電磁治療裝置和方法

專利名稱：電磁治療裝置和方法
技術領域：
本發明大體關于用于植物、動物、人的組織、器官、細胞和分子的體內和體外治療以及預防治療的裝置和方法。具體的，根據本發明的一個實施方案涉及非熱量的時變的磁場的用途，其設置為最優的耦合到諸如分子、細胞、組織以及器官等靶通路結構，使用功率和振幅的比較分析計算靶通路結構中的信號對熱噪音的比率(“SNR”)。根據本發明的另一個實施方案涉及任意波形的電磁信號波群應用到諸如分子、細胞、組織和器官等的靶通路結構，其使用極輕質的諸如感應器和電極等便攜式耦合設備，以及可以結合到定位裝置中的驅動電路，所述定位裝置諸如膝部、肘部、腰部、肩部、足部和其它解剖包帶，以及衣服，諸如服裝、鞋和流行裝飾。
根據本發明的另一實施方案涉及任意波形的電磁信號的穩定態的周期信號應用到諸如分子、細胞、組織和器官等的靶通路結構。本發明的治療和預防的應用的例子是肌骨骼疼痛的緩解、水腫減少、增加局部血流量、微脈管血液灌注、損傷修復、骨骼修復、骨質疏松癥的治療和預防、血管生成、血管再生、免疫反應增強、組織修復、滲出增強、和藥理學試劑有效性的增強。根據本發明的一實施方案還可以用于與其它治療和預防程序和療法結合，諸如加熱、冷卻、超聲波、真空輔助的創傷閉合、創傷包扎、整形外科固定設備、以及外科介入。
背景技術：
現在已經廣泛建立了弱的非熱量的電磁場(“EMF”)，其可以導致生理學的有意義的體內和體外的生物效應。時變電磁場，其包括諸如脈沖電磁場(“PEMF”)等矩形波形、和諸如從幾赫茲到大約15到大約40MHz的范圍內的脈沖無線頻率場(“PRF”)等正弦波形，其當作為各種肌骨骼損傷和病情的附加治療時是臨床有益的。
在90年代初，現代治療和預防設備的發展為與骨折不愈合或延遲愈合關聯的臨床問題所激勵。早期的工作顯示電通路可以是一種裝置，通過其骨骼對機械輸入適應性反應。早期治療設備使用植入和半侵入電極對骨折位點傳遞直流電(”DC”)。使用電和電磁場的非侵入技術隨后的得到發展。這些療法起初被制造為提供在細胞/組織水平感應電子/機械波形的非侵入的“無接觸”裝置。這些技術在整形外科的臨床應用導致通過世界范圍的用于治療骨折的調節體的改善的應用，所述骨折諸如不愈合的和新鮮骨折，以及脊骨融合。近代幾種EMF設備組成了用于難于治愈骨折的治療的整形外科的的臨床治療實踐的標準醫療設備。這些設備的成功率已經非常高。這種指征的數據資料足夠大以使其能夠推薦用于安全的、非外科的、非侵入的對第一骨骼移植的選擇。已經報道了在用于治療無血管壞疽、腱炎、骨關節炎、損傷修復、由關節炎引起的血液循環和疼痛，以及其它肌骨骼的損傷的雙盲試驗中用于這些技術的另外的臨床指征。
已經有細胞研究致力于弱低頻電磁場在信號轉換通路和生長因子合成的效果。可以顯示出在短的類似觸發期之后，EMF刺激生長因子的分泌。在細胞膜的離子/配體結合過程通常認為是初始EMF靶通路結構。例如骨骼修復的臨床相關的治療是生長因子的產生的諸如調節等的上調，其作為骨骼修復的正常分子調節的一部分。細胞水平的研究已經表明在鈣離子轉運、細胞增殖、胰島素生長因子(“IGF-II”)的釋放、以及成骨細胞的IGF-II受體表達上的作用。在胰島素細胞受體-I(“IGF-I”)和IGF-II上的作用已經在鼠骨折的骨痂中得到證明。PEMF對轉運生長因子-β(“TGF-β”)的信使RNA(“mRNA”)的刺激在鼠的骨骼誘導模型中已經表現出來。研究表明TGF-β mRNA通過人造骨細胞狀細胞線的指定MG-63的PEMF而上調，其中在TGF-β1、膠原質和骨鈣素合成中有增長。PEMF刺激來自人不愈合組織中增殖和萎縮細胞的TGF-β1增長。進一步的研究顯示出在TGF-β mRNA和蛋白質二者在造骨細胞培養中的增長，其源自EMF在鈣/鈣調節蛋白依賴的通路上的直接影響。軟骨細胞研究已經顯示出來自EMF的TGF-β mRNA和蛋白質合成的類似的增長，其表明對關節修復的治療應用。Ryaby的美國專利號US 4,315,503(1 982)和Pilla的美國專利號US 5,723,001(1998)代表了在這個領域進行的研究。
但是，這個領域的現有技術中對靶通路結構應用了不必要的高的振幅和功率，其需要不必要的長的治療時間，而且是不方便的。
因此，存在對一種更有效調節生物化學過程的設備和方法的需要，所述過程調節組織生長和修復、縮短治療時間，并且其結合小型化電路和諸如耦合設備等輕量涂抹器，因此，允許設備是便攜的且如果需要的話是可拆卸的。存在對一種更有效調節生物化學過程的設備和方法的進一步需要，所述過程調節組織生長和修復、縮短治療時間，并且其結合小型化電路和諸如耦合設備等輕量涂抹器，所述耦合設備可以設置為可植入的。
發明描述用于治療和預防目的對人、動物和植物的諸如分子、細胞、組織和器官等的靶通路結構傳遞電磁信號的裝置和方法。根據本發明的一個優選的實施方案使用功率信號噪聲比(“功率SNR”)方法設置生物效應波形并結合小型化電路和輕質柔韌的線圈。這樣有益的允許使用了功率SNR法、小型化電路、和輕質柔韌線圈的設備將是完全便攜的，并且如果需要將構造為可拆卸的，以及如果進一步需要將構造為可植入的。
具體的，設置為達到在生物靶的帶通之內的最大信號功率的電磁波形的寬譜密度波群被選擇性地應用于諸如活體器官、組織、細胞和分子等的靶通路結構。使用與靶通路結構中的熱噪聲的唯一振幅/功率比較而選擇波形。信號包括至少一種正弦的、矩形的、混沌的、和隨機波形的波群，其具有的頻率含量的范圍在大約1到大約100,000波群每秒大約0.01Hz到大約100MHz，并具有從大約0.01到大約1000波群/秒的波群重復率。在諸如組織等的靶通路結構中的信號振幅的峰值在于大約1μV/cm到大約100mV/cm的范圍。各信號波群包絡可以是提供了適應治愈組織的不同電磁特征的方法的隨機函數。根據本發明的優選的實施方案包括20毫秒脈沖波群，其包括大約5到大約20毫秒的對稱或不對稱的脈沖，其在波群內于大約1到大約100千赫重復。所述的波群包絡是修正的1/f函數并且可以在隨機重復頻率應用。所得到的波形可以通過電感耦合或電容耦合來傳遞。
本發明的一個目的為通過數學模擬通過使用信號噪聲比(“SNR”)分析設置波形的功率光譜以設置最優化的生物效應波形，然后將所設置的波形使用諸如極度輕質導線線圈等的耦合設備耦合到靶通路結構，這是通過諸如小型化電子電路的波形設置裝置而供能的。
本發明的另一個目的是對諸如植物、動物和人的分子、細胞、組織和器官等任何靶通路結構計算功率SNR，其用任何輸入波形，甚至是在Hodgkin-Huxley膜模型中是非線性的電當量(electrical equivalents)。
本發明的另一目的是提供使用電磁場治療植物、動物和人的方法和裝置，其通過最優化應用到所選擇的生化靶通路結構的波形的功率光譜以選擇所述電磁場，所述靶通路結構諸如植物、動物和人的分子、細胞、組織和器官。
本發明的另一目的是采用顯著的較低峰值振幅和較短脈沖持續時間。這樣可以由通過功率SNR，信號頻率范圍與靶通道的頻率響應和敏感性相匹配而實現的，所述靶通路結構諸如植物、動物和人的分子、細胞、組織和器官。
本發明的以上所述以及其它目的和優點將從后文所述的附圖簡要說明、發明詳述以及一起附帶的權利要求而將變得清楚。
附圖簡述參考所述附圖，本發明的優選實施方案將在下文更加詳細的描述

圖1是根據本發明實施方案的用于植物、動物、和人的諸如組織、器官、細胞和分子等靶通路結構的電磁治療方法的流程圖；圖2是根據本發明優選實施方案的用于膝關節的控制電路和電線圈的視圖；圖3是根據本發明優選實施方案的小型化電路的方框圖；圖4A是跟據本發明優選實施方案的諸如感應器等導線線圈的線圖；
圖4B是根據本發明優選實施方案的柔韌性磁導線的線圖；圖5描述了根據本發明優選實施方案的傳遞到諸如分子、細胞、組織或器官等靶通路結構的波形。
圖6是根據本發明優選實施方案的諸如腕部支承等定位裝置的視圖；圖7是圖示根據本發明實施方案的對于設置的PMRF信號的最大增長的肌球蛋白磷酸化作用的圖表。
圖8是圖示了根據本發明實施方案設置的在60Hz信號和PEMF信號之間功率消耗比較的圖表。
本發明的實施方式從PEMF或PRF設備的感應時變電流流入諸如分子、細胞、組織和器官等靶通路結構中，且對組織和細胞是刺激物的這些電流可以以生理學有意義的方式反應。靶通路結構的電特性影響感應電流的水平和分布。分子、細胞、組織、和器官都是在諸如間隙連接接觸的細胞等感應電流通路中。在可存于膜表面上的大分子上的連接位點的離子或配體的交互作用是電壓依賴的過程，也就是可以對感應電磁場(“E”)產生反應的電化學的過程。感應電流通過周圍的離子媒介到達這些位點。細胞在電流通路中的出現引起了感應電流(“J”)更加快速的根據時間(“J(t)”)衰減。這是由于增加的從膜電容的細胞電阻抗、和結合的時間常數、以及其它諸如膜傳遞等電壓敏感的膜過程。
已經得到代表不同膜和帶電界面結構的等效電路模型。例如，在鈣(“Ca2+”)結合中，由于感應E的在結合位點的耦合Ca2+的電荷濃度的變化可以描述為由阻抗表達的頻率域，諸如Zb(ω)=Rion+1iωCion]]>其具有串聯的電阻-電容等效電路的形式。其中ω是由2πf定義的角頻率，其中f是頻率，i＝-1，Zb(ω)是耦合阻抗，且Rion和Cion是離子耦合通路的等效耦合電阻和電容。等效耦合時間常數的值τion＝RionCion，通過τion＝RionCion＝1/Kb與離子耦合率常數，Kb，相關。因此，這種通路的特征時間常數取決于離子耦合動力學。
來自PEMF或PRF信號的感應E可以使電流流入離子耦合通路中并影響每時間單位耦合Ca2+離子的數量。這樣的電當量是穿過等效耦合電容Cion的電壓變化，其是由Cion儲存的電荷的變化的直接測量。電荷直接與在耦合位點的Ca2+離子的表面濃度成比例，這是電量的儲存等同于在細胞表面或節點的離子或其它帶電種類的儲存。電阻抗測量，以及耦合率常數的直接動力學分析，提供了用于設置PMF波形以匹配靶通路結構的帶通所必要的時間常數的值。這樣便于所需的頻率范圍用于任何給定的感應E波形，用于優化對諸如帶通等靶阻抗的耦合。
對調節分子的離子耦合是經常的EMF靶，例如Ca2+離子對鈣調蛋白(“CaM”)的耦合。這種通路的使用是基于損傷修復的加速，例如骨骼修復，其包括在修復的不同階段中釋放生長因子的調節。生長因子，諸如源自血小板的生長因子(“PDGF”)、成纖維細胞生長因子(“FGF”)、以及表皮生長因子(“EGF”)等的生長因子全都包括在治愈的適合的階段。血管生成對損傷修復也是必需的并通過PMF調節。所有這些因子都是Ca/CaM依賴的。
使用Ca/CaM的通路，波形可以設置為足以高于本底(background)熱噪音功率的感應功率。在正確的生理學情況下，這種波形可以具有生理學的顯著的生物效應。
功率SNR模型對Ca/CaM的應用需要于CaM的Ca2+耦合動力學電的電當量的知識。在第一級的耦合動力學中，在CaM耦合位點的Ca2+耦合濃度的變化與時間的關系可以通過等效耦合時間常識以頻率域描述特征，τion＝RionCion，其中Rion和Cion是離子耦合通路的等效耦合電阻和電容。τion通過τion＝RionCion＝1/Kb，與離子耦合率常數，Kb，相關。而Kb的公開的值可以用于細胞陣列模型以通過比較在CaM耦合位點對電壓的熱波動與PRF信號感應的電壓來求解SNR。采用PMF反應的數值，諸如Vmax＝6.5×10-7sec-1，[Ca2+]＝2.5μM，KD＝30μM，[Ca2+CaM]＝KD([Ca2+]+[CaM])，得Kb＝665sec-1(τion＝1.5msec)。這樣的τion的值可用于離子耦合的等效電路，同時功率SNR分析可對任何波形結構執行。
根據本發明的實施方案，數學模型可以設置為同化出現于所有電壓依賴過程的熱噪音并代表建立適當SNR的需要的最小臨界點。熱噪音的功率光譜密度Sn(ω)可以表示為Sn(ω)＝4kTRe[ZM(x，ω)]其中ZM(x，ω)是靶通路結構的電阻抗，x是靶通路結構的尺寸，且Re表示靶通路結構阻抗的實部。ZM(x，ω)可以表示為ZM(x,ω)=[Re+Ri+Rgγ]tanh(γx)]]>這個方程式清楚的表現出靶通路結構的電阻抗，以及來自細胞外的流體電阻(“Re”)、細胞內流體電阻(“Ri”)、以及膜間電阻(“Rg”)的影響，它們電連接到靶通路結構，并全部供以噪音過慮。
計算SNR的通常的方法使用均方根(RMS)噪音電壓的單一值。這是通過采用Sn(ω)＝4kT Re[ZM(x，ω)]與或關于完全膜反應，或關于靶通路結構帶寬的所有頻率相關的積分的平方根而計算。SNR可以通過比例表示SNR=|VM(ω)|RMS]]>其中，當通過所選波形傳遞到靶通路結構的時候，|VM(ω)|是各頻率的電壓的最大振幅。
參考圖1，其中圖1是以治療和預防的目的，對諸如植物、動物、和人的分子、細胞、組織和器官等靶通路結構傳遞電磁信號的方法的根據本發明的實施方案的流程圖。具有至少一個波形參數的數學模型應用于設置用以耦合到諸如分子、細胞、組織、和器官等靶通路結構的至少一個波形(步驟101)。設置的波形滿足SNR或功率SNR模型，如此對于給定并且已知的靶通路結構，可以選擇至少一個波形參數，使得波形在靶通路結構中是可檢測的，高于其本底活性(background activity)(步驟102)，所述本底活性諸如在依賴于細胞和組織狀態的靶通路結構的電壓和電阻抗的基線熱波動，所述狀態是否是靜止、成長、取代、和對損傷的反應的至少一種。產生電磁信號的優選實施方案包括具有至少一個波形參數的任意波形的波群，所述波形參數包括多個頻率部分，其范圍從大約0.01Hz到大約100Hz，其中所述多個頻率部分滿足功率SNR模型(步驟102)。重復的電磁信號可以例如感應地或電容性地產生自所述設置的至少一個波形(步驟103)。電磁信號耦合到諸如分子、細胞、組織、和器官等靶通路結構，其通過放置于緊靠所述靶通路結構的位置(步驟104)的諸如電極或感應器等耦合設備的輸出。此耦合強化了對以生理學的有意義的方式起反應的細胞和組織的刺激。
圖2圖解了根據本發明的裝置的優選實施方案。微型控制電路201耦合到諸如導線等至少一個連接器202的端部。至少一個連接器的相反的端部連接到耦合設備，諸如一對電線圈203。此微型控制電路201以采用用于設置波形的數學模型的方式構建。所設置的波形必須滿足SNR或功率SNR模型，如此對于給定或已知的靶通路結構，可以選擇滿足SNR或功率SNR的波形參數，使得在靶通路結構中波形是可檢測的，高于其本底活性。根據本發明的一個優選實施方案應用數學模型以感應在諸如分子、細胞、組織、和器官等靶通路結構中的時變磁場和時變電場，其包括大約1到大約100微秒矩形脈沖的大約10到大約100毫秒波群，在大約0.1到大約10脈沖每秒重復。感應電場的峰值振幅在大約1uV/cm和大約100mV/cm之間，其根據修正的1/f函數變化，其中f＝頻率。使用根據本發明優選實施方案設置的波形可以應用到諸如分子、細胞、組織、和器官等靶通路結構，用于每日1分鐘到240分鐘的優選的總曝光時間。但是其它曝光時間也可以使用。通過微型電路201設置的波形通過連接器202導向諸如電線圈等的耦合設備203。耦合設備203傳遞根據數學模型設置的脈沖磁場，其可以用于對諸如膝關節204等靶通路結構提供治療。微型控制電路于指定時間應用脈沖磁場用并可以自動重復應用此脈沖磁場，用于在定給時間段內的和所需的一樣多的多次應用，例如每天10次。根據本發明優選的實施方案可以通過定位裝置來放置以治療膝關節204。定位裝置可以是便攜的，諸如解剖支承，并且參考圖6于下文進一步的描述。當電線圈用作耦合設備203的時候，所述電線圈可以用根據法拉第定律感應靶通路結構中的時變電場的時變磁場而供以功率。通過耦合設備203產生的電磁信號還可以使用電化學耦合而應用，其中電極與皮膚或其它靶通路結構的外部電傳導的界面直接接觸。然而在根據本發明的另一實施方案中，通過耦合設備203產生的電磁信號還可以使用靜電耦合而應用，其中在諸如電極等的耦合設備203和諸如分子、細胞、組織和器官等靶通路結構之間存在空氣縫隙。脈沖磁場耦合到諸如分子、細胞、組織、和器官等靶通路結構，以治療性和預防性的減少炎癥，從而減少疼痛并促進治愈。根據本發明優選的實施方案的優點在于極輕質線圈和小型化電路以便于用于普通物理治療處理療法并在所需的緩解疼痛和治療的任何身體位置。源于根據本發明的優選實施方案的應用的優點在于可以維持或增強生存活的有機體的良好狀態。
圖3描述了微型控制電路300的根據本發明的優選實施方案的方框圖。微型控制電路300產生驅動耦合設備的波形，所述耦合設備諸如以上圖2中描述的導線線圈。微型控制電路可以通過諸如開/關切換等任何激活方式而激活。微型控制電路300具有諸如鋰電池301等的電源。電源優選的實施方案具有3.3V的輸出電壓，但是其它電壓也可以使用。根據本發明另一實施方案，所述電源可以是諸如電流插座的外部電源，所述電流插座諸如AC/AD插座，其例如通過插頭或導線連接到本發明。轉換電源302控制對微控制器303的電壓。微控制器303的優選實施方案使用8比特4MHz微控制器303，但是其它比特MHz組合的控制器也可以使用。轉換電源302還對儲存電容器304傳遞電流。本發明的優選實施方案使用具有220uF輸出的儲存電容器，但是其它輸出也可以使用。儲存電容304允許高頻脈沖被傳輸到諸如感應器(未示出)等耦合設備。微控制器303還控制脈沖形成器305和脈沖相位時間控制306。脈沖形成器305和脈沖相位定時控制306確定脈沖形、波群寬、波群包絡形、以及波群重復率。整體的波形發生器，諸如正弦波，或任意數字發生器也可以結合以提供特定波形。電壓水平的轉換子電路308控制傳遞到靶通路結構的感應場。轉換的Hexfet308允許隨機化振幅的脈沖傳遞到輸出309，其對諸如感應器等至少一個耦合設備發送波形。微控制器303還可以控制諸如分子、細胞、組織、和器官等靶通路結構的單獨治療的總的曝光時間。微型控制電路300可以設置為于指定時間應用脈沖磁場用并自動重復應用此脈沖磁場，其用于在定給時間段內的與所需的一樣多的多次應用，例如每天10次。根據本發明的優選實施方案所使用的治療時間為大約10分鐘到大約30分鐘。
參考圖4A和4B，示出根據本發明優選實施方案的耦合設備400，諸如感應器。耦合設備400可以是纏繞著多股柔韌性磁導線402的電線圈401和。多股柔韌性磁導線402使電線圈401能夠符合特定的解剖學結構，諸如人或動物的肢體和關節。電線圈401的優選實施方案包括大約10到大約50匝的大約0.01mm到大約0.1mm直徑的多股磁導線，其以最初環形形式纏繞，其具有在大約2.5cm和大約50cm之間的外部直徑，但是其它數量的匝數和導線直徑也可以使用。電線圈401的優選實施方案可以用非毒性的PVC模具403封裝，但是其它非毒性的模具也可以使用。
參考圖5，圖示了根據本發明的實施方案的波形500。脈沖501在具有有限持續時間503的波群502內重復。持續時間503使得可以定義為波群持續時間對信號周期的比率的工作循環(duty cycle)在大約1到大約10-5之間。根據本發明的優選實施方案使用了矩形10微秒偽脈沖，用于將脈沖501用于大約10到大約50毫秒波群502，并具有修正的1/f振幅包絡504和帶有對應于大約0.1和大約10秒之間的波群期間的有限持續時間503。
圖6圖示了根據本發明優選實施方案的諸如腕部支承等的定位裝置。諸如腕部支承601等的定位裝置600佩戴于人的腕部602上。此定位裝置可以設置為便攜的、可以設置為可拆卸的、并可以設置為可植入的。此定位裝置可以與本發明以多種方式聯合使用，例如通過將本發明縫合、固定在定位裝置上(例如通過Velcor)而例如將本發明結合到定位裝置中，以及通過將定位裝置構建為彈性的而將本發明固定位置。根據本發明另一實施方案，本發明可以構建為帶有或不帶有定位裝置的任何大小的獨立的裝置，以用于任何地方，例如在家庭、門診部、治療中心、以及戶外。腕部支承601可以由任何解剖學的或支承材料制作，諸如氯丁(二烯)橡膠。線圈603整合于腕部支承601中，如此根據本發明設置的信號，例如圖5中描述的波形，用于從腕部頂部的背側部分到腕部底部的底側部分。微電路604使用諸如Velcor等(未示出)緊固裝置而連接到腕部支承601的外部。微電路連接到諸如柔韌性導線605等的至少一個連接裝置的一端部，至少一個連接裝置的另一端部連接到線圈603。根據本發明的其它實施方案的定位裝置包括膝部、肘部、腰部、肩膀、其它解剖包帶、以及諸如衣服、流行裝飾和鞋等服裝。
實施例1用于PMF信號結構的功率SNR方法已經在鈣依賴的肌球蛋白磷酸化中于標準酶試驗中以實驗方法測試。為在幾分鐘的時間內是線性的磷酸化比率以及低飽和Ca2+濃度選擇游離細胞反應混合物，。這打開了對于EMF-敏感的Ca2+/CaM的生物學窗口。如果Ca2+相對于CaM是在飽和水平，這個系統對用于這項研究的水平的PMF是無響應的，且反應不會慢至分鐘的時間范圍。使用從火雞雞胗中分離的肌球蛋白輕鏈激酶(“MLCK”)和肌球蛋白的輕鏈(“MLC”)進行試驗。反應混合物由母液組成，其包含40mM Hepes緩沖液，pH 7.0；0.5mM乙酸鎂；1mg/ml牛血清蛋白，0.1％(w/v)吐溫(Tween)80；以及1mM的EGTA12。游離Ca2+在1-7μM的范圍變化。一旦建立Ca2+緩沖，向母液中加入新制備的70nM CaM、160nM MLC和2nM MLCK以形成最終的反應混合物。低MLC/MLCK比率在分鐘的時間范圍內允許表現為線性時間。這樣提供了復制酶活性和最小化的吸管時間誤差。
每日新制備反應混合物用于實驗的各個系列并以100μL部分等分入1.5ml微量離心管中。所有包含反應混合物的微量離心管保持在0℃進而轉移到特定設置的由穿過Fisher Scientific的900型熱交換器的預熱水的恒定的灌注而保持在37±0.1℃的水浴器。由諸如Cole-Parmer的8110-20型等的熱敏探示器監測溫度，在所有實驗的過程中，其浸入一個微量離心管中。反應以2.5μM的32P ATP起始，并以含有30μM EDTA的LaemmliSample緩沖液結束。在各實驗中計入最少五個空白樣本。空白包括總實驗混合物減去活性成分Ca2+、CaM、MLC、MLCK中的一種。空白計算高于300cpm的實驗是失敗的。允許磷酸化進行5分鐘并通過使用TMAnalytic 5303型標記V的液體閃爍計數器計算加入MLC的32P而計算。
信號包括高頻波形的重復波群。振幅在0.2G保持恒定并且對所有的曝光的重復率是1波群/秒。波群持續時間根據功率SNR分析的估計從65μsec到1000μsec變化，其顯示出當波群持續時間接近500μsec時將獲得最優的功率SNR。圖7中所示的結果，其中以μsec為單位的波群寬度701繪制在X軸，和經處理的/假的肌球蛋白磷酸化作用702繪制在Y軸上。可以看出PMF對Ca2+結合CaM的影響接近它的在大約500μsec的最大值，正如功率SNR模型所圖示的。
這些結果確認了根據本發明實施方案設置的PMF信號將最大化的增加肌球蛋白磷酸化作用，對于波群持續時間足以達到對給定磁場振幅的最佳功率SNR。
實施例2根據本發明的實施方案，功率SNR模型的用途在體內創傷修復模式中進一步的驗證。鼠損傷模型已經廣泛的以生物力學和生物化學為特征，且其用于本研究中。使用重300余克的健康、年輕的成年雄性SpragueDawley鼠。
動物以腹腔內注射量的75mg/kg的氯胺酮和0.5mg/kg的美托咪定麻醉。在已經到達足夠的麻痹之后，刮削背部，以稀釋的聚烯吡酮磺/乙醇溶液準備手術，并使用無菌技術覆蓋。使用#10手術刀，進行8-cm線形切口通過皮膚向下至各鼠的背部上的筋膜。直接剖開傷口邊緣以打斷任何殘存的皮膚纖維，留下的損傷開口的寬度大約4cm。用施加壓力來得以止血以避免對皮膚邊緣的任何損害。而皮膚邊緣以4-0的Ethilon連續縫合而關閉。手術后，動物接受腹膜內的丁丙諾啡0.1-0.5mg/kg。將它們放于各自的籠中并隨意接受食物和水以及飼料。
PMF曝光包括兩個脈沖無線頻率波形。第一種是標準的臨床PRF信號，其包括27.12MHz正弦波在1高斯振幅的65μsec波群并以600波群/秒重復。第二種是根據本發明實施方案重新設置的PRF信號。這個信號的波群持續時間增加到2000μsec，以及振幅和重復率分別減少到0.2G和5波群/秒。PRF的應用為30分鐘，每天兩次。
在損傷切除后立即進行張力強度。橫切的兩個1cm寬的皮膚條與來自各樣本的傷痕正交，并用于測量以kg/mm2為單位的張力強度。從各鼠的相同區域切割所述條以確保測量的一致性。而所述條固定于張力計上。以10mm/min使此條負載，且記錄在傷口被牽拉分開之前的最大壓力。最終用于比較的張力強度取決于得到的來自相同損傷的所述兩條的以千克每平方毫米為單位的最大負載平均值。
結果顯示，對于曝光組，65μsec、1高斯的PRF信號的平均張力強度是19.3±4.3kg/mm2，相反地對于對照組(p＜.01)，平均張力強度為13.0±3.5kg/mm2，其增加了48％。相比之下，對根據本發明實施方案構建的使用功率SNR模型的2000μsec、0.2高斯的PRF信號的平均張力強度，對于處理組是21.2±5.6kg/mm2，相反對于對照組平均張力強度是13.7±4.1kg/mm2(p＜.01)，其增長了54％。兩種信號的結果彼此之間沒有顯著不同。
這些結果說明本發明的實施方案允許新PRF信號構建為以非常低的功率產生。根據本發明實施方案構建的PRF信號以低功率的方式在鼠模型中加速傷口修復，相對的臨床PRF信號，其加速傷口修復，但是它的產生需要多于兩個數量級的更多的功率。
實施例3在這個實施例中Jurkat細胞(人體T細胞白血病細胞系)與帶有細胞周期停滯的T細胞受體的PMF刺激作用反應，并因此而表現為類似于通過諸如抗CD3等T細胞抗原刺激的正常T淋巴細胞。例如在骨骼治愈中，結果顯示60Hz和PEMF場二者減少Jurkat細胞的DNA合成，由于在共刺激信號不存在的情況下PMF與T細胞受體相互作用其是預期的。這與抗炎癥反應相一致，正如已經在PMF刺激的臨床應用中觀察到的。PEMF信號是更加有效的。根據本發明的實施方案進行的計量測定分析表明為什么兩種信號都是有效的以及為什么PEMF信號對于大多數EMF敏感的生長階段的Jurkat細胞比60Hz信號更加有效。
來自兩種使用的信號的計量測定的比較包括為功率SNR的熱噪音電壓的能譜與EMF敏感靶通路結構的感應電壓的能譜的比率的計算。使用的靶通路結構是在Jurkat細胞上的受體位點的離子結合，所述細胞懸浮于2mm培養基。來自包括200μsec脈沖的5 msec波群、于15/sec重復的PEMF信號的在結合位點的平均電場峰值是1mV/cm，然而對于60Hz信號的所述值為50μV/cm。
圖8是結果的圖表，其中以Hz為單位的感應場頻率801繪制在X軸上，及功率SNR 802繪制在Y軸上。圖8圖示了兩種具有充足能譜的信號，所述能譜是功率SNR≈1，其在結合動力學的頻率范圍內可被檢測。但是，PEMF信號的最大功率SNR顯著高于60Hz信號的最大功率SNR。這是由于PEMF信號有許多頻率部分落入結合通路的帶通內。60Hz信號的單頻率部分存在于靶通路的帶通的中點。用于本實施例的功率SNR的計算依賴于從離子結合比率常數得到的τion。如果使這種計算事先進行，將得出結論，即兩種信號滿足基本的檢測能力要求，并可以在用于這些細胞中的DNA合成的級聯調節的開始調節EMF敏感的離子結合通路。之前的實施例解釋了使用Ca/CaM結合的比率常數可以導致生物效應的EMF信號在多種系統中成功的推測。
已經描述了用于對人、動物和植物的分子、細胞、組織和器官傳遞電磁治療的方法和裝置，應當注意的是可以通過本領域技術人員以上述教導的思路做出修改和改變。因此應當理解的是可在本發明公開的特定實施方案中所做的改變，其落入由所附權利要求所定義的本發明的范圍和主旨之內。
權利要求
1.一種用于植物、動物、和人的電磁治療方法，其包括如下步驟根據具有至少一波形參數的數學模型設置至少一波形，所述至少一波形是使用波形設置裝置耦合到靶通路結構的(101)；選擇所述至少一波形參數的值以便所述至少一波形設置為在所述靶通路結構中是可檢測的，高于所述靶通路結構本底活性(102)；使用耦合設備從所述設置的至少一波形產生電磁信號(103)；以及使用所述耦合設備將所述電磁信號耦合到所述靶通路結構(104)。
2.如權利要求1所述的方法，其中所述靶通路結構包括分子、細胞、組織、和器官的至少之一。
3.如權利要求1所述的方法，其中所述至少一波形參數包括將所述至少一波形設置為在大約0.01Hz和大約100MHz之間的頻率部分參數、遵循任意振幅函數的波群振幅包絡參數、遵循定義振幅函數的波群振幅包絡參數、根據任意寬度函數在每一重復變化的波群寬度參數、根據定義寬度函數在每一重復變化的波群寬度參數、在所述靶通路結構中在大約1μV/cm和大約100mV/cm之間變化的峰值感應電場參數、以及在所述靶通路結構中在大約1μT和大約0.1T之間變化的峰值感應磁電場參數的至少之一。
4.如權利要求3所述的方法，其中所述定義振幅函數包括1/頻率函數、對數函數、混沌函數、和指數函數的至少之一。
5.如權利要求1所述的方法，其中所述選擇至少一波形參數值的步驟(102)還包括選擇所述至少一波形參數值以滿足信號噪聲比模型的步驟。
6.如權利要求1所述的方法，其中所述選擇至少一波形參數值的步驟(102)還包括選擇所述至少一波形參數值以滿足功率信號噪聲比模型的步驟。
7.如權利要求1所述的方法，其中產生電磁信號的所述步驟(103)還包括所述電磁信號的感應產生的步驟。
8.如權利要求1所述的方法，其中產生電磁信號的所述步驟(103)還包括所述電磁信號的電容產生的步驟。
9.如權利要求1所述的方法，其中耦合所述電磁信號的所述步驟(104)還包括以電化學方法將所述電磁信號耦合到所述靶通路結構的步驟。
10.如權利要求1所述的方法，其中耦合所述電磁信號的所述步驟(104)還包括以靜電學方法將所述電磁信號耦合到所述靶通路結構的步驟。
11.如權利要求1所述的方法，其中所述耦合設備
12.如權利要求1所述的方法，其中所述耦合設備包括電極。
13.如權利要求1所述的方法，還包括使用標準醫學治療和非標準醫學治療的至少之一附加所述電磁治療的步驟。
14.如權利要求1所述的方法，還包括使用標準物理治療和非標準物理治療的至少之一結合所述電磁治療的步驟。
15.如權利要求1所述的方法，還包括使用所述電磁治療以調節由活體細胞的生長因子、細胞因子、和調節物質的產生和利用的步驟。
16.如權利要求1所述的方法，還包括使用所述電磁治療以調節組織生長和修復的步驟。
17.如權利要求1所述的方法，還包括使用所述電磁治療減少肌骨骼和神經起端的慢性和急性疼痛的步驟。
18.如權利要求1所述的方法，還包括使用所述電磁治療減少水腫的步驟。
19.如權利要求1所述的方法，還包括使用所述電磁治療用于糖尿病和壓力潰瘍的治療的步驟，其中所述潰瘍是慢性的。
20.如權利要求1所述的方法，還包括使用所述電磁治療用于增加血流量和微脈管血液灌注的至少之一的步驟。
21.如權利要求1所述的方法，還包括使用所述電磁治療用于新血管形成和血管生成至少之一的步驟。
22.如權利要求1所述的方法，還包括使用所述電磁治療以增強對惡性和良性疾病的免疫反應的步驟。
23.如權利要求1所述的方法，還包括使用所述電磁治療以增強滲出的步驟。
24.如權利要求1所述的方法，還包括使用定位裝置對所述植物、動物、和人傳遞所述電磁治療的步驟。
25.如權利要求24所述的方法，其中所述定位裝置包括解剖支承、解剖包帶和衣服的至少之一。
26.如權利要求24所述的方法，其中所述衣服包括服裝、流行裝飾、和鞋的至少之一。
27.如權利要求24所述的方法，其中所述波形設置裝置和所述耦合設備是便攜的。
28.如權利要求24所述的方法，其中所述波形設置裝置和所述耦合設備是可拆卸的。
28.如權利要求24所述的方法，其中所述波形設置裝置和所述耦合設備是可植入的。
30.一種用于植物、動物、和人的電磁治療裝置，其包括波形設置裝置(201)，其用于根據具有能夠選擇的至少一波形參數的數學模型而設置至少一波形以耦合到靶通路結構，如此所述至少一波形設置為在所述靶通路結構中是可檢測的，高于所述靶通路結構本底活性；以及耦合設備(203)，其通過至少一連接裝置(202)連接到所述波形設置裝置(201)，用于從所述設置的至少一波形產生電磁信號并用于將所述電磁信號耦合到所述靶通路結構。
31.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中所述靶通路結構包括分子、細胞、組織、和器官的至少之一。
32.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中所述至少一波形參數包括將所述至少一波形設置為在大約0.01Hz和大約100MHz之間的頻率部分參數、遵循任意振幅函數的波群振幅包絡參數、遵循定義振幅函數的波群振幅包絡參數、根據任意寬度函數在每一重復變化的波群寬度參數、根據定義寬度函數在每一重復變化的波群寬度函數、在所述靶通路結構中在大約1μV/cm和大約100mV/cm之間變化的峰值感應電場參數、以及在所述靶通路結構中在大約1μT和大約0.1T之間變化的峰值感應磁電場參數的至少之一。
33.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中所述定義振幅函數包括1/頻率函數、對數函數、混沌函數、和指數函數的至少之一。
34.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中選擇所述至少一波形參數值以滿足信號噪聲比模型。
35.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中選擇所述至少一波形參數值以滿足功率信號噪聲比模型。
36.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中所述耦合設備(203)包括感應生成耦合設備。
37.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中所述耦合設備(203)包括電容生成耦合設備。
38.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中所述耦合設備(203)包括感應器。
39.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中所述耦合設備(203)包括電極。
40.如權利要求30所述的電磁治療裝置，還包括定位裝置(600)，其定位用于對所述植物、動物、和人傳遞治療的所述電磁治療裝置(200)。
41.如權利要求40所述的電磁治療裝置，其中所述定位裝置(600)是解剖支承(601)、解剖包帶和衣服的至少之一。
42.如權利要求41所述的電磁治療裝置，其中所述衣服包括服裝、流行裝飾、和鞋的至少之一。
43.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中所述波形設置裝置(201)、連接裝置(202)、和耦合設備(203)的至少之一是便攜的。
44.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中所述波形設置裝置(201)、連接裝置(202)、和耦合設備(203)的至少之一是可拆卸的。
45.如權利要求30所述的電磁治療裝置，其中所述波形設置裝置(201)、連接裝置(202)、和耦合設備(203)的至少之一是可植入的。
全文摘要
一種用于植物、動物和人類的電磁治療裝置及方法，其包括根據具有至少一波形參數的數學模型設置至少一波形，所述至少一波形耦合到靶通路結構101；選擇所述至少一波形參數的值，以使所述至少一個波形設置為在所述靶通路結構中是可檢測的，高于所述靶通路結構本底活性(background activity)，102；從所述設置的至少一波形中產生電磁信號103；并使用耦合設備將所述電磁信號耦合到所述靶通路結構104。
文檔編號A61N1/40GK1901967SQ200480040310
公開日2007年1月24日 申請日期2004年12月4日 優先權日2003年12月5日
發明者亞瑟·皮拉 申請人:Ivivi科技有限公司