KR20100120281A - 절전하면서 복합 생체전기 자극 신호들을 생성하는 시스템 및 방법 - Google Patents

절전하면서 복합 생체전기 자극 신호들을 생성하는 시스템 및 방법 Download PDF

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Abstract

생의학적 응용예들에 사용하기 위해 전기 시호를 생성하는 본 발명의 시스템 및 방법은 전력 효율적 특징들을 갖고, 배터리 전원 작업을 지원하고, 감전 위험(risk of shock hazard) 감소를 지원할 수 있다. 이 시스템은 펄스 생성 및 파형 처리 회로들을 제어하게 작동할 수 있는 하나 이상의 제어 신호를 생성하기 위한 제어기를 포함할 수 있다. 제어 신호들은 시간의 함수로서 선택된 패턴으로 교번하는 둘 이상의 상태(state)들을 포함할 수 있다. 하나 이상의 제어 신호 상태 중에서, 펄스 신호(pulsed signal)를 생성하기 위한 발진기가 작동될 수 있다. 적어도 다른 제어 신호 상태들 중에서, 발진기가 상당한 전력을 보존하기 위해 사용할 수 없게 되고 완전히 정지(shut off)될 수 있다. 생성된 펄스들은 원하는 강도 및 주파수 성분들을 제공하게 처리될 수 있다. 처리된 신호들은 생물학적 재료에 인가될 수 있다.

Description

절전하면서 복합 생체전기 자극 신호들을 생성하는 시스템 및 방법{SYSTEM AND METHOD FOR GENERATING COMPLEX BIOELETRIC STIMULATION SIGNALS WHILE CONSERVING POWER}
본원은 생의학적(biomedical) 응용예들을 위한 펄스 신호 생성기에 대한 것이다. 특히, 본원은 복합 생체전기 자극 신호 출력 파형을 생성하는 경량의, 컴팩트한 펄스 신호 생성기에 대한 것이다.
부상, 감염 및 퇴행성 이상(condition)들은 고통, 불편함, 비용, 작업(및 여가) 시간 손실, 및 생산성 감소의 주요 원인들이다. 이러한 이상들에 관련한 문제들은 나이가 들어감에 따라 악화되는데, 왜냐하면 젊고 건강한 사람이 빨리 낫는 부상이 더 나이들거나 덜 건강하거나 또는 둘 다 해당되는 사람의 경우 낫는데 더 오래걸리기 때문이다. 현재 대부분의 산업화된 국가들에서 볼 수 있듯이 인구통계학적으로-노화되는 사회들에서, 이러한 사회적 및 경제적 영향은 다음 수십년을 거쳐 갈수록 확대된다.
-삶의 질에 대한 영향은 별개로 두고- 이러한 이상들의 총 비용을 추정하기 힘들지만, 총계(total)는 확실히 미국에서만도 연간 수십억 달러에 이른다. 예를 들어, 5백만 내지 천만 미국 거주인이 매년 골절을 겪고, 이 경우들 중 대다수가 다중 골절에 관련한 것이다. 젊고 건강한 환자의 경우, 대다수의 골절이 6주 남짓 동안 깁스 붕대(cast)로 움직이지 못하게 고정될 필요가 있다. 깁스 붕대가 제거된 후에도, 환자의 활동은 치료된 뼈가 완전한 강도를 회복할 때까지 자주 제한된다. 노인의 경우, 건강이 안 좋거나 또는 영양 불량인 사람의 경우, 다중 골절인 환자들의 경우, 또는 회복 과정들에 영향을 주는 이상들을 갖는 환자들의 경우, 골절들은 통상적으로 더 늦게 치유된다. 몇몇 경우에, 골절들은 전혀 회복되지 않아, 가끔 일생동안 지속되는 "유착불능(nonunion)" 또는 "유착불능 골절"로 알려진 이상들이 된다.
결과적으로, 생산성이 있는 연령대의 25만으로 추정되는 인원이 골절로만 인해 미국에서 손실된다. 유사한 통계치가 다른 부류들의 외상적 부상만이 아니라, 골관절염, 골다공증, 당뇨병 및 욕창, 인대 손상, 건염(tendonitis), 및 ["테니스 엘보(tennis elbow)"로 일반적으로 알려진 이상들과 수관근 증후군을 포함하는] 반복적인 스트레스 부상들과 같은 만성적 이상들에 대해 생성될 수 있다.
1960년대로부터, 인체가 부상, 스트레스 및 다른 요인의 결과로 다수의 낮은-레벨의 전기 신호들을 생성하고; 이러한 신호들이 회복 및 질병-회복 과정들에 필수적 역할을 하고; 이러한 과정들은 인체 자신의 주파수, 파형 및 강도를 흉내내는 인공적으로-생성된 신호들을 제공하여 가속될 수 있음이 점점 인식되었다. 이러한 "흉내내는" 신호들은 이들이 요구되고(전기 주성) 변형 성장인자 베타(TGF-b) 및 인슐린 유사 성장인자(IGF)와 같은 세포 성장 인자들의 방출을 일으키는 장소로 섬유아세포 및 대식 세포와 같은 이동 세포들을 보내는 것을 돕는 것을 포함하는, 많은 영향을 인체에 미치는 것으로 밝혀졌다. 이 결과들은 당뇨병에 기인한 것과 같은 만성적 궤양을 포함하는, 피부 및 근육 상처들의 보다 신속한 회복; 대다수의 유착불능 골절을 포함하는, 골절의 치료; 부상 또는 절단된 신경들의 재성장; 힘줄과 골관절염에서와 같은, 반복적 운동에 의해 손상된 조직들의 회복; 및 통상적인 약물에-기반한 치료가 만족스럽게 완화시키지 못하는 만성적 고통을 포함하는, 고통, 염증, 및 종기의 감소를 포함할 수 있다.
상처들에서 측정된 "부상 전위" 또는 "부상의 전류"와 같은 신체의 몇몇 신호들은 시간에 따라 느리게 변하는, D.C.(직류) 단독이다. 골절 회복 및 신경 재성장은 전형적으로 음극 근처에서의 보통보다 빠르지만 양극 근처에서는 더 느림이 발견되었고, 양극 근처에서 몇몇 경우에 조직 퇴화 또는 괴사가 일어날 수 있다. 이 때문에, 대부분의 최근의 연구는 종종 순수한 D.C. 성분이 없는 고 주파수의, 보다 복합적인 신호들에 집중하였다.
지금까지의 대부분의 복합-신호 연구들은 골절 회복에 대해 수행되었으나, 모든 조직에서의 기본적 생리학적 과정들의 공유성은 적절한 신호들이 다른 많은 회복 및 질병-회복 과정들을 가속시키는데 효과적임을 암시한다. 사실상, 특정 주파수 및 파형 조합들은 골관절염 및 불면증과 효과가 있는 것으로 관측되었다. 이러한 신호들은 털 성장을 자극하고, 종기 및 염증 감소, 국지적 감염에 저항하고(fight), 피부, 신경들, 인대들 및 힘줄들을 포함하는 상처난 연성 조직들의 회복 속도를 증가시킬 수도 있다. 이 신호들은 TENS(경피성 전기 신경 자극)의 대체적 불편함(substituted discomfort)없이 물리적 고통을 경감시킬 수 있고, 경두개적으로(transcranially) 인가되었을 때의 우울증(depression)과 같은 생리학적 고통도 경감시킬 수 있다. 생리학적 고통의 경감은 분명히 뇌파들의 일관성(coherence)을 증가시키는 페이스메이커(pacemaker)와 같은 작용에 기인한다.
도 1a는 골절 회복 자극에 효과적으로 밝혀진 파형(20)의 개략도를 예시하고, 여기서 도 1a의 선(22)은 짧은 시간 축척에서의 파형을 보이고, 도 1b의 선(24)은 더 긴 시간 축척에서의 동일한 파형을 보이고, 레벨(26, 28)들은 전압 또는 전류의 두 가지 상이한 특징적인 값들을 보이고, 구간(30, 32, 34, 36)들은 특정 천이부(transition)들 간의 타이밍(timing)을 보인다. 레벨(26, 28)들은 통상적으로, 전체 파형 사이클에 걸쳐 평균화될 때, 순수한 D.C. 성분이 없도록 선택된다. 실제 응용예들에서, 파형(20)은 전체 전압 또는 전류가 레벨(26, 28)들 간의 일정 중간 레벨을 향해 지수적으로 쇠퇴한다는 점에서 종종 수정되며, 쇠퇴 시간 정수는 통상적으로 구간(34)의 크기(order)이다. 이 결과는 도 1c의 파형(38)으로 도시되어 있다.
원하는 신호들이 펄스 전자기장(PEMF)을 통해 조직에 유도되는, 골절 유착불능을 치료하기 위한 전형적인 상업적으로-입수가능한 장치에서, 구간(30)은 약 200ms(마이크로초)이고, 구간(32)은 약 30㎲이고, 구간(34)은 약 5ms이고, 구간(36)은 약 60ms이다. 구간(30, 32)들의 교번적 반복(alternate repetition)은 펄스 버스트(40; pulse burst)들을 생성하고, 이들은 각각 구간(34)의 길이이고, 신호가 레벨(28)로 대략적으로 유지되는 길이(36)의 구간들로 분리된다. 따라서, 각각의 파형(38)은 약 4400Hz의 주파수 및 약 85%의 부하 사이클(duty cycle)에서 레벨(26, 28)들 사이에서 교번하는 구형파(rectangular wave)들을 포함한다. 펄스 버스트들은 실질적으로 신호가 없는 기간들을 갖고 교번하는 약 15Hz의 주파수에서 반복되어, 약 7.5%의 부하 사이클이 된다.
도 2a는 경두개적으로 인가될 때 근심, 우울증 및 불면증과 같은 생리학적 이상들을 경감시키는데 효과적으로 밝혀진 파형(50)의 개략도를 예시하고, 도 2a의 선(52)은 짧은 시간 축적에서의 파형을 보이고, 도 2b의 선(54)은 더 긴 시간 축척에서의 동일한 파형을 보이고, 도 2c의 선(56)은 또한 더 긴 시간 축척에서의 동일한 파형을 보이고, 레벨(62, 62a, 62b)들은 전압 또는 전류의 두 가지 상이한 특성값들을 보이고, 구간(64, 66, 68, 70, 72a, 72b, 74a, 74b)들은 특정 천이부들 간의 타이밍을 보인다. 레벨(60)은 일반적으로 0이 되고, 레벨(62a, 62b)들은 일반적으로 동일하지만, 극성이 반대이다.
펄스 전기장(PEF) 신호들이 피부를 통해 용량적으로(capacitively) 커플링되는(coupled), 우울증 및 관련 이상들을 치료하기 위한 전형적인 상업적으로-입수가능한 장치에서, 구간(64, 66)들은 각각 약 33㎲이고, 구간(68, 70)들은 각각 약 1ms이고, 구간(72a, 72b)들은 각각 약 50ms이고, 구간(74a, 74b)들은 약 17ms이다. 구간(64, 66)들의 교번적인 반복은 펄스 버스트(80)들을 생성하고, 신호가 실질적으로 레벨(60)로 유지되는 일정 길이의 조용한 구간(70)이 각각 나중에 발생되는 각각 일정 길이의 구간(68)을 생성한다. 그 다음에, 구간(68, 70)들의 교번적인 반복은 펄스 버스트 그룹(82)들을 생성하고, 각각 일정 길이의 구간(72a 또는 72b)을 생성하고, 이들 뒤에 신호가 실질적으로 레벨(60)로 유지되는 일정 길이의 조용한 구간(74a 또는 74b)이 따른다. 펄스 버스트 그룹(82)은 극성이 교번하고, 한 그룹은 피크(peak) 레벨(62a), 길이(72a)를 갖고 이후에 조용한 구간(74a)이 뒤이으고 피크 레벨(62b), 레벨(72b)을 갖는 그룹과 교번하고, 이후에 조용한 구간(74b)이 뒤이어진다. 길이(72a, 72b)들이 같기 때문에, 그리고 모든 더 짧은 구간(64, 66, 68, 70)들이 모든 펄스 버스트 그룹들에서 같기 때문에, 그 결과인 신호(56)는 전체 사이클 구간(72a, 74a, 72b, 74b)들에 걸쳐 0의 순 전하(net charge)(D.C. 성분이 없음)를 갖고 약 37.5%의 부하 사이클을 갖는다.
골절 회복 및 생리학적 이상을 경감시키는데 부가하여, 전기적 자극은 조직 치료 응용예들에도 널리 사용된다. 페트로프스키(Petrofsky)의 명의로 허여된 미국 특허 제 5,974,342호는 치료용 전류를 인가하여 상처난 조직, 힘줄, 또는 근육을 치료하기 위한 마이크로프로세서에 의해-제어되는 장치를 공개한다. 이 장치는 12.5-25ms마다 한번 발생하는 100-300 ㎲ 양극 상(phase), 200-750 ㎲ 중간기(interphase), 및 100-300 ㎲ 음극-상을 포함하는, 2상(biphase) 일정 전압 또는 전류를 제공하는 몇 개의 채널들을 갖는다.
필라(Pilla) 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 5,723,001호는 펄스 고주파 전자기 방사선으로 인체 조직을 치료하기 위한 장치를 공개한다. 이 장치는 1-100MHz의 주파수를 갖는 펄스 버스트들을 생성하고, 1회 버스트 당 100-100,000 펄스, 및 0.01-1000Hz의 펄스 반복율을 갖는다. 펄스 포락선(envelope)은 규칙적, 불규칙적, 또는 무작위일 수 있다.
바텔트(Bartelt) 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 5,117,826호는 복합적 신경 섬유 및 신체 조직 자극을 위한 장치 및 방법을 공개한다. 이 장치는 신경 섬유 자극을 위한 2상 펄스 쌍들과, (양극 펄스들보다 훨씬 많은 수의 음극 펄스들을 갖는 2상 펄스 열(train)들에 의해 제공되는)신체 조직 치료를 위한 순 D.C. 자극을 생성한다. 역시 바텔트 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,895,154호는 출력 펄스들을 생성하기 위한 다수의 신호 생성기를 포함하는 연성 조직 상처들의 회복 향상을 자극하기 위한 장치를 설명한다. 출력 펄스들의 강도, 극성, 및 비율은 장치의 전면 패널의 일련의 제어 손잡이 또는 스위치들에 의해 변화될 수 있다.
구(Gu) 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 5,018,525호는 동일한 폭을 갖는 버스트들로 구성된 펄스 열(train)을 생성하는 장치를 설명하고, 여기서 각각의 버스트는 특정 주파수의 다수의 펄스로 구성된다. 펄스들의 개수는 하나의 버스트로부터 다음 버스트까지 변하고; 각각의 버스트에서의 펄스의 주파수는 각각의 버스트의 펄스들의 개수의 변화에 상응하여 하나의 버스트로부터 다음 버스트까지 변한다. 펄스들은 230-280 KHz의 주파수를 갖고; 버스트들의 부하 사이클은 0.33% 내지 5.0%이다.
리스(Liss) 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 5,109,847호는 둘 이상의 저-주파수 변조를 갖는 반송 주파수를 포함하는 전류가-제한된 파형 및 특정 외형의 일정 전류를 생성하는 휴대용, 비침습적(non-invasive) 전자 장치에 대한 것이다. 반송 주파수는 1-100,000 KHz이고; 정사각형-파 또는 구형-파 변조 주파수들은 0.01-199 KHz 내지 0.1-100 KHz이다. 부하 사이클들은 변할 수 있지만, 상술한 주파수를 갖는 3개 파형들에 대해 전형적으로 50%, 50%, 및 75%이다.
볼칸(Borkan)의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,612,934호는 이식가능한, 피하 수신기 및 이식가능한 전극들을 포함하는 조직 자극기를 포함한다. 수신기는 원하는 반응을 달성하기 위해 상이한 전극을 자극하거나 또는 자극 매개변수들(극성 및 펄스 매개변수들)을 바꾸기 위해 이식 후에 비침습적으로 프로그래밍될 수 있고; 프로그래밍 데이터는 반송파에 변조된 신호의 형태로 송신될 수 있다. 프로그래밍된 자극은 측정된 생리학적 매개변수들과 전극 임피던스에 반응하여 수정될 수 있다.
혼데겜(Hondeghem)의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,255,790호는 출력 펄스들의 시간 주기들과 하위-구간(sub-interval)들이 기초 클럭(fundamental clock) 주파수 생성 회로에 추가하여 이 회로에 접속된 한 쌍의 병렬 세트의 주파수 분할 회로들로부터의 신호들에 의해 정해지는 프로그래밍가능한 펄스 생성 시스템을 설명한다. 시간 주기들, 하위-구간들, 및 출력 파형들은 변할 수 있다.
항-라이(Hsiang-Lai) 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 3,946,745호는 치료를 위한 양극 및 음극 전기 펄스들을 생성하기 위한 장치를 제공한다. 이 장치는 연속적인 펄스 쌍들로 구성된 신호를 생성하고, 여기서 각각의 펄스 쌍들은 반대 극성들이다. 각각의 펄스 쌍들 간의 간극, 지속시간, 진폭, 및 연속적인 펄스 쌍들 간의 구간은 독립적으로 변할 수 있다.
맥도날드의 명의로 허여된 미국 특허 제 3,589,370호는 적절한 변압기에 단방향 펄스들을 인가하여 양방향 펄스들의 버스트들을 생성하는 전기 근육 자극기를 보인다.
랜다우어(Landauer)의 명의로 허여된 미국 특허 제 3,294,092호는 근육 위축, 영양 실조로 인한 결함(defect)을 상쇄하고, 삼출액(exudate)을 제거하고, 유착부(adhesion)들의 형성을 최소화하기 위한 전류를 생성하는 장치를 공개한다. 출력 신호들의 진폭은 변할 수 있다.
크론버그(Kronberg)의 명의로 모두 허여된 미국 특허 제 5,217,009호; 제 5,413,596호; 제 6,011,994호; 제 6,321,119호; 제 6,535,767호와, 크론버그의 명의로 공개된 WIPO 공보 제 WO03015866호(이들 특허 및 공보는 본원에서 참고문헌으로 포함됨)는 생의학적 응용예들을 위한 신호 생성기들을 설명한다. 생성기들은 고정 및 가변 진폭, 고정, 가변, 및 소인(swept) 주파수들, 및 (몇몇 경우들에) 선택적인 D.C. 바이어스(biasing)를 갖는 펄스 신호들을 생성한다.
고통 경감을 위한 경피 전자신경(electroneural) 자극("TENS")에 사용하기 위해 설계된 장치(unit)들이 널리 사용가능하다. 예를 들어, 배스터(Bastyr) 등에게 허여된 미국 특허 제 5,487,759호는 전극 패드들을 제 위치에 유지시키는 상이한 타입들의 지지 장치들과 함께 사용될 수 있는 배터리-전원 장치를 공개한다. 키 커넥터(keyed connector)들은 어떤 타입의 지지 장치가 임피던스 매칭 및 반송 주파수 조정을 위해 사용되는지 판정하는데 사용되는 이진 코드(binary code)를 제공한다. 반송 주파수는 약 2.5-3.0 KHz이고; 치료 주파수는 전형적으로 2-100 Hz의 크기이다.
콜렌(Kolen)의 명의로 허여된 미국 특허 제 5,350,414호는 반송 펄스 주파수, 변조 펄스 주파수, 강도 및 주파수/진폭 변조가 마이크로프로세서에 의해 제어되는 장치를 제공한다. 이 장치는 반송 주파수가 보다 효과적인 에너지 전달을 제공하기 위해 장소에서의 전극-조직 부하에 맞춰지는 펄스 변조 구성(scheme)을 포함한다.
리스 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,784,142호는 전자적 치과 무통각 장치 및 방법을 공개한다. 이 장치는 비대칭 저 주파수(8-20 Hz) 진폭 변조와 함께 비교적 높은 주파수(12-20 KHz) 펄스들을 갖는 출력을 생성한다.
바텔트 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 5,063,929호는 2상 일정-전류 출력 펄스들을 생성하는 마이크로프로세서가-제어하는 장치를 설명한다. 자극 강도는 사용자에 의해 바뀔 수 있다.
차터즈(Charters) 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,938,223호는 증가하고 약해지는 진폭들을 갖는 자극들의 버스트들로 구성된 출력 신호를 갖는 장치를 제공하고, 여기서 각각의 자극의 진폭은 버스트의 진폭의 비율이 고정되어 있다. 신호는 환자들의 적응(adaptation) 반응을 방지하는 것을 돕도록 진폭-변조된다.
몰리나-니그로(Molina-Negro) 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,541,432호는 고통 경감을 위한 전자 신경 자극 장치를 공개한다. 이 장치는 제 1 기간 동안 사전에 선택된 반복율 및 폭을 갖는 양극(bipolar) 직사각형 신호를 생성한다. 그 다음에, 직사각형 신호는 제 2 기간 동안 유사-임의 비율로 생성되고, 신호 전달은 제 3, 유사-임의 기간 동안 억제된다. 이 프로토콜은 신경 세포들의 자극에 대한 적응을 실질적으로 제거한다고 말해진다.
버틀러(Butler) 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,431,000호는 실어증 및 다른 신경학적으로-기반한 언어능력 및 언어 손상을 치료하기 위한 경피적 신경 자극기를 보인다. 이 장치는 (뇌 알파 리듬과 같은) 전형적인 생리학적 파형을 흉내내는 사다리꼴, 단상(monophasic) 펄스들로 구성된 불규칙적인 펄스 열(train)을 생성하기 위해 유사-임의 펄스 생성기를 사용한다. 일련의 이러한 펄스들은 0의 D.C. 레벨을 갖고; 이 장치의 전류원은 피부 저항과 같은 변수들의 효과들을 감소시킨다.
마우러(Maurer)의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,340,063호는 신체 표면에 인가 또는 이식될 수 있는 자극 장치를 공개한다. 펄스 진폭은 쌍곡선 강도-지속시간 곡선에 의해 정의되는 곡선을 따라 펄스 폭이 저하되며 감소된다. 이는 펄스 폭과 임계값(threshold) 간의 비선형적 관계로 인한 신경 섬유들의 비례적으로 더 큰 회복에 기인한다고 말해진다.
코스기(Kosugi) 등의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,338,945호는 1/f 법칙에 따라 변동하는 펄스들을 생성하도록 작동하는 시스템을 공개한다. 즉, 변동 스펙트럼 밀도가 주파수에 역으로 변하고; 유쾌한 자극들은 이 법칙에 의해 지배되는 확률적 변동들을 종종 갖는다. 이 시스템은 자극 동안 환자의 편안함을 촉진한다고 일컬어지는 불규칙적인 펄스 열(train)을 생성한다.
신호 생성기들은 청각 보철물들에 종종 사용된다. 예를 들어, 맥더못(McDermott)의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,947,844호는 0 전류의 펄스-간 구간들이 각각의 이격된 펄스보다 긴 지속시간을 갖는 일련의 짧은 간격의 전류 펄스들을 생성하는 수신기/자극기를 설명한다. 자극 전류의 파형은 전극들을 통해 전달되는 전하의 합이 거의 0이 되도록 한 극성의 일련의 이러한 이격된 펄스들에 뒤이은 반대 극성의 동일한 개수의 이격된 펄스들을 포함한다.
앨로카(Allocca)의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,754,759호는 "계단-형상의" 펄스들의 열(train)을 생성하기 위한 신경 전도 가속기를 설명하고 그 피크 음극 진폭은 피크 양극 진폭의 2/3이다. 가속기 디자인은 신경 활성 전위들의 푸리에(Fourier) 분석에 기반하고; 출력 주파수는 1-1000 Hz 사이에서 변할 수 있다.
갤브레이스(Galbraith)의 명의로 허여된 미국 특허 제 4,592,359호는 다중-채널의 이식가능한 신경 자극기를 설명하고 여기서 각각의 데이터 채널은 단극(monopolar), 양극, 또는 아날로그 형태로 정보를 전달하는 구성이다. 이 장치는 전류 원들이 꺼질 때(전극 손상과 뼈 성장은 D.C. 전류 또는 전하를 통과시키지 않아 방지된다고 말해짐) 잔류 전하를 복구하도록 설계된 전하 균형 스위치들을 포함한다.
상술한 장치들에 의해 제공되는 큰 치료 가능성에도 불구하고, 전통적인 서구적 의료계는 전기요법 치료를 마지못해 받아들였고, 지금까지 드물게 사용된다. 이는 효과적이기 위해 신호들이 높은 국지적 강도들을 가질 필요가 있다는 옛날 믿음들로부터의 유산으로 여겨진다. 현재 사용가능한 대부분의 전기치료 장치들은 전극들 또는 전체 전자적 패키지들의 직접 이식, 또는 시간에-따라-변하는 자기장들을 생성하여 신체 조직들 내에 약한 와전류들을 유도하는 코일들을 사용하여 피부를 통해 유도 커플링하는 것 둘 중에 하나에 의존한다. 한 경우에 수술 및 생체적합성 재료들, 및 과다한 회로 복잡성 및 외부로부터의 입력 전원에 대한 필요성은, (TENS 장치들과는 별개로) 대다수의 이러한 장치의 가격을 비교적 높게 유지했고, 그 응용예를 고도로 숙련된 인원에게 제한했다.
회복 가속 및 고통 경감을 포함하는, 광범위한 응용예들에서 생체전기적 자극을 제공하는데 사용될 수 있는 다용도, 비용-효과적 시스템이 변함없이 요구된다. 당분야에서, 안전하고, 저-전압 배터리에 의해 구동될 수 있고, 전력-효과적이고, 감전 가능성을 감소시키는 생체전기 자극 시스템이 또한 요구된다.
본 발명의 장치 및 방법은 생의학적 응용예들에 사용하기 위한 전기 신호를 생성할 수 있다. 이 신호는 바람직하게는 하나 이상의 동일하고 반대인 값들(L1, L2)의 쌍을 포함하는 (조용한 구간들에 대한) 0과 (펄스들을 포함하는 구간들에 대한) 하나 이상의 0이 아닌 값들을 포함하는 로직(logic) 레벨들 간의 전환과 원하는 최종 신호 포락선을 보이는 제어 신호(Sc)로 구성될 수 있다. 이들은 원하면 단일 제어 라인에 조합될 수 있지만, 일반적으로 다수의 라인이 상이한 부분들의 신호를 전송하게 하는 것이 보다 실용적이다. 예를 들어, 하나의 라인이 Sc가 0이 아닐 때에만 로직 "1"을 전송할 수 있는 반면, 상기 0이-아닌 기간들 동안 Sc의 양극 또는 음극 극성을 각각 나타내는 로직 "1" 또는 "0"을 전송할 수 있다.
Sc의 0이-아닌 기간 동안, 펄스 발진기가 원하는 길이의 펄스들의 열을 생성할 수 있고 이들 사이에 원하는 길이의 간격을 가질 수 있다. Sc가 0일 때의 기간 동안, 발진기는 사용할 수 없게 될 수 있다. Sc가 0일 때 펄스가 생성되지 않기 때문에, 부하 사이클은 단순히 Sc가 0이 아닐 때의 시간 부분(percentage)이다.
그 다음에 펄스들이 Sc에 의해 특정되는 포락선에 맞도록 증폭, 감쇠 및/또는 극성이 전환될 수 있다. 그 다음에, 펄스들은 파형 정형(wave shaping) 또는 원하지 않는 주파수 성분들의 제거와 같은 추가 처리를 수행할 수 있고, 그 다음에 생체전기 자극을 제공하기 위해 살아 있는 조직과 접촉하도록 배치된 전도 장치의 형태의 출력으로 제공된다. 이러한 전도 장치들은 피부-접촉 전극들, 전도성 상처 붕대, 다른 목적을 위해 이미 이식되어 있는 전기-전도성 카테터들 또는 금속 뼈 고정 핀들, 또는 피부 또는 다른 조직들과 접촉하는 점성의 전도성 액체(bodies of conductive liquid)와 같은 전도성 장치들을 포함할 수 있지만, 이에 한정되지 않는다. 이러한 전도성 장치들은 개개의 경우들에 맞도록 광범위한 융통성을 제공할 수 있다.
적어도 하나의 실시예에 따른 장치가 경량이고, 컴팩트하고, 독립식이고, 제조 및 유지보수하기에 비용-효과적이고, 오랜 기간 동안 운반 또는 착용하기 편하고, 특수한 훈련의 필요없이 감독받지 않고 가정 용도에 안전하고, 상술한 바와 같은 신호를 생성할 수 있고 이를 신체에 효과적으로 전달할 수 있다. 저 전압 및 전류만 사용되기 때문에, 이러한 장치는 오작동의 경우에도 감전을 일으키지 않을 수 있다. 전력은 편리하게는 컴팩트하고 저렴한 배터리들에 의해 공급될 수 있고, 몇 주의 사용시 한 번의 교환만 요구할 수 있다.
본 장치는 회복 가속, 격통 또는 만성적 통증의 경감, 종기 및/또는 염증의 경감, 및 경두개적으로 인가될 때 근심, 우울증, 불면증 및 관련 이상들의 경감을 포함하지만 이에 반드시 한정되지는 않는 인간 및 동물 환자에 대해 생체 내에서 맞출 수 있는(customizable) 전기치료를 제공할 수 있다. 격리된 세포들 또는 조직 배양이 전기치료 파형에 의해 영향받을 수 있기 때문에, 장치는 생체 밖의 응용예들에도 사용될 수 있다.
출력 신호를 생성하는 기술은 또 하나의 유익한 특징이다. 종래의 장치들은 전형적으로 "반송파(carrier)" 또는 짧은 펄스들의 연속적으로 생성된 흐름을 사용하고 이 흐름은 그 다음에 제어 신호(Sc)에 의한 곱셈에 의해 "변조"된다. 달리 말해, 펄스 생성의 부하 사이클은 출력 부하 사이클이 훨씬 작을 수 있더라도 100%이다. 이는 전력의 낭비이고, 다양한 메커니즘들이 이 낭비를 보상하기 위해 사용되어왔다.
그러나, 본 실시예들의 적어도 일부에서, (종래의 장치들에서의 반송파에 대략적으로 상응하는) 짧은 펄스들이 필요할 때만, 즉, 출력과 일치하는 부하 사이클을 갖는 펄스들이 생성될 수 있기 때문에, 이러한 전력 낭비가 실질적으로 제거될 수 있다. 달리 말해, 적절히 설계되고 구성된 펄스 발진기는 제어 신호에 의해 사용가능하게 될 때, 펄스 신호를 생성할 수 있고, 제어 신호에 의해 사용가능하게 되지 않을 때, 펄스 발진기는 무시할 수 있게 적은 전력을 소모하도록 완전히 정지될 수 있다. "무시할 수 있게 작은"은 동일한 발진기가 사용가능하게 되고 작동할 때보다 적어도 두 배 그리고 전형적으로 3배 이상의 크기만큼 적은 전력을 의미한다.
신호를 생성하는 장치는 또 다른 유익한 특징이다. 적어도 몇몇 실시예들은 다양한 개수의 저렴하고 널리-사용가능한, CMOS 집적회로 구성요소들로 만들어진 비교적 간단한 회로를 사용하여 상술한 임의의 신호 또는 임의의 조합의 신호들을 간단히 생성하게 할 수 있다.
일정한 반송파 신호들에 관련한 낭비적인 전력 생성을 상당히 제거하는 것과 함께, 다른 유익한 특징은 시스템용 전원으로서, 알칼라인 또는 리튬 배터리들과 같은, 종래의, 쉽게 입수가능한 저-전압 배터리들의 사용을 포함할 수 있다. 몇몇 실시예들은 (임의의 적절한 어댑터를 추가하여) A.C.(교류) 전원들과 함께 사용될 수 있지만, 배터리 전원은 시스템의 사이즈 및 무게를 줄일 뿐만 아니라, 환자가 수행하는 치료에 사용하기 편하고 그 안전성을 증가시킬 수 있다. 다르게는, 또는 부가적으로, 몇몇 실시예들은 다른 D.C. 전원들을 사용할 수 있다. 예를 들어, 몇몇 실시예들은 울트라- 또는 수퍼-캐퍼시터 또는 연료 전지와 같은 재충전가능한 또는 재사용가능한 전원들을 사용할 수 있다.
전형적으로, 배터리들은 부정기적인 간격으로 교체될 수 있어, 환자의 수용상태(patient compliance)를 단순화시키고 작동 비용을 감소시킨다. 배터리 전원으로, 전기적 부상의 가능성이 크게 감소되는데, 왜냐하면 생성기가 사용중에 A.C. 라인 전류에 연결되지 않아, (표준 EN60950의 정의에 의해) 고 전압을 생성하지 않고 심실 세동을 유도하기 쉬운 주파수들을 생성하지 않기 때문이다. 치료 효과를 내는데 필요한 것과 같은, 저 전력 레벨들만이 신체에 인가될 수 있다. 따라서, 생성기는 오작동의 경우에도 전기 감전을 일으킬 수 없고; 결과적으로, 본 발명은 감독되지 않는 가정 용도에 적합하다.
또 다른 유익한 특징은 범용성이다. 본 장치는 선택가능한 시간 구간들, 출력 전압 또는 전류 레벨들, 및 전체 포락선을 갖는 출력 파형을 생성하도록, 또는 다양한 생리학적 필요들을 처리하기 위해 다수의 임의의 상기 사항들 중에 선택할 수 있도록 쉽게 구성될 수 있다. 상세하게는, 출력 파형이 다수의 비교적 긴 제 1 타이밍 구간(T1, T2) 등에 근거하여, 연속적으로 제 1 반복 사이클을 형성할 수 있다.
하나 이상의 제 1 구간들이 분할되는, 다수의 더 짧은 제 2 타이밍 구간(t1, t2)들 등이 연속적으로 제 2 반복 사이클로 형성될 수 있다. 이 제 2 반복 사이클은 하나 이상의 제 1 구간들의 길이에 걸쳐 계속될 수 있고, 하나 이상의 제 1 구간들 동안에만 생성될 수 있고, 상기 제 1 구간들 중 적어도 다른 하나는 분할되지 않는다. 제 2 타이밍 구간들과 제 2 반복 사이클은 일반적으로 상기 제 1 구간들 동안에 생성되지 않고 일반적으로 분할되지 않는다. 그 중 하나가 각각의 제 1 또는 제 2 타이밍 구간 중에 출력부에 제공되는 다수의 일정 전압 또는 전류 레벨(L1, L2)들 등이 생성될 수 있다.
다양한 실시예들의 다른 특징들 및 장점들은 하기에 제공되는 상세한 설명 및 첨부하는 도면들과 청구범위를 이해하는 당업자에게 명백할 것이다.
도면들에서, 동일한 도면부호들은 유사한 요소들 또는 행위들을 식별한다. 도면들에서의 요소들의 사이즈들 및 상대적 위치들은 반드시 축척에 맞게 그려지지는 않았다. 예를 들어, 다양한 요소들의 형상과 각도들은 축척에 맞게 그려지지 않았고, 이러한 요소들 중 일부는 도면을 읽기 쉽도록 임의로 확대 및 배치되어 있다. 또한, 도시된 바와 같은 요소들의 특정한 형상들은 특정 요소들의 실제 형상에 관한 어떠한 정보도 전하고자 하는 것이 아니고, 오직 도면들에서 쉽게 인식되도록 선택되었다.
도 1a 내지 도 1c는 골절 회복을 자극하는데 사용되는 전형적 파형도들.
도 2a 내지 도 2c는 경두개적으로 인가될 때 근심, 우울증, 불면증 및 관련 이상들을 치료하는데 사용되는 전형적인 파형들의 파형도들.
도 3a는 도 1의 신호 및 다른 신호들을 생성하도록 구성된, 예시된 일 실시예에 따른 전자 장치의 개략도.
도 3b는 예시된 일 실시예에 따라 도 3a에 도시된 전자 장치에 의해 생성된 전자 장치에 의해 생성된 파형들의 파형도.
도 4a는 도 2의 신호 및 다른 신호들을 생성하도록 구성된, 예시된 다른 실시예에 따른 전자 장치의 개략도.
도 4b는 예시된 일 실시예에 따라 도 4a에 도시된 전자 회로에 의해 생성된 파형들의 파형도.
도 5a는 도 1 및 도 2에 도시된 것과 같이 교번하는 신호를 생성하도록 구성된, 예시된 다른 실시예에 따른 전자 장치의 개략도.
도 5b는 예시된 일 실시예에 따라 도 1 및 도 2에 도시된 것과 같이 교번하는 파형들의 파형도.
도 6은 도 5b와 유사하지만, 예시된 일 실시예에 따라 펄스 개수 수정을 통해 고의로 균형이 깨진 파형들의 파형도.
도 7은 도 5와 유사하지만, 예시된 일 실시예에 따라 하나의 출력 극성의 억제를 통해 고의로 균형이 깨진 파형들의 파형도.
도 8은 예시된 일 실시예에 따라 복합 생체전기 자극 신호들을 제공하기 위한 과정의 논리적 흐름도.
하기의 설명에서, 도면부호들은 도면들에서 구조 부재들, 부분들, 표면들 또는 영역들을 식별하는데 사용되고, 이러한 부재들, 부분들, 표면들 또는 영역들은 기록된 전체 명세서에 의해 추가로 기술 또는 설명될 수 있다. 일관성을 위해, 동일한 숫자가 상이한 도면들에서 사용될 때마다, 이는 첫번째 사용될 때와 동일한 부재, 부분, 표면 또는 영역을 지시한다. 달리 지시되지 않는 한, 도면들은 명세서와 함께 읽히도록 되어 있고 기록된 전체 본 발명의 설명의 일부분으로 간주된다. 본원에서 사용될 때, 용어 "수평", "수직", "좌측", "우측", "위", "아래", 및 그 형용사적 및 부사적 파생어들은, 특정 도면 도형이 독자와 마주하는 것과 같은 예시된 구조의 상대적 배향(orientation)을 의미한다.
몇몇 실시예들은 다양한 응용예들에서 생체전기 자극을 제공하는데 사용하기 위한 장치에 대한 것이다. 이 장치는 보다 낮은 선택된 주파수에서 순환하고 시간에 걸쳐 선택된 패턴을 부과하는 펄스 버스트들에서 및 선택된 주파수에서 반복되는 거의 직사각형 또는 준-직사각형 펄스들을 갖는 파형을 생성한다. 파형의 특성값들은 하기에 더 설명되는 바와 같이, 치료될 목표 조직들 또는 상이한 응용예들에 맞게 바뀔 수 있다.
본 발명의 원리를 따르는 신호 생성 장치의 제 1 예가 본원에 참고문헌으로서 포함되고 도 3a에 간략히 도시된, 크론버그의 명의로 허여된 미국 특허 제 6,535,767호에 설명되어 있다. 그 작동시 생성되는 대표적인 파형들이 도 3b에 예시되어 있다. 이 장치는 제어 라인(104)에서 제어 신호(102)를 생성하는, 제어 발진기(100)를 포함한다.
제어 발진기(100)와 같은 비대칭, 반복 파형들을 생성하는데 특히 적합한 타이밍 블록은 상보성 금속-산화막-반도체(CMOS) 로직에 기반한다. CMOS 로직 게이트(logic gate)가 아날로그 또는 디지털 소자 중 어느 하나 또는 한번에 양쪽으로 기능할 수 있음은 잘-알려지지 않은 사실이다. 이는 많은 신호 생성 처리 작업들이 입력값들로서 아날로그 또는 혼합된 신호들과 함께 CMOS 로직 게이트들을 사용하여 놀랄만큼 효과적이고 수월한 방식으로 수행될 수 있게 한다.
이 원리에 기반한, 자체-기동식(self-starting), 비대칭 CMOS 발진기(100; 기술적으로, 무정위 진동 확대기)는, 2개의 반전(inverting) 로직 게이트들과 소량의 수동 구성요소(component)를 포함한다. 발진기의 주파수는 컨덴서와 3개의 저항들에 의해 정해지는 시정수에 의존한다. 출력 파형의 극성은 다이오드(130)의 극성이 역전되면 역전될 수 있다. 수동 구성요소들에 대한 적절한 값들은 전형적으로 약 100 피코패럿(picofarad) 내지 약 1 마이크로패럿의 범위인 실제 컨덴서 값을 먼저 지정한 다음에, 원하는 시정수 즉 발진기의 작동 주파수를 정하기 위해 저항들의 값들을 선택하여 찾을 수 있다.
다양한 실시예들에 관한 디지털 로직 설명은 상세하게는 CMOS를 의미하지만, 다른 반도체 기술도 사용될 수 있다. 다른 반도체 기술들의 예들에는 MOS, NMOS, PMOS, TTL, 실리콘 이산화물 게이트 유전체를 대체하기 위해 고-k 유전체를 도입하는 신생 트랜지스터 기술, 저항들과 같은 수동 소자들 및 다른 유사한 소자들을 갖거나 또는 갖지 않는 FET와 같은 다양한 다른 조합의 능동 소자들이 포함되지만 이에 한정되지 않는다. 당업자는 CMOS 기술을 사용하는 것이 CMOS 소자들의 실질적으로 0인 정전기 소산(static dissipation)때문에 유익할 수 있음을 이해할 것이다. 즉, CMOS 소자들은 스위칭할 때만 상당한 전력을 소산한다. 정전기 전력 소산을 감소시키는 반도체 기술은 일반적으로 다양한 실시예들에 관한 설계시 유익할 수 있다. 이 품질은 제어 신호들이 펄스 생성기들을 게이트 오프(gated off)할 때 또는 다른 전력 스위칭 모드들에서 전체 시스템 전력 예산에 추가로 이익을 볼 수 있다. 시스템 전력 예산이 감소되어, 간단한 배터리 전원이 사용될 수 있어 종종 A.C. 전원에 관련한 모든 감전 위험을 감소시킬 수 있다. 신호 생성 시스템을 구동하도록 제공되는 전원공급장치(88)는 알칼라인 배터리, 니켈 카드뮴, 리튬, 리튬 이온, 금속-산, 금속-염, 전해질과 같은, 전기화학적 셀들의 배터리, 또는 임의의 다른 유사한 배터리 기술일 수 있다. 전원공급장치(88)로서 배터리를 사용하면 절전 특징들을 활용할 수 있다. 다르게는, 전원공급장치는 휴대 작업을 위한 자동차 라이터(lighter)/액세서리 전원 어댑터 또는 "월 워트(wall wart)" 변압기와 같은 A.C. 대 D.C. 전원 어댑터 또는 임의의 D.C. 소스일 수 있다. 의료 응용예에 사용하기 위해, 이러한 소스 또는 어댑터는 환자 안전을 보장하기 위해 적용가능한 표준들에 따라 충분한 절연(electric isolation)을 제공해야 한다. 전원공급장치(88)는 외부 A.C. 또는 D.C. 전원에 연결되지 않으면 전원공급장치(88)에서 남은 충전 또는 작동시간을 시험하고 표시하기 위한 메커니즘 및/또는 충전 회로(예를 들어, 배터리 충전 회로)를 포함할 수도 있다. 전원공급장치(88)가 도 3a에서 회로 스테이지(112; stage)에만 연결된 것으로 예시되어 있지만, 도면부호 100, 106과 같은 다른 모든 회로 블록들도 전원공급장치(88)에 의해 전원이 공급될 수도 있음을 이해해야 한다.
도 3b의 신호(102)는 제어 라인(104)을 따라 전파되고 규칙적으로 교번하는 연속적인 로직 "1"과 로직 "0" 구간을 포함하고, 여기서 로직 "1"과 "0"은 각각 양극과 음극 공급 전압들과 대략적으로 같다. 그 다음에 로직 "1"은 제 2 발진기(106)를 사용가능하게 한다. 제 2 발진기(106)는 제어 발진기(100)와 같은 회로일 수 있다. 제 2 발진기(106)는 펄스 발진기로 불릴 수 있고, 이는 결국 신호(102)의 로직 "1" 기간들 동안의 펄스 버스트들과 신호(102)의 로직 "0" 기간들 동안의 조용한 기간을 포함하는 도 3a의 라인(110a, 110b)들 사이에 차동 출력 파형(108)을 생성한다. 펄스 발진기(106)는 단지, 제어 발진기(100)로 구성될 수 있지만, 더 높은 주파수 작동에 대해 더 짧은 시정수를 갖는다. 펄스 발진기(106)의 입력부의 논리 NAND 게이트는 라인(104)의 게이트 제어 신호가, 발진을 지속하도록 발진기 자체 내에서 피드백되는 결과 신호와 조합될 수 있게 한다(논리적으로 AND된 다음에 반전됨). 다르게는, 발진기(106)는 이 NAND 게이트를 등가의 특징의 NOR 게이트로 대체하여 로직 "0"에 의해 사용가능하게 되고 로직 "1"에 의해 사용불가능하게 되도록 상이하게 구성될 수 있다.
도 3b에 예시되고 도 3a의 라인(110a, 110b)들을 따라 전파되는 신호 또는 파형(108)이 논리 게이트, 드라이버 또는 다른 증폭기, 저항, 콘덴서 및 다이오드들을 포함하는, 도면부호 112로 집합적으로 지시된 구성요소들에 의해 추가로 처리될 수 있다. 구성요소(112)들 또는 상태(112; state)에 의해 처리된 후, 신호(108)는 생물학적 재료(101)의 생체전기 자극을 위해 도 3a의 출력 전도성 장치들 또는 전도성 수단(116a, 116b) 사이에서 도 3b의 차동 출력 신호(114)가 될 수 있다.
이러한 전도성 장치들/수단(116)은 피부-접촉 전극들, 전도성 상처 붕대, 다른 목적을 위해 이미 이식되어 있는 전기-전도성 카테터들 또는 금속 뼈 고정 핀들과 같은 전도성 장치들, 생체전기 자극을 위해 특수하게 이식 또는 삽입된 와이어 또는 전기-침술 바늘들과 같은 다른 전도성 장치들, 또는 피부 또는 다른 조직들과 접촉하는 점성의 전도성 액체를 포함할 수 있지만, 이에 한정되지 않는다. 이러한 전도성 장치들은 개개의 경우들에 맞도록 광범위한 융통성을 제공할 수 있다.
생물학적 재료(101)는 인체, 동물(인간이-아닌) 몸체, 완전한 장기, 배양 중 세포들, 배양 중 조직을 포함할 수 있지만, 이에 한정되지 않는다.
예시적이고 양호한 실시예에서, 펄스 발진기(106)는 바람직하게는 각각의 극성에서 1㎲ 내지 10ms의, 보다 바람직하게는 각각의 극성에서 10 내지 1000 ㎲의 펄스들을 생성하고; 더 바람직하게는 같지 않은 길이들을 갖는 두 극성들의 펄스들이 10 내지 1000㎲ 범위이고; 가장 바람직하게는 하나의 극성의 펄스들이 10 내지 100㎲ 지속되고 다른 극성의 펄스들은 100 내지 1000㎲ 지속된다. 그러나, 다른 펄스 길이들 및 극성들의 조합들도 본원의 범위 내에 있다.
펄스들은 조용한 구간들에 의해 분리된 버스트들로 나타나고, 버스트들과 조용한 구간들은 각각 100㎲ 내지 10s 지속되고; 보다 바람직하게는 1ms 내지 1s 지속되고; 더 바람직하게는 상기 버스트들은 조용한 기간과는 상이한 길이를 갖고, 각각의 길이는 각각 1ms 내지 1s이고; 가장 바람직하게는 버스트 길이는 1 내지 20ms이고 조용한 기간은 5 내지 200ms이다. 다른 버스트 길이들 및 조용한 길이들과 이들의 조합들도 본원의 범위 내에 있다.
두 펄스 극성들에 대해 30 내지 200㎲의 값들, 버스트 길이에 대해 5ms, 조용한 기간에 대해 60ms가 할당되면, 도 3b에 예시된 파형(108)이 도 1b의 파형과 동일하게 되고, 출력 파형(114)은 도 1c의 파형(38)과 동일하게 된다. 이러한 신호들을 생성하는데 적합한 실시예가 본원에 참고문헌으로 포함되는, 미국 특허 제 6,011,994호에 설명되어 있다. 도 3b의 파형(114)은 골절 치료 응용예들에 유용하다.
파형(108)으로 예시된 펄스들의 짧은 버스트들은 펄스 발진기(106)가 파형(102)으로 예시된 제어 신호(104)에 의해 사용가능하게 될 때만 생성된다. 더 작은 펄스들을 항상 생성하는 것에 비해, 상당한 량의 전력 낭비를 감소시킬 수 있다. 이러한 시스템 전력 소모 감소는 안전하고 간단한 배터리 전원을 사용하게 할 수 있다. 배터리 전원을 사용하면 A.C. 전원들을 사용할 수 있는 종래의 장치들에 비해 감전 위험을 감소시킬 수도 있다.
제 2 실시예의 신호-생성 장치가 도 4a에 예시되어 있다. 도 4a의 장치에 의해 제공되는 대표적 파형들이 도 4b에 예시되어 있다. 이 장치는 제어 발진기(120)를 포함한다. 제어 발진기(120)는 두 제어 라인(124a, 124b)들에 출력한다.
제어 라인(124a)은 도 4b의 파형(122a)으로 예시된 바와 같은 신호를 전달한다. 이 신호는 펄스 발진기(132)를 작동시키는데 사용될 수 있어 라인(136)에서 일련의 펄스 버스트들을 생성하는 일련의 펄스를 포함한다. 라인(136)에서의 펄스 버스트들은 도 4b의 파형(134)에 의해 도시된 것들과 유사하다. 제어 라인(124a)에 로직 "0" 신호가 있을 때, 펄스 발진기(132)가 사용불가능하게 되고 출력을 생성하지 않는다. 그러나 제어 라인(124a)에 로직 "1" 신호가 있을 때, 펄스 발진기(132)가 펄스들을 생성하도록 작동된다.
제어 라인(124b)은 제어 라인(124a)보다 낮은 주파수 신호를 갖는다. 제어 라인(124b)의 신호는 도 4b의 파형(122b)으로 예시된 것과 유사하다. 제어 신호 또는 파형(122b)은 제어 신호(122a)에서 사용가능(enabling) 펄스들의 그룹들에 관련한 로직 "1" 및 로직 "0"의 교번하는 값들을 포함한다. 즉, 제어 신호(122b)는 제어 신호(122a)의 하나의 그룹의 펄스들에 대해 로직 "1"이지만, 제어 신호(122b)는 제어 신호(122a)의 다음 그룹의 펄스들에 대해 로직 "0"이고, 그 다음에 제어 신호(122b)는 다음 그룹의 펄스들에 대해 로직 "1"이고, 이렇게 계속된다. 제어 신호(122b)는 회로 스테이지(140)에 의해 집합적으로 지시된 구성요소들에 작용한다.
회로 스테이지(140)는 출력 커넥터들 또는 치료 전극(144a, 144b)들 사이에 차동 출력 신호를 제공한다. 이 출력 신호는 생체전기 자극에 사용될 수 있다. 회로 스테이지(140)는 파형(142)으로 예시된 것과 유사한 출력 신호를 제공한다. 제어 신호(122b)는 회로 스테이지(140)가 파형(134)으로부터 하나 걸러서의(every other) 그룹의 펄스들을 반전시키게 한다.
또 다른 예시적 양호한 실시예에서, 펄스 발진기(132)는 각각의 극성에서 바람직하게는 1㎲ 내지 10ms의 펄스들; 보다 바람직하게는 각각의 극성에서 5 내지 1000㎲의 펄스들을 생성하고; 더 바람직하게는 동일한 길이들을 갖는 두 극성들의 펄스들이 5 내지 1000㎲ 범위이고; 가장 바람직하게는 각각의 극성의 펄스들이 10 내지 100㎲ 지속된다. 그러나, 다른 펄스 길이들 및 극성들의 조합들도 본 실시예들의 범위 내에 있다.
펄스들은 짧은 조용한 구간들에 의해 분리된 짧은 버스트들로 나타난다. 제 2 양호한 실시예에서, 짧은 버스트들과 짧은 조용한 구간들 각각은 바람직하게는 10㎲ 내지 100ms 지속되고; 보다 바람직하게는 100㎲ 내지 10ms 지속되고; 더 바람직하게는 상기 짧은 버스트들과 짧은 조용한 구간들이 100㎲ 내지 10ms 범위 내의 동일한 길이들을 갖고; 가장 바람직하게는 짧은 버스트들과 짧은 조용한 구간들 각각은 500㎲ 내지 2ms 지속된다. 다른 버스트 길이들과 조용한 길이들 및 이들의 조합들도 본 실시예들의 범위 내에 있다.
짧은 버스트들 및 짧은 조용한 기간들은 결국 버스트 그룹들로 교번하고, 이들은 더 긴 짧은 기간들에 의해 이격되어 있다. 또 다른 예시적 양호한 실시예에서, 버스트 그룹들과 더 긴 조용한 구간들 각각은 바람직하게는 1ms 내지 1s 지속되고; 보다 바람직하게는 5 내지 200ms 지속되고; 더 바람직하게는 상기 버스트 그룹들은 더 긴 조용한 기간들과는 상이한 길이를 갖고, 각각의 길이는 5 내지 200ms이고; 가장 바람직하게는 버스트 그룹 길이는 30 내지 200ms이고 더 긴 조용한 기간 길이는 5 내지 30ms이다. 버스트 그룹들은 전체 신호가 순 전하 또는 D.C. 성분을 전달하지 않도록 극성이 교번한다.
각각의 극성의 펄스들에 대해 약 30㎲의 길이가 할당되고, 짧은 펄스 버스트들과 짧은 조용한 기간들 각각에 대해 약 1ms, 더 긴 펄스 버스트에 대해 약 50ms 및 더 긴 조용한 기간에 대해 약 17ms가 할당되면, 도 4b의 파형(134)은 도 2b의 파형(54)과 동일하게 되고; 도 4b의 파형(122a)은 도 2b의 파형(54)과 동일하게 되고; 도 4b의 출력 파형(142)은 도 2c의 파형(56)과 동일하게 된다. 도 4b의 신호(142)의 개개의 펄스들은 도시되지 않았고; 펄스 버스트들과 펄스 버스트 그룹들만 볼 수 있다.
도 4b의 출력 파형(142)은 배경기술에서 설명한 종래의 장치들에 의해 제공될 수 있지만, 이 파형(142)은 반송파 신호를 연속적으로 생성할 것을 요구하지 않는 본원에서 설명하는 다양한 실시예들에 의해 보다 효율적 방식으로 생성될 수 있다. 파형(108)에 예시된 짧은 버스트들의 펄스들은 펄스 발진기(106)가 파형(102)으로 예시된 제어 신호(104)에 의해 사용가능하게 될 때만 생성되고, 상당한 낭비 전력을 감소시킬 수 있다. 이 시스템 전력 소모 감소는 안전하고 간단한 배터리 전원을 사용할 수 있게 한다. 배터리 전원을 사용하면 A.C. 전원을 사용할 수 있는 종래기술 장치들에 비해 감전 위험을 감소시킬 수도 있다. 도 4b의 출력 파형(142)은 고통 경감 응용예들에 유용할 수 있고 머리에 인가될 때, 우울증, 근심과, 불면증 경감에 유용할 수 있다.
신호-생성 장치의 또 다른 실시예가 도 5a에 예시되어 있다. 도 5a에서와 같은 장치에 의해 생성되는 대표적 파형들이 도 5b에 예시되어 있다. 이 장치는 제어 발진기(160)를 포함한다. 제어 발진기(160)는 라인(164a, 164b)들 각각에서 이중 제어 신호들을 생성한다. 라인(164a)에서의 제어 신호는 도 5b에서 파형(162a)으로 예시된 것과 유사할 수 있다. 라인(164b)에서의 제어 신호는 도 5b에서 파형(162b)으로 예시된 것과 유사할 수 있다.
라인(164a)의 로직 "1"은 출력에서 양극-극성 펄스들의 존재를 나타내고 라인(164b)의 로직 "0"은 출력에서 음극-극성 펄스들의 존재를 나타낸다. 이 체계는 모두 4가지 상이한 조건을 허용한다: 두 라인 모두에서의 로직 "0"은 0 전압에서 조용한 출력을 내고; 라인(164a)만의 로직 "1"은 0과 양극 출력 간에 교번하게 하고; 라인(164b)만의 로직 "1"은 0과 음극 출력 간에 교번하게 하고; 동시에 두 제어 라인 모두에서 로직 "1"은 양극과 음극 출력 레벨들 간에 교번하게 한다.
이러한 모든 교번은 펄스 발진기(170)의 주파수로 일어난다. 펄스 발진기(170)는 라인(164a 또는 164b) 중 어느 하나(또는 모두)가 로직 "1"을 전달할 때 로직 게이트(172)를 통해 사용가능하게 되지만 모두 "0"을 전달할 때 사용불가능하게 된다. 발진기(170)는 라인(176)에서 출력 신호를 생성한다. 라인(176)에서 출력 신호는 도 5b의 파형(174)으로 예시된 것과 유사할 수 있다. 그 다음에 도면부호 180으로 집합적으로 지시한 구성요소들이 상술한 방식으로 출력 신호를 처리하여, 출력 커넥터들 또는 치료 전극(184a, 184b)들 사이에 차동 신호를 낸다. 이 출력 신호는 도 5b의 파형(182)으로 예시된 것과 유사할 수 있다. 이 출력 신호는 생체전기 자극에 사용될 수 있다. 상세하게는, 출력 신호는 사람의 고통을 경감시키는 것 및 다른 유사한 응용예들에 사용될 수 있다.
잠재적으로 사용될 수 있는 회로 장치들과 본원에서 설명하는 원리들에 따른 다양한 실시예들을 실시하기 위한 부가적인 모드들이 미국 특허 제 5,217,009호; 제 5,413,596호; 제 6,011,994호; 제 6,321,119호; 제 6,535,767호; 제 7,117,034호, 및 (미국 특허 제 6,535,767호에 상응하는) 2005년 3월 18일 출원된 재발행된 미국출원 제 11/084,870호에서 찾을 수 있다.
상술한 전형적 타입의 파형은 본질적으로 하나의 제 1 사이클의 길이에 걸쳐, 출력에서의 양극과 음극 전압들 또는 전류들의 시간 평균값이 0이면 전하-평형된다--출력은 0의 순 D.C. 크기(content)로 나타남--. 이는 임의의 몇가지 방식으로 달성될 수 있다. 예를 들어, 출력은 D.C.를 차단하는 출력 네트워크를 통해 지나갈 수 있다. 미국 특허 제 6,535,767호에 설명되고 도 3a에 간략한 형태로 도시된 장치에서, 블록(112)의 출력 네트워크의 일부를 형성하는 콘덴서들이 나타나는 모든 D.C. 성분을 필터링한다. 다르게는, 양극과 음극 신호 구간들은 거의 동일한 양의 시간이 각각의 상태(state)에서 소모되어, D.C. 크기를 최소화하도록 조화된다. 이 접근방법은 도 4 및 도 5에 도시된 장치들에 취해진다.
다른 응용예들에서, 예를 들어 세포 전기주성(galvanotaxis)을 통한 상처 회복 가속시 또는 이온삼투압요법(iontophoresis)에서, 주요, A.C. 파형에 중첩되는 제어된 D.C. 크기를 유도하는 것이 바람직하다. 이는 하나의 극성이 우세하도록, 양극과 음극 구간들에서 소모되는 시간이 불균형하게 하면서, 원하는 D.C. 신호 크기를 차단하는 직렬 콘덴서들과 같은 하류측 구성요소들을 제거하여 간단히 이루어질 수 있다.
우세한 극성을 갖는 불균형한 파형의 일례가 도 6에 예시되어 있다. 이 파형은 예를 들어, 신호 162a)를 생성하는 NOR 게이트에의 상이한 입력들에 의해 생성될 수 있다. 이 파형은 단순히 도 5에서 전술한 예시한 파형이지만, 여기서 비대칭이 되었음을 주목해야 한다. 즉, 도 6의 출력 파형(182)은 양극 극성의 펄스들(190)을 갖는 것보다 음극 극성(191)의 펄스들을 더 갖는다. 비교가 쉽도록, 도 5의 식별 문자들이 바뀌지 않고 유지되었다.
도 6의 파형들의 정밀 검사는 제어 신호(162a, 162b)들이 도 5b의 파형(174)으로 예시된 것과 유사한 신호로 고밀도 펄스(174)들을 생성하도록 펄스 발진기에 작동함을 보인다. 도 6의 출력 파형(182)은 신호가 양극보다 음극이므로 고의적인 전하 불균형을 보인다. 즉, 도 6의 출력 파형(182)은 양극 극성의 펄스(190)들을 갖는 것보다 많은 음극 극성의 펄스(191)들을 갖는다. 펄스 버스트(190)들은 파형(162a)의 0이-아닌 기간 동안에 양극이고 펄스 버스트(191)들은 파형(162b)의 약간 더 긴 0이-아닌 기간 동안에 음극이다.
도 6에서, 제어 신호 파형(162a)은 지속기간에 2개의 클럭 사이클(clock cycle)만인 펄스들을 갖고, 도 5b의 제어 신호 파형(162a)은 지속기간에서 4개의 클럭 사이클인 펄스들을 갖는다. 여기서, 클럭 사이클은 도 5b 및도 6 모두에서 Q0 내지 Q7로 지시된 기간들로 정의된다. 도 5b와 도 6 간의 제어 신호(162a)의 이 차이는 도 6의 출력 신호(182)에서 양극 극성 펄스(190)들에서 더 반영되어 있다.
도 5b의 파형(182)이 정상 상태에서 전하-균형되어 있지만, 도 6의 파형(182)은 더 적은 양극 극성 펄스(190)들을 갖는다. 이러한 펄스 감소는 도 6의 신호(162a)의 0이-아닌 펄스 폭의 감소에 직접적으로 관계있다. 도 6의 신호(162a)의 클럭 Q6 내지 Q7로부터 상승하는 에지(edge)는 동일한 클럭 천이부에서의 파형(182) 내에서 양극 극성 펄스(190)들을 생성할 수 있게 한다. 도 6의 신호(162a)의 클럭(Q0 내지 Q1)으로부터 떨어지는 에지는 동일한 클럭 천이부에서 파형(182) 내의 양극 극성 펄스(190)들의 생성을 불가능하게 한다.
제어 신호(162a)의 0이-아닌 부분이 펄스 버스트(190)의 생성을 제어하므로, 이들의 시간 축에서의 발생(occurrence in time)은 실질적으로 동시에 일어난다. 동일한 제어 관계가 도 6의 파형(182)에서 제어 신호(162b)와 음극 극성 펄스(191)들 간에서 묘사될 수 있다. 또한, 도 6의 파형(174)에 도시된 펄스 생성기 출력은 도 6에 제공된 0이-아닌 펄스를 갖는 제어 신호(162a, 162b) 중 어느 하나에 의해 사용가능하게 된다.
다르게는, 파형은 극성들은 0 근처에서 비대칭으로 만들어 고의적으로 불균형하게 될 수 있다. 예를 들어, 파형은 도 7에 예시된 것과 같이 하나의 극성의 모든 펄스들을 실질적으로 억제하여 불균형하게 만들어질 수 있다. 여기서 양극 펄스(192)들이 다시 도 5b에 예시된 것과 같지만 음극 펄스(193)는 부분적으로 또는 전체적으로 억제될 수도 있다(예시않음).
이 결과는 예를 들어, 출력(184a, 184b) 사이에 스콧키(Schottky) 또는 다른 타입의 다이오드를 배치하여 달성될 수 있다. 음극 펄스(193)들이 억제되는 것으로 예시되어 있지만, 양극 극성 펄스(192)들이 또 다른 실시예에서 억제될 수 있다.
다시 쉬운 비교를 위해, 도 5의 식별 문자들이 도 5에서 실질적으로 바뀌지 않고 유지되었다. 도 7의 파형들을 면밀히 검토하면 제어 신호(162a, 162b)들이 도 7의 파형(174)으로 예시된 것과 유사한 신호로 고밀도 펄스(174)들을 생성하도록 펄스 발진기에 작동함이 드러난다. 그러나, 도 7의 출력 파형(182)은 고의적인 전하 불균형을 보인다. 즉, 음극 극성 펄스(193)는 크기가 감소될 수 있지만 양극 극성 펄스(192)들은 실질적으로 바뀌지 않고 유지된다. 펄스 버스트(192)들은 파형(162a)의 0이-아닌 기간들 동안에 양극이고 펄스 버스트들은 파형(162b)의 0이-아닌 기간들 동안에 (감소된 크기의) 음극(193)이다.
도 7에서, 제어 신호 파형(162a, 162b)들은 도 5b에 예시된 제어 신호(162a, 162b)들과 실질적으로 동일하다. 도 7의 결과 출력 신호(182)와 도 5b의 출력 신호(182) 간의 차이는 도 7에 예시된 음극 극성 펄스(193)들의 진폭 감소이다. 도 5b에서와 같이, 도 7에서 신호(162b)의 클럭 Q7 내지 Q0의 상승하는 에지는 동일한 클럭 천이부에서 파형(182) 내에서 음극 극성 펄스(193)들의 생성을 가능하게 한다.
도 5b에서와 같이, 도 7의 신호(162b)의 클럭 Q3 내지 Q4로부터 떨어지는 에지는 동일한 클럭 천이부의 파형(182) 내에서 음극 극성 펄스(193)들의 생성을 불가능하게 한다. 제어 신호(162b)의 0이-아닌 부분이 펄스 버스트(193)의 생성을 제어하므로, 이들의 시간 축에서의 발생은 실질적으로 동시이다. 동일한 제어 관계가 도 7의 파형(182)의 양극 극성 펄스(192)들과 제어 신호(162a) 간에 묘사될 수 있다. 다시, 도 5b에 예시된 파형들과 도 7의 파형들 간의 큰 차이는 도 7의 음극 극성 펄스(193)들의 진폭 감소이다. 이 감소는 특정 생의학적 치료 기술들에 사용하기 위해 출력에 불균형 저하를 고의적으로 생성하는데 사용될 수 있다.
상술한 실시예들은 본 발명의 범위를 제한하는 것으로 해석되지 않아야 하는데, 왜냐하면 유사한 수단에 의해 달성가능하고 유사한 회로를 사용하지만 반드시 모두 유사한 포락선들을 갖지는 않는 최대 범위의 가능한 출력 신호들을 제공할 수 있기 때문이다. 예를 들어, 적절하게 설계된 제어 신호(Sc)에 의해 잠재적으로 제어될 수 있는 출력 신호의 특징들은 펄스 생성과 극성만을 포함하는 것이 아니라, 강도, 펄스 타이밍, 전하 균형도 포함하고, 이들의 몇몇 조합의 적절한 조작을 통해, 진동 주파수들을 생성하기 위해 사인파들 또는 이들의 조합과 같은 특정한, 정의가능한 수학 함수의 모방을 포함한다. 다른 수학 함수들에는 정수값; 사인 함수; 진동 주파수를 생성하는 사인 함수들의 합; 정사각형 또는 직사각형 파를 형성하는 시간에 따라 단속적인 정수값; 둘 이상의 함수들 또는 방금 언급한 함수 타입들의 합, 곱 또는 비(ratio)와 같은 산술 조합; 또는 난수가 포함되지만, 이에 한정되지 않는다.
상술한 제어 신호(Sc)들은 모두 시간에 따라 반복되는 주기를 가졌지만, 무작위로 생성된 일련의 제어 펄스들과 같은 비주기적 신호들도 사용될 수 있다. 적절한 무작위 연속 생성(random series generation) 기술은 회로 설계 및 파형 분석 당업자에 의해 적용될 수 있다.
많은 부가적인 파형들 및 이들을 생성하는 수단이 회로 설계 또는 파형 분석 당업자에게 이제 명백할 것이다.
예를 들어, 제어 신호는 상기 펄스 발진기를 켜고 끄는 것을 포함하는 두 가지 가능한 상태들을 갖는다. 발진기를 켜거나 또는 끄는 것은 시간에 따라 패턴을 가질 수 있다. 이 패턴은 규칙적으로 교번하는 연속적인 "온" 및 "오프" 펄스들일 수 있다. 펄스 발진기를 사용가능하게 하는 "온" 펄스들은 시간에 따라 규칙적으로 순환한다. 예를 들어, 펄스 발진기를 사용가능하게 하는 "온" 펄스들은 시간에 따라 규칙적으로 반복하는 패턴으로 순환한다. 패턴은 "온" 펄스들의 그룹들을 포함할 수 있다. "온" 펄스들의 그룹들은 상기 "온" 펄스들이 없는 조용한 기간들에 의해 이격될 수 있다. 몇몇 실시예들에서, 시간에 따른 패턴은 무작위일 수 있다.
또한 예를 들어, 펄스 발진기는 각각의 극성에서 1㎲ 내지 10ms의 펄스들을 포함하는 펄스 신호를 생성할 수 있다. 펄스 발진기는 각각의 극성에서 10 내지 1000㎲의 펄스들을 포함하는 펄스 신호를 생성할 수 있다. 펄스 발진기는 10 내지 1000㎲ 범위 내의 같지 않은 길이들을 갖는 두 극성들의 펄스들을 포함하는 펄스 신호를 생성할 수 있다. 펄스 발진기는 10 내지 100㎲ 지속하는 하나의 극성의 펄스들과 100 내지 1000㎲ 지속하는 다른 극성의 펄스들을 포함하는 펄스 신호를 생성할 수 있다. 펄스 발진기는 약 30㎲ 지속하는 하나의 극성의 펄스들과, 약 200㎲ 지속하는 다른 극성의 펄스를 포함하는 펄스 신호를 생성할 수 있다. 펄스 신호는 조용한 구간들에 의해 이격된 버스트들을 포함할 수 있고, 상기 버스트들과 조용한 구간들은 각각 약 100㎲ 내지 10s 지속된다. 버스트들과 조용한 구간들은 각각 약 1ms 내지 1s 지속된다. 버스트들은 조용한 기간들로부터 상이한 길이를 가질 수 있고, 각각의 버스트 길이는 예를 들어, 약 1ms 내지 1s일 수 있다. 예를 들어, 버스트 길이는 약 1 내지 20ms일 수 있고 조용한 기간은 약 5 내지 200ms의 지속시간을 갖는다. 버스트 지속시간의 길이는 약 5 내지 10ms이고 버스 및 조용한 기간이 함께 약 15Hz에서 반복될 수 있다.
펄스 발진기는 각각의 극성에서 5 내지 1000㎲의 펄스들을 포함하는 펄스 신호를 생성할 수 있다. 펄스 발진기는 약 5 내지 1000㎲ 범위 내에서 같은 길이들을 갖는 극성들을 갖는 펄스들을 포함하는 펄스 신호를 생성할 수 있다. 같은 길이들은 약 10 내지 100 ㎲일 수 있고, 예를 들어, 동일한 길이들은 약 30㎲일 수 있다. 펄스 신호는 짧은 조용한 기간들에 의해 이격된 짧은 버스트들을 갖는 펄스들을 포함할 수 있고, 짧은 버스트들과 짧은 조용한 기간들은 결국 더 긴 조용한 기간들에 의해 이격된 버스트 그룹들로 그룹화된다. 이러한 짧은 버스트들과 짧은 조용한 구간들은 약 10㎲ 내지 100ms 사이에서 각각 지속될 수 있다. 예를 들어, 짧은 버스트들과 짧은 조용한 구간들은 각각 약 100㎲ 내지 10ms 지속될 수 있다. 짧은 버스트들과 짧은 조용한 구간들은 예를 들어, 100㎲ 내지 10ms 범위 내에서 같은 길이들을 가질 수 있다. 짧은 버스트들과 짧은 조용한 구간들은 각각 500㎲ 내지 2ms 지속된다. 짧은 버스트들과 짧은 조용한 구간들은 각각 약 1ms 지속될 수 있다. 버스트 그룹들과 더 긴 조용한 구간들은 각각 1ms 내지 1s 지속될 수 있다. 버스트 그룹들과 더 긴 조용한 구간들은 각각 약 5 내지 200ms 지속될 수 있다. 버스트 그룹들은 상기 더 긴 조용한 기간들과는 상이한 길이를 가질 수 있고, 각각의 상기 길이는 약 5 내지 200ms를 포함한다. 버스트 그룹 길이는 예를 들어, 약 30 내지 100ms 사이, 예를 들어, 약 50ms일 수 있다. 더 긴 조용한 기간 길이는 약 5 내지 30ms일 수 있다. 더 긴 조용한 기간 길이는 예를 들어 약 17ms일 수 있다. 버스트 그룹들은 전체 신호가 순 전하 또는 D.C. 성분을 포함하지 않도록 극성이 교번할 수 있다.
다양한 실시예들에 의해 생성되는 상술한 것과 같은, 파형으로 처리될 수 있다고 믿어지는 이상들 및 생물학적 재료(101)에서의 치료 효과들의 촉진은 골절, 골다공증, 격통, 만성 고통, 종기, 단순 염증, 및 (수근관 증후군과 다른 반복적 스트레스 부상들을 포함하는) 건염, 골 관절염 및 류머티스 관절염과 같은 염증성 질병을 포함할 수 있지만 이에 반드시 한정되지는 않는다. 다양한 조직 타입들을 포함하고 외상에 기인하거나 또는 당뇨병과 같은 퇴행성 이상들에 기인한 상처들의 회복 가속은 출력 파형들로 촉진될 수도 있다.
당뇨병 또는 욕창 궤양과 같은 피부 궤양은 출력 파형들에 잘 반응할 수 있다. 신경 기능이 예를 들어, 외상 후에 또는 당뇨병 신경장애의 경우들에 개선 또는 복원될 수 있다. 경두개적으로 인가되면, 본원에 설명하는 출력 신호들이 근심, 우울증, 불면증 및 관련 이상들을 경감시킬 수 있다. 그러나, 어떠한 한 조합(set)의 타이밍 간격들, 출력 강도, 극성, 또는 극성 반전도 모든(또는 심지어 대다수의) 이러한 이상들을 치료하는데 반드시 유용한 것은 아님을 이해해야 한다.
적절한 전압/전류 레벨들과 타이밍 구간들은 그 병인이 세포, 장기 또는 몸-전체 신진대사, 분비 또는 복제의 부적절한 속도 또는 불균형에 관련하거나, 또는 이러한 요인들을 적절히 수정하여 경감될 수 있는 더 광범위한 이상들을 치료하는데 사용될 수 있다고 여겨진다. 그러므로, 각각의 특정 응용예에 대한 최적 파형 특성은 적절한 조합의 관찰로 과도한 실험없이 가장 잘 발견됨을 이해해야 한다.
다양한 실시예들에 따른 장치/시스템이 회복 가속, 격통 또는 만성적 고통의 경감, 및 종기 및/또는 염증의 경감을 포함하지만 이에 한정되지 않는, 사람 또는 동물 환자들을 위한 전기치료를 제공하는 것과 같은, 하나 이상의 치료 효과를 촉진하는데 사용될 수 있다. 그러나, 장치는 온전한 유기체와 함께 사용하는 것에 한정될 필요는 없는데, 왜냐하면 격리된 세포 또는 조직 배양도 전기치료 파형들에 의해 영향받을 수 있기 때문이다(적절한 전기 자극들이 세포 신진대사, 분비, 및 복제 속도를 수정하는 것으로 관찰됨). 예를 들어, 격리된 피부 세포들이 조직-배양된, 자가-생산 피부-이식 재료의 준비시 세포 증식 및 분화를 증가시키기 위해 적절한 배양기(medium)에서 선택된 파형들로 처리될 수 있다.
생물학적 재료(101)에서 치료 효과를 촉진하는 다른 예로서, 인간 인슐린과 같은, 원하는 생성물을 생산하도록 유전학적으로 처리된 박테리아 또는 다른 유기물의 성장이 적절한 파형으로 치료하여 가속되거나, 또는 이들의 원하는 생성물의 분비가 증가될 수 있다. 치료 효과의 또 다른 예로서, 배양 중의 인간 세포 또는 조직이 증식을 증가시키고, 보다 성숙한 조직 구조의 발육을 가속시키거나, 또는 변형 성장인자 베타, 인슐린 유사 성장인자 1(IGF-1), 및 이식용 뼈 재료의 다른 관련한 성장인자들과 같은 원하는 물질 또는 물질들의 조합의 분비를 개선하도록 처리될 수 있다.
도 8은 일 실시예에 따라 복합 생체전기 자극 신호들을 제공하기 위한 과정의 논리 흐름도(800)를 보인다. 하기에 언급하는 모든 논리 흐름도들에서 설명되는 과정들 또는 과정 흐름에서 특정 행위들은 설명되는 바와 같이 기능하도록 다른 것을 자연히 먼저 행해진다. 그러나, 다양한 실시예들은 이러한 순서 또는 절차가 하나 이상의 실시예들의 기능성을 변경하지 않으면 설명한 행위들의 순서에 제한되지 않는다. 즉, 몇몇 행위들은 다른 행위들보다 먼저, 후에 또는 병렬로 수행될 수 있음이 인식되었다.
복합 생체전기 자극 신호들을 생성하는 과정(800)은 생물학적 재료(101)에 커플링될 수 있는 신호 생성 장치가 제공되는 단계(810)에서 시작할 수 있다. 이러한 장치는 도 3a, 도 4a, 도 5a에 예시된 것일 수 있다.
단계 820에서, 하나 이상의 제어 신호가 복합 신호들의 생성을 제어하도록 생성된다. 이러한 제어 신호들은 부하 사이클, 지속시간, 타이밍, 지연 기간, 진폭, 위상, 극성, 주파수 크기(content), D.C. 오프셋, 및 충전 불균형과 같은 복합 자극 신호들에 관련한 다양한 변수들을 정할 수 있다.
단계 830에서, 하나 이상의 펄스 시퀀스들이 제어 신호들에 반응하여 생성된다. 포락선들, 버스트들, 그룹 버스트들, 버스트들 간의 지연들, 그룹 버스트들 간의 지연들, 및 이러한 펄스 시퀀스들에 관련한 다른 타이밍이 단계 820에서 생성된 제어 신호들에 의해 제어될 수 있다.
단계 835에서, 전력/에너지가 조용한 부분들의 신호 동안에 펄스 생성을 해제하여 보존될 수 있다. 즉, 단계 820에서 생성된 제어 신호가 펄스없는 조용한 기간을 나타낼 때, 단계 830에서 펄스 생성이 절전하기 위해 완전히 작동해제될 수 있다. 이러한 전력 효율성들은 신호 생성 시스템이 더 적거나 및/또는 더 작은 배터리들 및 적은 전력을 사용할 수 있게 한다. 또한, 시스템을 위한 배터리 공급부는 보다 전력 효과적인 시스템에서 더 오래 지속될 수 있다. 배터리로 구동되는 시스템은 더 안전할 수 있고 A.C. 전력을 사용하는 것이 요구될 수 있는 종래기술 장치들에 비해 모든 잠재적인 감전 위험을 감소시킬 수 있다.
단계 840에서, 펄스 시퀀스들은 펄스들의 버스트들 또는 펄스들의 강도와 극성을 제어하도록 처리될 수 있다. 이 처리는 단계 820에서 생성된 하나 이상의 제어 신호에 반응할 수 있다.
단계 850에서, 펄스 시퀀스들은 임의의 원하지 않은 주파수 성분들을 억제하도록 필터링될 수 있다. 이 필터링은 단계 820에서 생성된 하나 이상의 제어 신호에 반응할 수 있다. 원하지 않은 주파수들의 필터링은 원하지 않은 D.C. 성분의 억제를 포함할 수 있다. 이는 원하는 D.C. 오프셋을 갖는 펄스 또는 D.C. 성분의 추가를 더 포함할 수 있다. 이러한 D.C. 추가는 전하 균형을 고르게 하거나 또는 전하 평형을 고의적으로 원하는 레벨 및 극성으로 오프셋시키도록 작동될 수 있다.
단계 860에서, 펄스 시퀀스들은 생물학적 재료(101)에 커플링될 수 있다. 신호들의 커플링은 임의의 조합의 도선(lead), 단자(terminal), 접점, 패드, 전극, 전자기 방사, 또는 다른 커플링 메커니즘에 의해 이루어질 수 있다. 커플링은 경피적, 경두개적, 생체 내, 생체 외, 또는 그외일 수 있다. 커플링은 세포, 다중 세포, 조직, 계통, 팔다리, 장기에 대하거나, 또는 예를 들어, 인간의 전체 또는 그 일부인 유기체에 대한 것일 수 있다.
단계 870에서, 생물학적 재료에서의 치료 효과는 생물학적 재료(101)에 펄스 시퀀스들을 커플링하여 촉진될 수 있다. 단계 860에서 생물학적 재료(101)에 커플링되는 복합 자극 신호들, 펄스들, 및 펄스 버스트들이 생물학적 재료(101)에 자극을 전하기 위해 생물학적 재료(101)의 전기 및 전기화학적 특성들과 상호작용할 수 있다. 이러한 특성들의 예는 전도성, 정전 용량, 리액턴스, 반응성, 이온 농도, 지질 함량, pH, 습도, 유전체 특성, 시 정수, 이들의 임의의 조합 또는 상호작용일 수 있다. 과정(800), 또는 과정(800)의 부분들이 분명히 연속적 또는 반복(looping) 방식으로 실시될 수 있고, 이 예는 비-제한적 예시적 목적으로 단계 870 후에 종료한다고 말할 수 있다.
요약에서 설명한 것을 포함하는 예시한 실시예들의 상기 설명은 공개한 정확한 형태에 실시예들을 한정하거나 완전한 것으로 의도한 것이 아니다. 특정 실시예들과 예들이 예시적 목적들을 위해 본원에 설명되었지만, 다양한 등가의 수정들이 당업자에 의해 인식되는 바와 같이, 본원의 진의 및 범위를 벗어나지 않고 이루어질 수 있다. 다양한 실시예들의 본원에 제공한 내용들은 일반적으로 상술한 예시적인 생체전기 자극 장치들에 반드시 적용되는 것이 아니라, 다른 의료 장치들(예를 들어, 치료 및/또는 진단 장치)에 적용될 수 있다.
예를 들어, 전술한 상세한 설명은 블록도, 구성도, 및 예들을 사용하여 다양한 실시예들의 장치들 및/또는 과정들을 제시했다. 이러한 블록도, 구성도, 및 예들이 하나 이상의 기능 및/또는 작동을 포함하는 한, 당업자는 이러한 블록도, 순서도, 및 예들 내의 각각의 기능 및/또는 작동이 광범위한 하드웨어, 소프트웨어, 펌웨어 또는 이들의 실질적으로 임의의 조합에 의해, 개별적으로 및/또는 집합적으로 실시될 수 있음이 이해할 것이다. 일 실시예에서, 본 발명의 관련 내용은 주문형 반도체(ASIC)를 통해 실시될 수 있다. 그러나, 당업자는 본원에 공개된 전체 또는 일부의 실시예들이 하나 이상의 컴퓨터 프로그램이 하나 이상의 컴퓨터(예를 들어, 하나 이상의 프로그램이 하나 이상의 컴퓨터 시스템에서 작동하므로)에서 작동하므로, 하나 이상의 프로그램이 하나 이상의 컨트롤러(예를 들어, 마이크로컨트롤러)에서 작동하고 하나 이상의 프로그램이 하나 이상의 프로세서(예를 들어, 마이크로프로세서)에서 펌웨어로서, 또는 사실상 그 임의의 조합으로서 작동하므로 표준 집적회로들에서 동등하게 실행될 수 있고, 회로 설계 및/또는 소프트웨어 및/또는 펌웨어를 위한 코드를 작성하는 것이 본원을 보아 당업자의 기술범위 내에 있음을 인식할 것이다.
부가적으로, 당업자는 본원에 설명한 메커니즘들이 다양한 형태의 프로그램 제품으로서 배부될 수 있고 예시적 실시예는 실제로 배부를 수행하는데 사용되는 특정 타입의 신호 보존 매체에 무관하게 동일하게 적용됨을 이해할 것이다. 신호 보존 매체의 예들은: 플로피 디스크, 하드 디스크 드라브, 플래시 또는 배터리가-뒤에 붙은 정적 메모리, CD ROM, 디지털 테이프, 및 컴퓨터 메모리와 같은 기록가능한 타입 매체와; TDM 또는 IP 기반의 통신 링크(예를 들어 패킷 링크)를 사용하는 디지털 및 아날로그 통신 링크와 같은 전송 타입 매체를 포함하지만 이에 한정되지 않는다.
상술한 다양한 실시예들은 추가 실시예들을 제공하도록 조합될 수 있다. 본원의 상세한 내용들과 정의들에 모순되지 않는 한, 1993년 6월 8일 허여된 미국 특허 제 5,217,009호; 1995년 5월 9일 허여된 미국 특허 제 5,413,596호; 2000년 1월 4일 허여된 미국 특허 제 6,011,994호; 2001년 11월 20일 허여된 미국 특허 제 6,321,119호; 2003년 3월 18일 허여된 미국 특허 제 6,535,767호; 2006년 10월 3일 허여된 미국 특허 제 7,117,034호; (미국 특허 제 6,535,767호에 상응하는) 2005년 3월 18일 출원된 재발행된 미국출원 제 11/084,870호를 포함하지만 이에 한정되지 않는: 모든 미국 특허, 미국 특허출원 공보, 미국 특허출원, 외국 특허, 외국 특허출원 및 본 명세서를 참조하고 및/또는 출원 데이터 시트에 열거된 비-특허 공보는 본원에 그 전체 내용이 참고문헌으로서 포함된다. 실시예들의 양태(aspect)는 필요하면 또 다른 실시예들을 제공하기 위해 다양한 특허, 출원 및 공보들의 시스템, 회로 및 개념들을 사용하도록 수정될 수 있다.
이들 및 다른 변화가 상술한 설명에 비추어 실시예들에 이루어질 수 있다. 일반적으로, 하기의 청구범위에서, 사용되는 용어는 청구범위를 명세서 및 청구범위에 공개된 특정 실시예들에 한정하도록 해석되지 않아야 하고, 이러한 청구범위가 권리가 있는 전체 범위의 등가물들에 따르는 모든 가능한 실시예들을 포함하는 것으로 해석되어야 한다. 따라서, 청구범위는 설명서에 의해 제한되지 않는다.
88: 전원공급장치 100: 발진기
101: 생물학적 재료 102: 제어 신호
104: 제어 라인 제 2 발진기
108: 출력 파형 110b: 라인
114: 차동 출력 신호 전도성 수단

Claims (28)

  1. 생의학적 응용예들에 사용하기 위한 전자 신호 생성용 시스템에 있어서,
    시간에 따라 규칙적으로 반복하는 패턴으로 순환하는(recur) 연속적인 "온" 및 "오프" 펄스들을 포함하는 패턴으로 시간의 함수로서 교번하는 적어도 두개의 상태(state)를 갖는 제어 신호 생성 수단;
    상기 제어 신호의 "온" 펄스들 동안에 사용가능하게(enabled) 되고 펄스 신호를 생성하지만 상기 제어 신호의 "오프" 펄스들 동안에 사용불가능하게(disabled) 되고 무시가능하게 적은 전력을 소모하는 펄스 발진기;
    신호 강도를 제어하고, 상기 펄스 신호의 일부분을 반전하고, 상기 펄스 신호의 직류(D.C.)와 주파수 성분들 중 적어도 하나를 억제하는 것 중 적어도 하나를 또한 수행하여, 출력 신호를 생성하는, 상기 펄스 신호를 처리하는 처리 수단; 및
    생물학적 재료에서 치료 효과를 촉진하기 위해 상기 생물학적 재료에 상기 출력 신호를 전달 및 인가하기 위한 전도성 수단을 포함하는 전자 신호 생성용 시스템.
  2. 제 1 항에 있어서,
    시간의 함수인 상기 패턴은 정수 값; 사인 함수; 진동 주파수를 생성하는 사인 함수들의 합; 정사각형 또는 직사각형 파를 형성하는 시간에 따라 단속적인 정수 값; 둘 이상의 함수들 또는 함수 타입들의 합, 곱 또는 비(ratio)와 같은 산술 조합; 또는 난수(randomness)의 수학적 함수들 중 하나를 모방하는 전자 신호 생성용 시스템.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 제어 신호는 "온" 및 "오프" 펄스들에 부가하여, 극성; 강도; 펄스들의 타이밍; 또는 상기 출력 신호의 충전 밸런스 중 적어도 하나를 제어하는 하나 이상의 보조 신호들을 포함하는 전자 신호 생성용 시스템.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 펄스 발진기는 상기 펄스들이 두 극성 간에 교번하고 동일한 펄스 길이들을 갖도록 상기 펄스 신호를 생성하고, 각각의 상기 펄스 길이는 포괄적으로 1 ㎲ 내지 1000 ms 범위에 있는 전자 신호 생성용 시스템.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 펄스 발진기는 상기 펄스들이 두 극성에서 동일하지 않은 길이들을 갖도록 상기 펄스 신호를 생성하고, 한 극성의 상기 펄스들은 10 내지 100㎲ 지속되고 다른 극성의 상기 펄스들은 100 내지 1000㎲ 지속되는 전자 신호 생성용 시스템.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 펄스 발진기는 상기 펄스들이 조용한 기간들에 의해 이격된 버스트들로 그룹화되도록 상기 펄스 신호를 생성하는 전자 신호 생성용 시스템.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 펄스 발진기는 상기 펄스들이 복수의 짧은 버스트들로 그룹화되도록 상기 펄스 신호를 생성하고, 상기 짧은 버스트들의 쌍들은 개별적인 짧은 조용한 기간에 의해 분리되고, 상기 짧은 버스트들과 상기 짧은 조용한 기간들은 복수의 버스트 그룹들로 그룹화하고, 상기 버스트 그룹들의 쌍들은 개별적인 더 긴 조용한 기간에 의해 분리되고, 상기 더 긴 조용한 기간들은 상기 짧은 조용한 기간들보다 지속시간이 더 긴 전자 신호 생성용 시스템.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 짧은 버스트들과 상기 짧은 조용한 기간들은 각각 약 10㎲ 내지 100 ms 사이에서 지속되고 상기 버스트 그룹들과 상기 더 긴 조용한 기간들은 각각 약 5 내지 200 ms 사이에서 지속되는 전자 신호 생성용 시스템.
  9. 제 7 항에 있어서,
    상기 짧은 버스트들과 상기 짧은 조용한 기간들은 각각 약 1 ms 내지 20 ms 사이에서 지속되고 상기 짧은 조용한 기간들과 상기 더 긴 기간들은 각각 약 5 내지 200 ms 사이에서 지속되는 전자 신호 생성용 시스템.
  10. 제 7 항에 있어서,
    상기 펄스 발진기는 상기 펄스들이 각각의 극성에서 약 5 ㎲ 내지 1000 ㎲이도록 상기 펄스 신호를 생성하는 전자 신호 생성용 시스템.
  11. 제 7 항에 있어서,
    각각의 상기 버스트 그룹 쌍의 상기 버스트 그룹들 중 두번째 그룹은 상기 펄스 신호가 누적 순 전하(net charge) 또는 D.C. 성분을 포함하지 않도록 상기 버스트 그룹 쌍의 첫번째 그룹에 대해 반전되는 전자 신호 생성용 시스템.
  12. 제 1 항에 있어서,
    상기 전도성 수단은 피부-접촉 전극들; 전도성 상처 붕대; 금속 뼈 고정 핀; 전기-전도성 카테터(catheter); 생체전기 자극을 위해 삽입 또는 이식되는 전도성 장치, 와이어 또는 전기-침술(acupuncture) 바늘; 또는 조직들과 접촉하는 점성의 전도성 액체(a body of conductive liquid) 중 적어도 하나를 포함하는 전자 신호 생성용 시스템.
  13. 제 1 항에 있어서,
    상기 생물학적 재료는 인체, 동물 몸체, 완전한 장기, 배양 중인 세포들, 또는 배양 중인 조직 중 적어도 하나를 포함하는 전자 신호 생성용 시스템.
  14. 제 1 항에 있어서,
    상기 치료 효과는 세포 증식, 세포 분화, 유기체 성장율, 원하는 생성물의 분비, 또는 조직 구조가 발육되는 속도의 증가; 상처, 골절, 골다공증, 격통, 종기, 염증 질환, 반복적인 스트레스 부상, 골관절염, 및 류머티즘성 관절염의 치료; 적어도 하나의 상처의 회복 가속; 신경 기능의 개선 또는 복원; 또는 생리학적 이상의 경감 중 적어도 하나를 포함하는 전자 신호 생성용 시스템.
  15. 제 1 항에 있어서,
    모든 전력이 알칼라인 배터리들, 리튬 배터리들, 재충전가능한 배터리들, 또는 1회용 및 재충전가능한 배터리들의 조합 중 적어도 하나를 포함하는 하나 이상의 1차 배터리로 공급되는 전자 신호 생성용 시스템.
  16. 적어도 두개의 상태를 갖는 제어 신호를 생성하는 제어기;
    상기 제어 신호의 상태들 중 첫번째 상태에 반응하여 펄스 신호를 생성하고, 상기 제어 신호의 상태들 중 두번째 상태에 반응하여 꺼지고 무시가능하게 적은 전력을 소모하는 상기 제어기에 커플링된 발진기;
    상기 펄스 신호를 수신하도록 커플링되고, 출력 신호를 생성하기 위해 직류(D.C.) 성분과 상기 펄스 신호의 주파수 성분 중 적어도 하나를 억제하도록 구성된 프로세서; 및
    생물학적 재료에서 치료 효과를 촉진하기 위해 상기 생물학적 재료에 상기 출력 신호를 전달하도록 상기 프로세서에 커플링된 전도성 장치를 포함하는 생체전기 자극 신호 생성 시스템.
  17. 제 16 항에 있어서,
    상기 시스템에 전원을 공급하도록 전기적으로 커플링된 배터리를 포함하는 전원을 추가로 포함하는 생체전기 자극 신호 생성 시스템.
  18. 제 16 항에 있어서,
    상기 제어기와 발진기 중 적어도 하나가 상보성 금속-산화막-반도체(CMOS) 회로를 포함하는 생체전기 자극 신호 생성 시스템.
  19. 생의학적 응용예들에 사용하기 위한 전기 신호를 생성하는 시스템에 있어서,
    규칙적으로 반복하는 패턴으로 순환하는 연속적인 "온" 및 "오프" 펄스들을 포함하는 패턴으로 시간의 함수로서 교번하는 적어도 두개의 상태를 갖고; 출력 신호의 극성, 강도, 펄스들의 타이밍, 또는 전하 균형 중 적어도 하나를 제어하기 위해 하나 이상의 보조 신호를 추가로 갖는 제어 신호를 생성하도록 구성된 제어기;
    상기 제어 신호의 "온" 펄스들 동안에 사용가능하게 되고 펄스 신호를 생성하지만 상기 제어 신호의 "오프" 펄스들 동안에 사용불가능하게 되고 무시가능하게 적은 전력을 소모하는 펄스 발진기;
    상기 펄스 신호를 수신하도록 커플링되고, 정수 값; 사인 함수; 진동 주파수를 생성하는 사인 함수들의 합; 정사각형 또는 직사각형 파를 형성하는 시간에 따라 단속적인 정수 값; 둘 이상의 함수들 또는 함수 타입들의 합, 곱 또는 비와 같은 산술 조합; 또는 난수의 수학적 함수들 중 하나를 모방하는 시간의 함수로서 강도와 극성의 패턴을 갖는 상기 출력 신호를 생성하도록, 상기 펄스 신호의 주파수 성분과 직류(D.C.) 성분 중 적어도 하나를 억제하고, 상기 펄스 신호의 일부를 반전하고, 상기 펄스 신호의 신호 강도를 제어하는 것 중 적어도 하나를 하도록 구성된 회로; 및
    생물학적 재료에서 치료 효과를 촉진하도록 상기 생물학적 재료에 상기 출력 신호를 인가하도록 구성된 전도체를 포함하는 전기 신호 생성 시스템.
  20. 제 19 항에 있어서,
    상기 펄스 발진기는 맥동하는 상기 펄스 신호의 복수의 펄스들이 두 극성 사이에서 교번하고, 각각 동일한 펄스 길이를 갖고, 각각의 펄스 길이들이 1㎲ 내지 1000ms 범위에 있도록 상기 펄스 신호를 생성하는 전기 신호 생성 시스템.
  21. 생의학적 응용예들에 사용하기 위해 전기 신호를 생성하는 시스템에 있어서,
    시간에 따라 규칙적으로 반복하는 패턴으로 순환하는 연속적인 "온" 및 "오프" 펄스들을 포함하는 패턴으로 시간의 함수로서 교번하는 적어도 두개의 상태를 갖는 제어 신호를 생성하도록 구성된 제어기;
    상기 제어 신호의 "온" 펄스들 동안에 사용가능하게 되고 펄스 신호를 생성하지만 상기 제어 신호의 "오프" 펄스들 동안에 사용불가능하게 되고 무시가능하게 적은 전력을 소모하는 펄스 발진기;
    상기 펄스 신호를 수신하도록 커플링되고, 출력 신호를 생성하도록, 상기 펄스 신호의 주파수 성분과 직류(D.C.) 성분 중 적어도 하나를 억제하고, 상기 펄스 신호의 일부를 반전하고, 상기 펄스 신호의 신호 강도 중 적어도 하나를 제어하도록 구성된 회로;
    세포 증식, 세포 분화, 유기체 성장율, 원하는 생성물의 분비, 또는 조직 구조가 발육되는 속도의 증가; 상처, 골절, 골다공증, 격통, 종기, 염증 질환, 반복적인 스트레스 부상, 골관절염, 및 류머티즘성 관절염의 치료; 적어도 하나의 상처의 회복 가속; 신경 기능의 개선 또는 복원; 또는 생리학적 이상의 경감 중 적어도 하나를 포함하는 치료 효과를 생물학적 재료에서 촉진하도록 상기 생물학적 재료에 상기 출력 신호를 전달하도록 커플링된 전도체를 포함하는 전기 신호 생성 시스템.
  22. 제 21 항에 있어서,
    상기 제어기와 상기 펄스 발진기 중 적어도 하나는 상보성 금속-산화막-반도체(CMOS) 회로를 포함하는 전기 신호 생성 시스템.
  23. 제 21 항에 있어서,
    배터리를 포함하는 전원을 추가로 포함하는 전기 신호 생성 시스템.
  24. 제 21 항에 있어서,
    상기 펄스 발진기는 상기 출력 신호의 부하 사이클(duty cycle)과 적어도 대략적으로 일치하는 부하 사이클을 갖는 전기 신호 생성 시스템.
  25. 생체전기 자극 신호들을 생성하는 방법에 있어서,
    제어기에 의해 하나 이상의 제어 신호를 생성하는 단계;
    상기 제어 신호들에 반응하여 펄스 생성기에 의해 하나 이상의 펄스 시퀀스를 생성하는 단계;
    상기 펄스 생성기가 정지될 때 무시가능하게 적은 전력을 소모하도록 상기 제어 신호들에 반응하여 때때로 상기 펄스 생성기의 작동을 정지시키는 단계; 및
    강도, 극성, 제어 전하 평형(control charge balance), 또는 바람직하지 않은 주파수 성분 중 적어도 하나를 제어하기 위해 상기 펄스 시퀀스들을 처리하는 단계를 포함하는 생체전기 자극 신호 생성 방법.
  26. 제 25 항에 있어서,
    상기 펄스 시퀀스들로 생물학적 재료에서의 치료 효과를 촉진하도록 상기 생물학적 재료에 상기 펄스 시퀀스들을 커플링하는 단계를 추가로 포함하는 생체전기 자극 신호 생성 방법.
  27. 제 25 항에 있어서,
    상기 치료 효과는 하나 이상의 골절의 치료, 골다공증의 치료, 격통의 치료, 종기의 치료, 염증 질환의 치료, 적어도 하나의 상처의 회복 가속, 신경 기능의 개선 또는 복원, 생리학적 이상의 경감, 세포 증식 증가, 세포 분화 증가, 유기체 성장율 증가, 원하는 생성물의 분비 증가, 또는 조직 구조가 발육되는 속도 증가 중 적어도 하나를 포함하는 생체전기 자극 신호 생성 방법.
  28. 제 25 항에 있어서,
    직류(D.C.) 전원으로부터 상기 신호 생성 장치에 전원을 공급하는 단계를 추가로 포함하는 생체전기 자극 신호 생성 방법.
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