 수신 또는 전송할 수 있다. 전자기 신호는 전류, 전압, 위상, 주파수, 포락선, 전류 값, 신호 진폭 및/또는 이들의 조합에 의해 특성화될 수 있다. 전자기 신호가 치료 에너지 소스에 도달할 때, 각각의 치료 에너지 소스는 치료 에너지 및/또는 장을 생성할 수 있다.
입력 인터페이스(103)는 사용자로부터 입력을 수신할 수 있다. 입력 인터페이스는 인간 기계 인터페이스(HMI)를 포함할 수 있다. HMI는 터치 스크린 디스플레이를 또한 포함할 수 있는, 액정 디스플레이(LCD), 발광 다이오드(LED) 디스플레이, 유기 LED(OLED) 디스플레이와 같은 하나 이상의 디스플레이를 포함할 수 있다. HMI는 치료 디바이스를 조절 또는 제어하기 위한 하나 이상의 제어 요소를 포함할 수 있다. 제어 요소는 적어도 하나의 버튼, 레버, 다이얼, 스위치, 놉, 슬라이드 제어부, 포인터, 터치패드 및/또는 키보드일 수 있다. 입력 인터페이스는 제어 시스템, 전력 네트워크와 통신하거나 이에 결합될 수 있다.
사용자는 운영자(예를 들어, 의사, 기술자, 간호사) 또는 환자 자신일 수 있지만, 치료 디바이스는 환자에 의해서만 동작될 수 있다. 대부분의 경우들에서, 치료 디바이스는 적절한 훈련을 받은 사용자에 의해 동작될 수 있다. 사용자는 대부분의 경우들에서 환자를 제외하고 치료 전 또는 치료 중에 치료 파라미터들에 영향을 미치는 임의의 사람일 수 있다.
제어 시스템(104)은 마스터 유닛 또는 하나 이상의 제어 유닛을 포함할 수 있다. 제어 시스템은 입력 인터페이스(103)의 일체형 부분일 수 있다. 제어 시스템(104)은 입력 인터페이스(103)를 통해 제어될 수 있다. 제어 시스템은 치료 디바이스의 임의의 부분 또는 전기적 요소들을 조절하거나 제어하기 위한 하나 이상의 제어 요소를 포함할 수 있다. 마스터 유닛은 높은 우선순위 명령들을 포함하는 마스터-슬레이브 통신을 치료 디바이스의 다른 부분들에 제공하기 위해 사용자 및/또는 치료 디바이스에 의해 선택될 수 있는 회로의 전기적 요소 또는 치료 디바이스(예컨대, 애플리케이터 및/또는 메인 유닛)의 일부이다. 예를 들어, 마스터 유닛은 치료 디바이스의 다른 부분들에게 높은 우선순위 명령들을 제공하는 입력 인터페이스의 일부 또는 제어 유닛일 수 있다. 치료 디바이스는 마스터-슬레이브 통신들의 체인을 포함할 수 있다. 예를 들어, 치료 클러스터(107)는 치료 클러스터(107)의 전기적 요소들에게 명령들을 제공하는 하나의 제어 유닛을 포함할 수 있는 반면, 치료 클러스터(107)의 제어 유닛은 마스터 유닛에의 슬레이브이다. 제어 시스템(104)은 입력 인터페이스(103), 하나 또는 모든 전원(105), 전력 네트워크(106), 및/또는 치료 디바이스에 존재하는 하나 또는 모든 치료 클러스터들에 결합되거나 이들과 통신할 수 있다. 제어 시스템(104)은 하나 이상의 프로세서(예를 들어, 마이크로프로세서들) 또는 프로세스 제어 블록(PCB)을 포함할 수 있다.
전원(105)은 하나 이상의 치료 클러스터에 전기적 신호를 포함하는 전기 에너지를 제공할 수 있다. 전원은 AC 전압을 DC 전압으로 변환하는 모듈을 포함할 수 있다.
전력 네트워크(106)는 플러그를 나타낼 수 있다. 전력 네트워크는 전력 그리드에의 연결을 나타낼 수 있다. 그러나, 전력 네트워크는 전력 그리드의 필요 없이 치료 디바이스의 동작을 위한 배터리를 나타낼 수 있다. 전력 네트워크는 전체 치료 디바이스 및/또는 그 부분들에게 동작에 필요한 전기 에너지를 제공할 수 있다. 도 1a 내지 도 1e의 예시적인 도면들에 도시된 바와 같이, 전력 네트워크는 입력 인터페이스(103), 제어 시스템(104) 및 전원(105)에 전기 에너지를 제공한다.
치료 클러스터(107)는 각각의 치료 에너지의 생성과 관련된 하나 이상의 전기적 요소를 포함할 수 있다. 예를 들어, (HIFEM으로 지칭되는) 자기 치료를 위한 치료 클러스터는 예를 들어 에너지 저장 요소 및 스위칭 디바이스를 포함할 수 있다. 다른 예로서, RF 치료를 위한 치료 클러스터(RF 클러스터라고 지칭됨)는 예를 들어 전력 증폭 및/또는 필터를 포함할 수 있다.
치료 에너지 소스(108)는 치료 에너지의 특정 소스를 포함할 수 있다. 자기 치료의 경우에, 자기장의 치료 에너지 소스는 자기장 생성 디바이스, 예컨대 자기 코일일 수 있다. RF 치료의 경우에, (RF 파들을 포함하는) RF 에너지의 치료 에너지 소스는 RF 전극일 수 있다.
치료 디바이스는 하나 이상의 치료 회로를 포함할 수 있다. 하나의 치료 회로는 전원, 하나의 치료 클러스터의 전기적 요소들 및 하나의 각각의 치료 에너지 소스를 포함할 수 있다. 자기 치료의 경우에, 자기 회로는 전원, HIFEM 클러스터 및 자기장 생성 디바이스를 포함할 수 있다. RF 치료의 경우에, RF 회로는 전원, RF 클러스터 및 자기장 생성 디바이스를 포함할 수 있다. RF 치료를 위한 치료 회로 내에서 생성 및/또는 전송되는 전자기 신호는 RF 신호라고 지칭될 수 있다. 하나의 치료 클러스터의 각각의 전기적 요소들을 연결하는 배선이 또한 각각의 클러스터에 포함될 수 있다. 이하에서 상세하게 설명되는 도 1a 내지 도 1e에서의 치료 클러스터들 각각은 HIFEM, RF 또는 이들의 조합 중 임의의 것일 수 있다.
하나 이상의 치료 회로 및/또는 그들의 부분들은 제어 시스템(104)의 임의의 부분에 의해 독립적으로 제어되거나 조절될 수 있다. 예를 들어, 하나의 치료 회로의 HIFEM 클러스터의 동작 속도는 다른 치료 회로의 HIFEM 클러스터의 동작에 독립적으로 조절될 수 있다. 다른 예에서, 하나의 치료 회로의 RF 전극의 동작에 의해 전달되는 에너지 플럭스 밀도의 양은 다른 치료 회로의 RF 전극의 동작과 독립적으로 설정될 수 있다.
도 1a는 입력 인터페이스(103), 제어 시스템(104), 전원(105), 전력 네트워크(106), 치료 클러스터 A(107a), 치료 클러스터 B(107b)를 포함하는 2개의 치료 클러스터, 치료 에너지 소스 A(108a) 및 치료 에너지 소스 B(108b)를 포함하는 치료 디바이스의 예시적인 도면을 도시한다. 이러한 경우에, 치료 디바이스는 2개의 치료 회로를 포함할 수 있다. 하나의 치료 회로는 전원(105), 치료 클러스터 A(107a) 및/또는 치료 에너지 소스 A(108a)를 포함할 수 있다. 다른 치료 회로는 전원(105), 치료 클러스터 B(107b) 및/또는 치료 에너지 소스 B(108b)를 포함할 수 있다. 치료 클러스터들(107a 및 107b)은 서로 통신할 수 있다.
도 1b는 입력 인터페이스(103), 제어 시스템(104), 전원 A(105a) 및 전원 B(105b)를 포함하는 2개의 전원, 전력 네트워크(106), 치료 클러스터 A(107a) 및 치료 클러스터 B(107b)를 포함하는 2개의 치료 클러스터, 치료 에너지 소스 A(108a) 및 치료 에너지 소스 B(108b)를 포함하는 치료 디바이스의 예시적인 도면을 도시한다. 이러한 경우에, 치료 디바이스는 2개의 치료 회로를 포함할 수 있다. 하나의 치료 회로는 전원(105a), 치료 클러스터 A(107a) 및/또는 치료 에너지 소스 A(108a)를 포함할 수 있다. 다른 치료 회로는 전원 B(105b), 치료 클러스터 B(107b) 및/또는 치료 에너지 소스 B(108b)를 포함할 수 있다. 치료 클러스터들(107a 및 107b)은 서로 통신할 수 있다.
도 1c는 입력 인터페이스(103), 제어 시스템(104), 전원(105), 전력 네트워크(106), 치료 클러스터 A(107a) 및 치료 클러스터 B(107b)를 포함하는 2개의 치료 클러스터 및 하나의 치료 에너지 소스(108)를 포함하는 치료 디바이스의 예시적인 도면을 도시한다. 이러한 경우에, 치료 디바이스는 2개의 치료 회로를 포함할 수 있다. 하나의 치료 회로는 전원(105), 치료 클러스터 A(107a) 및/또는 치료 에너지 소스(108)를 포함할 수 있다. 다른 치료 회로는 전원(105), 치료 클러스터 B(107b) 및/또는 치료 에너지 소스(108)를 포함할 수 있다. 치료 클러스터들(107a 및 107b)은 서로 통신할 수 있다. 도시된 도면은 RF 치료 및 자기 치료 둘 다를 제공하는 자기장 생성 디바이스를 포함할 수 있다.
도 1d는 입력 인터페이스(103), 제어 시스템(104), 전원(105), 전력 네트워크(106), 치료 클러스터 A1(107a), 치료 클러스터 A2(107aa), 치료 클러스터 B1(107b), 치료 클러스터 B2(107bb)를 포함하는 4개의 치료 클러스터 및 치료 에너지 소스 A1(108a), 치료 에너지 소스 A2(108aa), 치료 에너지 소스 B1(108b) 및 치료 에너지 소스 B2(108bb)를 포함하는 4개의 치료 에너지 소스를 포함하는 치료 디바이스의 예시적인 도면을 도시한다. 이러한 경우에, 치료 디바이스는 4개의 치료 회로를 포함할 수 있다. 제1 치료 회로는 전원(105), 치료 클러스터 A1(107a) 및/또는 치료 에너지 소스(108a)를 포함할 수 있다. 제2 치료 회로는 전원(105), 치료 클러스터 A2(107aa) 및/또는 치료 에너지 소스 A2(108aa)를 포함할 수 있다. 제3 치료 회로는 전원(105), 치료 클러스터 B1(107b) 및/또는 치료 에너지 소스 B1(108b)을 포함할 수 있다. 제4 치료 회로는 전원(105), 치료 클러스터 B2(107bb) 및/또는 치료 에너지 소스 B2(108bb)를 포함할 수 있다. 제1 치료 회로 및 제2 치료 회로의 치료 에너지 소스들은 하나의 애플리케이터에 위치될 수 있는 반면, 제3 치료 회로 및 제4 치료 회로의 치료 에너지 소스들은 다른 애플리케이터에 위치될 수 있다.
도 1e는 입력 인터페이스(103), 제어 시스템(104), 전원 A(105a) 및 전원 B(105b)를 포함하는 2개의 전원, 전력 네트워크(106), 치료 클러스터 A1(107a), 치료 클러스터 A2(107aa), 치료 클러스터 B1(107b), 치료 클러스터 B2(107bb)를 포함하는 4개의 치료 클러스터 및 치료 에너지 소스 A1(108a), 치료 에너지 소스 A2(108aa), 치료 에너지 소스 B1(108b) 및 치료 에너지 소스 B2(108bb)를 포함하는 4개의 치료 에너지 소스를 포함하는 치료 디바이스의 예시적인 도면을 도시한다. 이러한 경우에, 치료 디바이스는 4개의 치료 회로를 포함할 수 있다. 제1 치료 회로는 전원 A(105a), 치료 클러스터 A1(107a) 및/또는 치료 에너지 소스(108a)를 포함할 수 있다. 제2 치료 회로는 전원 A(105a), 치료 클러스터 A2(107aa) 및/또는 치료 에너지 소스 A2(108aa)를 포함할 수 있다. 제3 치료 회로는 전원 B(105b), 치료 클러스터 B1(107b) 및/또는 치료 에너지 소스 B1(108b)을 포함할 수 있다. 제4 치료 회로는 전원 B(105b), 치료 클러스터 B2(107bb) 및/또는 치료 에너지 소스 B2(108bb)를 포함할 수 있다. 제1 치료 회로 및 제2 치료 회로의 치료 에너지 소스들은 하나의 애플리케이터에 위치될 수 있는 반면, 제3 치료 회로 및 제4 치료 회로의 치료 에너지 소스들은 다른 애플리케이터에 위치될 수 있다.
도 1f는 적어도 하나의 애플리케이터(12), 원격 제어부(13), 추가적인 치료 디바이스(14), 및/또는 통신 디바이스(15)에 연결되거나 결합된 메인 유닛(11)을 포함하는, 치료 디바이스의 개별 부분들을 도시한다. 추가적인 치료 디바이스는 전체 치료 디바이스와 동일한 독립성 레벨 상에 있을 수 있다.
치료 디바이스는 원격 제어부(13)를 포함할 수 있다. 원격 제어부(13)는 환자가 치료 동안 어떠한 불편을 느낄 때 사용자가 불편 버튼을 누를 수 있도록 안전 목적을 위해 불편 버튼을 포함할 수 있다. 불편 버튼이 눌러질 때, 원격 제어부(13)는 신호를 메인 유닛에 전송하고 치료를 중지할 수 있다. 또한, 원격 제어부(13)는 인간 기계 인터페이스(HMI)를 통해 사용자에게 알릴 수 있다. 불편한 동안의 치료를 중지하기 위해, 불편 버튼의 동작은 마스터 유닛으로부터의 명령들을 무시할 수 있다. 대안적으로, 불편 버튼은 메인 유닛(11)에 결합되거나 그의 일부일 수 있다.
메인 유닛(11)은 메인 유닛(11)에 의해 전력을 공급받을 수 있는 하나 이상의 추가적인 치료 디바이스(14)에 결합되거나 연결될 수 있다. 그러나, 메인 유닛(11)을 포함하는 치료 디바이스는 하나 이상의 추가적인 치료 디바이스(14)와 소프트웨어에 의해 페어링될 수 있다. 또한, 하나 이상의 추가적인 치료 디바이스(14)는 또한 그들 자신의 에너지 소스 또는 소스들에 의해 전력을 공급받을 수 있다. 통신 디바이스(15), 추가적인 치료 디바이스(14), 원격 제어부(13) 및 적어도 하나의 애플리케이터(12) 각각은 메인 유닛(11)과 통신할 수 있다. 통신은 정보를 전송 및/또는 수신하는 것을 포함할 수 있다. 통신은 인터넷 네트워크, 로컬 네트워크, RF 파들, 음향 파들, 광 파들, 3G, 4G, 5G, GSM, HUB 스위치, LTE 네트워크, GSM 네트워크, 블루투스 및/또는 다른 통신 방법들 또는 프로토콜들에 의하는 것과 같이 유선 및/또는 무선으로 제공될 수 있다.
추가적인 치료 디바이스(14)는 적어도 하나의 표적 생물학적 구조에 치료 효과를 야기하기 위해 환자의 신체에 적어도 하나의 유형의 치료 에너지(예를 들어, RF 장, 자기장, 초음파, 광, 시변 기계 압력, 충격파, 또는 전류)를 제공할 수 있는 임의의 디바이스일 수 있다. 추가적인 치료 디바이스(14)는 예를 들어 자석, 고주파, 광, 초음파, 가열, 냉각, 마사지, 플라즈마 및/또는 전기 치료와 같이 적어도 하나의 치료를 위한 치료 에너지를 생성하는 적어도 하나의 전기적 요소를 포함할 수 있다. 추가적인 치료 디바이스(14)는 메인 유닛(11)으로부터의 명령들 없이 적어도 하나의 치료를 제공할 수 있다. 추가적인 치료 디바이스(14)는 메인 유닛(11), 통신 디바이스(15) 및/또는 다른 추가적인 치료 디바이스들(14)과 통신할 수 있다. 추가적인 치료 디바이스들(14)은 동일한 또는 다른 회사의 임의의 다른 디바이스일 수 있고, 이러한 디바이스는 특정한 하나 이상의 유형의 치료 에너지를 제공할 수 있다. 추가적인 치료 디바이스(14)는 치료 디바이스의 연장일 수 있으며, 추가적인 치료 디바이스(14)는 메인 유닛(11)의 HMI에 의해 정의된 파라미터들을 갖는 치료 에너지를 제공할 수 있다.
통신 디바이스(15)는 유선 및/또는 무선으로 메인 유닛(11)에 연결될 수 있다. 통신 디바이스(15)는 랩톱 또는 데스크톱 컴퓨터와 같은 컴퓨터, 또는 스마트폰, 또는 전자 태블릿과 같은 모바일 전자 디바이스일 수 있다. 통신 디바이스는 치료와 링크된 정보, 치료 디바이스의 기능, 및/또는 다른 정보를 전송 및/또는 수신할 수 있다. 추가적인 치료 디바이스(14) 및/또는 통신 디바이스(15)는 하나 이상의 추가적인 또는 통신 디바이스를 통해 메인 유닛(11)과 직접적으로 또는 메인 유닛(11)과 간접적으로 통신할 수 있다. 통신을 제공하기 위해, 통신 디바이스는 전송 및/또는 수신된 정보를 처리하는 수신기, 전송기 및 제어 유닛을 포함할 수 있다.
치료 디바이스의 개별 부분으로부터의 또는 그것에의 전송 및/또는 수신된 정보는 통신 디바이스(15)와 메인 유닛(11) 사이의 통신으로부터의 데이터, 애플리케이터(12)와 메인 유닛(11) 사이의 통신으로부터의 데이터, 추가적인 치료 디바이스(14)와 메인 유닛(11) 사이의 통신으로부터의 데이터 및/또는 원격 제어부(13)와 메인 유닛(11) 사이의 통신으로부터의 데이터를 포함할 수 있다. 전송 및/또는 수신된 정보는 블랙 박스, 클라우드 저장 공간 및/또는 다른 저장 디바이스들에 저장될 수 있다. 블랙 박스는 메인 유닛(11)의 일부 또는 치료 디바이스의 임의의 다른 부분일 수 있다. 다른 저장 디바이스는 USB, 다른 메모리 디바이스 및/또는 내부 메모리를 갖는 통신 디바이스일 수도 있다. 전송 및/또는 수신된 정보의 적어도 일부는 HMI에 의해 또한 표시될 수 있다. 전송 및/또는 수신된 정보는 HMI를 통해 사용자에 의해 그리고/또는 제어 시스템에 의해 자동으로 표시, 평가 및/또는 변경될 수 있다. 전송 및/또는 수신된 정보의 하나의 유형은 미리 결정된 또는 현재의 값 또는 하나 이상의 치료 파라미터 또는 환자 정보의 선택일 수 있다. 환자 정보는 예를 들어 환자의 성별, 나이 및/또는 환자의 체형을 포함할 수 있다.
전송 및/또는 수신된 정보는 또한 통신 디바이스들의 서브세트인 지원 센터, 예컨대 서비스 및/또는 판매 부서와 같은 외부 기관들에게 또한 통지할 수 있다. 외부 기관들에 대한 전송 및/또는 수신된 정보는 치료 디바이스의 상태, 하나 이상의 제공된 치료의 이력, 치료 디바이스의 동작 이력, 소프트웨어 업데이트 정보, 마모 정보, RF 전극의 내구성, 자기장 생성 디바이스의 내구성, 치료 경고들에 관한 정보, 지불된 치료들 또는 크레디트들의 횟수의 정보와 같은 치료 크레디트/청구 정보, 및/또는 다른 동작 및 이용 정보를 포함할 수 있다.
하나의 가능한 유형의 전송 및/또는 수신된 정보는 하나 이상의 애플리케이터(12), 원격 제어부(13), 추가적인 치료 디바이스들(14), 및/또는 통신 디바이스들(15)의 연결의 인식일 수 있고, 정보에 따라, 치료 디바이스는 연결된 추가적인 치료 디바이스(14) 및/또는 애플리케이터(12)의 유형을 수동으로 또는 자동으로 인식할 수 있다. 자동 인식은 제어 시스템에 의해 제공될 수 있다. 하나 이상의 애플리케이터(12)의 연결, 추가적인 치료 디바이스들(14) 및/또는 통신 디바이스들(15)의 연결에 관한 정보에 기반하여, 치료 디바이스는 HMI의 실제화를 제공하고, 애플리케이터들에 대한 연결 및/또는 새로운 치료 옵션들의 가능한 최적화에 관한 통지를 보여줄 수 있다. 새로운 치료 옵션들의 가능한 최적화는, 예를 들어 적어도 하나의 치료 파라미터의 조절, 추가적인 치료 에너지 소스의 구현, 새로운 치료 에너지 소스의 파라미터들의 변경 및/또는 다른 것을 포함할 수 있다. 치료 디바이스(예컨대, 제어 시스템)는 새롭게 연결된 애플리케이터(12) 및/또는 추가적인 치료 디바이스들(14)에 기반하여 조절 치료 파라미터들을 자동으로 조절하거나 제공할 수 있다. 연결된 애플리케이터(12), 추가적인 치료 디바이스(14) 및/또는 통신 디바이스(15)의 인식은 특정한 커넥터들(예컨대, 특정한 핀 커넥터)에 의해 기반될 수 있다. 또한, 연결의 인식은 연결된 부분의 임피던스와 같은 특정한 물리적 특성에 의해 또는 애플리케이터 또는 그 연결된 부분에 의해 메인 유닛(11)에 제공되는 특정한 신호에 의해 제공될 수 있다. 메인 유닛(11), 애플리케이터(12), 원격 제어부(13), 추가적인 치료 디바이스(14) 및/또는 통신 디바이스(15)와 같은 치료 디바이스의 개별 부분들 사이의 연결은 유선 및/또는 무선으로(예컨대, RFID 태그, RF, 블루투스, 및/또는 광 전자기 펄스들에 의해) 제공될 수 있다. 애플리케이터(12)는 충분히 전력공급될 와이어에 의해 메인 유닛(11)에 연결될 수 있다. 대안적으로, 적용은 메인 유닛(11) 및/또는 통신 디바이스(15)와 통신하기 위해 무선 연결을 통해 연결될 수 있다. 연결된 애플리케이터(12), 추가적인 치료 디바이스(14) 및/또는 통신 디바이스(15)는 소프트웨어 인식, 특정 이진 ID, 치료 디바이스에서 구현된 리스트로부터 선택된 부분들의 수동 인식, 및/또는 페어링 적용에 의해 인식될 수 있다.
메인 유닛(11) 내의 커넥터 측은 애플리케이터의 커넥터 측 및/또는 추가적인 치료 디바이스의 커넥터 측에 포함된 정보를 판독 및/또는 인식할 수 있는 유닛을 포함할 수 있고, 판독 및/또는 인식된 정보에 기반하여, 애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스는 메인 유닛(11)에 인식될 수 있다. 메인 유닛(11)의 커넥터 측은 연결의 제1 측 커넥터로서 기능할 수 있고, 여기서 애플리케이터 또는 추가적인 치료 디바이스의 연결은 연결의 제2 측 커넥터로서 기능할 수 있다. 정보의 전송, 정보의 수신 및/또는 제1 측 커넥터에 의한 제2 측 커넥터의 인식은 이들 2개의 커넥터 측 사이의 전도성 접촉에 의해, 광학 판독에 의해 그리고/또는 제1 측 커넥터에 의해 제공된 인식에 의해 수신된 이진 정보에 기반할 수 있다. 광학 인식은, 예를 들어, 특정한 애플리케이터들(12)에 대한 특정 QR 코드들, 바코드들 등의 판독에 기반할 수 있다.
메인 유닛(11)에 위치된 제1 측 커넥터는 애플리케이터(12) 및/또는 추가적인 치료 디바이스(14)로부터 케이블의 제2 측 커넥터에서 구현된 이진 정보를 판독/인식할 수 있는 유닛을 포함할 수 있다. 제2 측 커넥터에서의 구현된 정보는 SD 카드에 저장될 수 있다. 이러한 구현된 정보에 기반하여, 치료 디바이스의 임의의 부분은 메인 유닛(11)에 의해 인식될 수 있다.
치료 디바이스의 개별 부분들(예를 들어, 메인 유닛(11), 원격 제어부, 하나 이상의 애플리케이터, 하나 이상의 추가적인 치료 디바이스 및/또는 통신 디바이스들을 포함함) 사이의 통신은 피어-투-피어(P2P라고 지칭됨) 및/또는 마스터-슬레이브 통신에 기반할 수 있다. P2P 통신 동안, 치료 디바이스의 개별 부분들은 그 명령들의 동일한 우선순위를 갖고/갖거나 서로 직접 통신할 수 있다. P2P 통신은 치료 디바이스의 연결된 개별 부분들의 초기 인식 동안 이용될 수 있다. P2P 통신은, 통신 디바이스들 사이에서와 같이, 치료 동안에 치료 디바이스의 일부 부분들 사이에서 이용될 수 있다.
마스터-슬레이브 통신은 개별적인 환자의 각각의 치료 동안에, 그 이전에 그리고/또는 그 이후에 적어도 짧은 시간 동안 치료 디바이스의 개별 부분들 사이에서 이용될 수 있다. 마스터-슬레이브 통신 동안, 치료 디바이스의 하나의 부분은 가장 높은 우선순위를 갖는 명령들을 제공할 수 있다. 예를 들어 메인 유닛(11)으로서 치료 디바이스의 개별 부분이 가장 높은 우선순위를 갖는 명령들을 제공할 수 있으며 마스터 유닛이라고 지칭된다. 치료 디바이스는 전원 및/또는 하나 이상의 제어 유닛과 같은 개별 전기적 요소 사이의 적어도 하나의 마스터-슬레이브 통신을 포함할 수 있고, 여기서 하나 이상의 제어 유닛은 마스터로서 동작한다.
마스터 유닛은 치료 이전에, 치료 이후에 그리고/또는 치료 동안에 사용자에 의해 선택될 수 있다. 사용자는 치료 디바이스의 이용가능한 개별 부분들 또는 전기적 요소들로부터 마스터 유닛을 선택할 수 있다. 따라서, 사용자는 메인 유닛(11), 애플리케이터(12), 원격 제어부(13), 추가적인 치료 디바이스(14) 또는 통신 디바이스(15)를 마스터 유닛으로서 선택할 수 있다. 마스터 유닛은 치료 디바이스의 개별 부분에 존재하는 선택된 제어 유닛, 예를 들어 메인 유닛(11) 내의 제어 유닛일 수 있다. 사용자는 치료 파라미터들의 조절을 용이하게 하기 위해 마스터 유닛을 선택할 수 있다. 사용자는 또한 통신 디바이스(15)를 마스터 유닛으로서 선택할 수 있고, 여기서 마스터 디바이스로서 선택된 통신 디바이스는 하나보다 많은 치료 디바이스의 제어를 제공할 수 있다. 메인 유닛(11)은 환자의 체온, 치료 디바이스의 개별 요소들 상의 전압 및/또는 다른 것과 같은 치료의 적어도 하나의 파라미터를 모니터링하고 평가하며, 심지어 그 사이에 연결이 있더라도 안전한 치료를 제공하게 할 수 있는 마스터 유닛으로서 제어 유닛을 포함할 수 있다. 또한, 마스터 유닛은 인간 기계 인터페이스 외부의 독립적인 전기적 요소일 수 있다. 마스터 유닛은 인간 기계 인터페이스를 통해 사용자에 의해 제어될 수 있다.
대안적으로, 마스터 유닛은 치료 디바이스의 연결된 부분들의 미리 결정된 우선순위 값에 기반하여 자동으로 선택될 수 있다. 선택된 마스터 유닛은 변경되지 않은 채로 있을 수 있고, 치료 디바이스의 이미 선택된 부분은 전체 치료 동안 마스터 유닛으로서 동작할 수 있다. 그러나, 마스터 유닛의 선택은 사용자의 명령 우선순위 및/또는 선택에 기반하여 치료 동안 변경될 수 있다. 마스터 유닛은 또한 제조 구성에 따라 결정되거나 공장 리셋에 의존할 수 있다. 예를 들어, 원격 제어부(13)는 환자가 불편을 느낄 때 치료를 중지하기 위해 가장 높은 우선순위를 갖는 명령을 제공할 수 있고, 치료는 치료 디바이스의 어떤 개별 부분이 마스터 유닛으로서 설정되었고 그 치료의 파라미터들을 설정했는지에 관련 없이 중지될 것이다.
도 2 내지 도 5는 메인 유닛(11)과 하나 이상의 애플리케이터(12), 원격 제어부들(13), 추가적인 치료 디바이스들(14), 및/또는 통신 디바이스들(15) 사이의 통신에서 이용될 수 있는 몇몇 가능한 마스터-슬레이브 통신 방식들을 도시한다. 도 2에 따르면, 하나 이상의 치료 발생기(201)는 RF 전극 및/또는 자기장 생성 디바이스와 같은 치료 에너지 소스에 신호를 제공하기 위해 수정된 전기적 신호를 생성한다. 치료 발생기들(201)은 치료 디바이스 및/또는 메인 유닛의 회로에 존재하는 전기적 요소들의 그룹 중 적어도 2개의 멤버 또는 전기적 요소들의 그룹을 포함할 수 있다. 전기적 요소들의 그룹은 제어 유닛, 전원, 동축 케이블들의 시스템, 하나 이상의 스위치, 하나 이상의 에너지 저장 디바이스, 하나 이상의 핀 다이오드, 하나 이상의 LC 회로, 하나 이상의 LRC 회로, 하나 이상의 전력 증폭기 및/또는 제어된 방식으로 전기적 신호를 능동적으로 수정하는 치료 디바이스의 다른 부분을 포함할 수 있다. 치료 발생기는 제어된 방식으로 전기적 신호의 수정을 제공할 수 있다.
제어된 방식으로 전기적 신호를 수정하는 것은 예를 들어 환자의 조직 및/또는 RF 전극들에 걸쳐 측정된 임피던스 정합에 기반하여, 제공된 RF 치료의 임피던스 조절을 제공하고/하거나 제어하는 것을 포함할 수 있다. 능동적으로 수정된 전기적 신호는 전기적 신호가 주파수, 대칭화, 진폭, 전압, 위상, 강도 등과 같은 상이한 파라미터들을 가질 수 있는 식으로 해석될 수 있다. 전기적 신호의 파라미터들은 환자의 유형, 치료 파라미터들을 포함하는 치료 요건들에 기반할 수 있다. 또한, 전기적 신호의 파라미터들은 RF 에너지의 측정된 정상파 비, 조직의 온도, RF 전극의 온도, 애플리케이터의 내부의 온도, 애플리케이터의 표면의 온도, 치료 디바이스의 개별 요소들의 전류 및 전압, 및/또는 다른 것과 같은 피드백 정보에 대해 수정될 수 있다.
도 2의 도면은 치료 디바이스 통신에 대한 임의의 비인가 침입을 방지하고 개인 사용자 데이터 및/또는 계좌를 보호하는 보안(203)을 도시한다. 보안(203)은 컴퓨터 바이러스들, 비인가 액세스로부터 치료 디바이스를 보호하고/하거나 비인가 매체 또는 사람에 의한 판독 또는 변경으로부터 치료 디바이스의 개별 부분들 사이의 통신을 보호할 수 있다. 보안(203)은 통신 및/또는 항바이러스 서비스들에서 이용되는 정보의 코딩을 제공하여, 치료 디바이스 및/또는 통신으로의 원하지 않는 이진 코드의 침입을 방지할 수 있다. 보안(203)은 통신 동안 생성된 실수들을 정정할 수 있다. 보안(203)은 치료 디바이스에 대한 비인가/원하지 않는 외부 디바이스의 연결을 차단할 수 있다.
도 2에서의 보안(203)은 마스터 유닛(202)과 통신 인터페이스(204) 사이의 통신 다이어그램에 위치될 수 있다. 보안(203)은 또한 요소 사용자(208), 서비스(207), 및/또는 판매(206)의 일부일 수 있다. 보안(203)은 또한 통신 인터페이스(204)와 통신 매체(205), 치료 발생기(201) 사이에 위치될 수 있고/있거나 이들의 일부일 수 있다.
통신 인터페이스(204)는 치료 디바이스 및/또는 다른 통신 측들 또는 매체의 적어도 2개의 부분 사이의 통신을 가능하게 하기 위해 전기, 전자기, 적외선 및/또는 다른 신호를 판독가능한 형태로 변환할 수 있게 하는 하드웨어 및/또는 소프트웨어 구성요소들을 포함할 수 있다. 통신 인터페이스(204)는 정보 및/또는 데이터의 통신 및/또는 코딩을 제공할 수 있다. 통신 인터페이스(204)는, 예를 들어, 치료 디바이스와 온라인 네트워크 또는 서버 사이의 통신을 제공하는 모뎀 또는 GSM 모듈일 수 있다. 통신 인터페이스(204)는 마스터 유닛(202), 치료 발생기(201), 및/또는 치료 디바이스의 다른 부분의 일부일 수 있다.
통신 매체(205)는 통신 데이터를 전달하는 매체일 수 있다. 통신 매체(205)는 치료 디바이스와 사용자(208), 서비스(207) 및/또는 판매(206) 사이의 통신에 이용될 수 있다. 통신 매체(205)는, RF 파들, 음향 파들, 광학 파들, GSM, 3G, 4G, 5G, HUB 스위치, 블루투스, Wi-Fi 및/또는 하나 이상의 서버를 포함할 수 있는 다른 매체와 같은, 원칙적으로, 와이어, SD 카드, 플래시 메모리, 동축 와이어, 임의의 전도성 연결, 서버, 일부 종류의 네트워크일 수 있다.
통신 데이터/정보는 치료 디바이스의 개별 부분들 및/또는 사용자(208), 서비스(207) 및/또는 판매(206)와 같은 개별 사용자들 또는 서비스들로 재지향될 수 있다. 통신 데이터/정보는 마스터 유닛(202), 통신 매체(205) 및/또는 치료 발생기(201)에 의해 재지향될 수 있다. 예를 들어, 서버는 사용자(208)에 대한 데이터를 필터링하고 서비스(207) 제어 유닛 및/또는 치료 디바이스의 다른 부분으로 재지향될 다른 통신 정보를 필터링할 수 있다.
도 2의 "사용자(208)"라고 불리는 요소는 사용자에 의해 제어되는 HMI의 표현일 수 있다. 대안적으로, 도 2의 "사용자(208)"라고 불리는 요소는 사용자에 의해 제어되는 다른 통신 디바이스(개인용 컴퓨터, 랩톱, 모바일, 태블릿 등)의 표현일 수 있고, 여기서 통신 디바이스는 치료 디바이스의 적어도 하나의 부분에 정보를 전송하고/하거나 치료 디바이스의 적어도 하나의 부분으로부터 정보를 수신할 수 있다. 이 통신 채널에 의해 제공되는 정보는 치료 프로토콜의 유형, 치료 효과에 관한 정보, 하나 이상의 치료 파라미터의 실제 값 및/또는 미리 결정된 값, 피드백 정보, 치료된 신체 부위의 선택, 치료 전과 후의 거동의 추천들 및/또는 다른 정보일 수 있다. 정보의 적어도 일부는, 예를 들어 모바일 폰, 태블릿 또는 랩톱을 위한 소프트웨어 적용에 의해, 치료 디바이스를 제어하는 사용자와 또한 환자에게 전송될 수 있다.
도 2의 서비스(207)는 치료 디바이스에 관한 정보에 대한 인가된 액세스를 갖는 서비스 부서를 나타낼 수 있다. 서비스(207)는 치료 디바이스를 제공하거나 제조하는 회사의 서비스 부서일 수 있고, 회사의 서비스 부서와 사용자 사이의 통신은 HMI, 통신 디바이스를 통해 그리고/또는 사전 프로그래밍된 소프트웨어 인터페이스를 통해 자동으로 제공될 수 있다. 이 통신 채널에 의해 제공되는 정보는 치료 디바이스의 개별 전기적 요소의 마모, 임의의 RF 전극 및/또는 자기장 생성 디바이스의 내구성, 개별 전기적 요소의 오작동, 디바이스의 가능한 소프트웨어 최적화 및/또는 실제화, 다른 추가적인 치료 디바이스의 연결을 위한 적용들의 제공 및/또는 다른 것을 포함할 수 있다. 치료 디바이스의 최적화 및/또는 실제화는 예를 들어 치료 디바이스 소프트웨어에 대한 원격 액세스 및/또는 에러 수정을 포함할 수 있다.
도 2의 판매(206)는 치료 디바이스에 관한 정보에 대한 인가된 액세스를 갖는 판매 부서일 수 있다. 판매(206)는 사용자에게 치료 디바이스에 추가될 수 있는 액세서리 유형을 통지할 수 있다. 또한, 판매(206)는 치료 디바이스의 플러그-인 모듈들의 판매들을 중재하고/하거나 액세서리들의 판매들을 중재할 수 있다. 또한, 판매(206)는 청구 및 대여 시스템과 링크된 제안을 제공할 수 있다. 판매(206)로의 또는 이로부터의 통신에 의해 교환되는 정보는 예를 들어, 치료들의 횟수, 치료들의 시간, 및/또는 적용된 치료의 유형, 애플리케이터들에 관한 정보 및/또는 다른 것들일 수 있다.
치료 디바이스는 치료 이력, 동작 이력, 치료 디바이스의 개별 부분들 사이의 통신, 청구 및 대여 시스템으로부터의 또는 이에 대한 데이터, 동작 에러들, 및/또는 다른 정보에 관한 데이터를 저장하기 위한 블랙 박스를 포함할 수 있다. 데이터는 통신 매체(예컨대, 저장 클라우드 및/또는 서버)를 통해 판매(206), 서비스(207) 및/또는 사용자(208)에게 액세스가능할 수 있다. 치료 디바이스는 치료 디바이스 및/또는 각각의 추가적인 치료 디바이스들의 이용에 대한 요금들을 관리하기 위한 청구 및 대여 시스템을 포함할 수 있다. 청구 및 대여 시스템은 청구서를 준비하기 위해 이러한 정보를 제공자에게 전송할 수 있다. 블랙 박스로부터의 데이터는 서비스 기술자, 회계사 및/또는 관리자 액세스를 가진 다른 사람과 같은 검증된 인가된 직원에 의해 다운로드될 수 있다. 인가된 사람의 검증은 특정한 키, 패스워드, 여러 비트의 소프트웨어 코드 및/또는 특정한 상호연결 케이블에 의해 제공될 수 있다.
청구 및 대여 시스템은 사용자 계좌로부터 감산된 크레디트들에 기반할 수 있다. 크레디트들은 치료 디바이스의 제공자, 예를 들어 치료 디바이스의 생산자에 의해 미리 정의될 수 있다. 크레디트들은 치료 디바이스가 동작 중인 시간 동안 재충전될 수 있고/있거나 사용자 및/또는 제공자의 하나 이상의 치료 디바이스와 링크된 온라인 계좌로 재충전될 수 있다. 크레디트들은 선택된 치료 프로토콜 또는 신체 부위에 따라 감산될 수 있다. 개별적인 하나 이상의 치료 및/또는 치료의 일부에 대한 크레디트 값은 치료 시작 전에, 치료 동안에 그리고/또는 치료 후에 사용자에게 표시될 수 있다. 사용자의 계좌에서의 크레디트가 소진된 경우, 치료 디바이스는 크레디트들이 재충전될 때까지 임의의 추가적인 치료를 가능하지 않게 할 수 있다. 크레디트들은 개별 치료에 대해 변경된 화폐로서 이용될 수 있고, 여기서 상이한 치료는 치료의 유형, 치료의 지속기간, 이용된 애플리케이터들의 수, 및/또는 다른 요인들에 기반하여 상이한 양의 크레디트들을 치를 수 있다. 크레디트들은 치료 디바이스의 개별 부분, 전체 치료 디바이스, 치료 디바이스의 하드웨어 또는 소프트웨어 확장들, 및/또는 치료 디바이스에 속하는 다른 소모품들 및 여분의 부분들을 대여 또는 구매하는데 또한 이용될 수 있다. 크레디트 시스템이 재충전될 수 있는 인터페이스는 치료 디바이스의 일부, HMI 및/또는 웹사이트 인터페이스를 통해 액세스가능한 온라인일 수 있다.
하나 이상의 소프트웨어 확장(예컨대, 소프트웨어 적용들)이 치료 디바이스 및 치료 방법과 링크될 수 있다. 하나 이상의 소프트웨어 확장은 스마트폰, 태블릿, 컴퓨터 및/또는 다른 전자 디바이스와 같은 임의의 통신 디바이스에 다운로드될 수 있다. 소프트웨어 확장은 치료 디바이스의 메인 유닛 및/또는 다른 부분과 통신할 수 있다. 설치된 소프트웨어 확장을 갖는 통신 디바이스는 하나 이상의 치료 파라미터 또는 치료와 연관된 정보의 표시 또는 조절에 이용될 수 있다. 이러한 표시가능한 치료 파라미터들 및 치료와 연관된 정보는, 예를 들어 치료의 시간 진행, 개별 치료들 이전 및/또는 이후의 치료된 신체 부위의 측정된 크기, 적용된 버스트들 또는 트레인들의 개략도들, 치료의 남아 있는 시간, 환자의 심박수, 환자의 체온, 예컨대 신체 표면의 온도, 제공된 치료의 유형들, 치료 프로토콜의 유형, 이전의 치료에 대한 환자의 신체 파라미터들(예컨대, 체지방 백분율)의 비교, 및/또는 치료의 실제 치료 효과(예컨대, 근육 수축 또는 근육 이완)를 포함할 수 있다. 치료 스케줄, 개별 치료들 간의 진행 매핑, 다른 사람들과 비교한 치료 결과들의 백분위수 및/또는 치료 이전 및/또는 이후의 거동의 추천들에 대해 환자에게 알리기 위해 소프트웨어 확장이 환자에게 또한 제공될 수 있다. 거동의 추천들은 예를 들어, 하루 동안 환자가 마셔야 하는 물의 양, 환자의 식단을 어떻게 해야 하는지, 치료 이전 및/또는 이후에 환자가 해야 하는 운동의 유형과 양 및/또는 치료 결과들을 개선할 수 있는 다른 정보의 추천들을 포함할 수 있다.
치료 발생기(201), 마스터 유닛(202), 보안(203), 통신 인터페이스(204), 통신 매체(205), 사용자(208), 서비스(207) 및/또는 판매(206)와 같은 통신 다이어그램의 개별 요소들 사이의 통신은 양방향 또는 다방향일 수 있다.
사용자(208), 서비스(207), 판매(206), 통신 매체(205) 사이의 연결, 및/또는 치료 발생기(201)와 마스터 유닛(202) 사이의 연결은 안전한 통신을 제공하고 에러들을 제거하기 위해 보안(203)에 의해 안전하게 될 수 있다. 보안(203)은 마스터 유닛(202)과 통신 인터페이스(204) 사이에 그리고/또는 통신 매체(205)와 통신 인터페이스(204) 사이에 위치될 수 있다.
도 3에 도시된 바와 같이, 사용자(208), 서비스(207), 및/또는 판매(206)와 치료 디바이스 사이의 원격 액세스 통신의 다른 옵션은 서버(301)에 의해 제공될 수 있다. 서버(301)는 보안(203)을 포함할 수 있다. 보안(203)은 사용자(208), 서비스(207), 및/또는 판매(206)의 개별 액세스에서 구현될 수 있다.
도 4에 도시된 바와 같이, 통신 매체(205)는 하나 이상의 치료 발생기(201)와 통신할 수 있다. 하나 이상의 치료 발생기(201)는 마스터 유닛(202)과 통신할 수 있다. 통신 매체(205)로부터의 정보는 치료 발생기(201)가 정보를 마스터 유닛(202)에 전송하기 전에 보안(203)에 의해 검증될 수 있다.
도 5는 통신 매체(205)와 하나 이상의 치료 발생기(201A-201D) 사이의 통신의 개략도를 도시한다. 치료 발생기 A(201A)는 적어도 하나 이상의 치료 발생기(201B-201D)와 통신할 수 있다. 다른 치료 발생기 B(201B)는 또한 하나 이상의 치료 발생기(201A, 201C, 201D)와 통신할 수 있다. 치료 발생기 C(201C)는 치료 발생기 A(201A)와 직접 통신하지 않을 수 있고 치료 발생기 B(201B)를 통해 통신할 수 있다. 보안(203)은 각각의 치료 발생기(201A-201D) 사이의 그리고/또는 치료 발생기(201A)와 통신 매체(205) 사이의 통신 경로에 있을 수 있다.
도 6은 치료 디바이스의 메인 유닛(11)을 도시한다. 메인 유닛(11)은 HMI(61), 인공호흡기 그리드(62), 적어도 하나의 애플리케이터 홀더(63a 및 63b), 적어도 하나의 디바이스 제어부(64), 애플리케이터 커넥터들(65a 및 65b), 적어도 하나의 메인 전원 입력부(66), 메인 유닛(11)의 만곡된 커버(67), 휠들(68), 메인 유닛 커버 개구(69), 메인 유닛 핸들(70), 및/또는 로고 영역(71)을 포함할 수 있다. 메인 전원 입력부(66)는 전력 그리드 또는 전력 네트워크에 결합 또는 연결을 제공할 수 있다.
치료 디바이스의 인공호흡기 그리드(62)는 하나의 조각으로서 설계될 수 있고/있거나 열 소산을 제공하기 위해 복수의 인공호흡기 그리드들(62)로 분할될 수 있다. 인공호흡기 그리드(62)는 메인 유닛(11)을 동작시키는 사람을 향하고 있고, 바닥을 향하고 있고, 보이지 않을 수 있고/있거나 인공호흡기 그리드(62)는 메인 유닛(11)의 측들 상에 있을 수 있다. 인공호흡기 그리드의 바닥-대면 위치는 환자에 대한 교란 잡음을 최소화하는데 이용될 수 있는데, 그 이유는 전기 에너지에 의해 전력을 공급받는 메인 유닛(11) 및/또는 전기적 요소들의 냉각 등의 프로세스들이 잡음을 생성할 수 있기 때문이다. 메인 유닛(11)의 표면 상의 모든 인공호흡기 그리드들(62)의 표면 영역은 100㎠ 내지 15000㎠, 또는 200㎠ 내지 1000㎠, 또는 300㎠ 내지 800㎠의 범위에 있을 수 있다.
메인 유닛(11)과의 조작은 메인 유닛(11)의 바닥부 상의 회전 휠들(68) 및/또는 메인 유닛 핸들(70)에 의해 제공될 수 있다. 치료 디바이스를 제공하는 회사의 로고 영역(71)은 메인 유닛 핸들(70) 아래에 그리고/또는 만곡된 커버(67) 및 HMI(61) 상의 어디에도 위치될 수 있다.
도 6에 도시된 바와 같이, 환자를 향하는 메인 유닛(11)의 전면은 메인 유닛의 만곡된 커버(67)로서 설계될 수 있다. 환자를 향하는 메인 유닛(11)의 전면은 메인 유닛(11)의 바닥 프로젝션에 따라 직각을 갖지 않을 수 있다. 환자를 향하는 메인 유닛(11)의 전면은 메인 유닛(11)의 내부를 덮는 하나, 둘 또는 그 이상의 조각으로서 설계될 수 있다. 만곡된 대면하는 측을 갖는 메인 유닛(11)은 환자의 지원 근처에서 메인 유닛(11) 그 자체의 조작을 개선할 수 있고, 여기서 메인 유닛(11)과 환자의 다양한 민감한 신체 부분들(예컨대, 손가락들)의 충돌 위험이 최소화된다. 메인 유닛(11)의 대면 측은 또한 메인 유닛 커버 개구(69)를 포함할 수 있다. 메인 유닛 커버 개구(69)는 환자 또는 치료된 신체 부위의 온도를 모니터링하기 위한 열 카메라, 하나 이상의 애플리케이터의 위치, 환자의 움직임을 모니터링하기 위한 카메라, 및/또는 다른 것을 포함할 수 있다. 메인 유닛 커버 개구(69)는 메인 유닛의 만곡된 커버(67) 내에서 개구에 의해 표현될 수 있다. 메인 유닛 커버 개구(69)는 추가적인 치료 디바이스들을 연결하기 위한 하나 이상의 커넥터를 포함할 수 있다. 또한, 메인 유닛 커버 개구(69)는 환자의 움직임, 치료된 신체 부위 및/또는 생물학적 구조의 가열을 스캐닝하기 위한 카메라, 적외선 센서와 같은 하나 이상의 센서를 포함할 수 있다. 이러한 센서들로부터의 정보에 기반하여, 환자가 움직이거나, 피부 표면이 온도 임계치 한계에 도달하거나, 치료된 신체 부위 및/또는 다른 것을 결정할 때 하나 이상의 치료 파라미터의 실제 값 및/또는 미리 결정된 값이 최적화될 수 있다. 메인 유닛(11)의 전면은 또한 하나 이상의 애플리케이터 커넥터(65a 및/또는 65b)를 포함할 수 있다.
환자에 대면하는 애플리케이터 커넥터들(65a 및 65b)은 운영자(예를 들어, 의사 또는 기술자)에 대면하는 측에 연결된 애플리케이터들보다 환자의 신체에 더 가까울 수 있다. 따라서, 애플리케이터를 메인 유닛(11)과 연결하는 연결 튜브(814)의 길이가 최소화될 수 있다. 더 짧은 연결 튜브들(814)에 의해 연결된 애플리케이터 및/또는 복수의 애플리케이터와의 조작은 더 긴 연결 튜브(814)와 연결된 애플리케이터와의 조작보다 더 용이할 수 있다. 메인 유닛(11)의 전면은 코너들 및/또는 각도들을 갖지 않을 수 있고, 적어도 부분적으로 타원형 및/또는 원형 곡률을 포함할 수 있다. 곡률은 20cm 내지 150cm, 30cm 내지 100cm, 30cm 내지 70cm, 또는 40cm 내지 60cm의 범위 내의 곡률 반경을 가질 수 있고, 메인 유닛(11)의 전면의 곡률 각도는 30° 내지 200°, 또는 50° 내지 180°, 또는 90° 내지 180°의 범위 내에 있을 수 있다. 곡률 각도는 아래에 더 상세히 논의되는 바와 같이 도 23의 섹션(26)의 각도(30)로 정의되는 것과 동일한 원리로 정의될 수 있다.
메인 유닛(11)은 하나 이상의 애플리케이터 홀더(예컨대, 63a 및 63b)를 포함할 수 있다. 대안적으로, 하나 이상의 애플리케이터 홀더가 메인 유닛(11)에 결합될 수 있다. 각각의 애플리케이터 홀더(63a 및 63b)는 상이한 유형들의 애플리케이터에 대한 특정 설계를 가질 수 있다. 애플리케이터 홀더(63a 및 63b)는 각각 단일의 애플리케이터(12a 또는 12b)를 유지할 수 있다. 각각의 애플리케이터 홀더(63a, 63b)는 여러 기능들을 가질 수 있다. 예를 들어, 애플리케이터 홀더들(63a 및 63b)은 애플리케이터의 적어도 일부를 사전 가열 또는 사전 냉각하는데 이용될 수 있다. 또한, 애플리케이터 홀더들(63a 및 63b)은 다른 HMI를 포함할 수 있고, 선택된 치료, 하나 이상의 치료 파라미터의 실제 값 및/또는 미리 결정된 값에 관한 정보를 표시하는데 이용될 수 있다. 또한, 애플리케이터 홀더(63a 및/또는 63b)는 애플리케이터가 이용 준비가 되어 있는지의 표시를 제공할 수 있다. 또한, 애플리케이터 홀더(63a 및/또는 63b)는 애플리케이터의 적어도 일부의 전류 값 온도를 표시할 수 있다. 이 표시는 색상 번쩍임 또는 진동에 의해 제공될 수 있다. 애플리케이터 홀더(63a 및/또는 63b)는, 환자와 접촉하는 애플리케이터의 부분의 온도와 같은, 하나 이상의 치료 파라미터 및/또는 애플리케이터 파라미터의 실제 값 및/또는 미리 결정된 값을 설정하는데 이용될 수 있다.
메인 유닛(11)은 메인 유닛(11)의 스위치 온 및 오프, 전력 입력 파라미터들의 수동 설정 및/또는 다른 기능들을 위한 디바이스 제어부(64)를 포함할 수 있다. 애플리케이터 커넥터들(65a 및 65b)은 메인 유닛(11) 및 애플리케이터들로부터의 전기 및/또는 전자기 신호의 전달에 이용될 수 있다. 애플리케이터 커넥터들(65a 및 65b)은 (연결 튜브(814)를 통해) 하나 이상의 애플리케이터, 통신 디바이스, 추가적인 치료 디바이스, 및/또는 USB, SSD 디스크, 진단 디바이스들, 및/또는 최신 기술로 알려진 다른 메모리 저장 디바이스들과 같은 메모리 저장 디바이스들을 연결하는데 이용될 수 있다. 1개, 2개 또는 그 이상의 애플리케이터의 연결을 위한 애플리케이터 커넥터들(65)(예를 들어, 65a 및/또는 65b)은 메인 유닛(11) 또는 메인 유닛(11)의 측면에 위치할 수 있다. 동축 케이블들의 길이는 전송된 전기적 신호의 주파수와 링크될 수 있다. 하나 이상의 애플리케이터(12a 및/또는 12b)와의 더 용이한 조작을 제공하기 위해, 메인 유닛(11)으로부터 예를 들어 애플리케이터(12a)(및 이에 따른 연결 튜브(814))로의 연결의 길이는 가능한 한 길어야 한다. 그러나, 메인 유닛(11) 내의 전기적 요소들 사이의 적어도 하나의 동축 케이블의 길이는 적어도 치료 에너지 소스(예컨대, RF 에너지를 제공하기 위한 RF 전극)에 보내진 전송된 전기적 신호(예컨대, RF 신호)의 주파수와 링크될 수 있다. 따라서, 메인 유닛 내부의(예컨대, 전원과 애플리케이터 커넥터(65a 및/또는 65b) 사이의) 적어도 하나의 동축 케이블의 길이는 가능한 한 짧을 수 있다. 메인 유닛(11)에 위치된 동축 케이블의 길이는 3cm 내지 40cm, 또는 7cm 내지 30cm, 또는 10cm 내지 20cm의 범위에 있을 수 있다. 메인 유닛(11)에 연결된 하나 이상의 애플리케이터(12a 또는 12b)와의 조작을 최적화하기 위해, 애플리케이터 커넥터들(65a 및 65b)은 메인 유닛(11)의 만곡된 전면 상에 위치될 수 있다.
HMI(61)는 하나 이상의 치료 파라미터의 실제 값 및/또는 미리 결정된 값을 나타내는 터치 스크린 디스플레이를 포함할 수 있다. 터치 스크린은 표시된 치료 파라미터들을 선택하고/하거나 이들을 조절하기 위한 옵션을 제공할 수 있다. HMI(61)는 2개의 디스플레이 섹션(61a) 및 선택 섹션(61b)으로 분할될 수 있다. 디스플레이 섹션(61a)은 하나 이상의 치료 파라미터의 실제 값 및/또는 미리 결정된 값 및 사용자에 대한 다른 정보를 표시할 수 있다. HMI(61)의 선택 섹션(61b)은 치료 파라미터들 및/또는 치료의 다른 조절의 선택에 이용될 수 있다. HMI는 하나 이상의 애플리케이터(12), 메인 유닛(11), 추가적인 치료 디바이스(14)에 포함되거나 그에 결합되거나 그의 일부일 수 있고/있거나 다른 하나 이상의 통신 디바이스(15)에 포함될 수 있다.
HMI는 메인 유닛(11)에 포함될 수 있다. HMI는 메인 유닛(11) 상의 수평 배향으로 고정될 수 있거나, HMI(61)는 바닥 또는 다른 수평 지지 표면에 대해 0°와 90° 사이에서 배향되거나 기울어질 수 있다. HMI(61)의 평면과 바닥 사이의 각도는 적어도 하나의 이음부에 의해 조절될 수 있거나 적어도 하나의 데카르트 좌표들을 중심으로 회전될 수 있다. HMI(61)는 분리가능한 HMI, 예를 들어 태블릿의 형태일 수 있다. HMI(61)는 메인 유닛(11)으로부터의 HMI(61)의 거리 및/또는 메인 유닛(11) 및 사용자에 대한 HMI(61)의 배향을 조절할 수 있는 홀더에 의해 1개, 2개 또는 3개의 데카르트 좌표에 따라 신축식 및/또는 회전식으로 조절될 수 있다. 홀더는 적어도 1개, 2개 또는 3개의 구현된 이음부 부재를 포함할 수 있다.
하나의 HMI(61)는 제공자에 의해 제공되는 하나보다 많은 유형의 치료 디바이스에 이용될 수 있다. HMI 소프트웨어 인터페이스는 하나 이상의 추가적인 치료 디바이스 및/또는 통신 디바이스에 포함된 메인 유닛 소프트웨어의 일부 또는 소프트웨어의 일부일 수 있다. 소프트웨어 인터페이스는 통신 디바이스, 추가적인 치료 디바이스, 플래시 메모리 디바이스, 판매들을 갖는 원격 연결, 서비스 및/또는 인터넷과의 연결에 의해 다운로드 및/또는 실제화될 수 있다.
도 26은 메인 유닛(11)의 내부의 예시적인 레이아웃을 도시한다. 메인 유닛(11)의 내부는 복수의 전기적 요소 제어 시스템, 하나 이상의 제어 RF 회로, 자석 회로 및/또는 치료 디바이스의 정확한 기능을 위해 필요한 다른 요소들을 포함할 수 있다. 메인 유닛(11) 내의 개별 요소들의 위치는 데카르트 좌표들에 의해 환자를 대면하는 전면의 바닥부 에지에서 제로 값들을 갖는 것으로 설명될 수 있다. 메인 유닛(11)은 하나 이상의 지주(74)를 포함할 수 있다. 적어도 2개의 지주(74)는 메인 유닛(11)에 대한 구성을 생성하기 위해 그 단부들에서 다른 수직 지주들(74)에 고정될 수 있는 X-형상을 생성할 수 있다. 메인 유닛(11)은 치료 디바이스의 하나 이상의 제어 유닛, PCB, 전원, 스위치, 에너지 저장 디바이스 및/또는 다른 전기적 요소와 같은 전기적 요소를 냉각하도록 구성된 적어도 하나의 냉각 시스템(78)을 포함할 수 있다. 냉각 시스템(78)은 애플리케이터에 제공되는 냉각 유체를 제공 및/또는 냉각하는데 이용될 수 있다. SYM 요소(79)는 Z 좌표의 상위 1/3, 및 X 좌표의 처음 1/3에 위치할 수 있으며, Y 좌표는 상관없다. SYM의 기능은 이하에서 설명된다. 메인 유닛(11)은 또한 알루미늄 또는 다른 금속 물질들로 형성된 하나 이상의 케이스(72)를 포함할 수 있다. 하나 이상의 케이스(72)는 메인 유닛(11)의 다른 부분으로부터 메인 유닛(11)의 하나 이상의 내부 부분의 전기, 전자기 및/또는 방사선 절연(나중에는 단지 절연으로서만)을 제공할 수 있다. 예를 들어, RF 회로(73)의 적어도 일부는 케이스들 중 하나에서 X 및 Z 좌표들의 마지막 1/3에 위치할 수 있다. RF 회로 및/또는 자석 회로의 적어도 일부에 전력을 공급하는 전원(75)은 X 좌표의 마지막 1/3 및 Z 좌표의 처음 1/3에 위치될 수 있고, 에너지 저장 디바이스(76)는 하나 이상의 RF 회로로부터 적어도 부분적으로 절연될 수 있다. 복수의 자기 회로가 이용되는 경우, 복수의 자석 회로는 각각으로부터 적어도 부분적으로 절연될 수 있다. 앞서 언급한 바와 같이, 에너지 저장 디바이스(76)로부터 애플리케이터 커넥터(65)로 이어지는 동축 케이블의 짧은 길이를 보장하기 위해, 양쪽 요소들(에너지 저장 디바이스(76) 및 애플리케이터 커넥터(65)(예컨대, 65a))은 X 및 Z 좌표의 처음 절반에서와 같이, X 및 Z 좌표의 동일한 절반에 위치할 수 있다. 자석 회로의 박스(77)에 의해 표현되는 다른 전기적 요소들은 X 좌표의 처음 절반 및 Z 좌표의 두 번째 1/3에 위치할 수 있다.
도 7은 HMI(61)의 예시적인 디스플레이 인터페이스(700)를 도시한다. HMI(61)는 하나 이상의 애플리케이터 심볼(701)을 표시할 수 있다. 하나 이상의 애플리케이터 심볼(701) 및 그들의 색상들은 연결 품질, 이용가능한 또는 연결된 애플리케이터들의 수 및/또는 유형, 메인 유닛(11)에 연결되고/되거나 치료에 수반되는 추가적인 치료 디바이스들을 나타낼 수 있다. 리스트(702)는 치료 프로토콜들의 리스트가 기록 또는 조절될 수 있는 페이지 또는 상이한 디스플레이 레이아웃으로 재지향될 수 있다. 치료 프로토콜들의 리스트(702)는 하나 이상의 치료 파라미터(예를 들어, 자기장의 강도, RF 장의 강도, 자기 임펄스들의 강도, 자기 펄스들의 강도, 펄스 지속기간, 버스트 지속기간, 개별 버스트의 조성, 듀티 사이클들, 포락선의 형상, 치료 시간, 치료 부분들의 조성, 치료 동안의 생물학적 구조의 임계 온도, 및/또는 다른 파라미터들)에서의 하나 이상의 미리 결정된 값을 포함할 수 있다. 치료 파라미터들의 리스트는 개별 환자들 또는 신체 부위에 대해 최적화된 하나 이상의 저장된 치료 프로토콜을 포함할 수 있다. 치료 프로토콜을 선택한 후에, 치료 파라미터들은 사용자에 의해 추가적으로 최적화될 수 있다. 또한, 치료 파라미터들은 환자 신체 유형(예컨대, 깡마른, 날씬한, 평균 체중, 과체중, 또는 비만), 또는 환자의 BMI, 성별, 연령 그룹(예컨대, 30 미만, 30-39, 40-49, 50-59, 60 및 더 연상)과 같은 추가적인 환자의 파라미터들을 선택함으로써 조절될 수 있다. 또한, 치료 파라미터들은 치료 프로토콜의 일부만을 선택함으로써 추가로 최적화될 수 있다.
HMI(61)는 몇몇 기능들을 가질 수 있는 하나 이상의 슬라이더를 포함할 수 있다. 예를 들어, 슬라이더(703)는 리스트(702), 치료 아이콘(704), 또는 기록들(707)과 같이, 인터페이스의 어느 페이지가 이용되고 있는지를 선택하기 위한 내비게이터로서 이용될 수 있다. 또한, 슬라이더(703)는 치료의 끝까지 얼마나 많은 시간이 남아 있는지를 나타내는데 이용될 수 있다.
치료 아이콘(704)은 도 7에 도시된 인터페이스를 나타낼 수 있다. 타이머(705)는 치료 지속기간, 치료의 남은 시간, 및/또는 치료의 경과 시간을 나타낼 수 있다. "프로토콜 1" 아이콘(706)은 선택되고/되거나 현재 적용되거나 적용이 준비된 프로토콜 번호의 유형을 나타낼 수 있다. "기록들"(707)은 치료들의 기록된 이력, 치료된 환자들에 관한 정보, 청구 및 대여 시스템에 관한 정보, 청구 정보 및/또는 치료의 크레디트 비용에 관한 정보를 인터페이스의 다른 페이지로 재지향시킬 수 있다. "기록들"(707)은 크레디트 계좌에 얼마나 많은 크레디트들이 남아 있는지, 얼마나 많은 크레디트들이 소비되었는지, 치료 디바이스가 얼마나 오랫동안 이용되었는지, 및/또는 다른 청구 정보를 표시할 수 있다. 심볼 "설정"(708)에 의해 예시된 아이콘은 사용자를, 예를 들어 디바이스에 의해 생성된 사운드의 멜로디 및/또는 강도 및/또는 디스플레이의 밝기의 설정을 포함하는 치료 디바이스의 설정에 재지향시킬 수 있다. 치료 디바이스에 의해 생성된 사운드 및/또는 디스플레이의 밝기는 치료 이전 및/또는 치료 동안에 상이할 수 있다. "설정들(708)" 인터페이스는 또한 메인 유닛과 애플리케이터, 추가적인 치료 디바이스, 및/또는 통신 디바이스 사이의 연결의 날짜, 시간, 언어, 유형 및/또는 파라미터들을 변경하게 할 수 있다. "설정"(708) 인터페이스는 치료 디바이스 및 그 연결된 부분들의 보정 및 기능 스캔을 시작하기 위한 아이콘들을 포함할 수 있다. "설정"(708) 인터페이스는 소프트웨어 정보, 소프트웨어 이력 및/또는 소프트웨어 실제화, 서비스와 접촉하고/하거나 에러 프로토콜을 전송하기 위한 버튼, 동작 모드의 유형(예컨대, "기본" 또는 치료 디바이스의 허용된 추가적인 설정을 갖는 "전문"), 치료들에 대한 크레디트들을 재충전할 가능성, 공장 설정에 대한 복원, 및/또는 다른 설정들을 제공할 수 있다.
강도 표시들(709)은 백분위수, 숫자, 파워의 형태로 그리고/또는 다른 포맷으로 예시된 바와 같을 수 있다. 강도 표시들(709)은 치료 에너지 소스의 강도를 조절할 수 있는 아이콘에 인접하여 위치될 수 있다. 강도 표시들(709)은 (예를 들어, 강도 바(710)에서의 숫자로서) 아이콘 아래, 위 및/또는 그 안에 위치되고/되거나 치료 에너지 소스의 강도를 조절할 수 있는 다른 시각화로서 위치될 수 있다. 제공된 에너지의 하나의 치료 에너지 소스(예컨대, RF 장 또는 자기장)를 나타내는 각각의 강도 바(710)는 그 자신의 강도 표시들(709)을 가질 수 있다. 치료 디바이스는 복수의 애플리케이터(714)를 포함할 수 있고, 예를 들어, 제1 애플리케이터 A 및 제2 애플리케이터 B가 치료 디바이스의 메인 유닛에 연결될 수 있다. 이러한 방식으로, 애플리케이터들 A 및 B는 동일한 근육 그룹 내의 상이한 근육들에 적용될 수 있거나, 또는 다른 쌍을 이룬 근육들 또는 협력 근육들 중에서, 좌측 및 우측 엉덩이, 복부의 좌측 및 우측, 좌측 및 우측 넓적다리와 같은 쌍 근육들에 적용될 수 있다. 치료 에너지를 제공하는 연결된 애플리케이터들 및/또는 추가적인 치료 디바이스들의 수는 2보다 더 낮거나 더 높을 수 있다.
도 7에 도시된 바와 같이, 각각의 애플리케이터는 자기 치료(718)(도 7의 목적을 위해 HIFEM A 및 HIFEM B로서 표시되고 예시적인 인간 기계 인터페이스에서 보여지는 좌측 HMI 부분) 및/또는 RF 치료(712)(도 7의 목적을 위해 RF A 및 RF B로서 표시되고 예시적인 HMI에서 보여지는 우측 HMI 부분)를 제공할 수 있다.
각각의 RF 장 및/또는 자기장의 강도는 예를 들어 강도 바들(710)을 통해 개별 자기 강도 스크롤러(719) 및/또는 RF 강도 스크롤러(711)의 스크롤링에 의해 독립적으로 조절될 수 있다. 하나 이상의 스크롤러 또는 강도 바는 독립적으로 이동되거나, 하나의 애플리케이터에 의해 함께 제공되는 복수의 자기장, 복수의 RF 장 및/또는 복수의 RF 및 자기장을 함께 조절하기 위해 다른 스크롤러 또는 강도 바와 함께 이동될 수 있다. 또한, 하나 이상의 스크롤러 또는 강도 바는 독립적으로 제어되거나, 2개의 애플리케이터에 의해 함께 제공되는 복수의 자기장, 복수의 RF 장 및/또는 복수의 RF 및 자기장을 함께 조절하기 위해 다른 스크롤러 또는 강도 바와 함께 이동될 수 있다. 하나 이상의 강도 바(710)는 색상에 의해 구별될 수 있고, 강도 스크롤러(719 또는 711)에 의해 그리고/또는 강도 버튼들(720)에 의해 조절될 수 있다. 강도 버튼들(720)은, 1% 또는 2% 또는 5% 또는 10%와 같은 고정된 증분만큼, 또는 최대 가능한 장 강도의 1% 내지 10%의 범위 또는 1% 내지 5%의 범위에서 RF 장 및/또는 자기장 강도를 변경(예컨대, 증가 또는 감소)할 수 있다. 자기장 및/또는 RF 장의 강도는 각각의 치료 에너지 소스에 대해 독립적으로 조절될 수 있다. 또한, 자기장 및/또는 RF 장의 강도는 하나 이상의 애플리케이터, 추가적인 치료 디바이스 및/또는 치료 에너지 소스의 선택 및/또는 연결에 의해 조절될 수 있다.
하나 이상의 RF 전극 및/또는 자기장 생성 디바이스의 동작은 동기화될 수 있고, 1개, 2개 또는 그 이상의 강도 스크롤러(719) 및/또는 강도 버튼(720)에 의해 제어될 수 있다. 치료는 (예를 들어, 치료를 시작한 후에) 일시정지 버튼으로 자동으로 변경될 수 있는 시작 버튼(713)에 의해 시작될 수 있다. 치료는 치료 동안에 중지 버튼(716)에 의해 재시작 및/또는 중지될 수 있다. 인터페이스는 또한 치료가 불편할 때 원격 제어를 통해 환자에 의해 활성화될 수 있는 불편 버튼(717)의 표시자를 보여줄 수 있다. 불편 버튼(717)이 활성화될 때, 치료는 자동으로 및 즉시 중단(예컨대, 일시정지 또는 중지)될 수 있다. 불편 버튼(717)이 활성화될 때, 치료 디바이스는 사운드 신호를 포함하는 청각적 경보를 포함하는 인간 지각가능한 신호를 제공할 수 있다. 또한, 인간 지각가능한 신호는, 예를 들어, 번쩍이는 색상을 포함하는 시각적 경보를 포함할 수 있다. 환자의 불편에 기반하여, 사용자는 예를 들어 치료 파라미터들 또는 치료 프로토콜, 애플리케이터의 부착 또는 결합을 조절할 수 있다. 인터페이스는 또한 치료 디바이스를 스위치 온 또는 오프하는 소프트웨어 전력 스위치(715)를 포함할 수 있다.
도 7에 도시된 바와 같이, HMI는 RF 치료를 위한 2개의 강도 바(예를 들어, 710) 및 자기 치료를 위한 2개의 강도 바를 포함할 수 있다. 또한, HMI는 RF 치료를 위한 2개의 강도 스크롤러(예를 들어, 711) 및 자기 치료를 위한 2개의 강도 바(예를 들어, 719)를 포함할 수 있다. 또한, HMI는 RF 치료를 위한 4개의 강도 버튼 및 자기 치료를 위한 4개의 강도 버튼(예를 들어, 720)을 포함할 수 있다. 하나의 강도 스크롤러, 하나의 강도 바 및/또는 2개의 강도 버튼이 하나의 치료 회로에 제공될 수 있다. 따라서, 도 7은 RF 치료를 위한 2개의 치료 회로 및 자기 치료를 위한 2개의 치료 회로를 포함하는 치료 디바이스의 HMI를 보여줄 수 있다.
치료 디바이스는 하나 이상의 애플리케이터를 포함할 수 있다. 치료 디바이스는 2개, 3개, 4개, 5개, 또는 그 이상의 애플리케이터를 포함할 수 있다. 각각의 애플리케이터는, RF 치료를 제공하는 하나 이상의 RF 전극 및 자기 치료를 제공하는 하나 이상의 자기장 생성 디바이스와 같은, 적어도 하나, 2개 또는 그 이상의 상이한 치료 에너지 소스를 포함할 수 있다. 예를 들어, 제1 애플리케이터는 하나의 RF 전극 및 하나의 자기장 생성 디바이스를 포함할 수 있는 반면, 제2 애플리케이터는 다른 RF 전극 및 다른 자기장 생성 디바이스를 포함할 수 있다. 하나의 연결 튜브에 의해 하나의 애플리케이터가 메인 유닛에 결합될 수 있다. 상이한 애플리케이터의 연결 튜브들은 각각의 애플리케이터에 대해 상호연결되거나 분리될 수 있다. 대안적으로, 복수의 애플리케이터가 하나의 공통 연결 튜브에 의해 메인 유닛에 결합될 수 있다. 적어도 하나의 애플리케이터의 적어도 하나의 치료 파라미터는 다른 하나 이상의 애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스에 대해 독립적으로 변경될 수 있다.
하나 이상의 애플리케이터, 추가적인 치료 디바이스 및/또는 통신 디바이스는 하나 이상의 와이어에 의해 그리고/또는 유체 도관들에 의해 메인 유닛과 기계적으로 연결될 수 있다. 하나 이상의 와이어 및/또는 유체 도관이 위치될 수 있고 연결 튜브를 통해 이어질 수 있다. 메인 유닛과 애플리케이터 사이에 결합된 하나 이상의 와이어는 RF 에너지를 생성하기 위해 애플리케이터에 위치된 RF 전극으로 (예를 들어, RF 신호를 나타내는) 전기적 신호를 전달하는데 이용될 수 있다. 하나 이상의 와이어는 자기장의 임펄스들을 생성하기 위해 애플리케이터에 위치된 자기장 생성 디바이스로 전류를 제공하는데 이용될 수 있다. 애플리케이터와 메인 유닛(11)을 결합하는 동일한 와이어 및/또는 상이한 와이어가 메인 유닛(11)과 애플리케이터(12) 사이의 통신을 위해 그리고/또는 피드백 정보를 수집하는데 이용될 수 있다. 피드백 적용은 예를 들어 치료 이전 및/또는 치료 동안의 와이어의 측정된 신호 파라미터들 및/또는 임피던스 특성들을 포함할 수 있다. 메인 유닛(11)과 애플리케이터(12) 사이의 유체 도관은 액체, 오일, 물, 증기, 가스 및/또는 다른 온도 조절 냉각 유체를 안내할 수 있다.
하나 이상의 애플리케이터는 하나 이상의 스트랩, 하나 이상의 벨트에 의해, 또는 애플리케이터 아래에 진공을 생성함으로써 환자의 신체 및/또는 신체 부위에 결합될 수 있다. 또한, 애플리케이터는 애플리케이터의 표면의 적어도 일부 상에 위치하고 환자의 신체 또는 의복과 접촉하는 접착제 층 또는 지지 매트릭스에 의해 신체 부위에 결합될 수 있다. 애플리케이터는 애플리케이터를 조절가능한 기계적 위치지정 아암에 의해 환자의 신체 부위 또는 의복에 밀어 넣음으로써 신체 부위에 결합될 수 있고, 여기서 애플리케이터는 적어도 1개, 2개, 또는 그 이상의 이음부를 포함하는 위치지정 아암에 분리가능하게 결합될 수 있다. 벨트는 적어도 부분적으로 탄성일 수 있고, 예를 들어 (벨크로(Velcro)에 의한) 후크 앤드 루프 패스너들(hook and loop fasteners)에 의한 것과 같은 폐쇄 루프를 생성할 수 있고, 버클들, 스터드들, 및/또는 다른 체결 메커니즘들이 길이를 조절하는데 이용될 수 있다. 벨트는 신체 부위에 결합될 수 있고, 애플리케이터를 벨트 및/또는 환자의 피부 또는 의복에 결합하기 위한 체결 메커니즘을 포함할 수 있다. 이러한 체결 메커니즘은 예를 들어, 애플리케이터를 위한 포켓들을 갖는 벨트일 수 있다. 신체 부위에 애플리케이터를 결합하는 것은 신체 부위와 접촉하도록 또는 이에 근접하도록 애플리케이터를 부착하거나 배치하는 것을 포함할 수 있다. 하나 이상의 애플리케이터는 하나 이상의 유형의 치료(예를 들어, RF 치료 또는 자기 치료)의 적용 전에 또는 그 동안에 신체 부위에 결합될 수 있다. 또한, 애플리케이터는 신체 부위, 피부 또는 의복에 연성 물질로부터의 커버에 의해 결합될 수 있고, 이는 애플리케이터 및/또는 신체 부위의 일부 주위로 접힐 수 있다. 또한, 애플리케이터는 벨트의 부착을 위한 다른 결합 지점들, 접는 연성 물질 또는 본 명세서에 언급된 임의의 다른 결합 옵션을 제공하는 연성 물질 커버로 덮일 수 있다.
벨트는 적어도 부분적으로 가요성일 수 있는 길이 조절가능한 벨트일 수 있다. 하나 이상의 벨트는 환자의 신체 또는 신체 부위에 1개, 2개 또는 그 이상의 애플리케이터를 결합 또는 고정 및/또는 부착할 수 있다. 벨트는 하나의 애플리케이터(800)에 결합될 수 있거나, 하나의 벨트가 환자의 신체에 2개 이상의 애플리케이터를 결합할 수 있다. 복수의(예를 들어, 2개, 3개 또는 그 이상의) 애플리케이터가 이용될 때, 하나의 애플리케이터는 하나의 벨트에 의해 환자의 신체 부위에 결합될 수 있는 반면, 다른 애플리케이터는 상이한 벨트에 의해 신체 부위에 결합될 수 있다. 대안적으로, 복수의(예를 들어, 2개, 3개 또는 그 이상의) 애플리케이터가 하나의 동일한 벨트에 의해 환자의 신체 부위에 결합될 수 있다. 벨트에 의해 결합된 적어도 하나의 애플리케이터는 치료의 적어도 일부에 있어서 환자의 신체에 대해 정적으로 고정될 수 있다. 벨트에 의해 환자의 신체에 결합되는 적어도 하나의 애플리케이터는 환자에 대한 최적의 치료 효과 및 치료 편안함을 보장하기 위해 운영자에 의해 수동으로 또는 자동으로 치료 중에 한번 이상 재배치될 수 있다.
애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스를 환자의 신체에 결합하는 것은 애플리케이터를 환자의 신체 및/또는 신체 부위에 근접하게 배치하는 것을 포함할 수 있다. 근접 결합의 경우, 애플리케이터와 환자의 피부 사이의 최단 거리는 0.01cm 내지 10cm, 또는 0.01cm 내지 5cm, 또는 0.01cm 내지 2cm, 또는 0.01cm 내지 1cm, 또는 0.01cm 내지 5mm, 또는 0.01cm 내지 2mm의 범위에 있을 수 있다. 그러나, 애플리케이터는 또한 환자의 피부와 직접 접촉하여 배치될 수 있다. 직접 접촉의 경우에, 적용과 환자의 피부 사이에 의미 있는 거리가 없을 수 있다. 근접하거나 직접 접촉하는 경우에, 개재 물질은 애플리케이터와 환자의 피부 또는 의복 또는 신체 부위 사이에 위치될 수 있다. 개재 물질은 공기 갭, 볼러스, 지지 매트릭스, 벨트의 일부, 직물, 다른 의복, 겔, 액체 흡수 물질 또는 금속일 수 있다.
도 22는 지지 매트릭스(22)를 이용하여 환자의 신체에 대한 애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스(21)의 예시적인 부착을 도시한다. 도 22에 도시된 바와 같은 지지 매트릭스(22)는 그리드 및/또는 스캐폴드로서 형상화될 수 있다. 그리드 및/또는 스캐폴드는 적어도 부분적으로 가요성이고 환자의 신체에 부착된다. 지지 매트릭스는 체결 부재(23)에 의해 애플리케이터의 스폿(24)으로서 지칭되는 정의된 위치에서 환자의 신체에 근접하여 애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스(21)를 결합하는데 이용될 수 있다. 지지 매트릭스는 도 22에서와 같은 중합체 스캐폴드, 직물/중합체 시트와 같은 기재 및/또는 다른 것일 수 있다. 체결 부재는 애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스(21)를 체결하기 위한 잠금 메커니즘, 힌지, 베이요넷형 시스템, 벨크로와 같은 하나 이상의 요소일 수 있다.
도 25에 도시된 바와 같이, 애플리케이터(800)는 연결 튜브(814)에 의해 메인 유닛에 연결될 수 있는, 애플리케이터의 케이싱을 정의하는 하나 이상의 부분을 포함할 수 있다. 또한, 애플리케이터는 애플리케이터의 기능 및 기능성을 추가로 정의하는, 애플리케이터에 숨겨진 하나 이상의 부분을 포함할 수 있다. 애플리케이터의 케이싱은 상이한 부분들, 예컨대 핸들 커버(512), 핸들(514), 상단 커버(516), 애플리케이터의 하부 커버를 생성하는 제2 측면 부분(802)을 포함할 수 있다. 핸들 커버(512)는 예를 들어 하나 이상의 치료 파라미터의 실제 값 및/또는 미리 결정된 값을 표시 및/또는 조절하기 위한 마커(813) 및/또는 HMI(508)를 포함할 수 있다. 핸들(514)은 애플리케이터(800)와의 조작에 그리고/또는 애플리케이터(800)를 환자의 신체 부위에 결합하는데 이용될 수 있다. 상단 커버(516)는 애플리케이터의 내부를 정의할 수 있다. 상단 커버(516)는 애플리케이터의 내부에 위치되는 전기적 요소들을 냉각시키기 위해 애플리케이터의 내부로 또는 그로부터 공기가 흐르게 하는 공기 개구(504)를 포함할 수 있다. 애플리케이터의 내부에 위치한 전기적 요소들은 예를 들어 RF 전극, 자기장 생성 디바이스 및/또는 온도 센서(510)를 포함할 수 있다. 제2 측면 부분(802)은 애플리케이터의 하부 커버를 생성한다. 제2 측면 부분(802)은 하나 이상의 돌출 형상, 홈 및/또는 다른 것을 포함할 수 있다. 전력, 에너지, 하나 이상의 전자기 신호 및/또는 냉각 유체는 연결 튜브(814)를 통해 애플리케이터에 전달될 수 있다. 또한, 애플리케이터에서의 하나 이상의 전기 동력 요소(예를 들어, 적어도 하나의 RF 전극을 갖는 자기장 생성 디바이스(900) 및/또는 기재(113a))의 냉각은 상단 커버(516) 및/또는 제2 측면 부분(802)에 고정된 팬(524)에 의해 제공될 수 있다. RF 전극 기재(113a)는, 환자의 신체 부위 및/또는 생물학적 구조의, 하부 커버(526)의 적어도 일부의 애플리케이터 내의 온도를 결정하도록 구성된 온도 센서(510)를 포함할 수 있다. 기재 상에 위치된 RF 전극은 동축 케이블들을 재연결하는 페어링 요소(136)에 연결될 수 있다. 페어링 요소(136)는 도 24와 관련하여 더 설명된다. 도 25는 또한 자기장 생성 디바이스를 상단 커버(516) 및/또는 제2 측면 부분(802)에 고정하는데 이용될 수 있는 프레임(506)을 도시한다. 프레임(506)은 자석 치료 동안 잡음들 및 진동들을 제거하도록 구성될 수 있다.
애플리케이터는 예시적인 도 8a 내지 도 8d에 도시된 바와 같이 설계될 수 있다. 도 8a 내지 도 8d에 도시된 바와 같은 애플리케이터(800)는 신체 부위의 치료에 이용될 수 있다.
하나 이상의 RF 전극은 자기장 생성 디바이스와 환자의 신체 부위 사이의 애플리케이터(800)에 위치할 수 있다. RF 전극은 제1 측면 부분(801), 제2 측면 부분(802)의 곡률, 및/또는 환자의 신체 부위의 곡률과 적어도 부분적으로 일치하도록 형상화될 수 있다. 자기장 생성 디바이스는 제1 측면 부분(801), 제2 측면 부분(802)의 곡률 및/또는 환자의 신체 부위의 곡률과 적어도 부분적으로 일치할 수 있다. RF 전극 및/또는 자기장 생성 디바이스는 RF 치료 및/또는 자기 치료의 더 양호한 표적화를 포커싱 및/또는 제공하기 위해 만곡될 수 있다. 제1 측면 부분(801)은 치료 동안에 제1 측면 부분(801) 내에 팔다리의 위치를 유지하도록 구성될 수 있다. 제1 측면 부분(801)은 치료된 신체 부위에 대한 안정된 위치 및/또는 균형을 제공할 수 있다. 환자의 팔다리가 근육 수축들에 의해 이동할 수 있더라도, 환자의 팔다리의 위치는 제1 측면 부분(801)에서 유지될 수 있다. 팔다리의 측방향 움직임 및/또는 회전은 팔다리가 안정된 위치에 있을 수 있는 방식으로 제1 측면 부분(801) 및/또는 벨트(817)로 인해 제한될 수 있다. 애플리케이터(800)에 대한 회전 움직임은 벨트에 의해 신체 부위, 치료된 신체 팔다리의 적어도 일부에 애플리케이터(800)를 결합함으로써 제한될 수 있다. 또한, 팔의 일부가 자기 및/또는 RF 치료에 의해 치료될 때, 팔다리의 적어도 일부는 또한 팔다리의 움직임을 최소화하기 위해 환자의 몸통에 부착될 수 있다.
제2 측면 부분(802)은 제1 측면 부분(801)에 대해 애플리케이터(800)의 반대 측 상에 위치될 수 있다. 제2 측면 부분(802)은 실질적으로 평면일 수 있거나, 제2 측면 부분(802)은 적어도 부분적으로 오목하고/하거나 볼록할 수 있다. 애플리케이터(800)는 도 8a 및 도 8b에 도시된 바와 같이, 벨트(817)와 같은 위치지정 메커니즘에 의해 환자에 결합될 수 있다.
도 8a는 제1 측면 부분(801)의 제1 단부(804)에서의 리세스(803) 및 제1 측면 부분(801)의 제2 단부(805)에서의 리세스(806)에 고정될 수 있는 위치지정 메커니즘을 포함하는 애플리케이터를 설명한다. 벨트 또는 스트랩과 같은 위치지정 메커니즘이 체결될 수 있거나 또는 그 길이가 클립(807)에 의해 조절될 수 있다. 클립(807)은 핀(808) 주위에서 시계 방향 또는 반시계 방향으로 이동할 수 있다. 클립(807)은 스프링에 의해 편향될 수 있다. 대안적으로, 클립(807)은 적절한 잠금 메커니즘에 의해 또는 임의의 다른 움직임 구속 방식에 의해 잠길 수 있다. 클립(807)은 위치지정 메커니즘의 정확한 길이를 고정하기 위해 클립(807)의 하부 측 상에 패스너(809)를 포함할 수 있다. 패스너(809)는 다른 기계적 패스너들 중에서도 특히, 후크 앤드 루프 패스너, 벨크로 패스너, 핀 유형 패스너일 수 있다. 전술한 바와 같이 환자의 신체에 애플리케이터(800)를 결합하는 것은 환자의 신체 부위가 애플리케이터(800)의 제1 측면 부분(801)에 부착될 때 대부분 이용될 수 있다. RF 전극 및/또는 자기장 생성 디바이스는 제1 측면 부분(801)의 곡률과 적어도 부분적으로 일치하도록 형상화될 수 있다. RF 전극 및/또는 자기장 생성 디바이스는 RF 치료 및/또는 자기 치료의 더 양호한 표적화를 포커싱 및/또는 제공하기 위해 만곡될 수 있다.
도 8b 및 도 8c는 제1 측면 부분(801)의 곡률에 수직으로 그리고/또는 애플리케이터의 축(810)에 수직으로 안내될 수 있는 위치지정 메커니즘을 포함하는 애플리케이터를 도시한다. 위치지정 메커니즘은 핸들(812) 아래, 핸들(812)을 통해 또는 핸들(812) 상의 오목부(815)를 통해 배치되거나 안내될 수 있다. 벨트(817)는 또한 애플리케이터(800)를 환자의 피부에 유지하기 위해 애플리케이터(800)를 통해 그리고/또는 애플리케이터(800) 상에서 임의의 방향으로 안내될 수 있다. 전술한 바와 같이 환자의 신체에 애플리케이터(800)를 결합하는 것은 환자의 신체 부위가 애플리케이터(800)의 제2 측면 부분(802)에 부착될 때 대부분 이용될 수 있다. RF 전극 및/또는 자기장 생성 디바이스는 제1 측면 부분(801)과 적어도 부분적으로 일치하도록 형상화될 수 있다. RF 전극 및/또는 자기장 생성 디바이스는 RF 치료 및/또는 자기 치료의 더 양호한 표적화를 포커싱 및/또는 제공하기 위해 평탄하거나 만곡될 수 있다.
도 8b는 애플리케이터(800)의 상면도를 도시한다. 애플리케이터(800)는 애플리케이터(800) 내의 자기장 생성 디바이스의 위치에 대응하는 마커(813)를 포함할 수 있다. 마커(813)는 자기장 생성 디바이스의 중심 위에 위치할 수 있다. 마커(813)는 사용자에 의한 애플리케이터(800)의 용이하고 편안한 위치지정을 가능하게 할 수 있다. 애플리케이터(800)의 표면 내의 리세스가 마커(813)로서 이용될 수 있다. 대안적으로, 마커(813)는 상이한 색상, 상이한 거칠기, 하나 이상의 광원(예컨대, 발광 다이오드 LED)의 존재, 애플리케이터의 케이싱의 특정 곡률, 제조 또는 배포 회사의 로고, 및/또는 다른 것과 같은, 애플리케이터의 커버의 일부의 상이한 표면 수정일 수 있다. 애플리케이터의 케이싱은 적어도 2개의 색상을 포함할 수 있다. 제1 색상은 애플리케이터의 정확한 위치지정을 가능하게 하기 위해 자기장 생성 디바이스 위에 있는 애플리케이터의 케이싱 상에 있을 수 있고, 애플리케이터의 나머지는 제1 색상과 상이한 제2 색상을 가질 수 있다. 이러한 색상은 특정 파장의 광을 반사 및/또는 흡수하는 페인트로서 해석될 수 있다. 마커(813)와 유사하게, 애플리케이터는 적어도 하나의 RF 전극의 위치를 보여주기 위한 제2 마커를 포함할 수 있다.
도 8b 및 도 8c에 도시된 바와 같이, 애플리케이터는 배출구(811)를 포함할 수 있다. 배출구(811)는 애플리케이터(800)에서의 공기의 순환 및 연결 튜브(814)의 내부에 있는 하나 이상의 와이어를 통한 에너지에 의해 공급되고 애플리케이터에 위치된 하나 이상의 자기장 생성 디바이스 및/또는 RF 전극에서 발생되는 열 소산을 가능하게 할 수 있다. 연결 튜브(814)는 또한 메인 유닛(11)으로부터 애플리케이터(800)로 냉각 유체를 제공 또는 안내할 수 있는 유체 도관을 포함할 수 있다.
애플리케이터(800)는 예를 들어 도 8c에 도시된 바와 같은 하나 이상의 온도 센서(816)를 더 포함할 수 있다. 온도 센서(816)는 애플리케이터(800)의 케이싱으로부터, 예컨대 제2 측면 부분(802)의 표면 및/또는 제1 측면 부분(801)으로부터 돌출할 수 있다. 온도 센서(816)는 애플리케이터(800)에 의해 치료된 신체 부위의 일부에 더 높은 압력을 생성하고 생물학적 구조, 신체 부위, 및/또는 환자의 신체에서의 온도의 더 양호한 측정을 제공하기 위해 애플리케이터(800)의 케이싱으로부터 돌출할 수 있다.
제2 측면 부분(802) 및/또는 제1 측면 부분(801)은 가열 및/또는 냉각될 수 있다. 제2 측면 부분(802) 및/또는 제1 측면 부분(801)의 가열은 예를 들어 치료 온도에 더 빨리 도달하기 위해 치료의 초기에 이용될 수 있다. 치료 온도는, 자기장의 적용에 적합할 수 있는 RF 파들의 적용에 의해 증가된 신체 부위 및/또는 생물학적 구조의 온도를 포함할 수 있다. 환자의 피부에 대해 일정한 온도를 유지하기 위해 애플리케이터의 부분들에 의한 냉각 또는 가열이 이용될 수 있다. 또한, 애플리케이터의 부분들에 의한 냉각 또는 가열은 환자의 피부의 0.5cm 아래보다 더 깊은 환자의 생물학적 구조에서 더 높은 치료 온도들을 달성하는데 이용될 수 있다. 환자와 접촉하는 애플리케이터의 일부(예를 들어, 애플리케이터의 제2 측면 부분(802) 및/또는 제1 측면 부분(801))의 냉각은 환자의 발한을 최소화하는데 이용될 수 있다. 환자의 피부는 애플리케이터 및/또는 치료 디바이스의 다른 부분으로부터 흐르는 및/또는 날리는 유체(예를 들어, 공기)를 냉각시킴으로써 냉각될 수 있다. 환자의 피부의 냉각은 환자의 피부와, 환자의 피부와 접촉하는 애플리케이터의 냉각된 부분 사이의 열 확산에 의해 제공될 수 있다. 애플리케이터의 냉각된 부분은 애플리케이터에서 흐르는 냉각 유체 및/또는 펠티에 효과를 이용한 펠티에 요소에 의해 냉각될 수 있다.
환자의 발한은 환자에 대해 불편할 수 있고, 피드백 정보 수집, 애플리케이터와 환자의 피부와의 접촉에 악영향을 줄 수 있고/있거나 환자의 피부에 대한 애플리케이터의 더 낮은 접착력으로 이어질 수 있다. 환자의 피부의 발한을 방지하기 위해, 접촉 애플리케이터의 영역(예컨대, 제1 측면 부분(801) 및/또는 제2 측면 부분(802))의 냉각이 이용될 수 있다. 제2 측면 부분(802) 및/또는 제1 측면 부분(801)은, 도 8d에 도시된 바와 같이 액체 및/또는 가스(예컨대, 공기, 오일 또는 물)가 흐를 수 있는 애플리케이터의 개구들(820)을 통한 냉각 유체에 의해 공급될 수 있는 홈들(819)을 포함할 수 있다. 애플리케이터의 제1 측면 부분 또는 제2 측면 부분은 애플리케이터의 구멍들 또는 애플리케이터의 개구들(820)을 포함할 수 있고, 여기서 애플리케이터(800)로부터의 공기는 환자의 피부로부터 열, 습기 및/또는 땀을 제거하도록 안내될 수 있다. 구멍들 또는 개구들은 홈들(819) 내에 제시될 수 있다. 구멍들은 환자에 대해 활성 물질을 제공하는데 이용될 수 있다. 신체 부위와 접촉하는 애플리케이터의 접촉 부분은, 환자의 피부로부터 땀을 적어도 부분적으로 제거할 수 있고/있거나 환자와 애플리케이터(800) 사이의 전도성을 개선할 수 있는, 스펀지, 친수성 물질, 부직포 유기 및/또는 중합체 직물과 같은 유체 흡수 물질을 포함할 수 있다. 치료된 신체 부위의 적어도 일부에서의 환자의 발한의 감소는 땀샘 활동의 감소에 의해 제공될 수 있다. 땀샘 활동의 감소는 펄스 자기장, 집약적인 광, 글리코피로늄 토실레이트와 같이 환자 상에 그리고/또는 환자에게 적용된 활성 물질에 의해 환자의 피부의 주기적 저체온증에 의해 제공되는 열 충격의 적용에 의해 그리고/또는 다른 메커니즘들에 의해 제공될 수 있다.
도 23은 오목부를 포함하는 예시적인 애플리케이터를 도시한다. 애플리케이터는 적어도 부분적으로 볼록한 제1 측면 부분(801)을 갖도록 설계될 수 있다. 제1 측면 부분(801)은 대안적으로 V자-형상 또는 U자-형상일 수 있다. 곡률 반경은 환자의 팔다리의 크기와 대응할 수 있다. 제2 측면 부분(802)은 대안적으로 또는 추가적으로 적어도 부분적으로 볼록할 수 있다.
환자는 반듯이 누워 있거나 침대, 침상 또는 의자와 같은 환자 지지대 위에 앉아 있을 수 있다. 환자의 팔은 애플리케이터(800)의 제1 측면 부분(801) 상에 놓여 있을 수 있다. 제1 측면 부분(801)은 환자와 직접 접촉할 수 있고, 자기 치료와 조합한 RF 치료가 적용될 수 있다. 또한, 스트랩 또는 벨트가 오목부(815)를 통해 안내되어, 애플리케이터를 환자의 신체에 부착할 수 있다.
제1 측면 부분(801)은 수직 단면에 따라 적어도 부분적인 타원형 또는 원형 형상을 가질 수 있고, 도 23에 따른 총 곡률(25)은 제1 측면 부분(801)의 적어도 일부의 곡률에 맞춰진 타원 또는 원의 일부로서 정의될 수 있다. 제1 측면 부분(801)의 곡률이 맞춰진 타원 또는 원과 일치하는 섹션은 섹션(26)이라고 지칭될 수 있다. 섹션(26)은 2개의 라인(28)과 라인(29) 사이의 각도(30)로서 정의된다. 라인(28) 및 라인(29)은 애플리케이터(800)의 타원 또는 원 복사 곡률의 맞춰진 부분에 따라 가장 긴 거리를 갖는 섹션(26) 내에 위치된 대칭 중심(27) 및 지점들(31 및 32)을 가로지른다. 대칭 중심(27)은 맞춰진 타원 및/또는 맞춰진 원의 중심이다. 제1 측면 부분(801)의 섹션(26)을 정의하는 각도(30)는 적어도 5°이거나, 또는 10° 내지 270°, 30° 내지 235°, 45° 내지 180°, 또는 60° 내지 135°의 범위 내에 있을 수 있다. 제1 측면 부분(801)에 대한 맞춰진 원의 적어도 일부의 곡률 반경은 50mm 내지 1250mm의 범위, 또는 10mm 내지 750mm의 범위, 또는 50mm 내지 500mm의 범위, 또는 60mm 내지 250mm의 범위 내에 있을 수 있다. 제2 측면 부분(802)은 그 표면의 적어도 일부 상에서 만곡될 수 있고, 제2 측면 부분(802)의 섹션(26)은 적어도 5°이거나, 10° 내지 270°, 30° 내지 235°, 45° 내지 180°, 또는 60° 내지 135°의 범위 내에 있을 수 있다. 또한, 제2 측면 부분(802)에 대한 맞춰진 원의 적어도 일부의 곡률 반경은 50㎜ 내지 1250㎜, 10㎜ 내지 750㎜, 50㎜ 내지 500㎜, 또는 60㎜ 내지 250㎜의 범위 내에 있을 수 있다.
하나 이상의 애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스는 예를 들어 도 23에 도시된 바와 같이, 볼러스(32)를 포함할 수 있다. 볼러스(32)는 애플리케이터 또는 애플리케이터의 표면 상에 위치된 RF 전극과 환자의 신체 부위 또는 피부(환자의 피부 또는 의복의 표피를 포함함) 사이에 위치된 물질의 층을 지칭할 수 있다. 볼러스(32)는 애플리케이터의 표면 상에 위치된 RF 전극과 환자의 신체 부위 또는 피부 사이에 위치된 물질의 층을 지칭할 수 있다. 또한, 볼러스(32)는 애플리케이터(800)로부터의 독립 부분일 수 있다. 볼러스(32)는 애플리케이터(800)의 제1 측면 부분(801) 및/또는 제2 측면 부분(802)에 부착될 수 있다. 볼러스(32)는 애플리케이터(800)로부터 제거가능하고 분리가능할 수 있다. 볼러스(32)는 애플리케이터(800)의 제1 측면 부분(801) 및/또는 제2 측면 부분(802)에 기계적으로 결합될 수 있다. 볼러스(32)는 고체, 가요성 물질로 제조될 수 있고/있거나 고체 및 가요성 물질들의 조성물이 볼러스로서 이용될 수 있다. 볼러스(32)는 유체 물질, 예컨대 물, 겔, 또는 생체 적합 물질로 만들어진 가요성 주머니에 둘러싸인 세라믹, 금속, 중합체 및/또는 다른 입자들을 포함하는 유체 용액을 포함할 수 있다. 볼러스(32)는 프로파일링될 수 있고, 여기서, RF 전극과 환자의 피부 사이의 층으로서의 볼러스(32)의 두께는 상이한 두께를 가질 수 있다. 볼러스(32)의 두께는 (RF 장을 포함하는) RF 치료의 에너지 플럭스 밀도가 불편한 핫 스폿들 및/또는 비균질한 온도 분포를 생성할 만큼 충분히 높을 수 있는 위치에서 더 높을 수 있다. 볼러스(32)는 더 균질한 생물학적 구조 가열을 가능하게 하고 에지 효과들을 최소화한다. 에지 효과들은 볼러스 볼륨 및/또는 볼러스 영역에 걸쳐서 볼러스의 상이한 유전체 특성들에 의해 또한 최소화될 수 있다. 볼러스(32)는 RF 전극의 에지의 적어도 일부 아래에 더 높은 두께를 가질 수 있다. RF 전극의 에지의 적어도 일부 아래의 볼러스의 두께는 RF 전극의 중심의 적어도 일부 아래의 볼러스(32)의 두께보다 적어도 5%, 10%, 15%, 또는 20% 더 클 수 있고, 개구들, 컷아웃 및/또는 돌출부들이 고려되지 않는다. 볼러스(32)는 바이폴라 RF 전극의 적어도 일부 아래에 그리고/또는 적어도 2개의 바이폴라 RF 전극 사이의 거리의 적어도 일부 아래에 더 높은 두께를 가질 수 있다. 볼러스(32)는, 2개의 상이한 바이폴라 RF 전극의 2개의 가장 가까운 지점 사이의 거리가 적어도 5%, 10%, 15%, 또는 20% 이상인, 볼러스(32)의 두께보다 약 적어도 5%, 10%, 15%, 또는 20% 더 두꺼운 이러한 위치들에 있을 수 있다. 또한, 볼러스(32)는 적어도 하나의 생물학적 구조에 대한 치료 에너지(예컨대, 자기장 및/또는 RF 장)의 전달을 개선하고, 애플리케이터 및 생물학적 구조의 2개의 상이한 인터페이스 사이의 유전체 특성들의 점진적인 전이를 제공함으로써 에너지 반사를 최소화할 수 있다. 볼러스(32)는 치료의 효과를 향상시키고/시키거나 치료의 더 깊은 조직 투과를 제공하기 위해 RF 장 및/또는 자기장을 프로파일링 또는 포커싱할 수 있다.
볼러스(32)는 또한 애플리케이터와 환자의 신체 사이의 환경의 더 양호한 전도성을 제공하기 위해 발포 물질, 직물 물질, 또는 겔 물질과 같은 유체 흡수 물질일 수 있다. 애플리케이터의 접촉 부분의 더 양호한 전도성은 환자의 신체에 대한 적용된 RF 치료의 RF 신호의 더 양호한 조절을 위해 그리고/또는 피드백 정보의 더 양호한 수집을 위해 유용할 수 있다. 볼러스(32)는 RF 전극과 환자의 피부 또는 신체 부위 사이의 전도성 접촉을 중재할 수 있다. 또한, 볼러스(32)는 환자의 신체로의 에너지 전달을 수정하고, 환자의 피부의 냉각을 제공하고, 환자의 피부로부터 땀을 제거하고/하거나 환자의 신체의 용량성 가열과 같은 가열을 제공하는 비-전도성 또는 유전체 물질로서 역할을 할 수 있다. 볼러스(32)로서 역할하는 유체 흡수 물질은 또한 더 양호한 열 전도성을 제공할 수 있고, 따라서 생물학적 구조 및/또는 애플리케이터의 온도는 더 빠르고, 더 쉽고 더 정확하게 조절될 수 있다. 볼러스(32)는 또한 RF 치료를 제공하기 위해 추가적인 RF 전극을 포함할 수 있다.
전술한 바와 같이, 치료 디바이스는 자기 치료 및/또는 RF 치료를 제공하는 1개, 2개, 3개, 4개, 6개 또는 그 이상의 애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스를 포함할 수 있다. 각각의 애플리케이터, 추가적인 치료 디바이스 및/또는 치료 에너지 소스(예컨대, 자기장 생성 디바이스 및/또는 RF 전극)는 에너지 전달을 위한 그 자신의 치료 회로를 가질 수 있고, 각각의 치료 회로는 제어 시스템에 의해, 제공된 치료 에너지의 각각의 파라미터에서 독립적으로 조절될 수 있다. 각각의 애플리케이터, 치료 디바이스, 또는 치료 에너지 소스는 조절되고 치료를 독립적으로 제공할 수 있고/있거나 2개 이상의 애플리케이터, 치료 에너지 소스, 및/또는 추가적인 치료 디바이스는 그룹으로서 조절될 수 있고, 동시에 동기적으로 조절될 수 있고/있거나 서로 간에 협력할 수 있다.
치료 디바이스가 2개 이상의 애플리케이터를 포함할 때, 이들은 신체의 상이한 부분들에 접촉하거나 이에 근접하도록 결합될 수 있다. 일 예에서, 제1 애플리케이터는 좌측 엉덩이에 접촉하거나 이에 근접하도록 결합될 수 있는 반면, 제2 애플리케이터는 우측 엉덩이에 접촉하거나 이에 근접하도록 결합될 수 있다. 다른 예에서, 제1 애플리케이터는 복부 부위의 좌측에 접촉하거나 이에 근접하도록 결합될 수 있는 반면, 제2 애플리케이터는 복부 부위의 우측에 접촉하거나 이에 근접하도록 결합될 수 있다. 또 다른 예에서, 제1 애플리케이터는 좌측 넓적다리에 접촉하거나 이에 근접하도록 결합될 수 있는 반면, 제2 애플리케이터는 우측 넓적다리에 접촉하거나 이에 근접하도록 결합될 수 있다. 또 다른 예에서, 제1 애플리케이터는 좌측 종아리에 접촉하거나 이에 근접하도록 결합될 수 있는 반면, 제2 애플리케이터는 우측 종아리에 접촉하거나 이에 근접하도록 결합될 수 있다. 복수의 애플리케이터들은 협력 근육들 및/또는 쌍 근육들의 치료에 유익할 수 있다.
하나 이상의 애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스는 자기 치료를 위한 자기장을 생성하는 자기장 생성 디바이스(예를 들어, 자기 코일)를 포함할 수 있다. 자기장 생성 디바이스는 RF 치료를 위한 RF 장을 생성할 수 있다. 본질은 전자기장의 생성된 주파수들이 훨씬 상이한 값들을 갖는다는 것이다. 자기장 생성 디바이스는 생성된 전자기장의 더 낮은 주파수들 동안에 자기 치료를 위한 우세한 자기장 벡터를 생성할 수 있다. 그러나, 자기장 생성 디바이스는 RF 치료에 이용될 수 있는 전자기장의 더 높은 주파수들 동안에 자기 치료를 위한 우세한 전자기장 벡터를 생성할 수 있다. 높은 주파수 전자기장 도메인에서의 자기장 생성 디바이스는 RF 전극에 의해 제공된 RF 장과 유사한 RF 장을 제공할 수 있다. 하나의 자기장 생성 디바이스가 RF 치료 및 자기 치료 모두를 제공하는데 이용될 수 있는 경우, RF 치료 및 자기 치료 생성에 대한 주파수들 사이의 차이는 500kHz 내지 5GHz, 또는 500kHz 내지 2.5GHz 또는 400kHz 내지 800kHz 또는 2GHz 내지 2.5GHz의 범위에 있을 수 있다. 또한, RF 치료 및 자기 치료 둘 다를 제공하기 위해 하나의 자기장 생성 디바이스가 이용되는 경우, RF 치료에 대한 주파수들은 100kHz 내지 3GHz, 400kHz 내지 900MHz, 또는 500kHz 내지 3GHz의 범위 내의 주파수들에 대응할 수 있다.
하나 이상의 애플리케이터 및/또는 추가적인 치료 디바이스는 하나 이상의 RF 전극 및 하나 이상의 자기장 생성 디바이스를 포함할 수 있으며, 여기서 RF 전극들은 자기장 생성 디바이스와 상이한 특성들, 구조 및/또는 설계를 갖는다. RF 전극은 유니폴라 전극, 모노폴라 전극, 바이폴라 전극, 및/또는 멀티폴라 전극으로서 동작할 수 있다. 하나 이상의 RF 전극은 생물학적 구조 또는 신체 부위의 용량성 및/또는 유도성 가열에 이용될 수 있다.
애플리케이터는 2개의 바이폴라 RF 전극을 포함할 수 있다. 바이폴라 전극들은 적어도 하나의 애플리케이터에 위치된 2개의 바이폴라 RF 전극 사이에 RF 장을 전달할 수 있다. 바이폴라 전극들은 모노폴라 유형의 전극들과 비교하여, 제공된 RF 치료의 안전성 및 표적화를 증가시킬 수 있다. 바이폴라 전극들은 RF 전극들 주위에 그리고 그들 사이에 위치된 환자의 조직을 통과하는 전자기장을 제공할 수 있고, 임피던스 정합으로 인해, 환자의 조직 내의 정상 전자기파들의 생성을 방지하고 표적화되지 않은 조직의 원하지 않는 열적 손상을 방지하는 것이 가능하다. 또한, 바이폴라 전극들 사이의 거리는 RF 치료의 향상된 표적화를 허용하는 RF 파 투과 깊이에 영향을 준다.
애플리케이터는 모노폴라 RF 전극 또는 그 이상의 모노폴라 전극들을 포함할 수 있다. 모노폴라 전극들은 능동 전극과 수동 전극 사이에 고주파 에너지를 전달할 수 있고, 여기서 능동 전극은 애플리케이터의 일부일 수 있고, 더 큰 표면 영역을 갖는 수동 전극은 애플리케이터로부터 적어도 5cm, 10cm, 또는 20cm에 위치될 수 있다. 접지 전극이 수동 전극으로서 이용될 수 있다. 접지 전극은 애플리케이터가 부착된 것보다 환자의 신체의 반대 측 상에 있을 수 있다.
자기 치료는 자기장 생성 디바이스에 의해 제공될 수 있고, 이는 예를 들어 구리를 포함하는, 금속과 같은 전도성 물질로 만들어질 수 있다. 자기장 생성 디바이스는 상이한 크기 및 형상의 코일로서 형성될 수 있다. 자기장 생성 디바이스는 복수의 권선의 코일일 수 있고, 코일의 하나의 루프는 하나 또는 복수의 와이어를 포함할 수 있다. 하나 이상의 와이어의 개별 루프는 하나 이상의 와이어의 다른 턴들 또는 루프들로부터 절연될 수 있다. 자기 코일에 관하여, 각각의 배선 루프가 턴으로 불릴 수 있다. 또한, 하나의 턴 또는 루프 내의 개별 와이어들은 서로 절연될 수 있다. 자기장 생성 디바이스의 형상은 애플리케이터 크기 및 설계와 관련하여 최적화될 수 있다. 코일은 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 애플리케이터의 형상의 적어도 일부를 일치시키기 위해 감길 수 있다. 코일 권선은 적어도 부분적으로 원형, 난형일 수 있고/있거나 애플리케이터 또는 그 일부의 형상과 일치하는 임의의 다른 형상들을 가질 수 있다. 권선의 루프들은 서로의 상단에 적층될 수 있거나, 나란히 배열될 수 있거나, 권선의 적층은 나란히 그리고 다른 권선들의 상단에 결합될 수 있다. 코일은 평탄할 수 있다.
도 9는 예시적인 원형 평면 자기장 생성 디바이스(900)의 바닥 프로젝션을 도시한다. 자기장 생성 디바이스(900)는 외측 직경 D, 내측 직경 d, 내측 반경 r 및 외측 반경 R을 포함하는 치수들로 특징화될 수 있다. 자기장 생성 디바이스(900)는 영역들 A1 및 A2로 추가로 특징화될 수 있다. 영역 A2는 코일의 권선 영역을 나타낼 수 있는 반면, A1은 임의의 자기 코어 또는 권선들 없는 자기 코어 또는 영역을 나타낼 수 있다.
영역 A1은 치수들 r 및 d와 연관된다. 영역 A1은 코일의 권선들을 포함하지 않을 수 있고, 공기, 오일, 중합체 물질에 의해 채워질 수 있다. 영역 A1은 자기 코어를 나타낼 수 있고, 자기 코어는 공기 코어일 수 있다. 대안적으로, 자기 코어는 높은 장 포화를 갖는 투과성 물질, 예를 들어, 연성 철, 철 합금들, 라미네이트된 실리콘 강철, 실리콘 합금들, 유리체 금속, 퍼멘듈, 퍼멀로이, 분말 금속들 또는 세라믹들 및/또는 다른 물질들로부터의 고체 코어일 수 있다.
영역 A2는 외측 반경 R 및 외측 직경 D의 치수들과 연관된다.
내측 반경 r의 치수는 외측 반경 R의 치수의 1% 내지 90%의 범위, 또는 외측 반경 R의 치수의 2% 내지 80% 또는 3% 내지 60% 또는 4% 내지 50%, 8% 내지 30% 또는 20% 내지 40% 또는 30% 내지 50%의 범위일 수 있다. 내측 반경 r 및 외측 반경 R의 치수들은 생성된 자기장의 편리한 형상을 달성하는데 이용될 수 있다.
자기 디바이스의 외측 직경 D는 30mm 내지 250mm, 또는 40mm 내지 150mm, 또는 50mm 내지 135mm, 또는 90mm 내지 125mm의 범위일 수 있고, 내측 반경 r의 치수는 외측 반경 R의 치수의 1% 내지 70% 또는 1% 내지 50% 또는 30% 내지 50%, 5% 내지 25%, 또는 8% 내지 16%의 범위일 수 있다. 예를 들어, 외측 반경 R의 치수는 50mm일 수 있고, 치수 r은 5mm일 수 있다. 영역 A1은 생략될 수 있고, 자기장 생성 디바이스는 코일 권선을 갖는 영역 A2만을 포함할 수 있다.
논의된 바와 같이, 영역 A2는 복수의 권선을 포함할 수 있다. 하나의 권선은 하나 이상의 와이어를 포함할 수 있다. 권선들은 밀착하여 배열될 수 있고, 하나의 권선은 인접 권선과 접촉하여 높은 자속 밀도를 갖는 자기장을 제공할 수 있다. 권선 영역 A2는 4cm2 내지 790cm2, 15cm2 내지 600cm2, 45cm2 내지 450cm2 또는 80cm2 내지 300cm2 또는 80cm2 내지 150cm2 또는 80cm2 내지 130cm2의 범위에 있을 수 있다.
대안적으로, 권선들은 각각의 권선 사이에 갭을 포함할 수 있다. 갭은 치수 R-r의 0.01% 내지 50%, 또는 0.1% 내지 25%, 또는 0.1% 내지 10%, 또는 0.1% 내지 5%, 또는 0.001% 내지 1%일 수 있다. 이러한 구성은 자기장 생성 디바이스의 개별 권선의 냉각 및 절연을 용이하게 할 수 있다. 또한, 생성된 자기장의 형상은 자기장 생성 디바이스의 이러한 구성에 의해 수정될 수 있다.
코일 권선의 와이어는 상이한 단면적을 가질 수 있다. 권선 와이어의 단면적은 코일 권선 반경이 더 작은 권선의 중심에서 더 클 수 있다. 이러한 와이어의 단면적은 코일 권선 반경이 더 큰, 자기장 생성 디바이스의 외측 권선 턴 상에서 측정된 동일한 와이어의 단면적보다 2% 내지 50%, 5% 내지 30%, 또는 10% 내지 20% 더 클 수 있다. 자기장 생성 디바이스의 권선 와이어의 단면적은 코일 권선 반경이 더 큰, 자기장 생성 디바이스의 외측 코일 권선 턴 상에서 더 클 수 있다. 이러한 와이어의 단면적은 코일 권선 반경이 더 작은, 자기장 생성 디바이스의 내측 턴 상에서 측정된 동일 와이어의 단면적보다 2% 내지 50%, 5% 내지 30%, 또는 10% 내지 20% 더 클 수 있다.
전술한 원리들 및 파라미터들은 제공된 자기장의 형상을 환자의 신체에 대해 수정하고, 더 균질한 및/또는 표적화된 근육 자극(예컨대, 근육 수축)을 제공하고, 치료 동안 자기장 생성 디바이스의 확장을 감소시키고/시키거나 자기장 생성 디바이스의 내구성을 증가시키는데 이용될 수 있다. 자기장 생성 디바이스는 시변 자기장의 생성 동안 확장 및 수축할 수 있으며, 이것은 자기장 생성 디바이스의 손상을 야기할 수 있다. 이용된 전도성 물질(예컨대, 와이어, 금속 스트라이프 또는 자기장 생성 디바이스의 생성 권선)의 상이한 단면적들은 자기장 생성 디바이스를 확장 및 수축시키는 파괴 효과를 최소화할 수 있다.
전술한 바와 같이, 이용된 전도성 물질(예컨대, 와이어, 금속 스트라이프 및/또는 자기장 생성 디바이스의 생성 권선)의 단면적은 제공된 자기 치료의 포커싱을 개선하고, 자기장 생성 디바이스의 내구성을 증가시키고, 자기장 생성 디바이스의 가열을 최소화하고/하거나 다른 이유들로 인해 2% 내지 50%, 또는 5% 내지 30%, 또는 10% 내지 20%의 범위에서 배선의 개별 루프들 사이에서 변할 수 있다.
또한, 자기장 생성 디바이스의 개별 전도성 권선들 사이의 배선 및/또는 절연 및/또는 팽창 층의 적층은 일정하지 않을 수 있고 와이어 단면적, 권선의 반경, 제공된 자기장의 요구된 형상 및/또는 다른 파라미터들에 기반하여 상이할 수 있다.
도 9b에 도시된 자기장 생성 디바이스(900)의 두께(901)는 애플리케이터의 측면도로부터 0.3cm 내지 6cm, 또는 0.5cm 내지 5cm, 또는 1cm 내지 3cm의 범위일 수 있다.
애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따른 자기장 생성 디바이스 표면의 전체 표면, 즉 영역 A1+A2는 5cm2 내지 800cm2, 10cm2 내지 400cm2, 20cm2 내지 300cm2 또는 50cm2 내지 150cm2의 범위에 있을 수 있다.
영역 A1과 권선 영역 A2의 비율은 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 0.01 내지 0.8, 또는 0.02 내지 0.5 또는 0.1 내지 0.3의 범위에 있을 수 있다. 자기장 생성 디바이스의 권선 영역 A2와, 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따른 동일한 애플리케이터에 위치한 RF 전극들의 영역 사이의 비율은 0.01 내지 4, 0.5 내지 3, 또는 0.5 내지 2, 0.3 내지 1, 또는 0.2 내지 0.5, 또는 0.6 내지 1.7, 또는 0.8 내지 1.5, 또는 0.9 내지 1.2의 범위에 있을 수 있다.
도 10a 내지 도 10g는 애플리케이터(800) 내의 적어도 하나의 자기장 생성 디바이스(900)에 관한 하나 이상의 RF 전극(101)의 위치를 도시한다. RF 전극들(101, 102) 및/또는 자기장 생성 디바이스(900)의 위치는 치료 에너지 소스들의 유효성 및 표적화에 결정적으로 영향을 미칠 수 있다. RF 전극들 및 자기장 생성 디바이스는 애플리케이터 내에 위치될 수 있다.
하나 이상의 RF 전극(101, 102)은 도 10a, 도 10b, 도 10d, 도 10e, 도 10f, 도 10g에 도시된 바와 같이 애플리케이터(800) 내부에 그리고/또는 도 10c에 도시된 바와 같이 애플리케이터(800) 외부에 위치될 수 있다.
도면들 10a-10e 및 10g에 도시된 바와 같이, 적어도 하나의 RF 전극은, 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 적어도 하나의 자기장 생성 디바이스의 영역 A2 또는 A1과의 적어도 부분적 오버레이에 있을 수 있다. 이러한 배열은 자기 및 RF 치료들의 최상의 시너지 효과를 가능하게 하고, RF 치료에 의한 조직 가열의 균질성을 개선하고, 자기 및 RF 치료의 표적화를 개선하고, 또한 건강 위험을 최소화할 수 있다.
도 10a는 적어도 하나의 RF 전극 및 자기장 생성 디바이스를 포함하는 애플리케이터의 측면도를 도시한다. 도시된 애플리케이터는 애플리케이터(800) 내의 자기장 생성 디바이스(900) 아래에 위치될 수 있는 적어도 하나의 RF 전극(101)을 포함할 수 있다. 도 10b는 RF 전극 및 자기장 생성 디바이스를 포함하는 동일한 유형의 애플리케이터의 상부도를 도시한다. 도 10a 및 도 10b에 도시된 바와 같이, 적어도 하나의 RF 전극(101)은 시변 자기장에 의해 야기되는 원하지 않는 물리적 효과들을 감소시키기 위해 매우 얇을 수 있다. 도 10b는 적어도 하나의 RF 전극(101)이 자기장 생성 디바이스(900)와 거의 완전히 오버레이될 수 있다는 것을 나타낸다.
도 10c는 적어도 하나의 RF 전극 및 자기장 생성 디바이스를 포함하는 다른 예시적인 애플리케이터를 도시한다. 도 10c에 따르면, 적어도 하나의 RF 전극(101)은 예를 들어 애플리케이터(800)의 외부 표면 상에 또는 그에 인접하는 식으로, 애플리케이터(800) 외부에 위치될 수 있다. 애플리케이터 외부의 RF 전극은 자기장 생성 디바이스로부터 그리고/또는 애플리케이터로부터 전자기장을 방사하는 다른 전도성 요소들로부터 더 양호한 절연을 가질 수 있다. 더 양호한 절연은 전자기장 및/또는 시변 자기장을 방사함으로써 적어도 하나의 RF 전극(101)에서 유도된 원하지 않는 물리적 효과들의 영향을 감소시킬 수 있다. 도 10c에 도시된 바와 같이 애플리케이터의 외부에 위치한 하나 이상의 RF 전극(101)은 또한 환자의 신체와 더 양호한 접촉을 가질 수 있고, 따라서 RF 회로의 전기적 요소를 튜닝하는 동작이 개선될 수 있다. 또한, 적어도 하나의 환자의 표적 생물학적 구조에 대한 RF 치료의 전달이 향상될 수 있다.
도 10d는 적어도 하나의 RF 전극 및 자기장 생성 디바이스를 포함하는 다른 예시적인 애플리케이터를 도시한다. 적어도 하나의 RF 전극(101)은 자기장 생성 디바이스(900) 아래에 위치될 수 있다. 애플리케이터(800)는 또한 자기장 생성 디바이스(900) 위에 위치된 다른 적어도 하나의 RF 전극(102)을 포함할 수 있으며, 여기서 RF 전극과 자기장 생성 디바이스 둘 다는 하나의 애플리케이터(800) 내에 위치될 수 있다. 만곡된 적어도 하나의 RF 전극(102)을 그 표면에 근접하여 또는 그 표면 상에 갖는 제1 측면 부분(801)은 만곡된 신체 부위(예를 들어, 넓적다리들, 엉덩이들, 목 및/또는 팔들의 적어도 일부)를 치료하는데 이용될 수 있다. 평탄한 적어도 하나의 RF 전극(101)을 그 표면에 근접하여 또는 그 표면 상에 갖는 제2 측면 부분(802)은 복부 부위 또는 엉덩이와 같이, 애플리케이터의 평탄한 또는 거의 평탄한 측면이 더 적합할 신체 부위를 치료하는데 이용될 수 있다.
도 10e는 도 10d에서와 유사한 애플리케이터(800)의 전방 측면도를 도시한다. 도 10e는 RF 전극(101)이 사실상 2개의 전극(101a 및 101b)일 수 있다는 것을 도시한다. 전극들(101a 및 101b)은 바이폴라 전극들일 수 있다. 따라서, 애플리케이터는 자기장 생성 디바이스(900) 아래에 2개의 바이폴라 전극(101a 및 101b)을 포함할 수 있다.
도 10f는 RF 전극 및 자기장 생성 디바이스를 포함하는 다른 예시적인 애플리케이터(800)를 도시한다. 애플리케이터는 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 적어도 하나의 자기장 생성 디바이스(900)와의 오버레이가 최소이거나 없을 수 있는 하나 이상의 RF 전극(101)을 포함할 수 있다. 애플리케이터는 자기장 생성 디바이스와의 오버레이가 없거나 최소인 2개의 RF 전극(101)을 포함할 수 있다.
도 10g는 RF 전극 및 자기장 생성 디바이스를 포함하는 다른 예시적인 애플리케이터(800)를 도시한다. 애플리케이터는 자기장 생성 디바이스(900) 위에 위치할 수 있는 적어도 하나의 RF 전극(101)일 수 있다. 자기장 생성 디바이스 위에 위치된 RF 전극에 의해 제공되는 가열은 또한 자기장 생성 디바이스 자체에도 제공될 수 있다.
하나의 애플리케이터 및/또는 그 이상의 애플리케이터들(800) 상에 위치된 하나 이상의 RF 전극이 환자와 접촉하게 배치될 수 있다. 또한, 하나 이상의 RF 전극 및/또는 애플리케이터는 공기 갭, 볼러스, 유전체 물질, 절연 물질, 겔 및/또는 다른 물질에 의해 환자로부터 분리될 수 있다.
하나의 애플리케이터 내의 하나 이상의 RF 전극(101, 102) 및/또는 자기장 생성 디바이스(900)는 공기 갭에 의해, 인쇄 회로 보드, 절연체, 냉각 유체의 물질에 의해 및/또는 다른 물질에 의해 서로 이격될 수 있다. 자기장 생성 디바이스의 가장 가까운 전도성 부분과 가장 가까운 RF 전극 사이의 거리는 0.1mm 내지 100mm 또는 0.5mm 내지 50mm 또는 1mm 내지 50mm 또는 2mm 내지 30mm 또는 0.5mm 내지 15mm 또는 0.5mm 내지 5mm의 범위에 있을 수 있다. 자기장 생성 디바이스와 RF 전극 사이의 간격은 또한, RF 회로를 자기 회로로부터 분리하고 다른 치료 회로 또는 다른 치료 에너지 소스에 의한 하나의 치료 회로 또는 치료 에너지 소스에의 영향을 방지하는 절연 장벽의 형태로 제공될 수 있다. 환자의 신체에 더 가까이 위치된 자기장 생성 디바이스는 치료 효과를 자극하고 이를 적어도 하나의 표적 생물학적 구조의 적어도 일부에 환자의 신체로부터 더 먼 거리에 있는 자기장 생성 디바이스보다 더 효과적이고 깊게 제공할 수 있다.
애플리케이터 내에 또는 그 상에 포함된 자기장 생성 디바이스 및/또는 하나 이상의 RF 전극은 치료 동안 냉각될 수 있다. 자기장 생성 디바이스 및/또는 하나 이상의 RF 전극의 냉각은 펠티에 효과에 기반한 요소에 의해 그리고/또는 애플리케이터 내의 또는 애플리케이터에 근접한 공기, 물, 오일 및/또는 유체와 같은 냉각 유체의 흐름에 의해 제공될 수 있다. 냉각 유체는 하나 이상의 자기장 생성 디바이스, 하나 이상의 RF 전극 주위에, 자기장 생성 디바이스와 적어도 하나의 RF 전극의 적어도 일부 사이에서 흐르거나 안내될 수 있다. 냉각 유체는 자기장 생성 디바이스의 상단 및/또는 하단 상에서만 흐를 수 있다. 냉각 유체는 가스, 오일, 물 및/또는 액체와 같은 유체일 수 있다. 냉각 유체는 냉각 유체가 완화될 수 있는 메인 유닛으로부터 애플리케이터에 전달될 수 있다. 냉각 유체는 애플리케이터에 그리고 자기장 생성 디바이스 및/또는 RF 전극의 근접부에 전달될 수 있다. 냉각 유체는 메인 유닛에 결합된 연결 튜브에 의해 애플리케이터에 전달될 수 있다. 연결 튜브는 애플리케이터와 메인 유닛 사이의 냉각 유체를 위한 경로로서 역할을 할 수 있는 유체 도관을 포함할 수 있다.
메인 유닛은 냉각 유체가 저장 및/또는 냉각될 수 있는 하나 이상의 냉각 탱크를 포함할 수 있다. 각각의 냉각 탱크는 하나 이상의 펌프를 포함할 수 있고, 여기서 하나의 펌프는 냉각 유체의 흐름을 하나의 애플리케이터에 제공할 수 있다. 대안적으로, 하나의 펌프는 냉각 유체의 흐름을 복수의 애플리케이터(예를 들어, 2개의 애플리케이터)에 제공할 수 있다. 또한, 메인 유닛은 하나의 개개의 애플리케이터 또는 복수의 애플리케이터에 대한 냉각 유체를 저장 및/또는 냉각하는 하나의 냉각 탱크를 포함할 수 있다. 예를 들어, 치료 디바이스가 2개의 애플리케이터를 포함할 때, 메인 유닛은 애플리케이터들 양쪽 모두에 대해 냉각 유체를 제공하는 하나의 냉각 탱크를 포함할 수 있다. 다른 예에서, 치료 디바이스가 2개의 애플리케이터를 포함할 때, 메인 유닛은 냉각 유체의 냉각을 제공하는 2개의 냉각 탱크를 포함할 수 있다. 각각의 냉각 탱크는 동기적으로 또는 독립적으로 하나의 특정한 애플리케이터에게 냉각 유체의 냉각을 제공할 수 있다. 냉각 탱크 또는 유체 도관은 냉각 유체의 온도를 측정하기 위한 온도 센서를 포함할 수 있다.
유체 도관은 플라스틱 튜브일 수 있다. 플라스틱 튜브는 냉각 탱크로부터 애플리케이터로 그 다음에 다시 냉각 탱크로 이어질 수 있다. 치료 디바이스가 예를 들어 2개의 애플리케이터를 포함할 때, 유체 도관은 냉각 탱크로부터 하나의 애플리케이터로 그 다음에 다시 냉각 탱크로 이어질 수 있는 반면, 제2 유체 도관은 동일한 또는 상이한 냉각 탱크로부터 제2 애플리케이터로 그 다음에 다시 냉각 탱크로 이어질 수 있다. 그러나, 유체 도관은 냉각 탱크로부터 제1 애플리케이터로 이어지고, 그 다음에 제2 애플리케이터로 이어지고 최종적으로 냉각 탱크로 이어질 수 있다.
RF 전극이 자기장 생성 디바이스에 근접하여 배치될 때, 자기장 생성 디바이스에 의해 생성된 시변 자기장은 RF 전극에 원하지 않는 물리적 효과들을 유도할 수 있다. 시변 자기장에 의해 유도되는 원하지 않는 물리적 효과들은 예를 들어 와전류들의 유도, RF 전극의 과열, 피부 효과 및/또는 RF 전극에서의 위상 시프트와 같은 다른 전기 및/또는 전자기 효과들의 야기를 포함할 수 있다. 이러한 원하지 않는 물리적 효과들은 치료 디바이스 오작동, 에너지 손실, 감소된 치료 효과, 증가된 에너지 소비, 적어도 애플리케이터의 일부, 예컨대 RF 전극의 과열, 거짓 피드백 정보의 수집, RF 전극에 제공되는 신호 조절의 오작동, 및/또는 다른 원하지 않는 효과들을 초래할 수 있다.
설명된 발명은, 자기장에 의해 RF 전극에서 유도되는 하나 이상의 원하지 않는 물리적 효과를 어떻게 방지 및/또는 최소화하는지에 대한 옵션들, 방법들 또는 설계들을 제공한다. 동일한 옵션들, 방법들 또는 설계들은 RF 전극에 의한 자기장의 차폐를 최소화하는 것을 도울 수 있다. 하나의 옵션은 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 자기장 생성 디바이스와의 오버레이가 최소이거나 없는 RF 전극의 배열을 포함할 수 있다. 다른 옵션은 후술되는 특수 설계의 RF 전극을 포함할 수 있다. 또 다른 옵션은 RF 전극의 두께를 감소시키는 것을 포함할 수 있다. 또 다른 옵션은 원하지 않는 물리적 효과들의 유도 및 RF 전극의 가열을 감소시키는 전도성 물질로부터 RF 전극을 제공하는 것을 포함할 수 있다. 설명된 치료 디바이스에 의한 치료 동안 RF 에너지를 제공하는 하나 이상의 RF 전극은 이러한 옵션들 중 적어도 하나, 적어도 2개의 옵션 및/또는 이들 옵션들의 조합 및 후술되는 바와 같은 그 특성화를 이용할 수 있다.
자기장에 의해 RF 전극에서 유도되는 원하지 않는 물리적 효과들을 최소화하거나 제거하는 하나의 옵션은 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 자기장 생성 디바이스와의 오버레이가 최소이거나 없는 RF 전극의 배열을 포함할 수 있다.
도 11은 RF 전극(101a)이 자기장 생성 디바이스(900) 아래에, 그 옆에 그리고/또는 그 위에 위치할 수 있고 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 자기장 생성 디바이스(900)와의 오버레이가 없거나 최소일 수 있는 예를 도시한다. 도 11에 도시된 바와 같이, 전극(101a)은 영역 A2의 외부에 위치할 수 있다.
도 12는 자기장 생성 디바이스 및 하나 이상의 RF 전극을 포함하는 다른 예시적인 애플리케이터를 도시한다. 애플리케이터(800)는 갭(113)에 의해 이격된 2개의 RF 전극(101a 및 101b)을 포함할 수 있다. 2개의 RF 전극(101a 및/또는 101b)은 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 자기장 생성 디바이스(900)의 권선 영역 A2 및/또는 영역 A1과의 적어도 부분적 오버레이(112)에 있을 수 있다. 부분적 오버레이(112)는 도 12에서 빗금친 영역에 의해 표현된다. 바닥 프로젝션은 X-선에 의해 애플리케이터의 바닥으로부터 찍은 애플리케이터(800)의 사진에 의해 표현될 수 있다. 이러한 부분적 오버레이(112)는 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 하나의 RF 전극 영역의 면적의 1% 내지 100%, 또는 1% 내지 99%, 또는 1% 내지 70%, 또는 5% 내지 50%, 또는 5% 내지 40%, 또는 10% 내지 30%, 또는 25% 내지 100%, 또는 10% 내지 100%, 또는 30% 내지 95%, 또는 40% 내지 100%, 또는 70% 내지 100%, 또는 80% 내지 95% 또는 30% 내지 70%의 범위에 있을 수 있다. 2개의 영역의 오버레이는 이들 2개의 상이한 영역 사이의 비율을 지칭할 수 있다.
도 12에 도시된 바와 같이, 하나 이상의 온도 센서(816a)가 바이폴라 RF 전극들(101a, 101b) 사이에 위치될 수 있다. 도 12의 온도 센서들(816a)에 의해 도시된 바와 같이, 하나 이상의 온도 센서(816a)는 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 적어도 하나의 RF 전극(101a 및 101b)에 의해 적어도 부분적으로 둘러싸일 수 있다. RF 에너지의 최대량은 바이폴라 전극들(101a 및 101b) 사이에서 흐를 수 있다. 따라서, 바이폴라 전극들 사이의 또는 그 바로 아래의 신체 부위 또는 치료된 조직의 볼륨은 최고 온도를 가질 수 있고 미리 결정된 온도에 대한 실제 온도 또는 온도 기준으로서 측정되어야 한다. 그러나, 온도 센서는 애플리케이터 내부에 또는 애플리케이터의 표면 상에 배치될 수 있다.
RF 전극의 특성 형상은 치료 동안 열의 불균질한 온도 분포를 생성할 수 있다. 온도 센서가 바이폴라 전극들(101a, 101b)에 의해 둘러싸이지 않는 식으로, RF 바이폴라 전극들(101a, 101b) 사이에 위치하지 않도록 온도 센서(816b)를 배치하는 것이 유용할 수 있다. 온도 센서는 애플리케이터 내부에 또는 애플리케이터의 표면 상에 배치될 수 있다. 또한, 온도 센서(816c)는 RF 전극 아래에 위치될 수 있다. 온도 센서(816)의 적어도 일부(예컨대, 816a, 816b 또는 816c)를 덮고 환자의 신체와 접촉하는 제1 측면 부분(801) 및/또는 제2 측면 부분(802)의 물질은 제1 측면 부분(801) 및/또는 제2 측면 부분(802)과 동일한 물질로 제조될 수 있다. 그러나, 온도 센서(816)를 덮는 제1 측면 부분(801) 또는 제2 측면 부분(802)의 물질은 더 높은 열 전도성을 갖는 물질, 예컨대 세라믹, 티타늄, 알루미늄, 또는 다른 금속 물질 또는 합금과 같이, 제1 측면 부분(801) 또는 제2 측면 부분(802)의 나머지와는 상이한 물질로 이루어질 수 있다. 온도 센서(816)는 서미스터일 수 있다. 온도 센서(816)(예컨대, 816a, 816b 또는 816c)는 양호한 열 전도성을 갖는, 열 에폭시 층과 같은 열 전도성 물질에 의해 제1 측면 부분(801) 및/또는 제2 측면 부분(802)에 고정되거나 결합될 수 있다. 온도 센서(816)와 치료 디바이스의 나머지 사이의 와이어 연결은 0.05mm 내지 3mm, 또는 0.01mm 내지 1mm, 또는 0.1mm 내지 0.5mm의 범위 내의 직경을 갖는 1개, 2개, 또는 그 이상의 전도성 와이어에 의해 표현될 수 있다. 설명된 직경을 갖는 전도성 와이어를 포함하는 와이어 연결은 와이어와 온도 센서(816) 사이의 열 전달의 최소화로 인해 유리할 수 있다. 온도 센서(816)에 대한 와이어 연결은 5W·m-1·K-1 내지 320W·m-1·K-1, 또는 6W·m-1·K-1 내지 230W·m-1·K-1, 또는 6W·m-1·K-1 내지 160W·m-1·K-1, 또는 20W·m-1·K-1 내지 110W·m-1·K-1, 또는 45W·m-1·K-1 내지 100W·m-1·K-1, 또는 50W·m-1·K-1 내지 95W·m-1·K-1의 범위 내의 열 전도성을 가질 수 있다. 와이어 연결의 물질은 예를 들어 니켈, 모넬, 백금, 오스뮴, 니오븀, 칼륨, 강철, 게르마늄, 알루미늄, 코발트, 마그네슘 구리 및/또는 그들의 합금일 수 있다. 온도 센서(816)에 연결된 와이어 연결의 적어도 일부는 예를 들어 고무 튜빙에 의한 피복 또는 차폐에 의해 열적으로 절연될 수 있다. 온도 센서(816)는 애플리케이터의 일부일 수 있고/있거나 메인 유닛 내에 있을 수 있는, 적외선 IR 서모센서와 같은 광학적 온도 센서일 수 있다. 치료 동안, 광학적 온도 센서는 환자의 피부와 접촉하여 또는 환자의 피부로부터 0.1cm 내지 3cm, 또는 0.2cm 내지 2cm의 범위에 위치할 수 있다. 광학적 온도 센서는 광학 케이블을 통해 환자의 피부로부터 정보를 수집할 수 있다.
자기장 생성 디바이스 아래의 적어도 부분적 오버레이로 위치된 하나 이상의 RF 전극은 자기 치료 및 RF 치료의 시너지 효과를 제공할 수 있다. 자기장 생성 디바이스 아래의 적어도 부분적 오버레이로 위치된 RF 전극들에 의해 더 강한 또는 더 집중적인 치료 결과가 제공될 수 있다. 이러한 구성에서의 치료 에너지 소스들로부터의 생성된 RF 장 및 자기장은 동일한 신체 부위 및/또는 표적 생물학적 구조들에 표적화될 수 있다. 이것은 자극된 근육들 및 인접 조직들의 더 양호한 가열, 근육 자극(예를 들어, 근육 수축)에 의해 야기되는 불편한 느낌의 더 양호한 억제, 치료 후의 더 양호한 재생 및/또는 지방층염 및 다른 조직 손상의 더 양호한 방지를 낳을 수 있다.
자기장에 의해 RF 전극에서 유도되는 원하지 않는 물리적 효과들의 최소화 또는 제거의 다른 옵션은 RF 전극의 특별한 설계를 포함할 수 있다.
본 발명의 일부는, 자기장 생성 디바이스와의 적어도 부분적 오버레이 또는 이에 근접하게 위치된 RF 전극에서의 자기장에 의해 유도되는 원하지 않는 물리적 효과들은 세그먼트화된 RF 전극을 이용함으로써 추가로 최소화되거나 제거될 수 있다는 것이다. 세그먼트화된 RF 전극은 개구들, 컷아웃들 및/또는 돌출부들을 포함할 수 있다. 개구들 및/또는 컷아웃들의 영역들은 공기, 유전체 및/또는 다른 전기적 절연 물질에 의해 생성될 수 있다. 이러한 전극은 다양한 돌출부들을 포함할 수 있다. 복수의 개구 및/또는 컷아웃은 이러한 전극의 바닥 프로젝션으로부터 볼 수 있다. 원하지 않는 물리적 효과들의 존재를 최소화하거나 제거하는 다른 파라미터는 RF 전극의 두께일 수 있다. RF 전극의 전도성 물질이 얇고, RF 전극의 영역이 절연체에 의해 적어도 부분적으로 분리된다면, 자기장에 의해 유도되는 와전류들의 루프들이 매우 작을 수 있고, 따라서 이러한 영역들에서의 유도가 최소화된다.
RF 전극은 RF 전극의 전도성 영역 및/또는 RF 전극의 주변부를 세그먼트화할 수 있는 하나 이상의 개구 또는 컷아웃을 포함할 수 있다. 따라서, RF 전극은 표면 영역의 분열에 의해 정상 전극(즉, 개구들 또는 컷아웃들을 갖지 않는 전극)과 비교하여 세그먼트화된다. 하나의 RF 전극의 2개 이상의 개구 또는 컷아웃은 비대칭일 수 있다. 하나 이상의 개구 및 컷아웃은 예를 들어 직사각형 또는 원형 형상을 가질 수 있다. 개구는 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 RF 전극의 전극 영역 내의 임의의 구멍 및/또는 틈일 수 있다. 개구들 및/또는 컷아웃들은 규칙적인, 불규칙한, 대칭적 및/또는 비대칭적 형상을 가질 수 있다. 개구들 및/또는 컷아웃들은, 예를 들어 공기, 유전체 및/또는 다른 전기적 절연 물질(예컨대, 인쇄 회로 보드의 유전체 물질)에 의해 채워질 수 있다. RF 전극이 2개 이상의 개구 또는 컷아웃을 포함할 때, 개구들 또는 컷아웃들은 대칭성의 동일한 지점 및/또는 대칭성의 라인을 가질 수 있다. RF 전극의 2개의 상이한 개구 및 컷아웃의 경계들 상에 위치한 2개의 가장 가까운 점 사이의 거리는 0.1mm 내지 50mm 또는 0.1mm 내지 15mm 또는 0.1mm 내지 10mm 또는 0.1mm 내지 8mm의 범위에 있을 수 있다. RF 전극이 자기장 생성 디바이스와의 적어도 부분적 오버레이에 있을 때, RF 전극은, 자기장 생성 디바이스의 중심에 더 가까운, 전도성 표면의 일부에 더 큰 개구들 및 컷아웃들을 포함할 수 있다.
도 13a는 RF 전극(101)이 전극 영역(119a)을 포함하고 RF 전극의 전도성 영역에 하나 이상의 개구(117)를 정의하는 예시적인 RF 전극을 도시한다. 개구들(117)은 직사각형 형상을 갖는 세장형 슬롯들일 수 있다. 하나의 개구(117)는 다른 개구들에 평행할 수 있다.
도 13b는 RF 전극(101)이 RF 전극의 전도성 영역에 전극 영역(119a) 및 하나 이상의 개구(117a 및 117b)를 포함하는 다른 예시적인 RF 전극을 도시한다. 개구들(117a)은 개구들(117b)에 평행하지 않다.
도 13c는 RF 전극(101)이 전도성 영역 내의 전극 영역(119a) 및 하나 이상의 개구(117)의 조합, 전도성 영역 내의 컷아웃(115) 및 RF 전극의 돌출부(114)를 포함하는 다른 예시적인 RF 전극을 도시한다.
도 13d는 RF 전극(101)이 전도성 영역에서의 하나 이상의 개구(117) 및 전극 영역 내의 컷아웃들(115)의 조합을 포함하는 다른 예시적인 RF 전극을 도시한다. 라인들은 RF 전극의 전극 영역(119a)의 얇은 라인(예를 들어, 단일 와이어)을 나타낸다. RF 전극은 전도성 와이어들의 그리드 또는 전도성 와이어들의 메쉬일 수 있다. 돌출부(114)는 전극의 주변부에 하나 이상의 컷아웃(115)을 정의할 수 있다.
도 13e는 돌출부들 및 컷아웃들을 포함하는 다른 예시적인 RF 전극을 도시한다. RF 전극(101)은 전극 영역(119a), 경계 길이(119b), 및 N#로 도시된 복수의 돌출부를 갖는다. 돌출부들은 돌출부 컷아웃들(예컨대, 컷아웃(115), 여기서 컷아웃은 틈 또는 갭일 수 있음)을 정의할 수 있다. RF 전극(101)은 적어도 2개, 3개 또는 5개의 돌출부(114)(예컨대, 114a, 114b) 또는 그 이상을 포함할 수 있다. 돌출부들(114)은 컷아웃(115)에 의해 서로 분리될 수 있다. 유사하게, RF 전극(101)은 1개, 2개, 3개 또는 그 이상의 돌출부 컷아웃을 포함할 수 있다. 복수의 돌출부 중 제1 돌출부(114a) 및 제2 돌출부(114b)는 서로 대체로 평행하게 배열될 수 있다. 돌출부들(114)은 고정된 간격으로 이격될 수 있고, 규칙적으로 배열될 수 있다. 돌출부들(114a, 114b)은 일반적으로 선형 형상을 갖는 막대들 또는 핀들로서 형상화될 수 있다. 돌출부들(114a 및 114b)은 전도성 물질로 이루어질 수 있다. 컷아웃(115)은 공기, 유전체, 또는 다른 전기적 절연 물질에 의해 채워질 수 있다. 돌출부들 사이의 거리는 적어도 하나의 원(118a)이 컷아웃(115) 내에 그리고 2개의 돌출부(114a 및 114b) 사이에 가상적으로 내접될 수 있는 거리이다. 적어도 하나의 원(118a)은 0.001mm 내지 30mm, 또는 0.005mm 내지 15mm, 또는 0.01mm 내지 10mm 또는 0.01mm 내지 8mm 또는 0.01mm 내지 7mm 또는 0.01mm 내지 5mm 또는 0.01mm 내지 3mm 또는 0.01mm 내지 2mm의 범위의 직경을 가질 수 있고, 각각의 원은 제1 돌출부(114a) 상에 위치된 적어도 하나의 접선점 및 제2 돌출부(114b) 상에 위치된 적어도 하나의 접선점을 가질 수 있다. 각각의 원(118a)은 상이한 접선점들을 가질 수 있다. 컷아웃(115)은 그 길이를 따라 대칭 및/또는 비대칭일 수 있다. 컷아웃(115)은 돌출부들(114a 및 114b) 사이에 일정한 거리를 생성할 수 있다. 돌출부들(114a 및 114b) 사이의 거리는 돌출부들의 길이를 따라 일정하지 않을 수 있다. 2개의 가장 가까운 돌출부(114a, 114b) 사이의 최소 거리는 돌출부들의 길이가 증가함에 따라 증가 및/또는 감소할 수 있다.
돌출부들(114) 또는 컷아웃들(115)은 대칭적, 비대칭적, 불규칙적 및/또는 규칙적 형상을 가질 수 있다. 개별 돌출부들(114)의 크기, 형상 및/또는 대칭성은 RF 전극(101)에 걸쳐 동일 및/또는 상이할 수 있다. 예를 들어, 각각의 돌출부(114)는 동일한 형상, 동일한 치수들, 및/또는 대칭성을 가질 수 있다.
돌출부들(114)은 직접 돌출부로 가상적으로 내접된 원(118b)에 의해 특징지어질 수 있다. 돌출부(114)에 가상적으로 내접된 원(118b)은 0.001mm 내지 30mm, 또는 0.01mm 내지 15mm, 또는 0.2mm 내지 10mm, 또는 0.2mm 내지 7mm 또는 0.1mm 내지 3mm의 범위 내의 직경을 가질 수 있다. 가상적으로 내접된 원은 그것이 내접되는 돌출부의 경계를 가로지르지 않을 수 있다. RF 전극 표면 영역의 적어도 일부 상에서 측정된 자속 밀도 B는 0.1T 내지 5T의 범위, 또는 0.2T 내지 4T의 범위, 또는 0.3T 내지 3T의 범위, 또는 0.5T 내지 5T의 범위, 또는 0.7T 내지 4T의 범위 또는 1T 내지 3T의 범위 내에 있을 수 있다. RF 전극 표면 영역의 적어도 일부 상에서 측정된 자속 밀도 B는 치료 동안 측정될 수 있다. RF 전극 표면 영역은 RF 전극의 전도성 표면의 표면 영역을 포함할 수 있다.
하나의 RF 전극에 포함된 돌출부들(N#)의 수는 RF 전극의 표면을 가로질러 2개의 평행 컷(111) 사이에 그리고/또는 이에 의해 생성될 수 있는 서로 전기적으로 절연된 전도성 영역들의 최대 가능한 수를 의미한다. 2개의 평행 컷(111) 사이의 거리는 1mm 내지 50mm 또는 2mm 내지 35mm 또는 5mm 내지 20mm의 범위에 있을 수 있다. 돌출부들(N#)의 수는 5개 내지 1000개, 또는 10개 내지 600개, 또는 20개 내지 400개, 또는 50개 내지 400개, 또는 100개 내지 400개, 또는 15개 내지 200개, 또는 30개 내지 100개, 또는 40개 내지 150개, 또는 25개 내지 75개의 범위일 수 있다.
평행 컷들(111)에 관계없이 하나의 RF 전극 내의 돌출부들의 총 수는 5개 내지 1000개, 또는 10개 내지 600개, 또는 20개 내지 400개, 또는 50개 내지 400개, 또는 100개 내지 400개 또는 15개 내지 200개, 또는 30개 내지 100개, 또는 40개 내지 150개, 또는 25개 내지 140개의 범위일 수 있다.
평행 컷들(111)에 관계없이 하나의 RF 전극에서의 개구들 또는 컷아웃들의 총 수는 5개 내지 1000개, 또는 10개 내지 600개, 또는 20개 내지 400개, 또는 50개 내지 400개, 또는 100개 내지 400개 또는 15개 내지 200개, 또는 30개 내지 100개, 또는 40개 내지 150개, 또는 25개 내지 140개의 범위에 있을 수 있다.
그 코어를 포함하는 코일 아래에 위치하는 하나의 RF 전극 내의 개구들, 컷아웃들 및/또는 돌출부들의 수는 5개 내지 1000개, 또는 10개 내지 600개, 또는 20개 내지 400개, 또는 50개 내지 400개, 또는 100개 내지 400개 또는 15개 내지 200개, 또는 30개 내지 100개, 또는 40개 내지 150개, 또는 25개 내지 140개의 범위일 수 있다.
하나의 RF 전극에 포함된 개별 돌출부들의 수는 크기 2cm × 1cm의 영역에서 1개 내지 8000개 또는 2개 내지 8000개 또는 5개 내지 8000개 또는 3개 내지 5000개 또는 5개 내지 1000개 또는 5개 내지 500개 또는 10개 내지 500개 또는 5개 내지 220개 또는 10개 내지 100개의 범위에 있을 수 있다.
RF 전극(101)의 적어도 일부 상에서 측정되는 자속 밀도 B 및/또는 자속 밀도의 진폭은 치료 동안 0.1T 내지 5T, 0.2T 내지 4T, 0.3T 내지 3T, 0.7T 내지 5T, 1T 내지 4T, 또는 1.5T 내지 3T의 범위에 있을 수 있다. 전극은 다음의 수학식 1에 따라 돌출부 밀도 
에 의해 정의될 수 있으며,
여기서, 
은 자속 밀도 
의 자기력선과 교차하는 돌출부들의 수를 나타내고, 
은 이들 돌출부에 의해 자기력선과 교차한 길이를 나타낸다. 길이 
은 적어도 1cm 길이일 수 있고, 자기력선은 적어도 0.3T 또는 0.7T의 자속 밀도 
를 가질 수 있다. 치료 디바이스에 따른 돌출부 밀도는 RF 전극의 적어도 일부에서 0.3cm-1ㆍT-1 내지 72cm-1ㆍT-1, 또는 0.4cm-1ㆍT-1 내지 10cm-1ㆍT-1, 또는 0.4cm-1ㆍT-1 내지 7cm-1ㆍT-1, 또는 0.5cm-1ㆍT-1 내지 6cm-1ㆍT-1, 또는 0.8cm-1ㆍT-1 내지 5.2cm-1ㆍT-1의 범위에 있을 수 있다.
돌출부들은 자속 밀도가 낮을수록 더 넓을 수 있고(즉, 더 큰 두께를 가질 수 있음), 자속 밀도가 높을수록 더 얇을 수 있다. 또한, 돌출부 밀도 
는 자속 밀도가 높을수록 더 높을 수 있다.
애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라, 하나의 애플리케이터 또는 하나의 추가적인 치료 디바이스 내의 하나 이상의 RF 전극의 전극 영역은 1cm2 내지 2500cm2, 또는 25cm2 내지 800cm2, 또는 30cm2 내지 600cm2, 또는 30cm2 내지 400cm2, 또는 50cm2 내지 300cm2, 또는 40cm2 내지 200cm2의 범위에 있을 수 있다.
RF 전극은 경계 비율을 가질 수 있다. 경계 비율은 전극의 원주와 영역 사이의 비율로서 정의될 수 있다. 경계 비율의 예가 도 13e에 도시되어 있으며, 여기서 원주는 경계 길이(119b)로서 도시될 수 있고, RF 전극의 영역은 애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라 RF 전극의 전극 영역(119a)에 의해 도시된다. 전극 영역(119a)은 RF 전극들을 공급하는 와이어들이 없고 모든 개구들 및/또는 컷아웃들의 원주의 합이 없는 RF 전극의 영역이다. 경계 길이(119b)는, 임의의 것이 존재하는 경우, 전극의 원주와 전극 내부에 내접된 개구들의 모든 원주들의 합이다. RF 전극의 경계 비율은 150m-1 내지 20000m-1 또는 200m-1 내지 10000m-1 또는 200m-1 내지 4000m-1 또는 300m-1 내지 10000m-1 또는 300m-1 내지 4000m-1 또는 500m-1 내지 4000m-1 또는 10m-1 내지 20000m-1 또는 20m-1 내지 10000m-1 또는 30m-1 내지 5000m-1의 범위에 있을 수 있다.
애플리케이터의 바닥 프로젝션에 따라, 적어도 하나의 RF 전극은, RF 전극의 표면의 적어도 일부 상의 자속 밀도 B가 0.1T 내지 7T, 또는 0.3T 내지 5T, 또는 0.5T 내지 3T, 또는 0.5T 내지 7T, 또는 0.7T 내지 5T, 또는 1T 내지 4T의 범위 내에 있을 수 있는 위치들에서, 150m-1 내지 20000m-1 또는 250m-1 내지 10000m-1 또는 200m-1 내지 4000m-1 또는 300m-1 내지 1000m-1 또는 400m-1 내지 4000m-1 또는 400m-1 내지 1200m-1 또는 500m-1 내지 2000m-1 또는 10m-1 내지 20000m-1 또는 20m-1 내지 10000m-1 또는 30m-1 내지 5000m-1의 범위 내의 경계 비율을 가질 수 있다. RF 전극 영역에 걸쳐 자속 밀도 B가 증가함에 따라 경계 비율이 증가할 수 있다.
RF 전극 표면 영역 상의 경계 비율과 자속 밀도 B 사이의 비율은 충전 비율로 불릴 수 있다. 충전 비율은 적어도 1.5cm2의 RF 전극의 정사각형 표면 영역 및 0.1T 내지 7T, 또는 0.3T 내지 5T, 또는 0.5T 내지 3T, 또는 1T 내지 5T, 또는 1.2T 내지 5T의 범위의 자속 밀도와 관련될 수 있다. RF 전극의 적어도 일부의 충전 비율은 70m-1ㆍB-1 내지 30000m-1ㆍB-1, 또는 100m-1ㆍB-1 내지 5000m-1ㆍB-1, 또는 100m-1ㆍB-1 내지 2000m-1ㆍB-1, 또는 120m-1ㆍB-1 내지 1200m-1ㆍB-1, 또는 120m-1ㆍB-1 내지 600m-1ㆍB-1 또는 230m-1ㆍB-1 내지 600m-1ㆍB-1의 범위에 있을 수 있다. RF 전극의 정사각형 표면 영역은 정사각형 형상을 갖는 표면 영역을 포함할 수 있다.
경계 비율 및/또는 충전 비율이 높아질수록, RF 전극에서의 유도된 원하지 않는 물리적 효과들이 더 낮을 수 있는데, 그 이유는 RF 전극이 서로로부터 부분적으로 절연된 돌출부들을 포함할 수 있기 때문이다. 경계 비율 및/또는 충전 비율이 높아질수록, 돌출부들로의 가능한 가상적으로 내접된 원들이 또한 더 작아야 하므로, 유도된 와전류의 루프들은 더 작아야 한다. 따라서, 유도된 와전류들은 더 작고, RF 전극에서 유도된 원하지 않는 물리적 효과가 더 낮거나 최소화된다.
하나의 애플리케이터에서 그 바닥 프로젝션에 따라 모든 자기장 생성 디바이스들의 모든 권선 영역들(도 9a에 도시된 바와 같은 영역 A2)의 하나의 측과 모든 RF 전극들(바닥 프로젝션)의 하나의 측의 영역 사이의 비율은 0.1 내지 15, 또는 0.5 내지 8, 또는 0.5 내지 4, 또는 0.5 내지 2의 범위 내에 있을 수 있다.
도 16에 도시된 바와 같이, 하나의 돌출부(114)가 자기력선들(B1 및 B2)에 의해 교차되는 경우, 
의 절대값은 
의 절대값보다 높고, 
이고, 이어서 돌출부는 자기력선들(B1 및 B2)에 의해 3개의 영역으로 분할될 수 있다. 즉, 도 16에 도시된 바와 같이, 돌출부(114)는 자기장 기울기의 방향에 따라 동일한 길이를 갖고 S1이 S3보다 더 높은 자속 밀도에 노출되는 3개의 S1, S2, S3으로 분할될 수 있다. 영역 S1은 가장 높은 자속 밀도에 배치될 수 있고, S2는 중간 자속 밀도에 배치될 수 있고, S3은 가장 낮은 자속 밀도에 배치될 수 있다. 영역 S1에 내접된 직경(d1)을 갖는 최대 가상 내접 원(k1)은 영역 S3에 내접된 직경(d2)을 갖는 최대 내접 원(k2)보다 작은 직경을 가질 수 있다. 직경 d2는 직경 d1의 2% 내지 1500%, 또는 5% 내지 500%, 또는 10% 내지 300%, 또는 10% 내지 200%, 또는 10% 내지 100%, 또는 5% 내지 90%, 또는 20% 내지 70%, 또는 5% 내지 20%만큼 직경 d1보다 클 수 있다. 이러한 경우에, 돌출부의 적어도 부분적으로 피라미드 형상이 생성될 수 있는 것과 같이, 자속 밀도가 더 높은 곳에서 돌출부들이 더 얇을 수 있다. 또한, 돌출부들은 자속 밀도가 더 높은 곳에서 더 얇을 수 있다.
RF 전극은 상이한 크기들 및 형상들을 가질 수 있다. 본 발명에 따르면, 바이폴라 전극들은 도 14a 내지 도 14e에 도시된 바와 같은 평행 전극들, 또는 도 15a 내지 도 15c에 도시된 동심 전극들일 수 있다. 애플리케이터의 제2 측면 부분에 가깝게 위치될 수 있는 도 14a 내지 도 14e 및 도 15a 내지 도 15c에 도시된 RF 전극들(101)의 동일한 유형이 제1 측면 부분에 가깝게 위치한 RF 전극들(102)로서 그리고/또는 임의의 다른 하나 이상의 RF 전극에 대해 이용될 수 있다.
적어도 하나의 애플리케이터의 RF 전극들의 형상 및 배열은 적어도 하나의 애플리케이터가 부착될 신체 위치(해부학적 구조)의 크기, 형상 및 대칭성에 기반할 수 있다. RF 전극의 위치지정 및 상이한 형상들은, 핫 스폿들의 생성을 피하고, 큰 치료된 신체 부위의 균질한 가열을 제공하고, 하나 이상의 애플리케이터와 함께 이동할 필요성들을 피하는데 유익할 수 있다.
도 14a는 RF 전극들의 대칭 위치지정의 예를 도시한다. 도 14b는 RF 전극들의 다른 예시적인 대칭 위치지정을 도시한다. 도 14c는 RF 전극들의 또 다른 예시적인 대칭 위치지정을 도시한다. 도 14d는 RF 전극들의 대칭 위치지정을 포함하는 애플리케이터의 도면을 도시한다. 도 14e는 RF 전극들의 대칭 위치지정의 예를 포함하는 애플리케이터의 측면도를 도시한다.
도 14a 내지 도 14e에 도시된 RF 전극들의 예들에 따르면, 애플리케이터는 갭(113)에 의해 이격된 적어도 한 쌍의 평행 바이폴라 RF 전극들(101a 및 101b)을 포함할 수 있다. RF 전극들은 배선(100a 및 100b)에 의해 전력이 공급된다. 도 14a, 도 14b 및 도 14d에 도시된 바와 같이, RF 전극들(101a, 101b)은 대칭일 수 있고, 거울 이미지들일 수 있다. 개별 RF 전극들(101a 및 101b)의 형상은 불규칙적, 비대칭일 수 있고, 하나의 RF 전극 내의 모든 돌출부들의 적어도 40%, 50%, 70%, 90%, 또는 99%의 길이 및/또는 영역이 상이할 수 있다. 신체 해부학적 구조 및 시험은 이러한 종류의 RF 전극들이 복부 부위, 엉덩이, 팔들 및/또는 넓적다리들과 같은 신체 부위들의 가장 편안하고 효율적인 치료를 제공할 수 있다는 것을 입증할 수 있다.
도 14c에 도시된 바와 같이, RF 전극들(101a, 101b)은 적어도 하나의 축 또는 대칭점에 따라, 예컨대 선 대칭, 점 대칭, 및 회전 대칭에 따라 적어도 부분적으로 대칭일 수 있다. 예를 들어, 각각의 전극은 반원형 또는 C자-형상일 수 있다. 또한, RF 전극들(101a 및 101b) 사이의 갭(113)은 불규칙할 수 있고/있거나 거울 대칭성의 선형 대칭 축과 같은, 적어도 하나의 대칭 축에 따라 설계될 수 있다. 따라서, 전극들(101a 및 101b)이 반원형일 수 있는 경우, 갭(113)은 원형일 수 있다. 이러한 대칭적 전극의 이용은 신체 부위(예컨대, 엉덩이들 또는 골반들)의 대칭성을 강조하기 위해 이러한 대칭이 요구될 수 있는 신체 부위를 치료하는데 유익할 수 있다.
RF 전극들(101a 및 101b) 사이의 갭(113)은, 공기, 냉각 유체, 오일, 물, 유전체 물질, 유체, 및/또는 인쇄 회로 보드에서 이용되는 복합 물질로부터의 기재와 같은, 임의의 다른 전기적 절연체를 포함할 수 있다. RF 전극(101a 및 101b)은 구리 포일 및/또는 이러한 기재 상에 퇴적된 층으로 형성될 수 있다. 갭(113)은 RF 전극들에 의해 생성된 전자기장(예컨대, RF 장)의 형상 및 환자의 신체 조직 내로의 전자기장 투과의 깊이에 영향을 줄 수 있다. 또한, 적어도 2개의 RF 전극(101a 및 101b) 사이의 거리는 도 14a에 도시된 바와 같이 적어도 부분적으로 원형, 타원형 및/또는 포물선 형상을 가질 수 있는 갭(113)을 생성할 수 있다. 갭(113)은 도 14b에 도시된 바와 같이 일정한 거리로 RF 전극들을 이격시키기 위한 규칙적인 형상을 가질 수 있다.
RF 전극들(101a 및 101b) 사이의 갭(113)은 자기장 생성 디바이스에 의해 생성된 자기장의 2% 내지 70% 또는 5% 내지 50% 또는 15% 내지 40%의 범위의 양의 통과를 제공하도록 설계될 수 있다. 하나의 애플리케이터에서의 적어도 2개의 상이한 RF 전극의 가장 가까운 부분들 사이의 거리는 0.1cm 내지 25cm, 또는 0.2cm 내지 15cm, 또는 2cm 내지 10cm, 또는 2cm 내지 5cm의 범위일 수 있다.
2개의 RF 전극 사이의 갭(113)은 RF 바이폴라 전극들의 평면 내에 설계될 수 있고, 여기서 갭(113)은 자기장 생성 디바이스에 의해 생성된 자속 밀도가 가장 높은 절대값을 갖는 위치를 적어도 부분적으로 오버레이할 수 있다. 갭(113)은 치료 효율을 최적화하고 에너지 손실을 최소화하기 위해 이러한 위치에 배치될 수 있다.
자속 밀도 dB/dt의 높은 도함수를 갖는 강한 자기장은 돌출부들, 개구들 및/또는 컷아웃들을 갖는 RF 전극에서도 원하지 않는 물리적 효과들을 유도할 수 있다는 점에 유의해야 한다. 갭(113)은 자속 밀도의 절대값이 가장 높은 위치에 위치되거나 배치될 수 있다. 그 결과, 갭(113) 주위에 위치된 복수의 RF 전극은 이후 더 낮은 양의 자속 밀도에 의해 영향을 받을 수 있다.
복수의 RF 전극(예를 들어, 2개의 RF 전극(101a 및 101b))은 도 14d에 도시된 바와 같이 기재(113a) 상에 위치될 수 있다. 기재(113a)는 RF 전극들과 하나 이상의 컷아웃(115) 사이의 갭(113)의 충진재로서 이용될 수 있다. 도 14d 및 도 25에 도시된 바와 같이, 기재(113a) 및 하나 이상의 RF 전극은 환자의 신체 부위에 맞도록 요구되는 형상 및/또는 반경으로 만곡될 수 있다. RF 전극들(101a 또는 101b)은, 애플리케이터(800)의 하부 커버(125)를 따라, 특히 하부 커버(125)의 만곡된 부분(126)을 따라 만곡될 수 있다. 도 14d에 도시된 바와 같이, 기재(113a)는 온도 센서와 같은 적어도 하나의 센서에 대한 기재 갭(113b)을 정의할 수 있다. 기재 갭(113b)은 또한 하나 이상의 와이어, 냉각 유체의 통과, 및/또는 생물학적 구조 및/또는 신체 부위의 조명 또는 추가적인 가열을 제공하는 광 치료 에너지 소스(예를 들어, LED, 레이저 다이오드)와 같은 다른 치료 에너지 소스의 구현을 가능하게 할 수 있다.
도 15a, 도 15b 및 도 15c는 2개의 RF 전극(101a 및 101b)을 도시하며, 적어도 하나의 RF 전극(101a)은 다른 RF 전극(101b)을 적어도 부분적으로 둘러쌀 수 있다. RF 전극들(101a 및 101b)은, 예를 들어 도 14a 내지 도 14e와 관련하여 전술한 것과 동일한 절연 특성들을 갖는 기재(113a)를 포함하는 갭(113)에 의해 이격될 수 있다. RF 전극(101b)은 자기장의 차폐 및 RF 전극(101b)에서 유도되는 원하지 않는 물리적 효과들의 유도를 최소화하기 위해 구멍(116)을 포함할 수 있다. 구멍(116)은 자기장 생성 디바이스에 의해 생성되는 자기장의 자속 밀도가 치료 동안 가장 높은 값들에 도달하는 RF 전극 평면에 위치될 수 있다. 구멍(116)은 원형일 수 있거나, 또는 특히 예를 들어 난형, 정사각형, 삼각형, 또는 직사각형과 같은 다른 형상들을 가질 수 있다. 구멍(116)은 0.05cm2 내지 1000cm2, 또는 0.05cm2 내지 100cm2, 또는 3cm2 내지 71cm2, 또는 3cm2 내지 40cm2, 또는 3cm2 내지 20cm2, 또는 3cm2 내지 15cm2, 또는 0.5cm2 내지 2.5cm2의 영역을 가질 수 있다. RF 전극들은 완전히 또는 부분적으로 동심일 수 있다.
도 15a는 적어도 하나의 선 및/또는 점 대칭으로 비원형일 수 있는 2개의 RF 전극(101a 및 101b)을 도시한다. 도시된 전극들(101a 및 101b)은 대칭의 중심을 갖지 않을 수 있다. 도시된 RF 전극(101a)은 자기장에 의한 RF 전극에서의 원하지 않는 물리적 효과의 유도를 최소화하기 위해 자속 밀도가 가장 높은 그 중심에 구멍(116)을 포함할 수 있다.
도 15b는 2개의 RF 전극(101a 및 101b)이 회전 대칭을 갖는 원형 형상을 가질 수 있는 것을 도시한다. RF 전극들(101a 및 101b)은 동일한 대칭 중심을 가질 수 있다. 도시된 RF 전극(101a)은 자기장에 의한 RF 전극에서의 원하지 않는 물리적 효과들의 유도를 최소화하기 위해 자속 밀도가 가장 높은 그 중심에 구멍(116)을 포함할 수 있다.
도 15c는 2개의 RF 전극(101a 및 110b)이 대칭성이 없고 대칭의 중심을 갖지 않을 수 있는 것을 도시한다.
자기장에 의해 RF 전극에서 유도되는 원하지 않는 물리적 효과들의 최소화 또는 제거의 다른 옵션은 RF 전극의 두께를 감소시키는 것을 포함할 수 있다.
본 발명의 RF 전극의 전도성 층의 두께는 0.01mm 내지 10mm, 또는 0.01mm 내지 5mm, 또는 0.01mm 내지 3mm, 또는 0.01mm 내지 1mm, 또는 0.1mm 내지 1mm, 또는 0.005mm 내지 0.1mm, 또는 0.01mm 내지 0.2mm의 범위에 있을 수 있다. RF 전극의 하나의 유형은 인쇄 회로 보드(PCB)가 준비되는 것과 유사한 방법에 의해 설계될 수 있으며, 여기서 얇은 전도성 층은 절연 특성들을 갖는 기재 내로 그리고/또는 그 상에 퇴적될 수 있다. 기재는 구리, 은, 알루미늄, 니켈 및 아연의 합금들, 오스테나이트계 스테인리스강 및/또는 RF 전극을 생성하는 다른 물질들과 같은 물질로부터 1개, 2개 또는 그 이상의 전도성 층을 포함할 수 있다. 기재 물질의 두께는 0.01mm 내지 10mm, 또는 0.01mm 내지 5mm, 또는 0.01mm 내지 3mm, 또는 0.01mm 내지 2mm, 또는 0.1mm 내지 2mm, 또는 0.5mm 내지 1.5mm, 또는 0.05mm 내지 1mm의 범위일 수 있다. 기재 물질은 중합체, 세라믹, 공중합체 시트, 페놀 수지 층, 에폭시 수지 층, 섬유유리 직물, 다른 텍스타일 직물, 중합체 직물, 및/또는 다른 것일 수 있다. 기재는 적어도 부분적으로 가요성 및/또는 강성일 수 있다.
RF 전극은 얇은 전도성 와이어들, 평탄한 스트라이프들, 시트들 등의 시스템일 수 있다.
자기장에 의해 RF 전극에서 유도되는 원하지 않는 물리적 효과들의 최소화 또는 제거의 또 다른 옵션은 원하지 않는 물리적 효과들의 유도 및 RF 전극의 가열을 감소시키는 전도성 물질로부터 RF 전극을 형성하는 것을 포함할 수 있다.
RF 전극은 RF 전극에서 원하지 않는 물리적 효과들의 유도를 감소시키는 특정 전도성 물질들로 이루어질 수 있다. 이러한 물질들은 4 내지 1,000,000, 또는 20 내지 300,000, 또는 200 내지 250,000, 또는 300 내지 100,000, 또는 300 내지 18,000, 또는 1,000 내지 8,000의 범위 내의 상대 투과율을 가질 수 있다. RF 전극의 물질은 탄소, 알루미늄, 구리, 니켈, 코발트, 망간, 아연, 철, 티타늄, 은, 황동, 백금, 팔라듐 및/또는 합금들, 예컨대 MU-금속, 퍼멀로이, 전기로강, 페라이트계 강, 페라이트, 그 스테인리스강을 생성할 수 있는 다른 것들을 포함할 수 있다. 또한, RF 전극은 와전류들의 유도 및 RF 전극의 가열을 최소화하고 또한 시변 자기장의 에너지 손실을 최소화하기 위해 혼합 금속 산화물들 및/또는 금속 산화물들의 고정 분말, m-금속 원소들의 금속으로 제조될 수 있다.
설명된 치료 디바이스에 의한 치료 동안 RF 에너지를 제공하는 하나 이상의 RF 전극은 전술한 바와 같이 자기장에 의해 유도되는 원하지 않는 물리적 효과들을 최소화하거나 제거하기 위한 방법의 적어도 하나의 옵션, 적어도 2개의 옵션 및/또는 옵션들의 조합을 이용할 수 있다. 또한, 옵션의 하나 이상의 특성화가 본 발명의 치료 디바이스의 제조, 설계 및 동작에 이용될 수 있다.
RF 치료와 자기 치료를 결합하는 치료 디바이스는 하나 이상의 치료 회로를 포함할 수 있다. RF 치료를 위한 치료 회로는 전원, RF 전극 및/또는 RF 클러스터에 대해 본 명세서에 설명된 모든 전기적 요소들을 포함할 수 있다. 자기 치료를 위한 치료 회로는 전원, 자기장 생성 디바이스, 자기 클러스터 HIFEM에 대해 본 명세서에 설명된 모든 전기적 요소들을 포함할 수 있다. 동일하거나 상이한 치료를 제공하는 복수의 치료 회로는 공통 전원을 포함할 수 있다. 대안적으로, 각각의 치료 회로는 그 자신의 전원을 포함할 수 있다. 모든 치료 회로들의 동작은 하나의 마스터 유닛 또는 하나 이상의 제어 유닛에 의해 조절될 수 있다. HMI, 마스터 유닛 및/또는 하나 이상의 제어 유닛은 각각의 애플리케이터 및/또는 각각의 치료 에너지 소스(예컨대, RF 전극 또는 자기장 생성 디바이스)에 대한 하나 이상의 치료 파라미터의 선택, 제어 및/또는 조절에 이용될 수 있다. 치료 파라미터들은 HMI, 마스터 유닛 및/또는 하나 이상의 제어 유닛에 의해 각각의 애플리케이터에 대해 독립적으로 선택, 제어 및/또는 조절될 수 있다.
도 17은 자기 회로(400)의 예시적인 전기적 요소들을 나타낸다. 자기 회로(400)를 통과하는 전기적 신호는 전기적 신호의 하나 이상의 펄스 형태로 변환될 수 있다. 전기 펄스들은 시변 자기장의 임펄스들을 생성하기 위해 자기장 생성 디바이스에 제공될 수 있다. 자기 회로의 개별 전기적 요소들은 전원(PS), 에너지 저장 디바이스(ESD), 스위치(SW), 자기장 생성 디바이스(MFGD) 및 자기 회로의 제어 유닛(CUM)일 수 있다. 자기 회로는 HIFEM 클러스터라고 불리는 자기 치료를 위한 치료 클러스터를 포함할 수 있다. HIFEM 클러스터는 예를 들어 ESD, SW 및/또는 CUM을 포함할 수 있다. 자기 회로의 제어 유닛(CUM)은 제어 시스템의 일부일 수 있다. 자기 클러스터의 제어 유닛(CUM) 및/또는 자기 회로의 다른 전기적 요소는 마스터 유닛의 슬레이브일 수 있다. HIFEM 클러스터, 제어 시스템 및/또는 CUM은 저장된 전기 에너지의 양을 제어함으로써 ESD에서의 전기 에너지의 저장을 제공 또는 제어할 수 있다. HIFEM 클러스터, 제어 시스템 및/또는 CUM은 전기적 신호의 수정, HIFEM 클러스터를 통해 전달되는 전기적 신호의 파라미터들의 조절, 회로의 안전한 동작 및/또는 ESD의 충전 또는 재충전을 제공할 수 있다. 예를 들어, HIFEM 클러스터 또는 제어 시스템은 MFGD에 전달되는 전기 펄스들의 전압 및/또는 전류의 조절에 의해 MFGD에 의해 제공되는 자기장의 자속 밀도의 조절을 제공할 수 있다. 전기적 신호의 수정은 자기 회로에서 전송되는 신호의 왜곡, 형상, 진폭 및/또는 주파수 도메인에서의 포락선 왜곡, 전달된 전기적 신호에의 잡음 추가 및/또는 자기 회로에 진입하는 전송된 원래 신호의 다른 저하를 포함할 수 있다.
에너지 저장 디바이스 ESD는 전기 에너지를 축적할 수 있고, 이는 에너지의 전기적 신호 형태(예컨대, 고전력 임펄스 형태)로 자기장 생성 디바이스에 제공될 수 있다. ESD는 1개, 2개, 3개 또는 그 이상의 커패시터를 포함할 수 있다. ESD는 또한 도 18a에 도시된 바와 같이 전압 센서, 고전압 표시기, 및/또는 방전 저항기들과 같은, 안전 요소 등의 하나 이상의 다른 전기적 요소를 포함할 수 있다. 전압 센서 및 고전압 표시기는 피드백 정보를 스위치(SW)에 그리고/또는 제어 유닛(CUM)에 제공할 수 있다. 그 일부인 방전 저항기는 위험 상황의 경우에 적어도 하나의 커패시터의 방전을 제공할 수 있다. 하나 이상의 ESD의 방전은 제어 유닛(CUM)에 의해 제어될 수 있다. ESD로부터의 방출된 전기 에너지는 고전력 임펄스 및/또는 펄스로서 자기 회로의 적어도 일부, 예컨대 자기장 생성 디바이스(MFGD)에 전달될 수 있다.
에너지 저장 디바이스의 커패시턴스는 5nF 내지 100mF의 범위, 또는 25nF 내지 50mF의 범위, 또는 100nF 내지 10mF의 범위, 또는 1㎌ 내지 1mF의 범위, 또는 5㎌ 내지 500㎌의 범위, 또는 10㎌ 내지 180㎌의 범위, 또는 20㎌ 내지 80㎌의 범위일 수 있다.
에너지 저장 디바이스는 250V 내지 50kV, 700V 내지 5kV, 700V 내지 3kV, 또는 1kV 내지 1.8kV의 범위의 전압 상에서 충전될 수 있다.
에너지 저장 디바이스는 100A 내지 5kA, 200A 내지 3kA, 400A 내지 3kA, 또는 700A 내지 2.5kA의 범위에 있는 전류 펄스 방전을 제공할 수 있다. 전류는 자기장 생성 디바이스에 의해 생성된 피크 자속 밀도의 값에 대응할 수 있다.
에너지 저장 디바이스의 방전에 의해, 높은 전력의 전류 펄스는 5J 내지 300J, 10J 내지 200J, 또는 30J 내지 150J의 범위 내의 에너지로 생성될 수 있다.
스위치 SW는 다이오드, 핀 다이오드, MOSFET, JFET, IGBT, BJT, 사이리스터 및/또는 이들의 조합과 같은 임의의 스위칭 디바이스를 포함할 수 있다. 스위치는 전기적 신호의 수정을 제공하는 펄스 필터를 포함할 수 있다. 펄스 필터는 ESD의 방전 동안 스위치에 의해 생성된 스위칭 전압 리플들을 억제할 수 있다.
자기 회로는 스위치 SW를 반복적으로 스위치 온/오프하고 에너지 저장 디바이스 ESD를 자기장 생성 디바이스, 예컨대 코일로 방전하여 시변 자기장을 생성하도록 명령받을 수 있다.
자기장 생성 디바이스의 인덕턴스는 1H까지, 또는 1nH 내지 500mH, 1nH 내지 50mH, 50nH 내지 10mH, 500nH 내지 1mH의 범위, 또는 1μH 내지 500μH의 범위, 또는 10μH 내지 60μH의 범위 내에 있을 수 있다.
자기장 생성 디바이스는 어떠한 방사선(예컨대, 감마 방사선)도 방출하지 않을 수 있다.
자석 회로는 스위치 SW와 자기장 생성 디바이스의 직렬 연결을 포함할 수 있다. 스위치 SW 및 자기장 생성 디바이스는 함께 에너지 저장 디바이스 ESD와 병렬로 연결될 수 있다. 에너지 저장 디바이스 ESD는 전원 PS에 의해 충전될 수 있다. 그 후, 에너지 저장 디바이스 ESD는 스위치 SW를 통해 자기장 생성 디바이스 MFGD로 방전될 수 있다. LC 공진의 제2 반주기 동안, 에너지 저장 디바이스 ESD 상의 극성은 전원 PS와 비교하여 반전될 수 있다. 그 결과, 전원의 전압의 2배가 존재할 수 있다. 따라서, 전원 및 자기 회로에 연결된 모든 부분들은 고전압 부하를 위해 설계될 수 있고, 보호 저항기들은 전원과 에너지 저장 디바이스 사이에 배치될 수 있다.
자기장 생성 디바이스 MFGD 및 에너지 저장 디바이스 ESD는 직렬로 연결될 수 있다. 자기장 생성 디바이스 MFGD는 스위치 SW에 병렬로 배치될 수 있다. 에너지 저장 디바이스 ESD는 자기장 생성 디바이스를 통해 충전될 수 있다. 자기 임펄스를 생성하기 위한 에너지 임펄스(또는 자기 펄스를 생성하기 위한 펄스)를 제공하기 위해, 전원의 제어된 단락이 스위치 SW를 통해 발생한다. 이러한 방식으로, 공지된 디바이스들과 연관된 LC 공진의 제2 반주기 동안 전원 PS의 단자들에서의 고전압 부하가 회피된다. LC 공진의 제2 반주기 동안의 전원 PS의 단자들 상의 전압은 스위치 SW 상의 전압 강하와 동일한 전압을 가질 수 있다.
스위치는 임의의 종류의 스위칭 디바이스일 수 있다. 스위치의 유형에 따라, 전원의 부하는 수 볼트, 예컨대 1-10 볼트로 감소될 수 있다. 결과적으로, 전원을 고전압 부하, 예컨대 수천 볼트로부터 보호할 필요가 없다. 따라서, 보호 저항기들 및/또는 보호 회로들의 이용이 감소되거나 제거될 수 있다.
도 18b는 RF 회로(480)의 예시적인 전기적 요소들을 도시한다. RF 회로는 조절된 및/또는 수정된 전자기 신호(전기적 신호)를 RF 전극(RFE)에 제공할 수 있다. RF 회로는 전원(PS), RF 치료를 위한 치료 클러스터(RF로 표시된 영역), RF 클러스터의 제어 유닛(CURF), 전력 증폭기(PA), 필터, 정상파 비 결합 전력계(SWR+Power meter), 튜닝 요소(튜닝), 스플리터, 절연체, 대칭화 요소(SYM), 프리-매치(pre-match) 및 RF 전극(RFE)을 포함할 수 있다. RF 치료를 위한 치료 클러스터는 예를 들어 RF 클러스터의 제어 유닛(CURF), 전력 증폭기(PA), 필터, 정상파 비 결합 전력계(SWR+전력계) 및/또는 튜닝 요소(튜닝)를 포함할 수 있다. RF 회로의 제어 유닛(CURF)은 제어 시스템의 일부일 수 있다. RF 회로의 제어 유닛(CURF) 및/또는 RF 회로의 다른 전기적 요소는 마스터 유닛의 슬레이브일 수 있다. RF 회로의 일부로서 설명된 하나 이상의 전기적 요소는 무시될 수 있고, 전기적 요소들 중 일부는 유사한 기능을 갖는 것에 병합될 수 있고/있거나, 회로의 기능을 개선하기 위해 전기적 요소들 중 일부가 추가될 수 있다.
RF 회로의 전원은 1V 내지 5kV, 또는 5V 내지 140V, 또는 10V 내지 120V, 또는 15V 내지 50V, 또는 20V 내지 50V의 범위 내의 전압의 전기적 신호를 제공할 수 있다.
CURF는 RF 회로의 임의의 전기적 요소의 동작을 제어할 수 있다. CURF는 RF 회로를 통해 전달되는 전기적 신호의 파라미터들을 조절하거나 수정할 수 있다. 신호의 파라미터들, 예컨대 전압, 위상, 주파수, 포락선, 전류의 값, 신호의 진폭, 및/또는 다른 것은 CURF, 제어 시스템에 의해 제어될 수 있는 RF 회로의 개별 전기적 요소들 및/또는 RF 회로의 개별 전기적 요소들의 전기적 특성들에 의해 영향을 받을 수 있다. RF 회로에서 신호에 영향을 주는 전기적 요소들은 예를 들어, 전원(PS), 전력 증폭기(PA), 필터, SWR+전력계, 튜닝, 스플리터, 절연체, 비균형 신호를 균형 신호로 변경하는 대칭화 요소(SYM), 프리-매치 및/또는 RF 파들을 생성하는 RF 전극일 수 있다. 전기적 신호의 수정은 RF 회로에서 전송된 신호의 왜곡, 형상, 진폭 및/또는 주파수 도메인에서의 포락선 왜곡, 전달된 전기적 신호에의 잡음 추가 및/또는 RF 회로에 진입하는 전송된 원래 신호의 다른 저하를 포함할 수 있다.
전력 증폭기 PA는 RF 전극에 의해 RF 파들을 생성하기 위한 각각의 주파수의 RF 신호를 생성할 수 있다. 전력 증폭기는 MOSFET, LDMOS 트랜지스터 또는 진공 튜브일 수 있다. PA는 제공된 신호 및/또는 수정된 신호의 진폭을 전기적 신호(예컨대, RF 신호)로 증가시킬 수 있다.
필터는 전력 증폭기로부터 전송되는 신호의 원하지 않는 주파수를 억제할 수 있는 하나 이상의 필터를 포함할 수 있다. 하나 이상의 필터는 정의된 주파수 대역을 갖는 치료를 필터링하고 제공할 수 있다. 원하는 주파수들의 대역만을 통과시키기 위해, 신호 주파수 도메인에 따라 RF 회로 내의 전기적 신호와 같은 전기적 신호를 필터링하는데 하나 이상의 필터가 이용될 수 있다. 필터는 필터의 내부 소프트웨어 및/또는 하드웨어 설정에 기반하여 부적합한 신호 주파수들을 필터링할 수 있다. 필터는 다른 하나 이상의 전기적 요소, 예컨대 CURF와의 통신에 따라 동작할 수 있다. 하나 이상의 필터는 RF 신호의 전원 PSRF와 RFE 사이에 위치될 수 있다.
SWR+전력계는 RF 에너지의 출력 전력을 측정하고, 전력 증폭기와 애플리케이터 사이의 임피던스 정합의 품질을 평가할 수 있다. SWR+전력계는 파 전송 방향에서 정상파 비를 측정할 수 있는 SWR 계측기를 포함할 수 있다. SWR+전력계는 이러한 정상파들의 진폭을 측정할 수 있는 전력계를 포함할 수 있다. SWR+전력계는 CURF 및/또는 튜닝 요소와 통신할 수 있다. SWR+전력계는 환자의 신체에서 정상파의 생성을 방지하고, 튜닝 요소에 의한 더 양호한 신호 조절을 제공하고, 더 표적화된 방식으로 더 효과적으로 생물학적 구조에 더 안전한 치료 및 에너지 전달을 제공하기 위해 피드백 정보를 제공할 수 있다.
튜닝 요소는 임피던스 정합의 개선을 제공할 수 있다. 튜닝 요소는, 예를 들어 커패시터, LC 및/또는 RLC 회로를 포함할 수 있다. 튜닝 요소는 RF 회로의 개별 전기적 요소들을 포함하는 RF 회로 시스템 용량과 또한 제공된 RF 파들의 영향 하에서 환자의 현재 치료된 조직의 제어된 튜닝을 제공할 수 있다. RF 회로의 튜닝은 치료 전 및/또는 치료 동안 제공될 수 있다. 튜닝 요소는 또한 트랜스매치(transmatch)로 불릴 수 있다.
대칭화 요소(SYM)는 신호를 비균형 입력으로부터 균형 출력으로 변환할 수 있다. SYM은 RF 전극들 사이의 신호를 균형화하기 위한 권선형 동축 케이블을 포함하는 발룬 및/또는 발룬 변압기일 수 있다. SYM 요소는 예를 들어 제1 및 제2 바이폴라 RF 전극에 동축 케이블들을 통해 안내되는 RF 신호의 λ/2 위상 시프트를 생성함으로써 제1 및 제2 바이폴라 RF 전극 사이에 신호 대칭화를 제공할 수 있다.
스플리터는 동축 케이블에 의해 RF 회로에서 전송된/전달된 RF 신호를 분할할 수 있다. 분할된 신호는 각각의 분할된 신호 부분의 동일한 위상을 가질 수 있고/있거나 분할된 신호들은 서로로부터 일정한 위상 시프트를 가질 수 있다. 예를 들어, 스플리터는 RF 신호의 한 부분을 바이폴라 전극의 제1 RF 전극에 제공하고, RF 신호의 제2 부분을 제2 RF 전극에 제공할 수 있다. 스플리터는 1개, 2개 또는 그 이상의 독립적인 RF 회로에 대해 공유될 수 있거나, 각각의 RF 회로는 그 자신의 스플리터를 가질 수 있다.
절연체는 스플리터와 결합될 수 있고/있거나 RF 신호를 RF 전극으로 전송하는 것과 관련하여 스플리터 앞 및/또는 뒤에 위치될 수 있다. 절연체는 자기 회로로부터 RF 회로의 적어도 일부의 전기적 절연일 수 있다. 절연체는 RF 회로에 대한 자기 회로의 영향을 최소화하는데 이용될 수 있다.
프리-매치는 동축 케이블들을 이용하여 디바이스들에서 이용될 수 있다. 프리-매치는 작은 코일, 콘덴서 및/또는 저항기를 포함할 수 있다.
치료 에너지 소스로서 동작하는 RF 전극(RFE)은 하나 이상의 유니폴라 RF 전극, 하나 이상의 모노폴라 RF 전극 및/또는 하나 이상의 바이폴라 RF 전극 쌍을 포함할 수 있다.
RF 회로, 전력 증폭기(PA), 필터, SWR+전력계, 튜닝, SYM, 스플리터, 절연체 및/또는 프리-매치의 전원(PS)은 RF 전극을 포함하는 회로의 나머지에게 높은 주파수 전기적 신호를 공급하는 HF 발생기에 의해 적어도 부분적으로 및/또는 완전히 대체될 수 있다.
도 24는 대칭화 요소(SYM)의 예들 중 하나를 도시한다. 입력 동축 케이블(130)은 RF 신호를 2개의 브랜치로 분할할 수 있는 스플리터(131)에 전기적 신호(예컨대, RF 신호)를 제공한다. 스플리터(131)는 또한 절연 요소, 예컨대 4mm 내지 100mm, 또는 20mm 내지 50mm의 범위 내의 절연 길이를 생성하는 적어도 1개, 2개, 3개, 또는 그 이상의 직렬 연결된 커패시터를 포함할 수 있다. SYM은 바이폴라 RF 전극들의 쌍으로 안내되거나 이르게 되는 동축 케이블들의 상이한 길이에 의해 확립되거나 표현될 수 있다. 위치(l1)에서의 동축 케이블들(132 및 133) 사이의 길이의 차이는 λ의 0.4 내지 0.6, 또는 0.46 내지 0.55의 범위일 수 있고, 여기서 λ는 동축 케이블(132) 및/또는 동축 케이블(133)에서의 안내된 RF 신호의 파장일 수 있다. 동축 케이블(132)의 길이는 1cm 내지 5m, 5cm 내지 90cm, 또는 10cm 내지 50cm의 범위에 있을 수 있다. 동축 케이블들(132+135b)의 길이는 λ/4 ± 10%, 또는 ± 5%, 또는 그 양의 정수배들의 범위일 수 있다. 동축 케이블(133)의 길이는 2m 내지 12m, 또는 2.2m 내지 8m의 범위에 있을 수 있다. 동축 케이블(133)의 길이는 λ/2 ± 10%, 또는 ± 5%에 케이블(132)의 길이를 더한 범위일 수 있다. 동축 케이블들(133+135a)의 길이는 3λ/4 ± 10%, 또는 ± 5%의 범위에 있을 수 있다. 요약하면, 동축 케이블들(132+135b)은 동축 케이블들(133+135a)과 비교하여 λ/2 ± 10%, 또는 ± 5% 시프트된다. SYM의 이 부분은 하나의 RF 전극(101a 및 101b)에 전달되는 RF 신호의 위상 시프트 180°를 야기할 수 있다. RF 전극들(101a 및 101b)은 하나의 애플리케이터의 일부일 수 있거나, RF 전극(101a)은 제1 애플리케이터의 일부일 수 있고, RF 전극(101b)은 제2 애플리케이터의 일부일 수 있다. 커넥터(134)는 메인 유닛에 하나 이상의 애플리케이터를 연결하는데 이용될 수 있다. 부분(12)은 애플리케이터의 연결 튜브를 나타낼 수 있다. 이러한 연결 튜브에서의 동축 케이블들(135a 및 135b)의 길이는 1m 내지 6m, 또는 1.1m 내지 4m 또는 λ/4 ± 10% 또는 ± 5%의 범위일 수 있다. 페어링 요소(136)는 동축 케이블들(135a 및 135b)의 전도성 차폐부의 전도성 연결일 수 있다. 페어링 요소(136)는 0.5cm2 내지 100cm2, 1cm2 내지 80cm2 또는 1.5cm2 내지 50cm2의 범위에서 표면 영역을 가질 수 있다. 페어링 요소(136)는 구리, 은, 금, 니켈 또는 알루미늄과 같이 높은 전기 전도성의 물질을 포함할 수 있고, 페어링 요소(136)의 임피던스는 제로에 가까울 수 있다. 페어링 요소(136) 또는 페어링 요소와 전극 사이에는 커패시터, 저항기 및/또는 인덕터가 배치될 수 있다.
RF 회로 및/또는 자기 회로는 하나 이상의 애플리케이터에 적어도 부분적으로 위치할 수 있다. 애플리케이터, 추가적인 치료 디바이스 및/또는 메인 유닛 사이의 와이어 연결은 또한 와이어 연결의 임피던스, 저항률 및/또는 길이 때문에 RF 회로 및/또는 자기 회로 요소의 일부로서 고려될 수 있다. 도 17에 도시된 자기 회로의 하나 이상의 전기적 요소, 도 18b 및 도 18a에 도시된 RF 회로는 무시될 수 있고, 상이한 순서로 정렬될 수 있고/있거나, 2개 이상의 전기적 요소는 하나의 개별 결합된 전기적 요소를 생성할 수 있다. RF 회로에 제공되는 신호의 조절은 치료 디바이스의 다른 상이한 회로, 예를 들어, 자기 회로 및/또는 다른 것에 의해 또는 그 내부에 적어도 부분적으로 제공될 수 있다.
도 18a는 치료 디바이스의 전기적 요소들의 예시적인 스키마(180)를 도시한다. 예시적인 스키마는 RF 치료를 위한 전원(PSRF) 및 하나의 전력 네트워크(PN)에 연결된 자기 치료를 위한 전원(PSM)을 포함하는 2개의 독립적인 전원을 포함한다. PSRF는 RF 치료를 위한 2개의 독립적인 치료 클러스터(RF A 및/또는 RF B)에 전자기 신호를 제공할 수 있다. PSM은 전자기 신호를 자기 치료의 하나 이상의 클러스터(HIFEM A 및/또는 HIFEM B)에 제공할 수 있다. 또한, 하나 이상의 전원은, 특히, 인간 기계 인터페이스(HMI), 또는 마스터 유닛과 같은, 치료 디바이스의 다른 부분들에 전력을 공급할 수 있다. 각각의 자기 회로 및/또는 RF 회로는 그 자신의 제어 유닛들(CUM A, CUM B 및 CURF A 및 CURF B)을 가질 수 있고, CURF A 및 CURF B는 RF 치료 A(RF A)를 위한 RF 치료 클러스터 및 RF 치료 B(RF B)를 위한 치료 클러스터의 제어 유닛들일 수 있다.
제어 유닛들은 하나 이상의 PCB 또는 마이크로프로세서를 포함할 수 있다. 하나 이상의 제어 유닛은 마스터-슬레이브 통신에서 다른 제어 유닛들에 대한 마스터 유닛으로서 선택될 수 있는 마스터 유닛과 그리고/또는 서로 간에 통신할 수 있다. 마스터 유닛은 HMI와 통신하는 제1 또는 유일한 제어 유닛일 수 있다. 마스터 유닛은 제어 유닛들(CUM A 및 CUM B)일 수 있다. 마스터 유닛은 하나 이상의 PCB 및/또는 마이크로프로세서를 포함하는 제어 유닛일 수 있다. 마스터 유닛 또는 제어 유닛 A(CUM A) 또는 제어 유닛 B(CUM B)는 인간 기계 인터페이스에 결합될 수 있다. 또한, 마스터 유닛은 인간 기계 인터페이스 HMI이거나 또는 인간 기계 인터페이스 HMI에 결합될 수 있다.
도 18a는 치료 디바이스의 2개의 부분을 예시하고, 여기서 제1 부분은 RF 치료를 제공할 수 있고, 제2 부분은 자기 치료를 제공할 수 있다. 치료 디바이스의 2개의 부분은 서로 절연될 수 있다. 치료 디바이스는 차폐 전압 장벽, 거리 장벽 및/또는 방사선 장벽의 방식으로 서로로부터 치료 디바이스 및 개별 회로들의 하나 이상의 절연된 전기적 요소 및/또는 부분을 포함할 수 있다. 절연된 부분들의 예들은 도 18a에서 파선으로 표현될 수 있다. 치료 디바이스의 개별 전기적 요소들이 치료 디바이스의 적어도 하나의 부분으로부터 절연될 수 있는 것도 가능하다. 이러한 부분들 및/또는 전기적 요소들의 절연은 높은 유전율의 물질에 의해, 개별 부분들 및/또는 전기적 요소들의 거리에 의해, 커패시터들 또는 저항기들의 시스템에 의해 제공될 수 있다. 또한, 전자, 물리학, 알루미늄 상자들 및/또는 다른 방식으로 알려진 임의의 차폐가 이용될 수 있다.
RF 치료 및/또는 자기 치료는 적어도 1개, 2개, 3개, 4개 또는 그 이상의 치료 회로(메인 유닛에 위치될 수 있음) 및/또는 애플리케이터에 의해 제공될 수 있으며, 여기서 하나의 치료 회로는 RF 클러스터 또는 자기 클러스터를 포함할 수 있다. 각각의 애플리케이터 A 및 B(AP A 및 AP B)는 1개, 2개 또는 그 이상의 치료 회로의 적어도 하나의 전기적 요소를 포함할 수 있다. 각각의 애플리케이터는, RF 치료를 제공하는 하나 이상의 RF 전극 및 자기 치료를 제공하는 하나 이상의 자기장 생성 디바이스와 같은, 적어도 1개, 2개 또는 그 이상의 상이한 치료 에너지 소스를 포함할 수 있다. 도 18a에 도시된 바와 같이, 치료 디바이스는 제1 애플리케이터(AP A) 및 제2 애플리케이터(AP B)를 포함할 수 있다. 제1 애플리케이터(AP A)는 제1 RF 회로로부터의 제1 RF 전극(RFE A) 및 제1 자기 회로로부터의 제1 자기장 생성 디바이스(MFGD A)를 포함할 수 있다. 제2 애플리케이터(AP B)는 제2 RF 회로로부터의 제2 RF 전극(RFE B) 및 제2 자기 회로로부터의 제2 자기장 생성 디바이스(MFGD B)를 포함할 수 있다. 상이한 예에서, 제1 애플리케이터는 제1 자기장 생성 디바이스 및 제1 쌍의 바이폴라 RF 전극들을 포함할 수 있는 반면, 제2 애플리케이터는 제2 자기장 생성 디바이스 및 제2 쌍의 바이폴라 RF 전극들을 포함할 수 있다. 2개의 애플리케이터는 별도로 메인 유닛에 연결될 수 있고, 이들이 신체 부위와 접촉하여 신체 부위에 결합될 때 치료 전에 또는 치료 동안에 신체 부위와 근접하여 개별적으로 배치될 수 있다.
도 18a는 또한 치료 디바이스의 다른 개별 부분들, 예컨대 RF 치료를 위한 치료 클러스터(RF A), RF 치료를 위한 치료 클러스터(RF B), 자기 치료를 위한 치료 클러스터(HIFEM A), 자기 회로 내의 자기 치료를 위한 치료 클러스터(HIFEM B), RF 치료를 위한 전원(PSRF), 자기 치료를 위한 전원(PSM), 애플리케이터 A(AP A), 애플리케이터 B(AP B)를 도시한다. 애플리케이터들을 제외한 모든 부분들은 메인 유닛에 위치될 수 있다. 도시된 스플리터, 대칭화 요소(SYM A), 및 대칭화 요소(SYM B)는 2개의 RF 회로의 일부들이다. 도 18a에 도시된 스플리터는 RF 회로들에 대해 공통일 수 있다. RF 치료를 위한 전원(PSRF)은 RF 회로의 정상 전원(SPSRF), RF 회로의 보조 전원(APS RF), 전력 네트워크 필터(PNFLT) 및/또는 전력 유닛(PU)을 포함할 수 있다. 개별 전기적 요소들은 PSRF 내의 다른 전기적 요소들과 함께 포함되지 않을 수 있다. 자기 치료를 위한 전원(PSM)은 보조 전원 A(APS A), 보조 전원 B(APS B), 자기 회로의 정상 전원(SPSM), 전력 펌프(PP), 보드 전원 A(BPS A) 및/또는 보드 전원 B(BPS B)를 포함할 수 있다. 개별 전기적 요소들은 PSM 내의 다른 전기적 요소들과 함께 포함되지 않을 수 있다. 자기 회로의 자기 치료를 위한 치료 클러스터(HIFEM A)는 제어 유닛 A(CUM A), 에너지 저장 디바이스 A(ESD A), 스위치 A(SW A), 안전 요소(SE) 및/또는 펄스 필터(PF)를 포함할 수 있다. 자기 회로의 자기 치료를 위한 치료 클러스터(HIFEM B)는 제어 유닛 B(CUM B), 에너지 저장 디바이스 B(ESD A) 및/또는 스위치 B(SW A)를 포함할 수 있다. 도 18a에 도시되지 않았지만, 자기 치료를 위한 치료 클러스터(HIFEM B)는 또한 펄스 필터(PF) 및/또는 안전 요소(SE)를 포함할 수 있다. 개별 전기적 요소들은 서로 절연될 수 있다. 그러나, 개별 전기적 요소들 및/또는 회로 부분들은 다른 회로 부분들과 병합 및/또는 공유될 수 있다. 예로서, 하나의 제어 유닛은 2개 이상의 RF 회로 및/또는 자기 회로와 적어도 부분적으로 공유될 수 있고, 하나의 제어 유닛은 전력 또는 전력 네트워크 또는 RF 회로와 또한 자기 회로에 전력을 제공하는 전원을 조절할 수 있다. 다른 예는 적어도 2개의 RF 및/또는 자기 회로와 공유되는 적어도 하나의 보조 전원 및/또는 정상 전원일 수 있다.
자기 치료를 위한 치료 클러스터(HIFEM A)는 자기 치료를 위한 치료 클러스터(HIFEM B)에 대해 독립적으로 자기 치료를 제공할 수 있다. 대안적으로, 치료 디바이스는 자기 치료를 위한 단지 하나의 치료 클러스터(HIFEM)를 포함할 수 있거나, 또는 치료 디바이스는 자기 치료를 위한 2개 이상의 개별 치료 클러스터(HIFEM)를 포함할 수 있으며, 자기 치료를 위한 치료 클러스터(HIFEM)의 일부는 제어 유닛, 에너지 저장 디바이스, 펄스 필터 및/또는 다른 것과 같은 개별 전기적 요소들을 공유할 수 있다.
도 18a에 도시된 바와 같이, 자기 치료를 위한 치료 클러스터(HIFEM), 예를 들어 HIFEM A는 제어 유닛, 예컨대 CUM A를 포함할 수 있다. 제어 유닛, 예컨대 CUM A는 에너지 저장 디바이스, 예컨대 ESD A의 충전 및/또는 방전, 피드백 정보의 처리 및/또는 자기 치료를 위한 치료 클러스터들(HIFEM) 및/또는 개별 전기적 요소들의 파라미터들의 조절을 제어할 수 있다. 또한, 제어 유닛(예를 들어, CUM A)은 전기적 요소들, 예컨대 회로 부분 PSM으로부터의 BPS A, 스위치, PF, 자기 치료를 위한 치료 클러스터(HIFEM A)로부터의 ESD A의 파라미터들 또는 동작의 조절 및/또는 애플리케이터 AP A 및/또는 AP B 내의 센서들로부터의 정보의 처리를 제어할 수 있다. 제어 유닛(예를 들어, CUM A)은 또한 다른 하나 이상의 자기 및/또는 RF 회로와 통신할 수 있고/있거나 마스터 유닛을 포함할 수 있다. 전원(PSM), 에너지 저장 디바이스(ESD) 및/또는 스위치(SW)는 자기 회로의 제어 유닛, 예를 들어 CUM A에 의해 적어도 부분적으로 조절될 수 있다. 제어 유닛(예를 들어, CUM A) 또는 마스터 유닛 및/또는 회로의 하나 이상의 개별 전기적 요소는 그들 사이의 상호 통신에 기반하여 임의의 다른 전기적 요소에 의해 조절될 수 있다. 마스터 유닛은, 센서들로부터 제공되는 피드백 정보에 기반하여 그리고/또는 다른 제어 유닛들, 예컨대 마스터 유닛과의 통신에 기반하여, 자기 치료 및/또는 RF 치료의 치료 파라미터들을 조절할 수 있다. 하나의 제어 유닛(CUM 또는 CURF)은 자기 및/또는 RF 치료를 제공하는 하나 이상의 회로를 독립적으로 조절할 수 있다. 적어도 하나의 제어 유닛은 다른 제어 유닛들과의 피어-투-피어 통신 및/또는 마스터-슬레이브 통신을 이용할 수 있다(예를 들어, CUM A는 마스터 유닛의 슬레이브 제어 유닛일 수 있다).
치료 디바이스는 1개, 2개, 3개, 또는 그 이상의 ESD를 포함할 수 있고, 각각의 ESD는 1개, 2개, 3개 또는 그 이상의 커패시터를 포함할 수 있다. 하나의 ESD는 자기 치료를 제공하는 자기장 생성 디바이스들과 같은, 1개, 2개, 3개, 또는 그 이상의 치료 에너지 소스에 에너지를 제공할 수 있다. 각각의 코일은 그 자신의 각각의 ESD 또는 하나보다 많은 ESD에 결합될 수 있다. ESD는, 도 18a에 도시된 바와 같이, 전압 센서, 고전압 표시기, 및/또는 방전 저항기들과 같은, 안전 요소(SE) 등의 하나 이상의 다른 전기적 요소를 포함할 수 있다. 전압 센서 및 고전압 표시기는 피드백 정보를 스위치(SW)에 그리고/또는 제어 유닛(예컨대, CUM A)에 제공할 수 있다. SE의 일부로서 방전 저항기는 위험 상황의 경우에 적어도 하나의 커패시터의 방전을 제공할 수 있다. 하나 이상의 ESD의 방전은 제어 유닛(예컨대, CUM A 또는 CUM B)에 의해 제어될 수 있다. 스위치 SW를 통해 에너지 저장 디바이스 ESD로부터 자기장 생성 디바이스로 제공되는 신호는 펄스 필터(PF)에 의해 수정될 수 있다. PF는 스위치 SW의 일부일 수 있고/있거나 스위치 SW와 자기장 생성 디바이스, 예컨대 MFGD A 사이에 위치될 수 있다. PF는 ESD의 방전 동안 스위치에 의해 생성된 스위칭 전압 리플들을 억제할 수 있다. 제안된 회로는 스위치 SW를 반복적으로 스위치 온/오프하고, 시변 자기장을 생성하기 위해, 에너지 저장 디바이스 ESD를 자기장 생성 디바이스, 예컨대 MGFD A에 방전시킬 수 있다. 도 18a에 도시된 바와 같이, 자기 회로 및/또는 RF 회로의 하나 이상의 전기적 요소는 생략될 수 있고/있거나 다른 것에 결합될 수 있다. 예를 들어, PSRF 및/또는 PSM의 하나 이상의 개별 전기적 요소는 하나로 결합될 수 있지만, 개별 회로들의 독립성이 감소될 수 있다. 또한, PF, SE 및/또는 다른 것의 전기적 요소들은 독립적인 전기적 요소일 수 있다. 또한, 도 18a 및 도 18b에서 볼 수 있는 바와 같이, 개별 치료 회로들, 예컨대 RF 회로들은 서로 상이할 수 있고, 필터, SWR+전력계, 튜닝, 스플리터, 절연체, SYM 및/또는 프리-매치와 같은 전기적 요소들은 무시될 수 있고/있거나 하나로 결합될 수 있다. 개별 전기적 요소들의 무시 및/또는 결합은, 튜닝이 없는 환자 신체에 대한 에너지 전달의 감소된 효율, SYM, 프리-매치 및/또는 튜닝의 부재로 인한 더 높은 에너지 손실, 회로에서의 신호 조절의 오작동, 및 SWR+전력계, 스플리터 및 절연체가 없는 부정확한 피드백 정보를 초래할 수 있고/있거나 필터, SWR+전력계, SYM 및/또는 튜닝 요소가 없는 치료 디바이스는 환자에게 위험할 수 있다.
제어 유닛들(CUM A 및 CUM B)은 각각의 자기장 생성 디바이스들(예컨대, MFGD A 및 MFGD B)에 전류를 방전시키도록 제어 유닛들(CUM A 및 CUM B) 둘 모두에게 명령할 수 있는 마스터 유닛의 슬레이브들로서 역할을 할 수 있다. 따라서, 각각의 제어 유닛(CUM A 및 CUM B)의 제어는 독립적이다. 대안적으로, CUM B는 CUM A의 슬레이브일 수 있는 반면, CUM A 자체는 마스터 유닛의 슬레이브일 수 있다. 따라서, 마스터 유닛이 CUM A에게 자기장 생성 디바이스(예를 들어, MFGD A)에 전류를 방전할 것을 명령할 때, CUM A는 CUM B에게 전류를 상이한 애플리케이터에 위치된 다른 자기장 생성 디바이스(예를 들어, MFGD B)에 방전시키도록 명령할 수 있다. 다른 대안에서, 추가적인 제어 유닛은 마스터 유닛과 제어 유닛들(CUM A 및 CUM B) 사이에 배치될 수 있고, 여기서 이러한 추가적인 제어 유닛은 예를 들어 방전들의 타이밍을 제공할 수 있다. 이들 접근법들 모두에 의해, 자기장의 펄스들은 동기적으로 또는 동시에 적용될 수 있다.
치료 디바이스가 하나보다 많은 자기장 생성 디바이스를 포함하고, 치료 방법이 하나보다 많은 자기장 생성 디바이스(예를 들어, 코일)를 이용하는 것을 포함하는 경우, 각각의 코일은 각각의 자기 회로에 연결될 수 있다. 그러나, 하나의 코일이 복수의 자기 회로에 연결될 수 있다. 또한, 전원(PSM)은 적어도 2개의 자기장 생성 디바이스에 이용될 수 있다.
전원, 예컨대 PSM 및/또는 PSRF는 전기 에너지를, RF 회로, 자기 회로 중 적어도 하나 또는 그 적어도 하나의 개별 전기적 요소 및/또는 치료 디바이스의 다른 부분, 예컨대 마스터 유닛, HMI, 에너지 저장 디바이스(예컨대, ESD A 및/또는 ESD B), 제어 유닛(예를 들어, CUM A 및/또는 CUM B) 및/또는 스위치(예컨대, SW A 또는 SW B)에 제공할 수 있다. 전원은 도 18a에 도시된 바와 같이 전력 네트워크 연결 PN으로부터의 전기 에너지를 변환하는 하나 이상의 요소를 포함할 수 있다. RF 회로 및/또는 자기 회로의, 전원의 몇몇 개별 전기적 요소들은 하나의 공통 전기적 요소로서 구성될 수 있고 도 18a에 도시된 바와 같이 개별 전기적 요소들로 구성될 필요는 없다. 각각의 RF 및/또는 자기 회로는 그 자신의 전원 및/또는 RF 및/또는 자기 회로 중 하나만의 전력을 공급하는 전원의 적어도 하나의 전기적 요소를 가질 수 있다. 또한, 하나의 전원의 적어도 일부는 치료의 적어도 일부 전에 및/또는 그 동안에 적어도 2개의 상이한 회로에 전력을 공급하는 것일 수 있다. 전원은 서로 적어도 부분적으로 전기적으로 격리될 수 있는 개별 전기적 회로들과 공유되는 하나 이상의 부분을 포함할 수 있다.
RF 치료를 위한 전원의 하나 이상의 전기적 요소(예를 들어, 자기 회로의 정상 전원(SPSM), 보조 전원들(APS A 및/또는 APS B), 전력 펌프(PP), 보드 전원(BPS A 및/또는 BPS B))는 RF 회로 및/또는 자기 회로의 개별 전기적 요소들에게 직접 및/또는 간접적으로 전기 에너지를 제공할 수 있다. 직접 제공되는 전기 에너지는 2개의 전기적 요소 사이의 전도성 연결을 통해 제공되며, 여기서 회로의 어떠한 다른 전기적 요소도 직접 전력 공급되는 전기적 요소들 사이에 직렬 연결되어 있지 않다. 저항기들, 절연 커패시터들 등과 같은 회로들의 절연 및/또는 다른 전기적 요소들은 전기적 요소인 것으로 고려되지 않을 수 있다. 간접적으로 전력 공급되는 전기적 요소들은 전류 값, 주파수, 위상, 진폭 및/또는 다른 것과 같이 제공된 전기 에너지의 파라미터들을 변경할 수 있는 임의의 다른 요소를 통해 전기 에너지를 제공하는 하나 이상의 다른 요소에 의해 전력을 공급받을 수 있다.
더 상세히 도 18a에 도시된 전원(PSM)은 전력 네트워크(PN)로의 연결을 포함할 수 있다. PN은 주파수 및 전류 값과 같이, 전력 네트워크로부터의 입력 전기적 신호의 필터링 및/또는 다른 조절을 제공할 수 있다. PN은 또한 치료 디바이스와 전력 네트워크 사이에 장벽을 생성하는 절연 요소로서 이용될 수 있다. PN은 커패시터들, 저항기들 및/또는 치료 디바이스로부터 복귀하는 신호를 필터링하는 필터들 중 하나 이상을 포함할 수 있다. PN은 플러그 또는 플러그에의 연결을 포함할 수 있다. PN은 플러그 또는 전력 그리드에 결합될 수 있다. PSM은 하나 이상의 정상 전원(예컨대, 자기 회로의 정상 전원(SPSM)), 보조 전원들(예컨대, APS A 및/또는 APS B), 하나 이상의 전력 펌프(PP), 및/또는 하나 이상의 보드 전원(예컨대, BPS A 및/또는 BPS B)을 포함할 수 있다. 도 18a에 도시된 바와 같이, 치료 디바이스는 적어도 부분적으로 독립적으로 제어될 수 있는 적어도 2개의 전기적으로 절연된 자기 및/또는 RF 회로를 포함할 수 있고, 예를 들어 자기 치료를 위한 치료 클러스터들(HIFEM A 및 HIFEM B)에 연결된 자기장 생성 디바이스들(MFGD A 및 MFGD B)에 의한 생성된 자기장의 강도는 상이할 수 있다. 정상 전원(SPSM)은 상이한 전력 네트워크 조건들 하에서 정상 출력 전압을 제공할 수 있다. 정상 전원(SPSM)은 보조 전원(예컨대, APS A 및/또는 APS B)에 연결될 수 있다. 2개의 보조 전원이 결합되어 하나의 전기적 요소를 생성할 수 있다. 정상 전원 및/또는 보조 전원에 의해 생성되는 정상 출력 전압은 1V 내지 1000V, 또는 20V 내지 140V, 또는 50V 내지 700V, 또는 120V 내지 500V, 또는 240V 내지 450V의 범위에 있을 수 있다.
하나 이상의 보조 전원은 개별 회로들의 하나 이상의 제어 유닛에 전력을 공급하는 것일 수 있다. APS는 또한 하나 이상의 보드 전원(BPS)(예컨대, BPS A 및/또는 BPS B)에 전력을 공급하는 것일 수 있다. APS는 또한 마스터 유닛, HMI 및/또는 치료 디바이스의 다른 요소들에 전력을 공급하는 것일 수 있다. APS로 인해, 적어도 하나의 제어 유닛 및/또는 마스터 유닛은 RF 및/또는 자석 회로 내의 전기적 신호의 처리/조절을 정확하고 독립적으로 제공할 수 있고/있거나 또한 치료 디바이스의 개별 전기적 요소가 과부하로부터 보호될 수 있다. 보드 전원(예컨대, 요소 BPS A 및/또는 BPS B)은 자기 회로의 적어도 하나의 요소(예컨대, 에너지 저장 디바이스 ESD A 및/또는 B)에 대한 전기 에너지의 소스로서 이용될 수 있다. 대안적으로, 전원(PSM)의 하나 이상의 요소가 결합 및/또는 무시될 수 있다.
전원은 자기 회로 및/또는 RF 회로에 전압을 제공하는 고전압 발생기로서 기능할 수 있다. 전원에 의해 제공되는 전압은 500V 내지 50kV, 또는 700V 내지 5kV, 또는 700V 내지 3kV, 또는 1kV 내지 1.8kV의 범위에 있을 수 있다. 전원은 각각의 회로, 예컨대 임의의 전기적 요소(예컨대, 에너지 저장 디바이스(ESD A)) 및 자기장 생성 디바이스(예를 들어, MFGD A)에 충분한 양의 전기 에너지를 전달할 수 있다. 자기장 생성 디바이스는 근육 수축을 일으키기에 충분한 파라미터들을 갖는 시변 자기장을 반복적으로 생성할 수 있다.
도 18a에 따르면, RF 회로들은 PSM과 적어도 부분적으로 상이할 수 있는 그들 자신의 전원 PSRF를 갖는다. PSRF는 PN의 내부 부분들로부터 그리고/또는 RF 회로의 임의의 부분으로부터 전자기 방출을 억제하는 전기적 요소 PNFLT를 포함할 수 있다. 전기적 요소 PNFLT는 전력 네트워크 필터를 나타낼 수 있다. 그러나, PNFLT는 PN의 일부일 수도 있다. PSRF는 RF 회로의 보조 전원(APS RF), RF 회로의 제어 유닛, 전력 유닛(PU) 및/또는 직류 전원을 이용하는 다른 전기적 요소들에게 상이한 전력 네트워크 조건들 하에서 정상 출력 전압을 제공하는 SPSRF를 포함할 수 있다. 도 18a에 추가로 도시된 바와 같이, APS RF는 교류를 SPSRF에 독립적으로 직류로 변환하는 그 자신의 메커니즘을 포함할 수 있다. APS RF는 RF 치료를 위한 치료 클러스터(RF A)의 제어 유닛 및/또는 마스터 유닛에 전력을 공급할 수 있는 반면, SPSRF는 RF 치료를 위한 치료 클러스터(RF B)의 제어 유닛에 독립적으로 전력을 공급할 수 있다. RF 회로의 전력 유닛(PU)은, 하나 이상의 RF 회로 또는 RF 회로의 적어도 하나의 전기적 요소, 예컨대 전력 증폭기들 및/또는 높은 주파수 신호를 생성 및/또는 조절하는 RF 치료를 위한 치료 클러스터(RF A) 및/또는 RF 치료를 위한 치료 클러스터(RF B)의 다른 전기적 요소들에 전력을 공급하는 것일 수 있다.
PSM, PSRF, APS, SPSM 및/또는 SPSRF로서 설명된 적어도 하나의 전기적 요소는 적어도 하나의 RF 회로 및 자기 회로에 의해 공유될 수 있다.
제어 유닛들(CURF)은 RF 회로를 통해 RF 전극에 RF 신호를 제공하도록 CURF에게 명령할 수 있는 마스터 유닛의 슬레이브로서 동작할 수 있다. 2개의 제어 유닛(CURF)의 경우에, 양 제어 유닛들은 각각의 RF 전극들에 RF 신호를 제공하도록 양 제어 유닛들(CURF)에게 명령할 수 있는 마스터 유닛의 슬레이브들로서 동작한다. 따라서, 가능한 복수의 CURF로부터의 각각의 제어 유닛의 제어는 독립적이다. 대안적으로, 제1 CURF는 제2 CURF의 슬레이브일 수 있는 반면, 제1 CURF 자체는 마스터 유닛의 슬레이브일 수 있다. 따라서, 마스터 유닛이 제1 CURF에게 제1 RF 전극에 전류를 방전시키도록 명령할 때, 제1 CURF는 제2 CURF에게 상이한 애플리케이터에 배치된 제2 RF 전극에 전류를 방전시키도록 명령할 수 있다. 다른 대안에서, 추가적인 제어 유닛은 마스터 유닛과 복수의 제어 유닛들(CURF) 사이에 배치될 수 있고, 여기서 이러한 추가적인 제어 유닛은 예를 들어 방전들의 타이밍을 제공할 수 있다. 이들 원리들 양쪽 모두에 의해, RF 장의 펄스들은 연속적으로 또는 펄싱된 방식으로 적용될 수 있다.
도 17, 도 18a 및 도 18b에 도시된 자기 치료 클러스터들(HIFEM A 및 HIFEM B)은 도 7에 도시된 HIFEM A 및 HIFEM B(718)로서 표시된 HMI 부분들에 관련된 하나 이상의 슬라이더 또는 스크롤러를 통해 제어될 수 있다. 인간 기계 인터페이스 HMI 상에 도시된 관련 강도 스크롤러들, 강도 바들 및/또는 강도 슬라이더들을 통해, 사용자는 자기 에너지를 위한 치료 클러스터들(HIFEM A 및/또는 HIFEM B)의 하나 이상의 전기적 요소의 동작 속도를 제어 또는 조절할 수 있다.
또한, 도 17, 도 18a 및 도 18b에 도시된 RF 치료를 위한 치료 클러스터(RF A) 및 RF 치료를 위한 치료 클러스터(RF B)는 도 7에 도시된 RF A 및 RF B(712)로서 표시된 HMI 부분들에 관련된 슬라이더들, 바들 또는 강도 스크롤러들을 통해 제어될 수 있다. 인간 기계 인터페이스 HMI 상에 도시된 관련 강도 스크롤러들, 강도 바들 및/또는 강도 슬라이더들을 통해, 사용자는 RF 치료를 위한 치료 클러스터들(RF A 및/또는 RF B)의 하나 이상의 전기적 요소의 동작 속도를 제어 또는 조절할 수 있다. 또한, 관련 강도 스크롤러들, 강도 바들 및/또는 강도 슬라이더들을 이용함으로써, 사용자는 RF 치료를 위한 치료 클러스터들(RF A 또는 RF B)의 하나 이상의 전기적 요소를 통해 또는 그들 사이의 전기적 신호 전송의 속도를 제어 또는 조절할 수 있다.
치료 디바이스는 2개 이상의 애플리케이터를 포함할 수 있고, 각각의 애플리케이터는 하나의 자기장 생성 디바이스 및 1개 또는 2개의 RF 전극을 포함할 수 있다. 제1 애플리케이터에 배치된 제1 자기장 생성 디바이스의 인덕턴스는 제2 애플리케이터에 배치된 제2 자기장 생성 디바이스의 인덕턴스와 동일할 수 있다. 또한, 제1 애플리케이터 내의 제1 자기장 생성 디바이스의 턴들의 수, 권선 영역 및/또는 권선 없는 영역은 제2 애플리케이터 내의 제2 자기장 생성 디바이스의 턴들의 수, 권선 영역 및/또는 권선 없는 영역과 동일할 수 있다. 제1 애플리케이터 내의 제1 자기장 생성 디바이스는 제2 애플리케이터 내의 제2 자기장 생성 디바이스와 동일한 자기장을 제공할 수 있다. 동일한 또는 다른 치료 세션들 동안 복수의 자기장 생성 디바이스에 의해 제공되는 동일한 자기장들은 동일한 치료 파라미터들, 예컨대 트레인에서의 펄스들의 수, 버스트에서의 펄스들의 수, 임펄스들의 자속 밀도의 동일한 진폭, 포락선의 동일한 형상 또는 다른 것을 가질 수 있다. 그러나, 예를 들어 자속 밀도의 진폭으로부터의 타당한 편차는 동일한 자기장에서 허용될 수 있다. 자속계 또는 오실로스코프에 의해 측정되는 자속 밀도 또는 평균 자속 밀도의 진폭들의 편차는 0.1% 내지 10% 또는 0.1% 내지 5%의 범위에 있을 수 있다.
대안적으로, 양 애플리케이터에서의 자기장 생성 디바이스들의 인덕턴스는 상이할 수 있다. 또한, 동일하거나 다른 치료 세션들 동안 복수의 자기장 자기 디바이스에 의해 제공되는 자기장들은 상이한 치료 파라미터들을 가질 수 있다.
치료 디바이스가 2개 이상의 애플리케이터를 가질 때, 각각의 애플리케이터는 하나의 자기장 생성 디바이스 및 1개 또는 2개의 RF 전극을 포함할 수 있다. 제1 애플리케이터에 위치된 하나의 RF 전극의 크기 또는 영역은 제2 애플리케이터 내의 다른 RF 전극 위치들과 동일할 수 있다. 제1 애플리케이터 및 제2 애플리케이터는 동일한 또는 다른 치료 세션들 동안 제공되는 동일한 RF 장들을 제공할 수 있고, 동일한 RF 장들은 동일한 치료 파라미터들, 예컨대 RF 장의 파장, 위상, 지속시간 및 강도를 가질 수 있다.
대안적으로, 양 애플리케이터 내의 RF 전극들의 영역의 크기는 상이할 수 있다. 또한, 동일한 또는 다른 치료 세션들 동안 복수의 자기장 생성 디바이스에 의해 제공되는 자기장들은 상이한 치료 파라미터들을 가질 수 있다.
도 19는 자기장 생성 디바이스에 의해 제공되는 자기장(예컨대, 시변 자기장)의 예시적인 조성을 나타낸다. 또한, 도 19는 RF 장의 조성도 나타낼 수 있다. 따라서, 특히 도 19의 설명에서, 용어 "임펄스"는 "자기 임펄스" 또는 "RF 임펄스"를 지칭할 수 있다. 유사하게, 용어 "펄스"는 "자기 펄스" 또는 "RF 펄스"를 지칭할 수 있다. 또한, 용어 "트레인"은 "자기 트레인"을 지칭할 수 있다. 용어 "자기 트레인"은 자기 펄스들의 트레인을 포함할 수 있고, 여기서 자기 펄스들의 트레인은 복수의 자기 후속 펄스들로서 이해될 수 있으며, 하나의 펄스가 다른 펄스를 뒤따른다. 자기 펄스가 하나의 자기 임펄스를 포함할 수 있기 때문에, 용어 "자기 트레인"은 또한 자기 임펄스들의 트레인을 포함할 수 있다. 용어 "버스트"는 "자기 버스트"를 지칭할 수 있다.
도 19에 도시된 바와 같이, 임펄스는 적어도 부분적 근육 수축, 근육 수축, 생물학적 구조의 온도 변화 및/또는 신경 자극과 같은 적어도 부분적 치료 효과를 야기하기에 충분한 강도를 갖는 적용된 치료 에너지(예컨대, 자기장)의 시간 주기를 지칭할 수 있다. 자기 임펄스는 도 19에 도시된 바와 같이 하나의 2상 형상을 포함할 수 있다. 자기 임펄스는 자속 밀도의 진폭을 포함할 수 있다.
자기 펄스는 임펄스를 포함하는 시간 주기 및 펄스의 수동 시간 주기를 지칭할 수 있다. 자기 펄스는 하나의 자기 임펄스의 시간 주기 및 수동 시간 주기, 즉 상승/하강 에지로부터 다음의 후속하는 상승/하강 에지까지의 2개의 임펄스 사이의 지속시간을 지칭할 수 있다. 펄스의 수동 지속시간은 환자의 신체에 치료 에너지를 적용하지 않는 것 및/또는 전달된 치료 에너지의 불충분한 치료 에너지 강도(예컨대, 자속 밀도) 및/또는 주파수로 인해 적어도 부분적 치료 효과를 야기하기에 불충분한 치료 에너지를 적용하는 것을 포함할 수 있다. 이러한 시간 주기는 펄스 지속기간이라고 불릴 수 있다. 도 19에 도시된 바와 같이, 각각의 펄스는 임펄스 지속기간이라고 불리는 시간 주기 동안 지속하는 하나의 2상을 포함할 수 있다. 대안적으로, 임펄스들 또는 펄스들은 단상일 수 있다.
도 19에 추가로 도시된 바와 같이, 복수의 펄스는 트레인을 형성할 수 있다. 트레인은 복수의 펄스를 지칭할 수 있고, 하나의 트레인은 적어도 2개의 펄스를 포함할 수 있고, 여기서 펄스들은 차례로 뒤따른다. 트레인은 도 19에 도시된 T1 지속 시간 주기 동안 지속될 수 있다.
자기 트레인은 2개의 자기 펄스 내지 200000개의 자기 펄스 또는 2개의 자기 펄스 내지 150000개의 자기 펄스 또는 2개의 자기 펄스 내지 100000개의 자기 펄스의 범위 내의 복수의 자기 펄스를 포함할 수 있다. 자기 트레인은 복수의 적어도 부분적 근육 수축 또는 근육 수축들에 이어서 차례로 적어도 하나의 불완전한 테타누스 근육 수축, 적어도 하나의 최대초과 수축 또는 적어도 하나의 완전한 테타누스 근육 수축을 야기할 수 있다. 하나의 트레인의 적용 동안, 자기장은 하나의 근육 수축에 이어서 근육 이완을 제공할 수 있다. 하나의 트레인의 적용 동안 근육 이완에 이어서 다른 근육 수축이 있을 수 있다. 하나의 트레인 동안, 근육 동작 사이클(근육 수축에 이은 근육 이완을 포함할 수 있음)은 적어도 2회, 3회, 4회 또는 그 이상 반복될 수 있다.
버스트는 시간 주기 T1, 및 치료 효과가 야기되지 않는 시간 주기를 나타낼 수 있는 시간 주기 T2 동안에 제공되는 하나의 트레인을 지칭할 수 있다. 시간 주기 T2는 치료 에너지가 환자의 신체에 적용되지 않고/않거나 적용되는 치료 에너지가 치료 효과를 야기하기에 불충분한 수동 치료를 제공하는 시간 주기일 수 있다. 도 19에 도시된 시간 주기 T3은 버스트의 지속시간을 나타낼 수 있다.
시변 자기장의 자기 트레인은 정적 자기장이 뒤따를 수 있고/있거나 자기 트레인은 적어도 부분적 근육 수축 또는 근육 수축을 야기하기에 불충분한 주파수 및/또는 자속 밀도의 시변 자기장이 뒤따를 수 있다. 예를 들어, 버스트는 근육 수축이 뒤따르지 않는 적어도 하나의 적어도 부분적 근육 수축을 제공할 수 있다. 다른 예에서, 버스트는 근육 수축이 뒤따르지 않는 적어도 하나의 근육 수축을 제공한다. 치료는 15개 내지 25,000개의 범위, 또는 40개 내지 10,000개의 범위, 또는 75개 내지 2,500개의 범위, 또는 150개 내지 1,500개의 범위, 또는 300개 내지 750개의 범위 또는 최대 100,000개의 자기 버스트들의 수를 포함할 수 있다. 후속 버스트들에서의 반복 레이트는 1Hz 내지 200Hz, 또는 2Hz 내지 20Hz, 또는 5Hz 내지 15Hz, 또는 5Hz 초과의 증분으로 증분적으로 증가/감소할 수 있다. 대안적으로, 자속 밀도의 진폭은 이전 펄스 주파수의 적어도 1%, 2%, 5% 또는 그 이상의 증분으로 증분적으로 증가/감소하는 것과 같이, 후속 버스트들에서 변할 수 있다. 하나의 버스트의 적용 동안, 자기장은 하나의 근육 수축에 이은 근육 이완을 제공할 수 있다. 근육 이완에 이어서 동일한 버스트의 적용 동안 다른 근육 수축이 뒤따를 수 있다. 하나의 버스트 동안, 근육 동작 사이클(근육 수축에 이은 근육 이완을 포함할 수 있음)은 적어도 2회, 3회, 4회 또는 그 이상 반복될 수 있다.
또한, 치료 듀티 사이클은 도 19에 도시된 바와 같이 자기장의 펄싱된 치료 에너지의 적용과 연관될 수 있다. 치료 듀티 사이클은 하나의 사이클 T3 동안 능동 치료의 시간 T1과 능동 및 수동 치료의 시간의 합 사이의 비율을 지칭할 수 있다.
예시적인 치료 듀티 사이클이 도 19에 도시되어 있다. 10%의 듀티 사이클은 능동 치료의 T1이 2초 지속되고, 수동 치료 T2가 18초 지속된다는 것을 의미한다. 이러한 예시적인 치료에서, 능동 및 수동 치료 주기 T3을 포함하는 주기는 20초 지속된다. 치료 듀티 사이클은 T1과 T3 사이의 비율로서 정의될 수 있다. 치료 듀티 사이클은 1:100(이는 1%를 의미함) 내지 24:25(이는 96%를 의미함) 또는 1:50(이는 2%를 의미함) 내지 4:6(이는 67%를 의미함) 또는 1:50(이는 2%를 의미함) 내지 1:2(이는 50%를 의미함) 또는 1:50 내지 1:3(이는 33%를 의미함) 또는 1:50(이는 2%를 의미함) 내지 1:4(이는 25%를 의미함) 또는 1:20(이는 5%를 의미함) 내지 1:8(이는 12.5%를 의미함) 또는 1:100(이는 1%를 의미함) 내지 1:8(이는 12.5%를 의미함) 또는 적어도 1:4(이는 적어도 25%를 의미함)의 범위에 있을 수 있다.
4Hz의 버스트 반복 레이트의 예시적인 적용은 200Hz의 반복 레이트 및 125ms 동안 지속되는 트레인들(즉, 각각의 트레인이 25개의 펄스를 포함함)에서의 50%의 치료 듀티 사이클을 갖는 시변 자기장이 환자에게 적용되는 것일 수 있다. 분당 6개의 버스트의 버스트 반복 레이트의 대안적 예시적인 적용은 1Hz의 반복 레이트 및 3초 동안 지속되는 트레인들(즉, 각각의 트레인이 3개의 펄스를 포함함)에서의 30%의 치료 듀티 사이클을 갖는 시변 자기장이 환자에게 적용되는 것일 수 있다.
도 19는 또한 RF 전극에 의해 제공되는 자기 구성요소의 예시적인 조성을 나타낼 수 있다.
치료 디바이스가 복수(예컨대, 2개)의 애플리케이터를 이용할 때, 각각의 애플리케이터는 하나의 자기장 생성 디바이스를 포함할 수 있다. 각각의 자기장 생성 디바이스가 하나의 각각의 자기장을 제공할 수 있으므로, 복수의 애플리케이터들은 상이한 자기장들을 포함할 수 있다. 그 경우, 자기 임펄스들 또는 펄스들의 자속 밀도의 진폭은, 하나 이상의 제어 유닛에 의해 그리고/또는 HMI를 통해 사용자에 의해 지정된 바와 같이, 동일하거나 상이할 수 있다.
하나의 자기장 생성 디바이스(예를 들어, 자기 코일)에 의해 제공되는 하나의 자기장의 임펄스들은 다른 자기장 생성 디바이스에 의해 제공되는 다른 자기장의 임펄스들로서 동기적으로 생성되고 적용될 수 있다. 2개의 자기장 생성 디바이스를 포함하는 치료 디바이스와의 치료 세션 동안, 하나의 자기장 생성 디바이스에 의해 제공되는 하나의 자기장의 임펄스들은 제2 자기장 생성 디바이스에 의해 제공되는 제2 자기장의 임펄스들과 동기적으로 생성될 수 있다. 동기적 생성은 동시 생성을 포함할 수 있다.
자기 임펄스들의 동기적 생성은 스위치들, 에너지 저장 디바이스들, 자기장 생성 디바이스들 및/또는 복수의 자기 치료 회로의 다른 전기적 요소들의 동기적 동작에 의해 제공될 수 있다. 그러나, 자기 치료 회로의 전기적 요소들의 동기적 동작은 HMI, 마스터 유닛 및/또는 더 많은 제어 유닛을 통해 사용자에 의해 명령되거나, 조절되거나, 제어될 수 있다.
도 27a는 2개의 예시적인 자기장 생성 디바이스 상의 자기 임펄스들의 동기적 생성의 동시 유형을 도시한다. 자기장 생성 디바이스 A(MFGD A)는 복수의 2상 자기 임펄스(271a)를 포함하는 제1 자기장을 생성할 수 있다. 자기장 생성 디바이스 B(MFGD B)는 복수의 자기 임펄스(271b)를 포함하는 제2 자기장을 생성할 수 있다. 양 자기장들의 자기 임펄스들은 제1 자기장의 자기 임펄스들(271a)의 임펄스 지속기간(272) 동안 생성된다. 또한, 양 자기장들의 임펄스는 제1 자기장의 펄스 지속기간(273) 내에 생성된다. 자기장의 동시 생성은 제2 시변 자기장의 자기 임펄스(271b)와 동일한 시간에 제1 시변 자기장의 자기 임펄스(271a)가 생성되는 것을 의미한다.
자기장들의 동기적 생성은 제1 펄스가 시간 주기 동안 지속되도록 제1 시변 자기장의 제1 펄스를 생성하는 것 - 시간 주기는 제1 시변 자기장의 제1 임펄스의 시작으로부터 제1 시변 자기장의 다음 연속 임펄스의 시작부까지 지속됨 -, 및 제2 펄스가 제2 시변 자기장의 제1 임펄스의 시작으로부터 제2 시변 자기장의 다음 연속 임펄스의 시작부까지 지속되도록 제2 자기장 생성 디바이스에 의해 제2 시변 자기장의 제2 펄스를 생성하는 것을 포함할 수 있다. 자기장의 동기적 생성은 제2 시변 자기장의 제1 임펄스가 제1 펄스의 시간 주기 동안 생성되는 것을 의미한다.
도 27b는 자기 임펄스들의 동기적 생성의 예를 도시한다. 자기장 생성 디바이스 A(MFGD A)는 복수의 2상 자기 임펄스(271a)를 포함하는 제1 자기장을 생성할 수 있다. 자기장 생성 디바이스 B(MFGD B)는 복수의 자기 임펄스(271b)를 포함하는 제2 자기장을 생성할 수 있다. 제2 자기장의 자기 임펄스들(271b)은 제1 자기장의 펄스의 펄스 지속기간(273) 동안에, 그러나 제1 자기장의 임펄스의 임펄스 지속기간(272) 밖에서 생성될 수 있다.
도 27c는 자기 임펄스들의 동기적 생성의 다른 예를 도시한다. 자기장 생성 디바이스 A(MFGD A)는 복수의 2상 자기 임펄스(271a)를 포함하는 제1 자기장을 생성할 수 있다. 자기장 생성 디바이스 B(MFGD B)는 복수의 자기 임펄스(271b)를 포함하는 제2 자기장을 생성할 수 있다. 제2 자기장의 자기 임펄스들(271b)은 제1 자기장의 펄스의 펄스 지속기간(273) 동안 생성될 수 있다. 또한, 제2 자기장의 자기 임펄스(271b)는 제1 자기장의 펄스의 임펄스 지속기간(272) 동안 생성될 수 있다. 제2 자기장의 자기 임펄스(271b)의 시작은 임펄스 시프트(274)라고 불리는 시간 주기만큼 제1 자기장의 임펄스(271a)의 시작으로부터 떨어져 있을 수 있다. 임펄스 시프트는 5 1 내지 10ms 또는 5㎲ 내지 1000㎲ 또는 1㎲ 내지 800㎲의 범위에 있을 수 있다.
도 27d는 자기 임펄스들의 동기적 생성의 또 다른 예를 도시한다. 자기장 생성 디바이스 A(MFGD A)는 복수의 2상 자기 임펄스(271a)를 포함하는 제1 자기장을 생성할 수 있다. 자기장 생성 디바이스 B(MFGD B)는 복수의 자기 임펄스(271b)를 포함하는 제2 자기장을 생성할 수 있다. 제2 자기장의 자기 임펄스(271b)는 제1 자기장의 펄스의 펄스 지속기간(273) 내에 생성될 수 있다. 제2 자기장의 자기 임펄스(271b)는 제1 자기장의 임펄스의 임펄스 지속기간(272) 밖에서 생성될 수 있다. 제2 자기장의 자기 임펄스(271b)의 시작은 제1 자기장의 자기 임펄스(271a)의 끝으로부터 임펄스 거리 주기(275)라고 불리는 시간 주기만큼 떨어져 있을 수 있다. 임펄스 거리 주기는 5 1 내지 10ms 또는 5㎲ 내지 1000㎲ 또는 1㎲ 내지 800㎲의 범위에서 지속될 수 있다.
동기적 생성 이외에, 복수의 자기장의 자기 임펄스들은 별도로 생성될 수 있다. 자기장들의 자기 임펄스들의 분리된 생성은 하나의 자기장의 임펄스들이 다른 자기장의 펄스 지속기간 밖에서 생성되는 것을 포함할 수 있다.
도 27e는 자기 임펄스들의 개별적인 생성의 예를 도시한다. 자기장 생성 디바이스 A는 임펄스 지속기간(272a)을 갖는 2상 자기 임펄스들(271a)의 트레인을 포함하는 제1 자기장을 생성할 수 있다. 각각의 자기 임펄스(271a)는 펄스 지속기간(273a)을 갖는 펄스의 일부이다. 제1 자기장의 임펄스 지속기간(272a)은 제1 자기장의 펄스 지속기간(273a)의 일부일 수 있다. 제1 자기장의 트레인은 트레인 지속기간(276a)을 가질 수 있다. 자기장 생성 디바이스 B는 임펄스 지속기간(272b)을 갖는 복수의 자기 임펄스(271b)의 다른 트레인을 포함하는 다른 자기장일 수 있다. 각각의 자기 임펄스(271b)는 펄스 지속기간(273b)을 갖는 펄스의 일부이다. 제2 자기장의 임펄스 지속기간(272b)은 제2 자기장의 펄스 지속기간(273b)의 일부일 수 있다. 제2 자기장의 트레인은 트레인 지속기간(276b)을 가질 수 있다. 트레인 지속기간(276a)을 갖는 트레인은 트레인 지속기간(276b)을 갖는 트레인이 자기장 생성 디바이스 B에 의해 생성되는 것과 상이한 시간에 자기장 생성 디바이스 A에 의해 생성된다. 양 트레인은 1ms 내지 30s의 범위에 있을 수 있는 분리 주기(277)에 의해 분리될 수 있다. 분리 주기(277) 동안, 어떠한 자기장 생성 디바이스도 능동이지 않을 수 있으며, 이는 전류 펄스들을 제공하는 에너지 저장 디바이스가 어떠한 에너지도 저장하지 않을 수 있다는 것을 의미한다.
자기 임펄스들의 동기적 또는 분리된 생성의 모든 예들은 하나의 치료 세션 동안 적용될 수 있다. 또한, 임펄스 시프트 및/또는 임펄스 거리 주기는 도 27b-27e에 의해 주어진 임의의 예에 따라 위치될 수 있는, 제2 또는 다른 자기장의 임의의 자기 임펄스(271b)에 대해 계산될 수 있다. 임펄스 시프트 및/또는 임펄스 거리 주기는 오실로스코프 측정으로부터 측정되고 계산될 수 있다. 자기 임펄스들의 동기적 생성은 2개 이상의 자기장 생성 디바이스에 의한 자기 펄스들 및/또는 트레인들의 동기적 생성에 이를 수 있고 이에 외삽될 수 있다. 유사하게, 자기 임펄스들의 분리된 생성은 2개 이상의 자기장 생성 디바이스에 의한 자기 펄스들 및/또는 트레인들의 동기적 생성에 이를 수 있고 이에 외삽될 수 있다.
마스터 유닛 및/또는 하나 이상의 제어 유닛에 의해 제공되는 조절 또는 제어는 자기 포락선 또는 RF 포락선의 생성 또는 형상화에 이용될 수 있다. 예를 들어, 다양한 포락선들의 조립을 가능하게 하기 위해 자기 임펄스들 또는 RF 임펄스들이 각각의 임펄스 또는 복수의 임펄스의 진폭으로 변조될 수 있다. 유사하게, RF 에너지의 진폭은 다양한 포락선들을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다. 마스터 유닛 및/또는 하나 이상의 제어 유닛은 본 명세서에 설명된 하나 이상의 포락선의 조립을 제공하도록 구성될 수 있다. 상이한 형상의 자기 포락선들 및/또는 RF 포락선들(본 명세서에서 포락선들로도 지칭됨)은 환자에 의해 상이하게 인지될 수 있다. 포락선(또는 본 출원의 도면들에 도시된 바와 같은 모든 포락선들)은 임펄스들, 펄스들 또는 트레인들의 자속 밀도의 진폭 및/또는 RF 파들의 RF 임펄스들의 전력 출력의 진폭들을 통해 곡선에 맞춰질 수 있다.
포락선은 자기 임펄스들로부터 형성된 자기 포락선일 수 있다. 임펄스들로부터 형성된 자기 포락선은 복수의 임펄스, 예컨대 적어도 2개, 3개, 4개 또는 그 이상의 후속 자기 임펄스를 포함할 수 있다. 후속 자기 임펄스들의 이러한 자기 포락선은 서로 뒤따를 수 있다. 이러한 포락선의 경우, 포락선 지속기간은 제1 임펄스에 의해 시작될 수 있고 복수의 임펄스의 마지막 임펄스로 끝날 수 있다. 포락선은 자기 임펄스들의 하나의 트레인을 포함할 수 있다. 포락선은 임펄스들의 자속 밀도의 진폭들을 통한 맞춰진 곡선일 수 있다. 따라서, 자기 임펄스들에 의해 형성되는 포락선은 자기 임펄스들의 자속 밀도, 반복 레이트 및/또는 임펄스 지속기간에서의 변조에 따라 트레인 형상을 정의할 수 있다. 따라서, 포락선은 RF 임펄스들 및 그 포락선 변조, RF 파의 RF 임펄스의 반복 레이트 또는 임펄스 지속기간에 의해 형성된 RF 포락선일 수 있다.
포락선은 자기 펄스들에 의해 형성된 자기 포락선일 수 있다. 펄스들에 의해 형성된 자기 포락선은 복수의 펄스(예컨대, 적어도 2개, 3개, 4개 또는 그 이상의 후속 자기 펄스)를 포함할 수 있고, 펄스들은 임의의 누락 펄스 없이 서로 뒤따른다. 이러한 경우에, 포락선 지속기간은 제1 펄스의 임펄스에 의해 시작될 수 있고 복수의 펄스의 마지막 임펄스의 수동 지속시간으로 끝날 수 있다. 따라서, 자기 펄스들에 의해 형성된 포락선은 자속 밀도, 반복 레이트 및/또는 임펄스 지속기간에서의 변조에 따라 트레인 형상을 정의할 수 있다. 포락선은 자기 펄스들의 하나의 트레인을 포함할 수 있다. 트레인은 프로토콜 동안 적어도 2회 반복하는 패턴의 자기 펄스들로 구성된다. 자기 포락선은 펄스들의 자속 밀도의 진폭들을 통한 맞춰진 곡선일 수 있다.
포락선은 자기 트레인들로부터 형성된 자기 포락선일 수 있다. 트레인들로부터 형성된 자기 포락선은 복수의 트레인(예를 들어, 적어도 2개, 3개, 4개 또는 그 이상의 후속 자기 트레인)을 포함할 수 있으며, 트레인들은 트레인 사이의 지속시간을 갖고 서로 뒤따른다. 이러한 경우에, 포락선 지속기간은 제1 트레인의 제1 펄스의 임펄스에 의해 시작될 수 있고 복수의 펄스의 수동 지속시간으로 끝날 수 있다. 하나의 포락선 내의 복수의 트레인은 임펄스들을 포함하는 누락 펄스들에 의해 분리될 수 있다. 누락 펄스들의 수는 1개 내지 20개 또는 1개 내지 10개의 범위에 있을 수 있다.
포락선은 자속 밀도의 다양한 오프셋 값들에 대해 변조될 수 있다. 오프셋 값은 0.01T 내지 1T 또는 0.1 내지 1T 또는 0.2 내지 0.9T의 범위에 있을 수 있다. 오프셋 값은 자속 밀도의 0이 아닌 값에 대응할 수 있다.
하나의 치료 세션 동안, 치료 디바이스는 다양한 수의 포락선들을 적용할 수 있다. 자기장의 2개 이상의 포락선이 결합되어 가능한 결과적인 형상을 생성할 수 있다.
전술한 예들에서, 포락선은 제1 임펄스에 의해 시작될 수 있다. 또한, 포락선은 제1 임펄스를 포함하는 제1 각각의 펄스의 지속기간을 통해 계속된다. 또한, 포락선은 마지막 펄스의 수동 지속시간으로 끝날 수 있고, 마지막 펄스는 제1 펄스를 뒤따를 수 있다. 이 옵션은 자기 펄스들의 포락선의 예시적인 형상들을 도시하는 이하의 도면들에 도시되어 있다. 이하의 도면들에 도시된 바와 같이, 포락선의 형상은 자속 밀도의 변조에 의해 제공될 수 있다. RF 포락선의 형상은 RF 파들의 전력 또는 임펄스들의 진폭의 변조에 의해 제공될 수 있다.
도 28은 자기 임펄스들(282)로부터 형성된 증가하는 포락선(281)의 예시적인 도면이며, 여기서 하나의 자기 임펄스(282)는 자기 펄스의 하나의 수동 시간 주기가 뒤따른다. 증가하는 포락선에서의 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭이 증가하고 있다. 하나의 임펄스의 자속 밀도의 진폭은 선행 임펄스의 자속 밀도의 진폭보다 높다. 유사하게, 제2 임펄스의 자속 밀도의 진폭은 제1 임펄스의 자속 밀도의 진폭보다 높다. 증가하는 진폭은 근육 준비에 이용될 수 있다. 증가하는 포락선(281)의 포락선 지속기간(283)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 유사하게, RF 파들의 진폭은 증가하는 포락선(281)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 29는 자기 임펄스들(292)로부터 형성된 감소하는 포락선(291)의 예시적인 도면이다. 감소하는 포락선에서의 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 감소하고 있다. 하나의 임펄스의 자속 밀도의 진폭은 선행 임펄스의 자속 밀도의 진폭보다 낮다. 유사하게, 제2 임펄스의 자속 밀도의 진폭은 제1 임펄스의 자속 밀도의 진폭보다 낮다. 감소하는 포락선(291)의 포락선 지속기간(293)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 유사하게, RF 파들의 진폭은 감소하는 포락선(291)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 30은 자기 임펄스들(303)로부터 형성된 직사각형 포락선(302)의 예시적인 도면이다. 직사각형 포락선에서의 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 일정할 수 있다. 그러나, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 0.01% 내지 5%의 범위에서 자속 밀도의 진폭의 미리 결정된 값 근방에서 왔다 갔다 할 수 있다. 제1 임펄스의 자속 밀도의 진폭은 제2 임펄스의 자속 밀도의 진폭과 동일할 수 있고, 여기서 제2 임펄스는 제1 임펄스를 뒤따른다. 직사각형 포락선(302)의 포락선 지속기간(304)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 직사각형 포락선은 근육 수축 또는 근육 경련들을 유도하는데 이용될 수 있다. 유사하게, RF 파들의 진폭은 직사각형 포락선(302)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 31은 증가하는 포락선 및 직사각형 포락선의 조합으로서 가상적으로 보여질 수 있는 조합된 포락선(311)의 예시적인 도면이다. 조합된 포락선(311)은 자기 임펄스들(312)을 포함한다. 조합된 포락선에서의 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 전체 조합된 포락선의 지속시간의 1% 내지 95% 또는 5% 내지 90% 또는 10% 내지 80%의 범위에서 증가하고 있을 수 있다. 조합된 포락선의 직사각형 부분에서의 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 0.01% 내지 5%의 범위에서 자속 밀도의 진폭의 미리 결정된 값 근방에서 왔다 갔다 할 수 있다. 조합된 포락선(311)의 포락선 지속기간(313)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 도 31에 도시된 바와 같은 조합된 포락선은 근육의 준비 및 근육 수축 또는 근육 경련들의 유도에 이용될 수 있다. 유사하게, RF 파들의 진폭은 포락선(311)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 32는 직사각형 포락선과 감소하는 포락선의 조합으로서 가상적으로 보여질 수 있는 조합된 포락선(321)의 예시적인 도면이다. 조합된 포락선(321)은 자기 임펄스들(322)을 포함한다. 조합된 포락선에서의 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 전체 조합된 포락선의 지속시간의 1% 내지 95% 또는 5% 내지 90% 또는 10% 내지 80%의 범위에서 감소하고 있을 수 있다. 조합된 포락선의 직사각형 부분에서의 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 0.01% 내지 5%의 범위에서 자속 밀도의 진폭의 미리 결정된 값 근방에서 왔다 갔다 할 수 있다. 조합된 포락선(321)의 포락선 지속기간(323)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 도 32에 도시된 바와 같은 조합된 포락선은 근육 수축 또는 근육 경련들의 유도 및 근육 자극의 후속 종료에 이용될 수 있다. 유사하게, RF 파들의 진폭은 조합된 포락선(321)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 33은 감소하는 포락선이 바로 뒤따르는 증가하는 포락선의 조합으로서 이해될 수 있는 삼각형 포락선(331)의 예시적인 도면이다. 삼각형 포락선(331)은 자기 임펄스들(332)을 포함할 수 있다. 포락선의 삼각형 형상은 대칭적이지 않을 수 있다. 또한, 삼각형 형상의 하나 이상의 라인의 직진도는 본 명세서에서 언급된 다른 유형의 포락선, 예컨대 직사각형 포락선에 의해 가로막힐 수 있다. 하나의 삼각형 포락선은 다른 삼각형 포락선을 바짝 뒤따르거나 다른 삼각형 포락선에 결합될 수 있다. 2개의 삼각형 포락선을 결합함으로써, 결과적인 포락선은 톱니 형상을 가질 수 있다. 삼각형 포락선(331)의 포락선 지속기간(333)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 유사하게, RF 파들의 진폭은 삼각형 포락선(331)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 34는 사다리꼴 포락선(341)의 예시적인 도면이다. 사다리꼴 포락선(341)은 자기 임펄스들(342)을 포함할 수 있다. 사다리꼴 포락선은 증가하는(상승) 시간 주기 TR, 유지 시간 주기 TH 및 감소하는(하강) 시간 주기 TF를 포함할 수 있다. 증가하는 시간 주기 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭이 증가하고 있다. 또한, 증가하는 시간 주기 동안, 하나의 임펄스의 자속 밀도의 진폭은 선행 임펄스의 자속 밀도의 진폭보다 높다. 유지 시간 주기 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 0.01% 내지 5%의 범위에서 자속 밀도의 진폭의 미리 결정된 값 근방에서 왔다 갔다 할 수 있다. 감소하는 시간 주기 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 감소하고 있다. 또한, 감소하는 시간 주기 동안, 하나의 임펄스의 자속 밀도의 진폭은 선행 임펄스의 자속 밀도의 진폭보다 낮다. 유지 주기는 자속 밀도의 상이한 미리 결정된 값을 갖는 다른 유지 시간 주기에 의해 가로막힐 수 있다. 사다리꼴 포락선(341)의 포락선 지속기간(343)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 유사하게, RF 파들의 진폭은 사다리꼴 포락선(341)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
사다리꼴 포락선은 근육 조직 자극에 대해 가장 편안한 것으로 환자에 의해 인지될 수 있다. 사다리꼴 포락선은 자연적인 근육 수축 과정에 관한 것이고, 즉 근육 수축은 시변일 수 있다. 자연적인 근육 수축의 강도가 증가하고, 가장 높은 강도로 유지되고 감소한다. 사다리꼴 포락선은 자연적인 근육 수축에 대응하고, 즉 근육 수축의 강도는 자속 밀도에 대응할 수 있다. 사다리꼴 포락선의 지속기간 동안의 자속 밀도는 증가, 유지 및 감소한다. 동일한 형상의 포락선은 적절한 진폭을 갖는 RF 임펄스들로부터 형성된 RF 전극을 가질 수 있다.
사다리꼴 포락선은 사다리꼴 포락선 형상에 맞지 않는 하나 이상의 임펄스, 펄스, 버스트 및/또는 트레인에 의해 적어도 한 번 가로막힐 수 있지만, 이러한 가로막힘 후에 사다리꼴 포락선이 계속될 수 있다.
또한, 사다리꼴 포락선은 복수의 트레인, 예컨대 2개, 3개, 4개 또는 그 이상의 트레인을 포함할 수 있다. 사다리꼴 형상의 경우에, 포락선은 3개의 트레인을 포함할 수 있다. 제1 트레인은 자속 밀도가 증가하는 임펄스들을 포함할 수 있다. 하나의 임펄스의 자속 밀도는 제1 임펄스에 후속하는 제2 임펄스의 자속 밀도보다 높을 수 있다. 제2 트레인은 일정한 자속 밀도를 갖는 임펄스들을 포함할 수 있다. 그러나, 치료 디바이스의 동작은 각각의 임펄스에 대해 엄격하게 일정한 자속 밀도를 제공하지 않을 수 있고, 따라서 자속 밀도는 0.1 내지 5%의 범위에서 왔다 갔다 할 수 있다. 제3 트레인은 자속 밀도가 감소하는 임펄스들을 포함할 수 있다. 하나의 임펄스의 자속 밀도는 제1 임펄스에 후속하는 제2 임펄스의 자속 밀도보다 낮을 수 있다.
더욱이, 사다리꼴 포락선은 복수의 버스트, 예컨대 2개, 3개, 4개 또는 그 이상의 버스트를 포함할 수 있다. 사다리꼴 형상의 경우에, 포락선은 3개의 버스트를 포함할 수 있다. 제1 버스트는 자속 밀도가 증가하는 임펄스들을 포함할 수 있다. 하나의 임펄스의 자속 밀도는 제1 임펄스에 후속하는 제2 임펄스의 자속 밀도보다 높을 수 있다. 제2 버스트들은 일정한 자속 밀도를 갖는 임펄스들을 포함할 수 있다. 그러나, 치료 디바이스의 동작은 각각의 임펄스에 대해 엄격하게 일정한 자속 밀도를 제공하지 않을 수 있고, 따라서 자속 밀도는 0.1 내지 5%의 범위에서 왔다 갔다 할 수 있다. 제3 버스트들은 자속 밀도가 감소하는 임펄스들을 포함할 수 있다. 하나의 임펄스의 자속 밀도는 제1 임펄스에 후속하는 제2 임펄스의 자속 밀도보다 낮을 수 있다.
도 20은 다른 예시적인 사다리꼴 포락선을 도시한다. 수직 축은 자속 밀도를 나타낼 수 있고, 수평 축은 시간을 나타낼 수 있다. 사다리꼴 포락선은 트레인 동안 적용되는 임펄스들의 자속 밀도의 진폭들을 통한 맞춰진 곡선일 수 있고, 여기서 TR은 증가하는 과도 시간이라고 불리는, 자속 밀도가 증가하는 시간 주기이고, 즉 자속 밀도의 진폭은 증가할 수 있다. TH는 최대 자속 밀도를 갖는 시간 주기이고, 즉 자속 밀도의 진폭은 일정할 수 있다. TF는 자속 밀도가 감소하는 시간 주기이고, 즉 자속 밀도의 진폭은 감소할 수 있다. TR, TH 및 TF의 합은 근육 수축에 대응할 수 있는 사다리꼴 포락선 지속기간일 수 있다.
사다리꼴 포락선은 에너지 소비를 감소시킬 수 있다. 더 낮은 에너지 소비로 인해, 사다리꼴 형상은 자기장 생성 디바이스의 개선된 냉각을 가능하게 할 수 있다. 또한, 저항 손실들은 자기장 생성 디바이스의 더 낮은 온도로 인해 감소될 수 있다. 상이한 반복 레이트들은 상이한 유형들의 근육 수축들을 야기할 수 있다. 각각의 유형의 근육 수축은 상이한 양들의 에너지를 소비할 수 있다.
도 35는 증가하는 시간 주기 T1, 제1 감소하는 시간 주기 T2 및 제2 감소하는 시간 주기 T3을 포함하는 사다리꼴 포락선(351)의 예시적인 도면이다. 사다리꼴 포락선(351)은 자기 임펄스들(352)을 포함한다. 증가하는 시간 주기는 자속 밀도의 진폭이 증가하는 임펄스들을 포함한다. 제1 감소하는 시간 주기 및 제2 감소하는 시간 주기는 자속 밀도의 진폭이 감소하는 임펄스들을 포함한다. 도시된 예에서, 제1 감소하는 시간 주기는 증가하는 시간 주기를 뒤따르고 제2 감소하는 시간 주기에 선행한다. 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 제2 감소하는 시간 주기 동안 더 급격하게 감소하는 것으로 도시되어 있다. 대안적으로, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 제1 감소하는 시간 주기 동안 더 급격하게 감소할 수 있다. 사다리꼴 포락선(351)의 포락선 지속기간(353)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 따라서, 포락선은 RF 임펄스들로부터 형성된 자기 포락선들일 수 있다. 유사하게, RF 파들의 진폭은 사다리꼴 포락선(351)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 36은 제1 증가하는 시간 주기, 제2 증가하는 시간 주기 및 감소하는 시간 주기를 포함하는 사다리꼴 포락선(361)의 예시적인 도면이다. 사다리꼴 포락선(361)은 자기 임펄스들(362)을 포함한다. 제1 증가하는 시간 주기 및 제2 증가하는 시간 주기는 자속 밀도의 진폭이 증가하는 임펄스들을 포함한다. 제1 증가하는 시간 주기 및 제2 증가하는 시간 주기는 자속 밀도의 진폭이 증가하는 임펄스들을 포함한다. 도시된 예에서, 제2 증가하는 시간 주기는 제1 증가하는 시간 주기를 뒤따르고 감소하는 시간 주기에 선행한다. 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 제1 증가하는 시간 주기 동안 더 급격하게 증가하는 것으로 도시되어 있다. 대안적으로, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 제2 증가하는 시간 주기 동안 더 급격하게 증가할 수 있다. 사다리꼴 포락선(361)의 포락선 지속기간(363)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 유사하게, RF 파들의 진폭은 사다리꼴 포락선(361)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 37은 제1 증가하는 시간 주기 T1, 제1 유지 시간 주기 T2, 제2 증가하는 시간 주기, 제2 유지 시간 주기 및 감소하는 시간 주기를 포함하는 스텝 포락선(371)의 예시적인 도면이다. 스텝 포락선(371)은 자기 임펄스들(372)을 포함한다. 제1 및 제2 증가하는 시간 주기들 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭이 증가할 수 있다. 감소하는 시간 주기 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭이 감소할 수 있다. 유지 시간 주기 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 일정할 수 있거나 또는 0.01% 내지 5%의 범위에서 자속 밀도의 진폭의 미리 결정된 값 근방에서 왔다 갔다 할 수 있다. 스텝 포락선(371)의 포락선 지속기간(373)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 유사하게, RF 파들의 진폭은 스텝 포락선(371)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 38은 제1 증가하는 시간 주기 T1, 제1 유지 시간 주기 T2, 제1 감소하는 시간 주기 T3, 제2 유지 시간 주기 T4 및 제2 감소하는 시간 주기 T5를 포함하는 스텝 포락선(381)의 예시적인 도면이다. 스텝 포락선(381)은 자기 임펄스들(382)을 포함한다. 증가하는 시간 주기 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭이 증가할 수 있다. 제1 및 제2 감소하는 시간 주기들 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 감소할 수 있다. 유지 시간 주기 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 일정할 수 있거나 또는 0.01% 내지 5%의 범위에서 자속 밀도의 진폭의 미리 결정된 값 근방에서 왔다 갔다 할 수 있다. 스텝 포락선(381)의 포락선 지속기간(383)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 유사하게, RF 파들의 진폭은 포락선(381)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 39는 자기 임펄스들(392)을 포함하는 사다리꼴 포락선(391)의 다른 유형의 예시적인 도면이다. 사다리꼴 포락선은 증가하는 시간 주기 T1, 유지 시간 주기 T2 및 감소하는 시간 주기 T3을 포함할 수 있다. 증가하는 시간 주기 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭이 증가하고 있다. 또한, 증가하는 시간 주기 동안, 하나의 임펄스의 자속 밀도의 진폭은 선행 임펄스의 자속 밀도의 진폭보다 높다. 유지 시간 주기 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 0.01% 내지 5%의 범위에서 자속 밀도의 진폭의 미리 결정된 값 근방에서 왔다 갔다 할 수 있다. 감소하는 시간 주기 동안, 후속 임펄스들의 자속 밀도의 진폭은 감소하고 있다. 또한, 감소하는 시간 주기 동안, 하나의 임펄스의 자속 밀도의 진폭은 선행 임펄스의 자속 밀도의 진폭보다 낮다. 유지 주기는 자속 밀도의 상이한 미리 결정된 값을 갖는 다른 유지 시간 주기 T4를 포함할 수 있다. 포락선(391)의 포락선 지속기간(393)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 유사하게, RF 파들 및/또는 RF 임펄스들의 진폭은 포락선(391)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
포락선은 자속 밀도와 반복 레이트의 조합된 변조를 포함할 수 있다. 도 40은 자속 밀도의 일정한 진폭을 갖는 직사각형 포락선(401)의 예시적인 도면이다. 직사각형 포락선(401)은 자기 임펄스들(402)을 포함할 수 있다. 시간 주기들 TRR2 및 TRR3은 직사각형 포락선으로 도시된 TRR1 동안의 자기 임펄스들의 나머지보다 더 높은 반복 주파수를 갖는 임펄스들을 도시한다. 도시된 시간 주기들 TRR2 및 TRR3은 도시된 직사각형 포락선의 나머지보다 더 강한 근육 수축을 제공할 수 있다. 그러나, 모든 도시된 포락선들은 반복 레이트 도메인에서의 변조를 포함할 수 있다. 직사각형 포락선(401)의 포락선 지속기간(403)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 따라서, 포락선은 RF 임펄스들로부터 형성된 자기 포락선들일 수 있다. 이들의 진폭은 또한 RF 포락선이라 불리는 진폭을 형성할 수 있다. 유사하게, RF 임펄스들의 진폭 및/또는 반복 레이트는 포락선들(401)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
언급된 바와 같이, 포락선은 하나 이상의 누락 펄스에 의해 분리된 자기 트레인들로부터 형성될 수 있다. 도 41은 자기 임펄스들(412)을 포함하는 자기 트레인들로부터 형성된 포락선을 도시한다. 도시된 바와 같이, 자속 밀도가 증가하는 임펄스들의 트레인을 포함하는 제1 트레인은 지속기간 T1을 갖는다. 일정한 또는 진동하는 자속 밀도를 갖는 임펄스들을 포함하는 제2 트레인은 지속기간 T2를 갖는다. 자속 밀도가 감소하는 임펄스들을 포함하는 제3 트레인은 지속기간 T3을 갖는다. 복수의 트레인을 포함하는 포락선(411)은 사다리꼴 형상을 갖는다. 지속기간들 T1과 T2 또는 지속기간들 T2와 T3 사이의 지속시간은 누락된 임펄스들을 포함하는 누락 펄스들이 위치될 시간 갭들을 나타낼 수 있다. 포락선(411)의 포락선 지속기간(413)은 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 시작하여 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지이다. 유사하게, RF 파들 또는 RF 임펄스들의 진폭은 포락선들(411)을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
치료 동안, 자기 포락선들은 결합될 수 있다. 도 42는 자기 포락선들의 조합의 예를 도시한다. 증가하는 형상을 갖는 증가하는 포락선(422)은 자기 임펄스들(421)의 트레인을 포함한다. 증가하는 포락선(422)은 지속기간 TE1을 가질 수 있다. 직사각형 포락선(423)은 자기 임펄스들(421)의 트레인을 포함한다. 직사각형 포락선은 지속기간 TE2를 가질 수 있다. 감소하는 포락선(424)은 자기 임펄스들(421)의 트레인을 포함한다. 감소하는 포락선(424)은 지속기간 TE3을 가질 수 있다. 제1, 제2 및 제3 포락선의 조합에 의해 형성된 치료 프로토콜의 결과적인 부주기는 예를 들어 도 34 및 도 20에 도시된 사다리꼴 포락선과 동일하거나 유사한 치료 효과를 제공할 수 있다. 치료 프로토콜의 결과적인 부주기는 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 치료 부주기의 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지의 지속기간(425)을 갖는다. 유사하게, RF 파들 및/또는 RF 임펄스들의 진폭은 포락선들의 조합을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 43은 자기 포락선들의 조합의 다른 예를 도시하며, 감소하는 주기는 직사각형 포락선과는 상이한 자속 밀도를 갖는다. 이 예는 자기 포락선들의 조합이 상이한 자속 밀도를 갖는 포락선들을 포함할 수 있다는 것을 예시할 수 있다. 증가하는 형상을 갖는 증가하는 포락선(432)은 자기 임펄스들(431)의 트레인을 포함한다. 증가하는 포락선은 지속기간 TE1을 가질 수 있다. 직사각형 포락선(433)은 자기 임펄스들(431)의 트레인을 포함한다. 직사각형 포락선은 지속기간 TE2를 가질 수 있다. 감소하는 포락선은 자기 임펄스들(431)의 트레인을 포함한다. 감소하는 포락선(434)은 지속기간 TE3을 가질 수 있다. 제1, 제2 및 제3 포락선의 조합에 의해 형성된 치료 프로토콜의 결과적인 부주기는 예를 들어 도 34 및 도 20에 도시된 사다리꼴 포락선과 동일하거나 유사한 치료 효과를 제공할 수 있다. 치료 프로토콜의 결과적인 부주기는 제1 펄스의 제1 임펄스로부터 치료 부주기의 마지막 펄스의 수동 지속시간의 끝까지의 지속기간(435)을 갖는다. 유사하게, RF 파들 또는 RF 임펄스들의 진폭은 포락선들의 조합을 조립하기 위한 진폭으로 변조될 수 있다.
도 44는 포락선간 주기, 즉 포락선들 사이의 시간 주기의 예를 갖는 자기장의 2개의 예시적인 포락선을 도시한다. 포락선들 사이의 시간 주기는 자기 자극이 없는 시간을 포함할 수 있다. 그러나, 포락선들 사이의 시간 주기는 불충분한 또는 인식불가능한 근육 자극(예컨대, 근육 수축 및 근육 이완을 포함함)을 제공하는 자기 임펄스들을 포함할 수 있다. 포락선들 사이의 시간 주기 동안 생성되는 자기 임펄스들은 또한 포락선을 형성할 수 있다. 불충분한 또는 인식불가능한 근육 자극을 제공하는 자기 임펄스들은 휴면 용량을 방전시키기 위한 자기장 생성 코일에 대한 에너지 저장 디바이스의 방전에 의해 생성될 수 있다. 그 후, 자기장 생성 디바이스에 고전력 전류 임펄스들을 제공하기 위해, 에너지 저장 디바이스는 전원에 의해 더 높은 양의 전류 및/또는 전압으로 충전될 수 있다. 지속기간 T1을 갖는 직사각형 포락선(442)은 자기 임펄스들(441)을 포함할 수 있다. 지속기간 T2를 갖는 사다리꼴 포락선(444)은 자기 임펄스들(441)을 포함할 수 있다. 지속기간 TEP를 갖는 포락선간 시간 주기는 포락선간 시간 주기 내의 자기 임펄스들(441)의 자속 밀도에 의해 주어지는 포락선(443)(예를 들어, 감소하는 형상을 가짐)을 포함할 수 있다. 대안적으로, 포락선간 시간 주기는 근육 경련들을 제공하는 단일 임펄스들을 포함할 수 있다. 따라서, 포락선은 RF 임펄스들로부터 형성된 자기 포락선들일 수 있다. 이들의 진폭은 또한 RF 포락선이라 불리는 진폭을 형성할 수 있다. RF 포락선들 사이의 시간 주기는 가열이 없는 시간을 포함할 수 있다.
RF 치료(RF 장)는 사이클들을 포함하는 연속 동작, 펄싱된 동작 또는 동작에서 치료 에너지 소스(예컨대, RF 전극)에 의해 생성될 수 있다. 연속 동작은 연속적인 RF 치료 동안 제공된다. 펄싱된 동작은 펄싱된 RF 치료 동안 제공된다.
연속 동작 동안, RF 전극은, 마스터 유닛 또는 하나 이상의 제어 유닛에 의해 명령되는 바와 같이, 전체 치료 동안 또는 치료 중의 한 번의 지속기간에 RF 장을 생성할 수 있다. RF 전극은 사인 형상을 갖는 RF 파를 생성할 수 있다. 다시 말해서, RF 전극은 사인 형상을 갖는 고주파 파형을 생성할 수 있다. RF 파의 진폭들에 따라 다른 형상들, 예를 들어 톱니, 삼각형 또는 정사각형이 가능하다.
연속적인 RF 치료는 환자의 표적 생물학적 구조들의 연속적인 가열로 인한 제공된 자기 치료의 가장 높은 시너지 효과들, 환자의 표적 생물학적 구조들의 분극화에 대한 가장 높은 효과 및 예를 들어 근육 수축을 촉진하기 위해 환자의 조직에 대한 깊은 자기장 투과 및 생성된 자기장의 높은 효과를 보장하는 것 중 하나를 가질 수 있다.
펄싱된 생성 동안, RF 전극은 치료의 2개 이상의 능동 시간 주기 동안 RF 장을 생성할 수 있고, 여기서 시간 주기들은 수동 시간 주기들에 의해 분리될 수 있다. 펄싱된 RF 치료의 능동 시간 주기는 RF 전극이 능동이고 RF 장을 생성하는 시간 주기를 나타낼 수 있다. 능동 시간 주기는 1초 내지 15분 또는 30초 내지 10분 또는 5초 내지 900초 또는 30초 내지 300초 또는 60초 내지 360초의 범위에 있을 수 있다. RF 펄싱된 치료의 수동 시간 주기는 RF 전극이 비능동이고 RF 장을 생성하지 않는 시간 주기를 나타낼 수 있다. RF 펄싱된 치료의 수동 시간 주기는 1초 내지 15분 또는 10초 내지 10분 또는 5초 내지 600초 또는 5초 내지 300초 또는 10초 내지 180초의 범위에 있을 수 있다. 펄싱된 생성 및 그 파라미터들은 치료 동안 변할 수 있다.
사용자는 치료 디바이스의 제어 유닛 또는 마스터 유닛을 통해 치료 디바이스의 다양한 치료 프로토콜들을 선택, 제어 또는 조절할 수 있다. 또한, 마스터 유닛 및/또는 제어 유닛은 치료 프로토콜들, 신체 부위 또는 사용자에 의해 선택된 다른 옵션을 선택, 제어 또는 조절할 수 있다. 또한, 마스터 유닛 및/또는 제어 유닛은 전술한 임의의 센서에 의해 제공되는 피드백에 따라 다양한 치료 파라미터들을 선택, 제어 또는 조절할 수 있다.
치료 프로토콜은 각각의 프로토콜에 할당된 바와 같은 하나 이상의 치료 파라미터 및 그 미리 결정된 값의 선택을 포함할 수 있다. 또한, 치료 프로토콜은 자기 치료 및 RF 치료에 의한 다양한 유형들의 조합된 치료를 포함할 수 있다.
치료 파라미터들에 관하여, 사용자는 치료 디바이스의 하나 이상의 제어 유닛 또는 마스터 유닛을 포함하는 제어 시스템을 통해 치료 디바이스의 다양한 치료 파라미터들을 제어하거나 조절할 수 있다. 마스터 유닛 및/또는 제어 유닛은 치료 프로토콜, 신체 부위 또는 사용자에 의해 선택된 다른 옵션에 따라 치료 파라미터들을 제어하거나 조절할 수 있다. 또한, 마스터 유닛 및/또는 제어 유닛은 전술한 임의의 센서에 의해 제공되는 피드백에 따라 다양한 치료 파라미터들을 제어하거나 조절할 수 있다. 마스터 유닛 또는 하나 이상의 제어 유닛은 자속 밀도, 자속 밀도의 진폭, 펄스 지속기간, 임펄스 지속기간, 임펄스들의 반복 레이트, 펄스들의 반복 레이트, 트레인 지속기간, 트레인에서의 임펄스들 및/또는 펄스들의 수, 버스트 지속기간, 자기 버스트의 조성, 자기 트레인의 조성, 포락선들의 수, 듀티 사이클, 포락선들의 형상 및/또는 자속 밀도 도함수의 최대치를 포함하는 자기장의 치료 파라미터들의 조절을 제공할 수 있다. 마스터 유닛 또는 하나 이상의 제어 유닛은 RF 장의 주파수, RF 장의 듀티 사이클, RF 장의 강도, RF 장에 의해 제공되는 에너지 플럭스, RF 장의 전력, RF 장의 전력의 진폭 및/또는 RF 파들의 전력의 진폭을 포함하는 RF 장의 치료 파라미터들의 조절을 제공할 수 있고, RF 파들은 RF 장의 전기적 구성요소를 지칭할 수 있다. 치료 파라미터들은 다음 범위들에서 제어되거나 조절될 수 있다.
또한, 치료 파라미터들은, 예를 들어, 치료 시간, 자기장 생성 디바이스의 온도, RF 전극의 온도, 애플리케이터의 온도, 냉각 탱크의 온도, 표적화된 신체 부위의 선택, 연결된 애플리케이터의 수, (적절한 온도 센서에 의해 유체 도관, 연결 튜브, 애플리케이터 또는 냉각 탱크에서 측정된 바와 같은) 냉각 유체의 온도, 선택된 신체 부위 및/또는 다른 것들을 포함할 수 있다.
상이한 자속 밀도, 펄스 지속기간, 트레인들 및/또는 버스트들의 조성은 근육 조직에 대한 상이한 영향을 가질 수 있다. 자기 치료의 일 부분은 예를 들어 근육 강도, 근육 볼륨, 근육 토닝을 증가시키기 위해 근육 훈련을 야기할 수 있고, 자기 치료의 다른 부분들은 근육 이완을 야기할 수 있다. RF 전극에 제공되는 신호는 2개의 바이폴라 RF 전극 및 환자의 신체에 의해 생성되는 회로의 용량에 관하여 변조되어, 애플리케이터 및/또는 환자, 또는 다른 것에서 정상 고주파들의 생성을 방지할 수 있다. 고주파 장의 변조는 주파수 도메인, 강도 도메인, 임펄스 지속기간, 및/또는 다른 파라미터들에서 제공될 수 있다. 개별적인 고주파 치료, 자기 치료 및/또는 그들의 조합의 목표는 표적 생물학적 구조의 가장 복잡한 및/또는 효율적인 치료에 도달하는 것이다. 시간 도메인에서의 변조는 자극의 능동 및 수동 주기들을 제공할 수 있다. 수동 주기는 RF 치료 및/또는 자기 치료가 근육 자극이 없고/없거나 온도 변화 또는 표적 생물학적 구조의 RF 장에 의해 제공되는 다른 치료 효과가 없는 주기를 포함할 때 발생할 수 있다. 수동 주기 동안, 자기장 및/또는 RF 장이 생성되지 않을 수 있다. 또한, 수동 주기 동안, 자기장 및 RF 장이 생성될 수 있지만, 자기장 및/또는 RF 장의 강도는 표적 생물학적 구조 중 적어도 하나의 치료 효과를 제공하기에 충분하지 않을 수 있다.
자기장의 자속 밀도는 0.1T 내지 7T의 범위, 또는 0.5T 내지 7T의 범위, 또는 0.5T 내지 5T의 범위, 또는 0.5T 내지 4T의 범위, 또는 0.5T 내지 2T의 범위에 있을 수 있다. 이러한 정의는 자기의 자속 밀도의 진폭을 포함할 수 있다. 근육 수축을 야기하는데 자속 밀도의 도시된 범위들이 이용될 수 있다. 자속 밀도 및/또는 자속 밀도의 진폭은 자속계에 의해 또는 오실로스코프에 의해 측정될 수 있다.
반복 레이트는 자기 임펄스들을 소성하는 주파수를 지칭할 수 있다. 반복 레이트는 자기 펄스의 지속시간으로부터 도출될 수 있다. 자기 임펄스들의 반복 레이트는 0.1Hz 내지 700Hz, 또는 1Hz 내지 700Hz, 또는 1Hz 내지 500Hz, 또는 1Hz 내지 300Hz 또는 1Hz 내지 150Hz의 범위에 있을 수 있다. 각각의 자기 펄스가 하나의 자기 임펄스를 포함하므로, 자기 펄스들의 반복 레이트는 자기 임펄스들의 반복 레이트와 동일하다. 자기 임펄스들의 지속기간은 1㎲ 내지 10㎳ 또는 3㎲ 내지 3㎳ 또는 3㎲ 내지 3㎳ 또는 3㎲ 내지 1㎳ 또는 10㎲ 내지 2000㎲ 또는 50㎲ 내지 1000㎲ 또는 100㎲ 내지 800㎲의 범위에 있을 수 있다. 임펄스들의 반복 레이트는 오실로스코프 측정의 기록으로부터 측정될 수 있다.
트레인 지속기간은 1ms 내지 300s 또는 1ms 내지 80s 또는 2ms 내지 60s 또는 4ms 내지 30s, 또는 8ms 내지 10s, 또는 25ms 내지 3s의 범위에 있을 수 있다. 2개의 후속하는 트레인들 사이의 시간은 5ms 내지 100s, 또는 10ms 내지 50s, 또는 200ms 내지 25s, 또는 500ms 내지 10s, 또는 750ms 내지 5s 또는 300ms 내지 20s의 범위에 있을 수 있다. 반복 레이트는 오실로스코프 측정의 기록으로부터 측정될 수 있다.
버스트 지속기간은 10ms 내지 100s, 또는 100ms 내지 15s, 또는 500ms 내지 7s, 또는 500ms 내지 5s의 범위에 있을 수 있다. 자기 버스트들의 반복 레이트는 0.01Hz 내지 150Hz, 또는 0.02Hz 내지 100Hz, 또는 0.05Hz 내지 50Hz, 또는 0.05Hz 내지 10Hz, 또는 0.05Hz 내지 2Hz의 범위에 있을 수 있다. 반복 레이트는 오실로스코프 측정의 기록으로부터 측정될 수 있다.
효과적인 자기 치료를 제공하고 근육 수축을 야기하기 위한 다른 파라미터는 dB/dt에 의해 정의되는 자속 밀도의 도함수이고, 여기서 dB는 자속 밀도 도함수 [T]이고, dt는 시간 도함수 [s]이다. 자속 밀도 도함수는 자기장과 관련된다. 자속 밀도 도함수는 조직에서의 유도된 전류의 양으로서 정의될 수 있고, 따라서 근육 수축을 제공하는데 있어서 핵심 파라미터들 중 하나로서 역할을 할 수 있다. 자속 밀도 도함수가 높을수록, 더 강한 근육 수축이 있다. 자속 밀도 도함수는 위에서 언급된 수학식으로부터 계산될 수 있다.
자속 밀도 도함수의 최대 값은 최대 5MT/s, 또는 0.3 내지 800kT/s, 0.5 내지 400kT/s, 1 내지 300kT/s, 1.5 내지 250kT/s, 2 내지 200kT/s, 2.5 내지 150kT/s의 범위에 있을 수 있다.
RF 장(예컨대, RF 파들)의 주파수는 수백 kHz 내지 수십 GHz의 범위, 예컨대 100kHz 내지 3GHz, 또는 500kHz 내지 3GHz, 400kHz 내지 900MHz 또는 500kHz 내지 900MHz 또는 약 13.56MHz, 40.68MHz, 27.12MHz, 또는 2.45GHz의 범위에 있을 수 있다.
RF 장(예컨대, RF 파들)에 의해 제공되는 에너지 플럭스는 0.001W/㎠ 내지 1,500W/㎠, 또는 0.001W/㎠ 내지 15W/㎠, 또는 0.01W/㎠ 내지 1,000W/㎠, 또는 0.01W/㎠ 내지 5W/㎠, 또는 0.08W/㎠ 내지 1W/㎠ 또는 0.1W/㎠ 내지 0.7W/㎠의 범위에 있을 수 있다. 용어 "약(around)"은 언급된 값의 5%의 범위에서와 같이 해석되어야 한다.
RF 치료를 위한 치료 회로의 전원에 의해 제공되는 전자기 신호의 전압은 1V 내지 5kV, 또는 5V 내지 140V, 또는 10V 내지 120V 또는 15V 내지 50V, 또는 20V 내지 50V의 범위에 있을 수 있다.
생물학적 구조에서의 온도, 치료된 신체 부위의 표면 상의 온도, 신체 부위에서의 온도, 애플리케이터 내부의 온도, RF 전극의 온도 및/또는 자기장 생성 디바이스의 온도는 예를 들어 도 8c에 도시된 애플리케이터에서 구현된 온도 센서(816)에 의해 측정될 수 있다. RF 전극 및/또는 자기장 생성 디바이스의 온도는 38℃ 내지 150℃, 38℃ 내지 100℃, 또는 40℃ 내지 80℃, 40℃ 내지 60℃, 또는 41℃ 내지 60℃ 또는 42℃ 내지 60℃의 범위에서 유지될 수 있다. 치료된 신체 부위의 표면 상의 온도, 치료된 신체 및/또는 생물학적 구조에서의 온도는 38℃ 내지 60℃, 또는 40℃ 내지 52℃, 또는 41℃ 내지 50℃, 또는 41℃ 내지 48℃, 또는 42℃ 내지 48℃, 또는 42℃ 내지 45℃의 범위 내의 온도로 증가될 수 있다. 전술한 온도 값들은 RF 치료 및/또는 자기 치료가 시작된 후 5초 내지 600초, 10초 내지 300초, 또는 30초 내지 180초 동안 달성될 수 있다. 그 후, 5℃, 3℃, 2℃, 또는 1℃의 범위 내의 최대 온도 편차를 갖는 온도 값이 치료 동안 일정하게 유지될 수 있다.
치료의 시작에서, 환자의 피부 상의 그리고/또는 생물학적 구조에서의 시작 온도는 42℃ 내지 60℃, 또는 45℃ 내지 54℃, 또는 48℃ 내지 60℃, 또는 48℃ 내지 52℃의 범위 내의 시작 온도 및/또는 60℃를 넘지 않는, 아폽토시스 프로세스가 시작할 때의 온도의 3℃, 또는 5℃, 또는 8℃ 초과의 온도로 증가될 수 있다. 시작 온도에 도달했을 때의 45초 내지 360초, 또는 60초 내지 300초, 또는 120초 내지 400초, 또는 300초 내지 500초 후에, RF 장의 강도가 감소될 수 있고, 환자의 피부 상의 온도 및/또는 생물학적 구조에서의 온도는 41℃ 내지 50℃, 또는 42℃ 내지 48℃의 범위 내의 온도로 유지될 수 있다. 치료의 다른 방법에 따르면, 생물학적 구조의 온도는 적어도 하나의 애플리케이터가 복부 부위, 엉덩이, 팔, 다리 및/또는 다른 신체 부위와 같은 동일한 환자의 신체 부위에 부착되는 동안에, 2℃ 내지 10℃, 2℃ 내지 8℃, 또는 3℃ 내지 6℃의 범위에서 치료 동안 적어도 두 번 감소 및 증가될 수 있다.
생물학적 구조에서의 온도는 수학적 모델, 상관 함수에 따라, 적어도 하나 이상의 측정된 특성과 조합하여 계산될 수 있다. 이러한 측정된 특성은 환자의 피부 상의 온도, RF 전극들 사이의 커패시턴스, RF 바이폴라 전극들의 볼트-암페어 특성 및/또는 RF 전극들에 대한 연결된 전기적 요소들의 볼트-암페어 특성을 포함할 수 있다.
치료 지속기간은 5분 내지 120분, 또는 5분 내지 60분, 또는 15분 내지 40분일 수 있다. 1주 동안, 동일한 신체 부위의 1회, 2회 또는 3회의 치료가 제공될 수 있다. 또한, 2회의 후속 치료 사이의 한 번의 일시중지는 1주, 2주 또는 3주일 수 있다.
치료 동안 환자에 적용되는 RF 치료 및 자기 치료의 에너지 플럭스 밀도의 합은 0.03mW/mm2 내지 1.2W/mm2의 범위, 또는 0.05mW/mm2 내지 0.9W/mm2의 범위, 또는 0.01mW/mm2 내지 0.65W/mm2의 범위에 있을 수 있다. RF 치료 및 능동 자기 치료의 동시 적용 동안 자기 치료의 에너지 플럭스 밀도의 일부는 치료 시간의 1% 내지 70%, 3% 내지 50%, 5% 내지 30%, 또는 1% 내지 20%의 범위에 있을 수 있다.
하나의 RF 전극에 의해 제공되는 RF 에너지(즉, RF 장)의 전력 출력은 0.005W 내지 350W 또는 0.1W 내지 200W 또는 0.1W 내지 150W의 범위에 있을 수 있다.
도 21은 치료 디바이스에 의해 제공될 수 있고 자기장 또는 자기장과 RF 장의 조합의 적용에 의해 달성될 수 있는 상이한 유형들의 근육 수축을 도시한다. 근육 수축은 에너지 소비 및 근육 표적화, 예컨대 근육 강화, 근육 볼륨 증가/감소, 근지구력, 근육 이완, 근육의 워밍업 및/또는 다른 효과들에서 상이할 수 있다. 수직 축은 근육 수축의 강도를 나타낼 수 있고, 수평 축은 시간을 나타낼 수 있다. 화살표들은 환자의 근육에 적용되는 자기 임펄스들 및/또는 펄스들을 나타낼 수 있다.
시변 자기장 펄스들, 예컨대 1Hz 내지 15Hz의 범위에서의 낮은 반복 레이트는 경련을 야기할 수 있다. 낮은 반복 레이트는 치료된 근육이 완전히 이완되는 것을 가능하게 하기에 충분히 낮을 수 있다. 치료된 근육의 에너지 소비는 낮은 반복 레이트로 인해 낮을 수 있다. 그러나, 낮은 반복 레이트는 예를 들어 2개의 수축 사이의 근육의 능동 이완을 야기할 수 있다.
시변 자기장 펄스들의 중간 반복 레이트는 불완전한 테타누스 근육 수축을 야기할 수 있고, 중간 반복 레이트는 15Hz 내지 29Hz의 범위에 있을 수 있다. 불완전한 테타누스 근육 수축은 10Hz 내지 30Hz의 범위에서 반복 레이트에 의해 정의될 수 있다. 근육은 완전히 이완되지 않을 수 있다. 근육은 부분적으로 이완될 수 있다. 근육 수축 강도는 적용된 일정한 자속 밀도에 따라 증가할 수 있다.
시변 자기장 펄스들의 더 높은 반복 레이트는 완전한 테타누스 근육 수축을 야기할 수 있다. 더 높은 반복 레이트들은 예를 들어 30Hz 내지 150Hz, 또는 30Hz 내지 90Hz 또는 30Hz 내지 60Hz의 범위에 있을 수 있다. 완전한 테타누스 근육 수축은 가장 강한 최대초과 근육 수축을 야기할 수 있다. 최대초과 근육 수축은 의지적 근육 수축보다 더 강할 수 있다. 에너지 소비는 더 높을 수 있다. 강화 효과가 개선될 수 있다. 또한, 적어도 30Hz의 반복 레이트들에서, 지방 세포들은 볼륨 및/또는 수가 감소될 수 있다고 생각된다.
90Hz에 걸친 시변 자기장 펄스들의 훨씬 더 높은 반복 레이트는 상이한 레벨들 또는 신경계 및/또는 통증 수용체들에서의 통증 여기 전송을 억제 및/또는 차단할 수 있다. 더 높은 반복 레이트는 적어도 100Hz, 적어도 120Hz, 또는 적어도 140Hz, 또는 100Hz 내지 230Hz, 또는 120Hz 내지 200Hz 또는 140Hz 내지 180Hz의 범위일 수 있다. 환자의 근육에의 시변 자기장의 적용은 통증 완화 효과를 야기할 수 있다.
120Hz 내지 300Hz, 또는 150Hz 내지 250Hz, 또는 180Hz 내지 350Hz, 또는 200Hz 초과의 범위에서의 시변 자기장 펄스들의 높은 반복 레이트는 근이완 효과를 야기할 수 있다.
시변 자기장에 의해 야기되는 근육 수축의 품질은 근육 수축의 수축력, 근육-힘줄 길이, 근육의 상대적 단축, 또는 근육의 단축 속도와 같은 파라미터들에 의해 특징지어질 수 있다.
근육 수축의 수축력은 적어도 0.1N/㎠ 및 최대 250N/㎠의 수축력에 도달할 수 있다. 수축력은 0.5N/㎠ 내지 200N/㎠의 범위, 또는 1N/㎠ 내지 150N/㎠의 범위, 또는 2N/㎠ 내지 100N/㎠의 범위일 수 있다.
근육-힘줄 길이는 휴면(rest) 근육-힘줄 길이의 65%까지 도달할 수 있다. 근육-힘줄 길이는 휴면 근육-힘줄 길이의 1 내지 65%의 범위, 또는 휴면 근육-힘줄 길이의 3 내지 55%의 범위, 또는 휴면 근육-힘줄 길이의 5% 내지 50%의 범위일 수 있다.
근육은 근육 수축 동안에 휴면 근육 길이의 60%까지 단축될 수 있다. 근육 단축은 휴면 근육 길이의 0.1% 내지 50%의 범위, 또는 휴면 근육 길이의 0.5% 내지 40%의 범위, 또는 휴면 근육 길이의 1% 내지 25%의 범위일 수 있다.
근육은 10cm/s까지의 속도로 단축될 수 있다. 근육 단축 속도는 0.1cm/s 내지 7.5cm/s의 범위, 또는 0.2cm/s 내지 5cm/s의 범위, 또는 0.5cm/s 내지 3cm/s의 범위일 수 있다.
근육 수축에 의한 근육 형상화 효과를 야기하기 위해 시변 자기장이 환자에게 적용될 수 있다. 근육은 증가된 긴장도 및/또는 볼륨을 획득할 수 있다. 근육의 강도도 증가할 수 있다.
RF 치료 및 자기 치료에 의한 조합된 치료의 유형들에 관하여, 치료 디바이스는 하나의 치료 세션 동안 다양한 시간 주기들에서 상이한 치료 에너지들(예컨대, RF 장 및 자기장)을 제공하도록 구성될 수 있다. 사용자는 HMI를 통해 치료를 제어하거나 조절할 수 있다. HMI는 마스터 유닛 및/또는 하나 이상의 제어 유닛에 결합될 수 있다. 또한, 마스터 유닛 및/또는 제어 유닛은 치료 프로토콜, 신체 부위 또는 사용자에 의해 선택된 다른 옵션에 따라 상이한 치료 에너지들의 적용을 제어 또는 조절할 수 있다. 또한, 마스터 유닛 및/또는 제어 유닛은 전술한 임의의 센서에 의해 제공되는 피드백에 따라 상이한 치료 에너지들의 적용을 제어 또는 조절할 수 있다. 따라서, 마스터 유닛 및/또는 하나 이상의 제어 유닛은 하나의 치료 세션 동안 다양한 시간 주기들에서 치료 및 치료 에너지들의 제공(예컨대, RF 치료 및 자기 치료)을 제어 또는 조절할 수 있다. 자기 치료 및 RF 치료의 적용들의 모든 도시된 유형들은 치료 디바이스에 의해 제공될 수 있다.
RF 치료와의 자기 치료의 조합된 적용의 하나의 유형은 동시 적용일 수 있다. 동시 적용 동안, 치료 세션의 전체 또는 대부분 동안에 동시에 자기 치료 및 RF 치료 둘 다가 적용될 수 있다. 일 예에서, 동시 적용은 연속적인 RF 장의 적용과 함께 자기장의 하나 이상의 섹션의 적용에 의해 달성될 수 있다. 다른 예에서, 펄싱된 자기 치료는 연속적인 RF 치료 동안 적용될 수 있다. 또 다른 예에서, 동시 적용은, 예를 들어 자기 펄스들의 1개 또는 2개의 긴 트레인과 함께 RF 치료의 연속적인 적용에 의해 달성될 수 있다. 이러한 경우에, 자기 펄스들의 긴 트레인은 1Hz 내지 15Hz 또는 1Hz 내지 10Hz의 범위 내의 값들의 반복 레이트를 갖는 자기 펄스들을 포함해야 한다. 전체 치료 세션에 단지 1개 또는 2개의 긴 자기 트레인만이 이용되는 경우, 이러한 트레인들의 트레인 지속기간은 5초 내지 90분 또는 10초 내지 80분 또는 15분 내지 45분의 범위에 있을 수 있다.
동시 RF 치료와 함께 또는 그 동안에 시변 자기장에 의해 야기되는 근육 수축은 더 많은 영향을 받는 근섬유들을 포함할 수 있다. 또한, 표적화된 생물학적 구조(예를 들어, 근육)는 동시 RF 치료가 없는 상황에 비해 자기장의 적용된 더 낮은 자속 밀도로 더 많이 수축될 수 있다.
동일한 신체 부위에의 RF 치료 및 자기 치료의 동시 적용은 RF 치료에 의해 생성된 열의 소산을 개선할 수 있다. 이 효과는 치료된 신체 부위에서 또는 치료된 부위 근처의 증가된 혈액 순환에 기반한다. 또한, 유도된 근육 동작은 RF 장에 의해 유도되고 제공되는 열의 가열 및 소산의 균질성을 개선할 수 있다.
RF 치료와 자기 치료의 조합된 적용의 다른 유형은 별개의 적용일 수 있다. 별개의 적용 동안, 자기 치료 및 RF 치료 둘 다가 치료 세션 동안의 상이한 시간에 적용될 수 있다. RF 치료는 자기 치료의 자기 포락선들, 버스트들, 트레인들, 펄스들 및/또는 임펄스들 이전에, 이후에, 및/또는 그 사이에 제공될 수 있다.
자기 치료가 적용되는 시간과 RF 치료가 적용되는 시간 사이의 비율은 0.2% 내지 80% 또는 2% 내지 60% 또는 5% 내지 50% 또는 20% 내지 60%의 범위일 수 있다. 이러한 계산에 있어서 적용된 자기 치료의 시간은 치료 동안 모든 펄스 지속기간들의 합이다.
RF 치료와 자기 치료의 조합된 적용의 다른 유형은 종속적 적용일 수 있다. 하나의 치료 에너지의 적용은 다른 치료 에너지의 시작 또는 하나 이상의 치료 파라미터에 의존할 수 있다. 종속적 적용은 하나 이상의 센서로부터의 피드백에 따라 시작되거나 조절될 수 있다. 예를 들어, RF 치료의 적용의 시작은 자기 치료의 시작 또는 트레인, 버스트 및/또는 포락선의 시작에 의존할 수 있다. 근육 동작(근육 수축 및/또는 이완을 포함함)에 의해 제공되는 열 소산이 제공되지 않을 때, 과열에 의해 야기되는 원하지 않는 조직 손상의 건강 위험이 발생할 수 있다. 다른 예에서, 자기 치료의 적용의 시작은 RF 치료의 시작, 지속시간 또는 강도에 의존할 수 있다. 자기 치료는 바람직하게는 생물학적 구조가 충분히 가열된 후에 시작할 수 있다. 적어도 부분적 근육 수축 또는 근육 수축을 제공하는 자기 치료는 혈액 및 림프 흐름을 개선하고, 인접한 조직들의 마사지를 제공하고, RF 치료에 의해 환자의 신체에서 유도된 열의 더 양호한 재분배를 제공할 수 있다.
치료 프로토콜은 2개 이상의 치료 섹션으로 분할될 수 있다. 치료 섹션의 수는 하나의 프로토콜에 대해 2개 내지 50개 또는 2개 내지 30개 또는 2개 내지 15개의 범위에 있을 수 있다.
치료 프로토콜의 각각의 치료 섹션은 전술한 바와 같이 자기 치료 및 RF 치료의 조합된 치료의 상이한 치료 파라미터들 및/또는 유형들을 포함할 수 있다.
하나의 치료 섹션은 섹션 시간 동안 지속할 수 있고, 섹션 시간은 10초 내지 30분 또는 15초 내지 25분 또는 20초 내지 20분의 범위일 수 있다. 상이한 섹션들은 하나 이상의 치료된 생물학적 구조, 예컨대 근육 및 지방 조직에서 상이한 치료 효과들을 가질 수 있다. 예를 들어, 하나의 치료 섹션은 근육 수축들이 집약적이고 높은 수의 이러한 수축들이 제공되는 고강도 근육 운동을 제공할 수 있고, 여기서 높은 에너지 플럭스 밀도를 갖는 자기 펄스들의 더 높은 반복 레이트가 하나의 치료 섹션 동안 이용될 수 있다. 다른 치료 섹션은 근육 이완 효과를 가질 수 있고, 여기서 자기 펄스들의 낮은 및/또는 높은 반복 레이트가 이용될 수 있고/있거나 또한 자기장의 더 낮은 자속 밀도가 이용될 수 있다.
치료 프로토콜은 치료 디바이스의 제어 시스템에 의해 명령되거나 제어되는 바와 같이, RF 치료의 전력 출력의 상이한 설정을 포함할 수 있다. 하나의 설정은 일정한 전력 출력일 수 있고, 치료 프로토콜 동안의 전력 출력은 동일할 수 있다. 다른 설정은 RF 치료의 진동 전력 출력일 수 있다. RF 치료의 전력 출력은 미리 결정된 전력 출력의 0.1% 내지 5%의 범위에서 전력 출력의 미리 결정된 값 근방에서 왔다 갔다 할 수 있다. 또 다른 설정은 RF 에너지의 가변 전력 출력일 수 있고, 여기서 RF 치료의 전력 출력은 치료 프로토콜 동안 변한다. RF 치료의 전력 출력의 변동은 하나 이상의 전력 출력 변동 단계에서 제공될 수 있고, 하나의 전력 출력 변동 단계는 하나 이상의 RF 전극에 의해 적용되는 RF 치료의 전력 출력 값의 하나의 변화를 포함할 수 있다. 전력 출력 변동 단계 동안 하나의 값으로부터 다른 값으로의 RF 치료의 전력 출력의 변화는 0.1W 내지 50W 또는 0.1W 내지 30W 또는 0.1W 내지 20W의 범위에 있을 수 있다. 전력 출력 변동 단계는 0.1초 내지 10분 또는 0.1초 내지 5분의 범위에서의 지속시간을 가질 수 있다.
RF 에너지의 전력 출력의 변동에 관하여, RF 에너지의 전력 출력은 치료 프로토콜의 상이한 시간 주기 동안 상이한 값들을 가질 수 있다. 따라서, RF 치료는 제1 시간 주기 동안에 전력 출력의 상이한 값을 가질 수 있고 이어서 전력 출력 변동 단계가 뒤따르고 RF 치료의 전력 출력의 상이한 값을 갖는 제2 시간 주기가 후속한다. RF 치료의 전력 출력의 하나의 값을 갖는 제1 시간 주기는 1초 내지 15분 또는 10초 내지 10분의 범위에 있을 수 있다. RF 치료의 전력 출력의 다른 값을 갖는 제2 시간 주기는 1초 내지 45분 또는 4초 내지 59분 또는 5초 내지 35분의 범위에 있을 수 있다. 예를 들어, RF 치료는 제1 시간 동안의 약 20W 및 제2 시간 주기 동안의 10W의 전력 출력의 값을 가질 수 있다.
제1 예시적인 치료 프로토콜은 2개의 치료 섹션을 포함할 수 있다. 제1 치료 섹션은 자기 펄스들의 포락선들을 포함할 수 있고, 여기서 포락선들은 1 내지 10Hz의 범위에서의 반복 레이트를 갖는 펄스들을 포함할 수 있다. 제1 치료 섹션의 포락선들은 직사각형 또는 사다리꼴 형상을 가질 수 있다. 제1 치료 섹션의 지속기간은 3분 내지 15분일 수 있다. 제2 치료 섹션은 자기 펄스들의 포락선들을 포함할 수 있고, 여기서 포락선들은 15 내지 45Hz의 범위에서의 반복 레이트를 갖는 펄스들을 포함할 수 있다. 제2 치료 섹션의 포락선들은 직사각형 또는 사다리꼴 형상을 가질 수 있다. 제1 치료 섹션의 지속기간은 3분 내지 15분일 수 있다. 치료 섹션들은 차례로 반복될 수 있다. RF 치료는 전체 치료 프로토콜 동안 연속적으로 적용될 수 있다. RF 치료는 1개 또는 2개의 전력 출력 변동 단계를 포함할 수 있다.
제2 예시적인 치료 프로토콜은 3개의 치료 섹션을 포함할 수 있다. 제1 치료 섹션은 자기 펄스들의 포락선들을 포함할 수 있고, 여기서 포락선들은 5 내지 50Hz의 범위에서의 반복 레이트를 갖는 펄스들을 포함할 수 있다. 제1 치료 섹션의 포락선들은 직사각형 또는 사다리꼴 형상을 가질 수 있다. 제1 치료 섹션의 지속기간은 3분 내지 15분일 수 있다. 제2 치료 섹션은 자기 펄스들의 포락선들을 포함할 수 있고, 여기서 포락선들은 15 내지 45Hz의 범위에서의 반복 레이트를 갖는 펄스들을 포함할 수 있다. 제2 치료 섹션의 포락선들은 직사각형 또는 사다리꼴 형상을 가질 수 있다. 제1 치료 섹션의 지속기간은 3분 내지 15분일 수 있다. 제3 치료 섹션은 자기 펄스들의 포락선들을 포함할 수 있고, 여기서 포락선들은 10 내지 40Hz의 범위에서의 반복 레이트를 갖는 펄스들을 포함할 수 있다. 제3 치료 섹션의 포락선들은 직사각형 또는 사다리꼴 형상을 가질 수 있다. 제3 치료 섹션의 지속기간은 3분 내지 15분일 수 있다. 치료 섹션들은 차례로 반복될 수 있다. RF 치료는 전체 치료 프로토콜 동안 연속적으로 적용될 수 있다. RF 치료는 1개 또는 2개의 전력 출력 변동 단계를 포함할 수 있다. 하나의 전력 출력 변동 단계는 치료 프로토콜의 시작 후 1분 또는 20분의 범위에서 개시될 수 있다. 일 예에서, 하나의 전력 출력 변동 단계는 치료 프로토콜의 시작 후 3분에 개시될 수 있다.
모든 예들, 실시예들 및 방법들이 개별적으로 또는 임의의 조합으로 이용될 수 있다.
새로운 시스템들 및 방법들이 설명되었다. 본 발명은 가장 넓은 의미로 해석되어야 하며, 따라서 본 발명의 사상 및 범위를 벗어나지 않고 다양한 변경들 및 대체들이 물론 이루어질 수 있다. 그러므로, 본 발명은 다음의 청구항들 및 그 등가물들을 제외하고, 제한되지 않아야 한다.
도 17, 도 18 및 도 18a와 관련된 약어들의 리스트이다. (A/B)는 리스트의 각각의 요소가 각각의 문자로 도시될 수 있다는 것을 의미한다. 예를 들어, ESD (A/B)는 ESD A 및/또는 ESD B가 적어도 하나의 도면에 도시된다는 것을 의미한다.
PS: 전원
ESD (A/B): 에너지 저장 디바이스
SW (A/B): 스위치
HIFEM (A/B): 자기 치료를 위한 치료 클러스터
MFGD (A/B): 자기장 생성 디바이스
CUM (A/B): 자기 회로의 제어 유닛
APS RF: RF 회로의 보조 전원
PU: 전력 유닛
SPSRF: RF 회로의 정상 전원
PNFLT: 전력 네트워크 필터
PSRF: RF 치료를 위한 전원
RF (A/B): RF 치료를 위한 치료 클러스터
SYM (A/B): 대칭화 요소
AP (A/B): 애플리케이터
RFE (A/B): RF 전극
APS (A/B): 보조 전원
PSM: 자기 치료를 위한 전원
BPS (A/B): 보드 전원
SPSM: 자기 회로의 정상 전원
PN: 전력 네트워크
PF: 펄스 필터
SE: 안전 요소
PA: 전력 증폭기
CURF: RF 회로의 제어 유닛
Claims (13)
- 환자의 신체 부위에 자기 치료 및 고주파 치료를 제공하기 위한 디바이스로서,
전기 에너지를 저장하기 위한 에너지 저장 디바이스;
자기장 생성 디바이스;
고주파 전극의 전도성 영역에 복수의 컷아웃을 포함하는 고주파 전극으로서, 상기 고주파 전극은 고주파를 생성하여 환자의 조직을 가열하도록 구성되고;
상기 복수의 컷아웃의 제1 컷아웃의 경계를 따르는 지점과 상기 복수의 컷아웃의 제2 컷아웃의 경계를 따르는 지점 사이의 최소 거리는 0.1mm 내지 50mm 범위인 고주파 전극; 및
자기장 생성 디바이스가 환자의 신체 부위 내 근육의 수축을 야기하는 0.1T 내지 7T 범위의 자속 밀도 및 1Hz 내지 700Hz 범위의 반복률을 가지는 시변 자기장을 생성하도록 구성되는 제어 시스템;을 포함하고,
상기 제어 시스템은 고주파 전극이 고주파를 생성하여 환자의 조직을 가열하도록 구성된, 디바이스. - 제1항에 있어서, 복수의 컷아웃 상에서 측정되는 자속 밀도는 자기 치료 동안 0.1T 내지 5T 범위인, 디바이스.
- 제2항에 있어서, 고주파 전극은 바이폴라 고주파 전극인, 디바이스.
- 제3항에 있어서, 자기장 생성 디바이스는 공기 코어를 갖는 평탄한 코일을 더 포함하는, 디바이스.
- 제1항에 있어서, 고주파 전극은 고주파 전극의 원주와 영역 사이의 비율로서 정의되는 경계 비율을 가지고; 및
상기 고주파 전극의 경계 비율은 150m-1 내지 20,000m-1 범위인, 디바이스. - 제2항에 있어서, 전기적 절연 물질 또는 유전체 물질이 복수의 컷아웃의 컷아웃 내에 배치되는, 디바이스.
- 환자의 신체 부위에 자기 치료 및 고주파 치료를 제공하기 위한 치료 디바이스로서,
전기 에너지를 저장하기 위한 에너지 저장 디바이스;
자기장 생성 디바이스;
0.1T 내지 7T 범위의 자속 밀도, 1Hz 내지 700Hz 범위의 반복률을 가지는 시변 자기장을 생성하여 환자의 신체 부위 내 근육이 수축하도록 하기 위하여, 전기 에너지를 에너지 저장 디바이스로부터 자기장 생성 디바이스로 방전하도록 구성된 스위칭 디바이스; 및
애플리케이터로서,
케이싱;
애플리케이터의 케이싱 내에 수용되는 자기장 생성 디바이스; 및
애플리케이터의 바닥 프로젝션에 대해 자기장 생성 디바이스와 환자의 신체 부위 사이에 배치되는 고주파 전극으로서, 상기 고주파 전극은 서로 분리된 복수의 돌출부를 포함하는 전도성 표면을 포함하고, 상기 고주파 전극은 고주파를 생성하여 신체 부위에서 조직을 가열하도록 구성된 고주파 전극;을 포함하는 애플리케이터;
를 포함하는, 치료 디바이스. - 제7항에 있어서, 자기장 생성 디바이스는 공기 코어를 갖는 평탄한 코일을 더 포함하는, 치료 디바이스.
- 제8항에 있어서, 복수의 돌출부는 제1 돌출부 및 제2 돌출부를 포함하고, 및
상기 제1 돌출부 및 제2 돌출부는 서로 평행한, 치료 디바이스. - 제7항에 있어서, 고주파 전극은 바이폴라 고주파 전극인, 치료 디바이스.
- 제10항에 있어서, 자기장 생성 디바이스의 전도성 부분과 고주파 전극 사이의 최소 거리는 0.1mm 내지 100mm 범위인, 치료 디바이스.
- 제10항에 있어서, 복수의 돌출부는 자기장 생성 디바이스 아래에 위치되고, 복수의 돌출부의 돌출부의 수는 10개 내지 600개 범위인, 치료 디바이스.
- 제7항에 있어서, 복수의 돌출부 상에서 측정되는 자속 밀도는 자기 치료 동안 0.1T 내지 5T 범위인, 치료 디바이스.
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