自容式電磁腦面部區域治療設備及其使用方法

專利名稱：自容式電磁腦面部區域治療設備及其使用方法
技術領域：
本發明一般涉及一種設備和方法，其通過調節毛發、腦、神經和其它 組織與其所在處的電磁環境的相互作用，來使用電磁療法治療，用于毛發 維護和恢復以及用于治療退4亍性神經病理學和其它腦面部疾病，包括睡眠 障礙。本發明還涉及一種通過將編碼的電磁信息應用于人類和動物的分 子、細胞、組織和器官來更改細胞和組織的生長、修復、維護以及一般行 為的方法。更具體地，本發明涉及高度特定的電磁信號模式的外科無創性 耦合對毛發和其它腦面部組織的應用。特別是，根據本發明的實施方式涉 及使用一種自容式設備，該設備發射使用特定數學模型配置的時變磁場
("PMF，)，以通過影響生長因子和其它細胞因子釋^:的初始步驟，例如離 子/配體結合，如鉤與4丐調蛋白的結合，來增強毛發和其它組織的生長和修 復。
背景技術：
現在完全確認，弱的非熱電磁場("EMF")的應用可導致在生理學上 有意義的體內和體外的生物效應。
EMF用于骨骼修復和骨骼愈合的應用。包括低頻分量和低功率的波形 目前用于骨科臨床。使用骨骼修復信號的起源，通過考慮電通道可構成一 種骨骼可通過它來適應性地對EMF信號作出響應的手4爻而開始。使用細 胞膜的電化學模型的線性物理化學方法預測EMF波形圖案的范圍，對于 該EMF波形圖案的生物效應可能是期望的。因為細胞膜是可能的EMF目 標，找到波形參數的范圍變得必要，對于該波形參數的感應電場可電化學 地耦合在細胞表面處，例如電壓依賴性動力學。該線性模型的擴展也包括洛倫茲力分析。
從27.12 MHz連續正弦波得到的脈沖射頻("PRF，)信號用于深層組 織愈合，在現有的透熱療法領域中是已知的。透熱療法信號的脈沖后繼最 初#皮才艮告為能夠在感染的治療中引起非熱生物效應的電萬茲場。PRF治療應 用已經被報告用于減輕軟組織中的創傷后和手術后疼痛和水胂、傷口愈 合、燒傷治療和神經再生。用于解決創傷性水腫的EMF的應用在近年來 被越來越多地使用。至今為止在動物和臨床研究中使用PRF的結果表明， 可通過這樣的電^f茲刺激顯著地減輕水胂。
EMF劑量測定的現有技術考慮因素，沒有考慮到與離體細胞的特性相 對的組織結構的介電特性。
近年來，在射頻下的無創性PRF的臨床使用包括使用27.12 MHz正弦 波的脈沖調制的脈沖群，其中每個脈沖群包括具有每脈沖群大約1,700個 正弦周期的65孩"少的寬度以及不同的脈沖重復率。通過對每個PRF脈沖 群使用實質上單個的電壓振幅包絡，限制了能夠耦合到細胞和組織中的相 關介電通道的頻率分量。
時變電》茲場，包括矩形波形，例如脈沖電》茲場，和正弦波形，例如范 圍從幾赫茲到約15到約40MHz范圍的脈沖調制的射頻場，當用作各種肌 肉骨骼的損傷和疾病的附屬療法時，在臨床上是有益的。
在1960年代開始，現代治療和預防設備的發展被與不愈合和延遲愈 合骨折相關的臨床問題所激勵。早期的工作顯示，電通道可為一種骨骼通 過它來適應性地響應于機械輸入的手段。早期的治療設備使用植入的和半 侵入的電極來將直流電("DC")輸送到骨折部位。隨后使用電場和電磁場 發展了無創技術。最初創建這些物理療法，來提供在細胞/組織水平產生電 /機械波形的無創性"非接觸"手段。這些技術在整形外科中的臨床應用導致 被世界范圍內的管理機構所認可的應用，用于治療骨折，例如不愈合和新 鮮骨折，以及用于治療脊柱融合。目前一些EMF設備構成整形外科臨床 實踐的標準醫療i殳備，用于治療難以治愈的骨折。這些設備的成功率非常 高。對此適應癥的數據庫大到足以使其被推薦的使用能夠作為對第一骨骼 移植物的安全、非外科、無創性的可選方案。在雙盲研究中報告了這些技術的附加臨床適應癥，用于治療無血管壞死、腱炎、骨關節炎、傷口修復、 來自關節炎的血液循環和疼痛以及其它肌肉骨骼的損傷。
細胞研究已經表明了弱低頻電磁場對信號轉導通道和生長因子合成
的影響。可以顯示，EMF在短的類似觸發的持續時間之后刺激生長因子的 分泌。在細胞膜處的離子/酉己體結合過程通常被考慮為初始的EMF目標通 道結構。對例如骨骼修復的治療的臨床相關性是生長因子產生的上調
(upregulation)，例如調節(modulation),作為骨骼修復的正常分子調整 的一部分。細胞水平研究顯示對鈣離子傳輸、細胞增殖、胰島素生長因子
("IGF-n，，)釋放和造骨細胞中IGF-II受體表達(receptor expression )的影 響。對胰島素生長因子-I ("IGF-I")和IGF-II的影響也在大鼠骨折胼胝體 中被演示。顯示了在大鼠中的骨誘導模型中，用PEMF刺激轉化生長因子 |3 ("TGF-P，，)信使RNA ("mRNA")。研究也展示了在類似人類造骨細胞 的標明為MG-63的細胞系中通過PEMF進行的TGF-p mRNA上調，其中 TGF-pi、膠原質和骨鈣素合成有所增加。PEMF在來自人類不愈合組織的 增生性和萎縮性細胞中刺激TGF-pi的增加。進一步的研究已經展示了由 于EMF對4丐/釣調蛋白依賴性通道的直接影響所引起的在造骨細胞培養物 中TGF-pi mRNA和蛋白質的增加。軟骨細胞研究顯示了來自EMF的 TGF-pl mRNA和蛋白質合成的類似的增加，展示對關節修復的治療應用。 各種研究得出結論，生長因子產生的上調可能是在電磁刺激下的組織水平 機制中的共同特征。當使用特定的抑制劑時，EMF可通過釣調蛋白依賴性 通道起作用。以前曾經報導過，特定的PEMF和PRF信號以及弱靜態磁場 在無細胞的酶制劑中調節Ca"與CaM的結合。此外，還展示了在造骨細 胞培養物中通過PEMF對BMP2和BMP4進行的mRNA的上調和在骨骼 和軟骨中通過PEMF進行的TGF-f31的上調。
然而，在本領域中的現有技術沒有才艮據離子/配體結合轉導通道配置波 形。現有技術波形效率低，因為現有4支術波形對活的組織和細胞應用不必 要的高振幅和功率，需要不必要的長的治療時間，并且不能通過便攜式設 備產生。在本領域中的現有技術裝備體積龐大，沒有針對戶外使用而設計， 并且不是自容式的(self-contained )。因此，存在對一種設備和方法的需要，該設備和方法更有效地調節
(modulate)用于調整(regulate)毛發和其它腦面部組織的生長和》務復的 生物化學過程，縮短治療時間，并且包含小型化的電路和輕質涂藥器，因 而允許設備是便攜式的，并且如果需要，可以是用后即可丟棄的。進一步 存在對一種設備和方法的需要，該設備和方法更有效地調節用于調整毛發 和其它腦面部組織的生長和修復的生物化學過程，縮短治療時間，并且包 含小型化的電路和能夠構造成為可植入的輕質涂藥器。

發明內容
一種用于通過改變毛發和其它腦面部分子、細胞、器官、組織、離子 和配體與其電磁環境的相互作用來對毛發和其它腦面部分子、細胞、器官、 組織、離子和配體進行電磁治療的設備和方法。
根據本發明的實施方式，通過用磁通路線治療可選擇的身體區域，所 述磁通路線包括脈沖群包絡內的一系列EMF脈沖，所述EMF脈沖具有至 少約0.01微秒的最小寬度特征，所述脈沖群包絡具有每脈沖群約1到約 100,000個之間的月永沖，其中所述脈沖群的電壓振幅包絡由隨機變化的參 數定義，其中其瞬時最小振幅不小于其最大振幅的萬分之一。脈沖群重復 率可從約0.01變化到約10,000 Hz。在數學上可定義的#也可用于定義 所述脈沖群的振幅包絡。
通過增加傳送到相關細胞通道的頻率分量的范圍，有利地實現了毛發 和其它腦面部組織的》l"復。
根據本發明的實施方式，通過將隨機的或其它高頻譜密度包絡應用于 單極或雙極矩形或正弦脈沖的脈沖群包絡，所述脈沖感生每厘米在10-8和 IO伏之間的峰值電場(V/cm)，對于可應用于人類、動物和植物中的軟組 織和硬組織的生物愈合過程，能夠獲得更有效和更顯著的效果。較高頻語 密度的脈沖群包絡可有利和有效地耦合到在生理學上相關的介電通道，例 如細胞膜受體、與細胞酶結合的離子以及一般:才黃跨膜的電勢變化，從而培 養、修復和維護毛發和其它腦面部組織。通過有利地應用高頻謙密度電壓包絡作為調制參數或脈沖群定義參
求。這是由于頻率分量更有效地匹配相關的細胞/分子過程。因此，獲得了 增強對相關介電通道的傳輸劑量測定以及降低功率要求的雙重優點。
根據本發明的優選實施方式利用功率信噪比("功率SNR")方法來配 置生物有效的波形，并包含小型化的電路和輕質柔韌的線圈。這有利地允 許利用功率SNR方法、小型化的電路和輕質柔韌的線圈的設備成為完全便 攜式的，且如果需要，允許該設備被構造為用后即可丟棄的，以及如果進 一步需要，允許該設備被構造為可植入的。
特別是，電磁波形的寬頻譜密度脈沖群，配置成在生物目標的通帶內 獲得最大信號功率，被選擇性地應用于目標通道結構，例如毛發和其它腦 面部組織。使用與目標通道結構中的熱噪聲的振幅/功率比較而言獨特的振 幅/功率來選擇波形。信號包括正弦、矩形、混沌(chaotic)和隨機波形中 的至少一種的脈沖群，在每秒約1到約100,000個脈沖群下具有約0.01 Hz 到約100 MHz的范圍的頻率含量，并且脈沖群重復率為從約0.01到約1000 脈沖群/秒。在目標通道結構例如毛發和/或腦面部組織中的峰值信號振幅
位于約1 ^V/cm到約100 mV/cm的范圍內。每個信號脈沖群包絡可以是隨 機函數，其提供適應愈合組織的不同電磁特征的手段。根據本發明的優選 實施方式包括約0.1到約100毫秒脈沖群，該脈沖群包括在脈沖群內以約 0.1到約100千赫茲重復的約1到約200微秒的對稱或不對稱的脈沖。脈 沖群包絡是修改的1/f函凄t,并以在約0.1到約1000Hz之間的隨機重復率 應用。也可使用在約0.1 Hz到約1000Hz之間的固定的重復率。產生了從 約0.001 mV/cm到100 mV/cm的感應電場。才艮據本發明的另一實施方式包 ，括高頻正弦波的約0.01毫秒到約10亳秒的l^沖群，例如27.12 MHz，其 以每秒約1到約100個脈沖群重復。產生了從約0.001 mV/cm到約100 mV/cm的感應電場。作為結果的波形可通過電感或電容耦合被傳送。
發明的公開
本發明的目的是提供在細胞膜處和在細胞之間的接合界面處的電磁敏感調整過程的調節。
本發明的另一目的是提供包括寬帶、高頻譜密度電磁場的治療毛發和 其它腦面部組織的電》茲方法。
本發明的又一 目的是提供一種治療毛發和其它腦面部組織的電磁方 法，該方法包括對電磁信號的脈沖群包絡進行振幅調節，這引起與細胞或
組織內最大數量的相關EMF敏感通道的耦合。
本發明的另 一 目的是提供個體內增強的毛發和其它腦面部組織的生 長和修復，所述個體經受由于醫學疾病如牛皮癬引起的脫發以及作為藥物 治療沖擊和使用結果的脫發。
本發明的另 一 目的是提供可結合藥理學劑和草藥劑并結合標準物理 療法和醫學治療來^f吏用的i殳備和方法。
本發明的另一目的是結合局部藥物治療提供增強的毛發和其它腦面 部組織的生長和修復。
本發明的另 一 目的是提供一種自容式毛發修復和腦面部疾病設備，該 設備可為便攜式的、時尚的以及無論何時無論何地個體需要時都可穿戴。
本發明的另一目的是提供一種自容式毛發修復和腦面部疾病設備，該 i殳備可編程為以特定時間間隔和隨機時間間隔中的至少一個隔釋放電》茲 療法治療。
本發明的更進一步的目的是提供一種自容式毛發修復和腦面部疾病 設備，該設備用在任何類型的頭部物品中，例如帽子、吸汗帶和柔韌的編 織帽。
本發明的又一目的是通過調節血管舒張和刺激新血管形成來增加到 達受損腦面部組織的血'液流量。
本發明的又一 目的是防止在腦面部區域內任何類型的細胞和組織的 損失和退化。
本發明的進一步的目的是增加腦面部區域內細胞和組織的活性。 本發明的更進一步的目的是增加腦面部區域內的細胞種群數。本發明的更進一步的目的是防止腦面部區域內神經元的退化。
本發明的又一 目的是增加腦面部區域內的神經元種群數。
本發明的更進一步的目的是防止腦面部區域內腎上腺素能神經元的 退化。
本發明的又一 目的是增加腦面部區域內的腎上腺素能神經元種群數。
本發明的又一目的是提供一種用于腦面部疾病的調節血管生成和新 血管形成的設備，該設備可在減小的功率電平下操作，并仍然擁有安全、 經濟、可攜帶性和減少的電磁干擾的好處。
本發明的目的是借助于數學模擬來配置波形的功率語，所述配置通過
以下步驟進行使用信噪比("SNR")分析來配置波形，4吏波形最優化以 調節腦面部區域內的血管生成和新血管形成，接著使用產生裝置例如超輕 型線圈來耦合所配置的波形，該超輕型線圈由波形配置設備例如小型化的 電子電路供電。
本發明的另一目的是調節血管生成和新血管形成，所述調節通過以下 步驟進行使用任何輸入波形，即使等效電路是非線性的，如在霍奇金-赫胥黎(Hodgkin-Huxley)膜模型中那樣，來估計腦面部區域內的任何目 標通道結構例如分子、細胞、組織和器官的功率SNR。
本發明的另 一 目的是提供一種自容式毛發修復和腦面部設備，該設備 包含^f吏用功率SNR來調節和調整電^茲療法治療。
本發明的另 一 目的是提供一種方法和設備，該方法和設備使用電磁場 來治療在動物和人類中出現的脫發和其它腦面部疾病，所述電》茲場是通過 最優化待凈皮應用于生物化學目標通道結構的波形的功率i普而選擇的，以實 現對腦面部區域中分子、細胞、組織和器官內的血管生成和新血管形成的 調節。
本發明的另一目的是顯著降低峰值振幅和縮短脈沖持續時間。這可通 過借助于功率SNR使信號內的頻率范圍與腦面部區域中的目標通道結構 例如分子、細胞、組織和器官的頻率響應和敏感度匹配來完成，以實現對 血管生成和新血管形成的調節。根據下文中闡述的附圖的簡要說明、本發明的詳細描述以及同此附上 的斗又利要求，本發明的上面和其它目的和優點將變得清楚。
附圖的簡要說明
下面將參考附圖更詳細地描述本發明的優選實施方式


圖1是根據本發明的實施方式用于毛發修復和腦面部疾病的電磁治療 方法的流程圖2是根據本發明的優選實施方式用于毛發修復和腦面部疾病的電磁 治療設備的視圖3是根據本發明的優選實施方式的小型化電路的結構圖4根據本發明的優選實施方式描述傳送到毛發和腦面部目標通道結 構的波形；
圖5是示出不同脈沖群寬度結果的直方圖6是示出特定的PMF信號結果的直方圖；和
圖7是示出長時間的PMF結果的直方圖。
用于實現本發明的方式
來自PEMF或PRF設備的感應時變電流在毛發和腦面部目標通道結構 例如分子、細胞、組織和器官中流動，且這些電流是刺激物，細胞和組織 能夠以在生理學上有意義的方式對該刺激物作出反應。毛發和腦面部目標 通道結構的電特性影響感應電流的電平和分布。分子、細胞、組織和器官 都處在感應電流通道中，例如細胞處在間隙連接接觸中。在可駐留在膜表 面上的大分子上的位于結合部位處的離子或配體相互作用是依賴于電壓 的過程，其是電化學的，可響應于感應電i茲場("E")。感應電流通過周圍 的離子介質到達這些部位。在電流通道內細胞的存在使感應電流("J")隨 著時間("J(t)")更快地衰減。這是由于來自膜電容的所增加的細胞電阻 抗以及結合和其它電壓敏感的膜過程例如膜傳輸的時間常數。推導出了表示各種膜和帶電的界面結構的等效電路模型。例如，在鈣
("Ca2+")結合中，由于感應E，在結合部位處結合的Ca"的濃度的變化 可在頻域內由阻抗表達式描述，例如
其具有串聯的電阻-電容電等效電路的形式。其中(o是被定義為2兀f的角頻
率，其中f是頻率，i=-l'/2， Zb(CO)是結合阻抗，以及Ri。n和Cj。n是離子結合 通道的等效結合電阻和電容。等效結合時間常數的值Ti。n-R^Ci。n，通過 Ti。n-Ri。nQ。n-l/kb與離子結合率常數kb有關。因此，該通道的特征時間常數 由離子結合動力學確定。
來自PEMF或PRF信號的感應E可使電流流入離子結合通道，并影響 每單位時間結合的Ca"離子的數量。其等效電路是等效結合電容Cj。n兩端
電壓的變化，該變化是對由Q。n存儲的電荷的變化的直接測量。電荷直接
與結合部位中Ca"離子的表面濃度成正比，即，電荷的存儲等效于細胞表 面和接合處的離子或其它帶電物質的存儲。電阻抗測量以及對結合率常數 的直接動力學分析提供了 PMF波形的配置所必需的時間常數的值，以匹 配目標通道結構的通帶。這考慮到任何給定感應E波形的所需頻率范圍， 用于最優耦合到目標阻抗，例如通帶。
與調控分子(regulatory molecule)結合的離子是常見的EMF目標， 例如與鈣調蛋白("CaM")結合的Ca^。該通道的使用基于組織修復的加 速，例如骨骼修復、傷口修復、毛發修復以及其它腦面部分子、細胞、組 織和器官的修復，這種加速涉及調節在不同修復階段中所釋放的生長因 子。生長因子，例如血小板源性生長因子("PDGF")、成纖維細胞生長因 子("FGF，)和表皮生長因子("EGF，)，都包括在適當的愈合階段中。血 管生成和新血管形成也是組織生長和修復所必需的，并可由PMF調節。 所有這些因子都是依賴于Ca/CaM的。
利用Ca/CaM通道可將波形配置為該波形的感應功率充分高于背景熱 噪聲功率。在正確的生理學條件下，該波形可具有在生理學上顯著的生物 效應。將功率SNR模型應用到Ca/CaM需要知道在CaM處結合動力學的Ca2+ 的等效電路。在一級結合動力學內，在CaM結合部位結合的Ca^的濃度
隨著時間的變化，可在頻域內由等效結合時間常數Tj。n-Ri。nCi。n特征化，其 中Ricm和Ci。n是離子結合通道的等效結合電阻和電容。Ti。n通過 Ti。^Ri。nCi。^l/kb與離子結合率常數kb有關。所公布的kb的值可接著用在
細胞陣列模型中，以通過比較由PRF信號感生的電壓與在CaM結合部位 處的電壓中的熱波動來估計SNR。 4吏用PMF響應的數值，例如 Vmax=6.5xl(T7 sec"、 [Ca2+] =2.5pM、 Kd=30mM、 [Ca2+CaM] =KD ( [Ca2+〗+ [CaM])，得到kb=665 sec" (Ti()n = 1.5 msec)。這樣的Ti。n值可用在離子結合 的電等效電路中，同時功率SNR分析可針對任何波形結構執行。
根據本發明的實施方式，數學模型，例如數學方程和/或一系列數學方 程，可配置成類似于在所有電壓依賴性過程中都存在熱噪聲，并表示建立 充足SNR的最小閾值要求。例如，表示最小閾值要求以建立充足的SNR 的數學模型可配置成包括熱噪聲的功率鐠密度，使得熱噪聲的功率譜密度
Sn(①)可表示為
&( ) = 4itrRe[ZM(Jc,0)]
其中ZM(X,(O)是目標通道結構的電阻抗，X是目標通道結構的尺寸，以及
Re表示目標通道結構的阻抗的實部。ZM(x，(D)可表示為 ZM(x，《) = [^^]tanhOo;)
該方程清楚地顯示目標通道結構的電阻抗，以及來自細胞外液電阻 ("Re")、細胞內液電阻("Ri")和膜間電阻("Rg")的貢獻，這些電阻電 連接到毛發和其它腦面部目標通道結構，所有這些都有助于噪聲過濾。
估計SNR的一般方法使用均方才艮(RMS)噪聲電壓的單值。這通過
在與完整的膜響應或目標通道結構的帶寬有關的所有頻率上取 &(w)=牲rRe[Z^ (x，w)]的積分的平方根來計算。SNR可由下述比值表示
纖=則其中IVM(CO)I是當被所選擇的波形傳遞到目標通道結構時在每個頻率處的 電壓的最大振幅。
根據本發明的實施方式包括具有高頻謙密度的脈沖群包絡，使得對相 關介電通道的治療效果得到增強，例如細胞膜受體、與細胞酶結合的離子
以及一般橫跨膜電勢改變(potential change )。因此，通過增加傳送到相關 細胞通道的若干頻率分量，可適用于已知的毛發和其它腦面部組織生長機 制的大范圍的生物物理現象，例如調節生長因子和細胞因子釋放以及在調 控分子處的離子結合，都是可以取得的。根據本發明的實施方式，將隨機 的或其它高頻i普密度包絡應用于引起在約10-8和約100 V/cm之間的峰值電 場的單才及或雙極矩形或正弦脈沖的脈沖群包絡，對可應用于軟組織和硬組 織的生物愈合過程產生較大的效果。
根據本發明的又一實施方式，通過應用高頻譜密度電壓包絡作為調制 參數或脈沖群定義參數，對這種調幅的脈沖群的功率要求可明顯低于包含 類似頻率范圍內的脈沖的未調制的脈沖群的功率要求。這是由于通過將不 規律且優選地隨機的振幅施加到原本將是實質上均勻的脈沖群包絡上而 產生的重復的脈沖群序列內占空因數的實質減小。因此，獲得了對相關介 電通道的傳輸劑量測定增強以及功率要求降低的雙重優點。
參考圖1,其中圖1是根據本發明的實施方式用于將可被脈沖調制的 電》茲信號傳輸到毛發和腦面部組織目標通道結構例如動物和人類的離子 和配體用于治療和預防目的的方法的流程圖。
具有至少 一個波形參數的至少一個波形配置成耦合到毛發和腦面部目 標通道結構，例如離子和配體(步驟101)。毛發和腦面部目標通道結構位 于腦面部治療區域內。腦面部區域的例子包括但不限于毛發、腦、竇、腺 樣增殖體(adenoid )、扁桃腺、目艮、鼻、耳、牙和舌。
所述至少一個波形參數選擇成最大化毛發和腦面部目標通道結構中信 噪比和功率信噪比中的至少一個，以便波形在毛發和腦面部目標通道結構 中在其背景活動上是可檢測的(步驟102),背景活動是諸如目標通道結構 處的電壓和電阻抗中的基線熱波動，這種基線熱波動依賴于細胞和組織狀 態，即，該狀態是否是休眠、生長、替換以及響應于損傷以產生在生理上有益的結果中的至少一個。為了成為在毛發和腦面部目標通道結構中可抬， 測的，通過使用所述目標通道結構的一個常數以估計信噪比和功率信噪比 中的至少一個，來選擇所述至少一個波形參數的值，以比較由所述至少一
和電阻抗中的基線熱波動，由此通過使所述目標通道結構的通帶內的信噪 比和功率信噪比中的至少一個最大化，使得在所述目標通道結構中出現借 助于所述至少一個波形進行的生物有效的調節。
所產生的電i茲信號的優選實施方式由具有至少 一個波形參數的任意波
形的脈沖群組成，其包4舌范圍從約0.01 Hz到約100 MHz的多個頻率分量， 其中所述多個頻率分量滿足功率SNR模型(步驟102)。重復的電磁信號 可例如感應地或電容性地從所述配置的至少一個波形產生(步驟103 )。電 磁信號還可為非重復性的。電磁信號通過放置成與目標通道結構極接近的 耦合裝置，例如電極或感應器，來耦合到毛發和腦面部目標通道結構，例 如離子和配體(步驟104)。該耦合增強了對毛發以及其它腦面部分子、組 織、細胞和器官內離子和配體與調控分子的結合的調節。
圖2示出根據本發明的設備的優選實施方式。該設備是自容式的、輕 質的和便攜式的。小型控制電路201耦合到至少一個連接器202例如電線 的末端，然而，控制電路也可無線地工作。所述至少一個連接器的相對端 耦合到產生裝置例如電線圏203。小型控制電路201以應用數學模型的方 式構造，該數學模型用于配置波形。所配置的波形必須滿足功率SNR,以 便對于給定和已知的毛發和腦面部目標通道結構，可能選擇滿足功率SNR 的波形參數，以^更波形產生在生理上有益的結果例如生物有效的調節，且 在毛發和腦面部目標通道結構中在其背景活動上是可檢測的。根據本發明 的優選實施方式應用數學模型，以在毛發和腦面部目標通道結構例如離子 和配體內感生時變i茲場和時變電場，包括以每秒約0.1到約100個脈沖重 復的約1到約IOO樣史秒矩形脈沖的約0.1到約100 msec脈沖群。感應電場 的峰值振幅在約1 pV/cm到約100mV/cm之間，根據修改的1/f函數而變 化，其中f頻率。使用根據本發明的優選實施方式配置的波形，可每天在 低于1分鐘到240分鐘的優選的總暴露時間內，應用于毛發和腦面部目標通道結構例如離子和配體。然而，可使用其它暴露時間。由小型控制電路
201配置的波形可通過連接器202傳送到產生裝置203例如電線圈。產生 裝置203傳送可用于向毛發和腦面部目標通道結構例如毛發組織提供治療 的脈沖調制的磁場。小型控制電路在規定的時間內應用脈沖調制的磁場， 并可在給定的時間段內自動重復應用脈沖調制的磁場如所需要的一樣多， 例如一天10次。小型控制電路可配置成可編程的，對^f壬何時間重復序列 應用脈沖調制的磁場。根據本發明的優選實施方式可通過合并到定位裝置 中而定位成治療毛發204,從而使該單元成為自容式的。將脈沖調制的磁 場耦合到毛發和腦面部目標通道結構例如離子和配體，治療性和預防性地 減少了炎癥，從而有利地減少了疼痛并促進了腦面部區域中的愈合。當電 線圈用作產生裝置203時，電線圈可使用時變磁場供電，根據法拉第定律， 該磁場在目標通道結構內感生時變電場。也可使用電化學耦合來應用由產 生裝置203產生的電^茲信號，其中電極與皮膚或毛發和腦面部目標通道結 構的另一外部電傳導性邊界直接接觸。然而在根據本發明的另一實施方式 中，也可使用靜電耦合來應用由產生裝置203產生的電磁信號，其中在產 生裝置203例如電極與毛發和腦面部目標通道結構例如離子和配體之間存 在空氣間隙。根據本發明的優選實施方式的優點是，其超輕質線圈和小型 化電路允許用于一般的物理療法治療方式，以及用在需要毛發生長、疼痛 減輕以及組織和器官愈合的任何腦面部位置處。根據本發明的優選實施方 式的應用的有利結果是，毛發生長、修復和維護可在任何地方和在任何時 間完成并增強，例如當駕駛汽車或看電視時。優選實施方式的應用的又一 有利結果是，腦面部分子、細胞、組織和器官的生長、修復和維護可在任 何地方和在任何時間完成并增強，例如當駕駛汽車或看電視時。
圖3描述了根據本發明的優選實施方式的小型控制電路300的結構圖。 小型控制電路300產生驅動產生裝置例如上面在圖2中描述的線圏的波 形。小型控制電路可由任何激發裝置例如開啟/關閉開關來激發。小型控制 電路300具有電源例如鋰電池301。電源的優選實施方式具有3.3V的輸出 電壓，但可^f吏用其它電壓。在才艮據本發明的另一實施方式中，電源可為外 部電源，例如電流電源插座，如AC/DC電源插座，例如通過插頭和電線 耦合到本發明。開關電源302控制微控制器303的電壓。微控制器303的優選實施方式使用8位4 MHz樣i控制器303,但可使用其它位MHz組合 的微控制器。開關電源302也將電流輸送到存儲電容器304。本發明的優 選實施方式使用具有220ixF輸出的存儲電容器，但可使用其它輸出。存儲 電容器304允許高頻脈沖傳遞到耦合裝置，例如感應器(未示出)。微控 制器303也控制脈沖整形器305和脈沖相位定時控制306。脈沖整形器305 和脈沖相位定時控制306確定脈沖形狀、脈沖群寬度、脈沖群包絡形狀和 樂^沖群重復率。積分波形發生器，例如正弦波或任意數字發生器，也可被 合并以提供特定的波形。電壓電平轉換子電路307控制傳遞到目標通道結 構的感應場。開關Hexfet 308允許具有隨機振幅的脈沖傳遞到輸出309, 輸出309將波形按規定路線發送到至少一個耦合裝置，例如感應器。微控 制器303也可控制毛發和腦面部目標通道結構例如分子、細胞、組織和器 官的單一治療的總暴露時間。小型控制電路300可構造成可編程的并在規 定的時間內應用脈沖調制的磁場，以及可構造成在給定的時間段內自動重 復應用脈沖調制的磁場與所需要的一樣多，例如一天10次。根據本發明 的優選實施方式使用約IO分鐘到約30分鐘的治療時間。
參考圖4，其示出根據本發明的實施方式的波形400。脈沖401在具有 有限的持續時間403的脈沖群402內重復。該持續時間403使得可^皮定義 為脈沖群持續時間與信號周期的比率的占空因數在約l到約10-5之間。根 據本發明的優選實施方式利用類矩形(pseudo rectangular) lO孩t秒脈沖， 用于在約10到約50 msec內應用在脈沖群402內的脈沖401,脈沖群402 具有修改的1/f振幅包絡404，并具有相應于在約0.1和約IO秒之間的脈 沖群周期的有限的持續時間403。
實施例1
在標準酶化驗中，對鈣依賴性肌球蛋白磷酸化實驗地測試了用于PMF 信號配置的功率SNR方法。無細胞的反應混合物對磷酸化率和對欠飽和 Ca"濃度，選擇成在幾分鐘的時間內是線性的。這為將是EMF-敏感的 Ca^/CaM打開了生物窗。如果Ca^相對于CaM在飽和水平，則此系統對 ^研究中利用的水平的PMF不會作出響應，且反應沒有減慢到分鐘的時間范圍。使用從火雞砂嚢分離出來的肌球蛋白輕鏈("MLC")和肌球蛋白 輕鏈激酶("MLCK")來進行實驗。反應混合物由基本溶液組成，該基本 溶液包含40mMHepes緩沖液，pH 7.0; 0.5 mM醋酸鎂；1 mg/ml牛血清 白蛋白，0.1。/0(w/v)非離子活性劑(Tween) 80;以及lmMEGTA12。自由 的Ca"在l-7^M范圍內變化。 一旦Ca"緩沖被建立，新鮮制備的70 nM CaM、 160 nM MLC和2 nM MLCK就添加到基本溶液，以形成最終的反 應混合物。低的MLC/MLCK比率允許在分鐘時間范圍內的線性時間行為。 這提供了可再生的酶活動和最小化的吸液(pipetting)時間誤差。
反應混合物每天為每個系列的實驗被新鮮地制備，并以100 (iL份等分 到1.5 ml Eppendorf試管中。包含反應混合物的所有Eppendorf試管保持在 0°C,接著傳送到特別設計的水浴器，該水浴器通過由通過費希爾(Fisher) 科學模型900熱交換器的通道預熱的水的恒定灌注來維持在37士o.rc。使 用熱敏電阻探測器來監控溫度，例如Cole-Parmer模型8110-20,在所有實 驗期間該熱敏電阻探測器浸沒在一個Eppendorf試管中。反應以2.5 pM 32PATP開始，并以包含30 pM EDTA的Laemmli試樣緩沖溶液停止。在 每個實驗中給五個空白試樣的最小值計數。空.白部分包括總化驗混合物減 去活性組分Ca"、 CaM、 MLC或MLCK之一。空白部分計數高于300 cpm 的實驗被排除。磷酸化被允許繼續進行5分鐘，并通過使用TM分析模型 5303 Mark V液體閃爍計數器對合并在MLC中的32P計數而被評估。
信號包括高頻波形的重復脈沖群。振幅在(K2G維持恒定，且重復率 對所有暴露為l脈沖群/秒。脈沖群持續時間根據功率SNR分析的預測從 65 psec變化到1000 psec，該分析顯示當脈沖群持續時間接近500 psec時， 將獲得最佳功率SNR。結果在圖5中示出，其中以psec為單位的脈沖群 寬度501在x軸上繪出，而肌球蛋白磷酸化502作為已經處理/假性處理 (treated/sham)在y軸上繪出。可以看到，在大約500 |isec, PMF對與 CaM結合的Ca^的影響接近其最大值，正如功率SNR模型所示的一樣。
這些結果證實，根據本發明的實施方式配置的PMF信號在脈沖群持 續時間足以獲得給定磁場振幅下的最佳功率SNR時，將最大地增加了肌球 蛋白磷酸化。實施例2
根據本發明的實施方式，功率SNR模型的使用，進一步在生物體內傷 口修復模型中被驗證。大鼠傷口模型在生物機械學和生物化學上被充分特 征化，并用在本研究中。利用重量超過300克的健康年輕的成年Sprague Dawley雄性大鼠。
用克他命(Ketamine) 75 mg/kg和美4乇n米口定(Medetomidine ) 0,5 mg/kg 的腹膜內劑量來麻醉動物。在獲得充分的麻醉之后，背部被剃光，用稀釋 的聚維酮碘/酒精溶液準備，并使用消毒技術蓋上消毒蓋布。使用#10解剖 刀，在每只大鼠的背部上從皮膚向下到筋膜，做一個8cm的直線切口。傷 口邊緣凈皮生硬地切開，以折斷任何剩余的真皮纖維，留下大約4cm直徑的 敞開的傷口。以施加的壓力獲得止血，以避免對皮膚邊緣的任何傷害。接 著用4-0Ethilon連續縫合線，來縫合皮膚邊緣。在手術后，動物在腹膜內 接納丁丙諾非(Buprenorphine ) 0.1-0.5 mg/kg。它們被放在單獨的籠子里 并隨意地進食和4t水。
PMF暴露包括兩個脈沖調制的射頻波形。第一個是標準臨床PRF信 號，其包括在1高斯振幅的27.12 MHz正弦波的65 ixsec脈沖群,并以600 脈沖群/sec重復。第二個是根據本發明的實施方式重新配置的PRF信號。 對于該信號，脈沖群持續時間增加到2000psec，且振幅和重復率分別減小 到0.2 G和5脈沖群/sec。每天兩次應用PRF 30分鐘。
在傷口切除之后緊接著進行抗張強度。從每個試樣中垂直于傷疤橫切 兩個lcm寬度的皮膚條，并用于測量以kg/mn^為單位的抗張強度。從每 只大鼠中的相同區域切除皮膚條，以確保測量的一致性。皮膚條接著被安 裝在張力計上。以10mm/min向皮膚條力口載，并在記錄傷口被撕開之前所 產生最大的力。通過取來自相同傷口的兩個皮膚條的以每mm2千克為單位 的最大負載的平均值來確定用于比較的最終抗張強度。
結果顯示，65 psec 1高斯PRF信號的平均抗張強度對暴露組為 19.3±4.3kg/mm2,與對照組的13.0±3.5kg/mm2 (p<.01)相比，增加48%。 相反，根據本發明的實施方式使用功率SNR模型配置的2000 psec 0.2高 斯PRF信號的平均抗張強度對處理的組為21.2±5.6kg/mm2，與對照組的13.7±4.1kg/mm2 (p<.01)相比，增加54%。這兩個信號的結果不是明顯地 不同于4皮此。
這些結果展示，本發明的實施方式允許配置可用相當低的功率產生的 新的PRF信號。該PRF信號根據本發明的實施方式配置，以低功率方式 加速大鼠模型內的傷口修復，與臨床PRF信號相對，其加速傷口修復，但 需要產生多于兩個數量級的更多的功率。
實施例3
本實施例示出通過功率SNR方法選擇的PRF電f茲場對培養物中的神 經元的作用。
從胚胎期15-16天的嚙齒動物的中腦建立原始培養物。此區域被解剖、 通過機械研磨分離成單個細胞，且細胞沉積在限定的介質或具有血清的介 質中。 一般在培養的6天之后處理細胞，這時神經元已經成熟并形成了使 它們變得易受生物相關的毒素侵害的機制。在處理之后，收集條件培養基。 對生長因子例如成纖維細胞生長因子卩("FGFb")的酶耳關免疫吸附劑分析 ("ELISA")，被用于量化其到介質中的釋放。通過酪氨酸羥化酶("TH") 的抗體，即， 一種將氨基酸酪氨酸轉化成左旋多巴—多巴胺的前體的酶，
來識別多巴胺能神經元，因為多巴胺能神經元是在該系統中產生這種酶的 唯一的細胞。通過在100x放大率下對越過培養亞的垂直條中的TH+細胞 計數，來量化細胞。
血清包括營養素和支持神經元生存的生長因子。血清的排除引起神經 元細胞死亡。培養基被改變，且細胞被暴露給PMF (功率電平6,脈沖群 寬度3000 nsec，以及頻率1 Hz )。利用了四組。組1不使用PMF暴露(空 組)。組2 ^f吏用預處理(在介質變化之前PMF處理2小時)。組3使用后 處理(在介質變化之后PMF處理2小時)。組4使用即時處理(PMF處理 與介質變化同時進行)。
在培養物在血清才是取之前暴露給PMF時的2天以后，結果展示存活 的多巴胺能神經元的數量的增加48%。其它處理方式對存活的神經元的數量沒有明顯的影響。結果在圖6中示出，其中處理的類型顯示在x軸上， 而神經元的數量顯示在y軸上。
圖6中，處理601顯示在x軸上，而神經元602的數量顯示在y軸上， 圖6顯示在分別減小了介質中血清濃度46%和48之后，PMF信號D和E 增加了多巴胺能神經元的數量。這兩個信號配置有3000 psec的脈沖群寬 度，且重復率分別為5/sec和1/sec。值得注意地，在該實驗中以長期模式 (chronic paradigm )實施信號D，但是信號E僅被實施一次血清提取之 前2小時，與實驗l(見上面)相同，產生相同量級的效應(46%對48%)。 因為介質中血清的減少降低了營養素和生長因子的可用性，PMF通過培養 物本身引起這些因子的合成或釋放。
本實驗的這部分被執行以示出由6-OHDA引起的PMF毒性的效應， 產生多巴胺能細胞死亡的充分特征化的機制。該分子通過高親和力多巴胺 轉運體進入細月包，并抑制線粒體酶復合體I ( mitochondrial enzyme complex I )，因而通過氧化應激殺死這些神經元。在長期或短期PMF暴露模式之后， 用25 ^M6-羥基多巴胺("6-OHDA")處理培養物。圖7示出了這些結果， 其中處理方式701顯示在x軸上，而神經元的數量702顯示在y軸上。當 沒有PMF處理時，毒素殺死了大約80%的多巴胺能神經元。 一劑量PMF (功率=6;脈沖群寬度=3000 psec;頻率-l/sec)比只應用6-OHDA的情 況，明顯增加了神經元存活物(2.6倍；pS0.02)。該結果特別關系到形成 帕金森氏癥的神經保護策略，因為6-OHDA用于損傷帕金森氏癥的標準嚙 齒動物模型中的多巴胺能神經元，且毒性機理在某些方面類似于帕金森氏 癥本身中神經退化的機理。
實施例4
在本實施例中，電磁場能用于刺激生物體內模型中的新血管形成。使 用兩種不同的信號， 一種根據現有技術配置，而笫二種根據本發明的實施 方式配置。
每個重約300克的108個Sprague-Dawley iN生大鼠均分成9組。用以0.1 cc/g的克他命/乙酰丙溱/Stadol的混合物麻醉所有的動物。使用無菌外 科技術，每個動物被使用顯微外科技術切割下12cm到14cm的一段尾部 動脈。動脈用60U/ml的肝素化的鹽水沖洗，以除去任何血液或栓塞。
具有0.4 mm到0.5 mm的平均直徑的這些尾部脈管，接著使用兩個端 對端吻合術(anastomose),被縫合到右股動脈的橫切的近側段和遠側段， 產生股動脈環。所產生的環接著放置在動物的腹壁/腹股溝肌肉組織上產生 的皮下袋狀物中，且腹股溝切口用4-0Ethilon閉合。每個動物接著隨機放 置到9組中的一組中組1到3(對照)，這些大鼠不接受電磁場治療，并 在4、 8和12星期時^皮殺死；組4到6，在4、 8和12星期內使用0.1高 斯電f茲場一天兩次治療30分鐘(動物分別在4、 8和12星期時^皮殺死)； 以及組7到9，在4、 8和12星期內使用2.0高斯電磁場一天兩次治療30 分鐘(動物分別在4、 8和12星期時被殺死)。
使用根據本發明的實施方式構造的設備，將脈沖調制的電磁能應用于 凈皮治療的組。在實馬全組中的動物，j吏用短脈沖(2 msec到20 msec ) 27.12 MHz,在O.l高斯或2.0高斯下， 一天兩次被治療30分鐘。動物被定位在 涂藥器上端的頂部上，并被限制以確保治療被正確地應用。在腹膜內用克 他命/乙酰丙。秦/Stado1以及在靜脈內用100 U/kg的肝素重新麻醉大鼠。使 用先前的腹股溝切口，股動脈被識別并被檢查是否通暢。股動脈/尾部動脈 環接著從吻合術部位近側和遠側分離出來，且脈管凈皮夾緊。接著殺死動物。 通過25規格套管，先用用鹽水接著用0.5 cc到1.0cc的彩色乳液注入環然 后夾住。小心切除上覆的腹部皮膚，并暴露動脈環。通過測量由腔內乳液 描繪的新的血管形成所覆蓋的表面面積，來量化新血管形成。使用SPSS 統計分析包來分析所有結果。
在被治療的與未被治療的大鼠之間的新血管形成中，最明顯的不同出 現在第4個星期。在那時，在對照組中間沒有發現新的脈管形成即0cm2， 然而，與^目比，每個^^皮治療的組具有類似的在統計上明顯的新血管形成 的跡象，1.42±0.80 cm2 (pO.OOl )。這些區域出現為沿著動脈環的兩側分 段地分布的乳液紅暈。在8星期，對照組開始展示新血管形成，測量值為 0.7±0.82 cm2。在8星期，兩個^f皮治療的組再次具有大約相等的在統計上明顯(pO.OOl)的血管的出現，對O.l高斯組為3.57±1.82 cm2,對2.0高斯 組為3.77±1.82 cm2。在12星期，在對照組中的動物顯示1.75±0.95 cm2的 新血管形成，而0.1高斯組顯示5.95±3.25 cn^的分叉脈管，2.0高斯組顯 示6.20士3.95cri^的分叉脈管。同樣地，兩個被治療的組都顯示出對于對照 組的可比較的統計上明顯的研究結果(pO.OOl )。
這些實驗結果表明，根據本發明的實施方式對分離出來的動脈環的電 磁場刺激增加了在體內大鼠模型中可計量的新血管形成的數量。在每個處 死日，增加的血管生成顯示在每個被治療的組中。在所測試的這兩個高斯 水平的結果之間沒有發現不同，如本發明的教導所預測的。
描述了用于治療毛發^f奮復和腦面部疾病的設備和方法的實施方式后， 該設備是自容式的并將電磁治療傳遞到毛發和其它腦面部組織，注意，根 據上面的教導本領域的4支術人員可進行修改和變更。因此應理解，可在所 公開的本發明的特定的實施方式內進行變化，這些變化在由所附權利要求 限定的本發明的范圍和實質內。
權利要求
1. 一種用于動物和人類的電磁療法治療的方法，包括步驟配置具有至少一個波形參數的至少一個波形；選擇所述至少一個波形的所述至少一個波形參數的值，以最大化目標通道結構中的信噪比和功率信噪比中的至少一個；使用最大化目標通道結構中的信噪比和功率信噪比中的所述至少一個的所述至少一個波形，以產生電磁信號；以及將所述電磁信號耦合到毛發和腦面部目標通道結構以調節所述毛發和腦面部目標通道結構。
2. 如權利要求1所述的方法，其中所述至少一個波形參數包括頻率 分量參數、脈沖群振幅包絡參數、脈沖群寬度參數、峰值感應電場參數和 峰值感應磁電場參數中的至少一個，所述頻率分量參數配置所述至少一個 波形成在約0.01 Hz到約100 MHz之間重復，所述脈沖群振幅包絡參數服 從在數學上定義的振幅函數，所述脈沖群寬度參數根據在數學上定義的寬 度函數在每個重復處變化，所述峰值感應電場參數根據在數學上定義的函 數在所述毛發和腦面部目標通道結構中在約1 1iV/cm到約100 mV/cm之間 變化，所述峰值感應》茲電場參數根據在數學上定義的函數在所述目標通道 結構中在約1 ^T到約O.IT之間變化。
3. 如權利要求2所述的方法，其中所述定義的振幅函數包括1/頻率 函數、對數函數、混沌函數和指數函數中的至少一個。
4. 如權利要求1所述的方法，其中所述毛發和腦面部目標通道結構 包括分子、細胞、組織、器官、離子和配體中的至少一個。
5. 如權利要求1所述的方法，進一步包括將離子和配體結合到調控 分子以增強毛發生長、修復和維護的步驟。
6. 如權利要求5所述的方法，其中離子和配體的所述結合步驟包括 調節鈣與鈣調蛋白的結合。
7. 如權利要求5所述的方法，其中離子和配體的所述結合步驟包括 調節毛發和腦面部目標通道結構中的生長因子產生。
8. 如權利要求5所述的方法，其中離子和配體的所述結合步驟包括 調節毛發和腦面部目標通道結構中的細胞因子產生。
9. 如權利要求5所述的方法，其中離子和配體的所述結合步驟包括 調節與毛發生長、修復和維護有關的生長因子和細胞因子。
10. 如權利要求5所述的方法，其中離子和配體的所述結合步驟包括 為毛發和腦面部目標通道結構的生長、修復和維護而調節血管生成和新血 管形成。
11. 如權利要求5所述的方法，其中離子和配體的所述結合步驟包括 為治療腦血管疾病而調節血管生成和新血管形成。
12. 如權利要求5所述的方法，其中離子和配體的所述結合步驟包括 為治療睡眠障礙而調節生長因子和細胞因子。
13. 如權利要求5所述的方法，其中離子和配體的所述結合步驟包括 為治療睡眠障礙而調節血管生成和新血管形成。
14. 如權利要求5所述的方法，其中離子和配體的所述結合步驟包括 通過增加深睡階段的長度來調節人類生長激素的釋放。
15. 如權利要求l所述的方法，其中將所述電磁信號耦合到所述毛發 和腦面部目標通道結構的所述步驟包括耦合以防止細胞和組織的損失和 退化。
16. 如權利要求l所述的方法，其中將所述電磁信號耦合到所述毛發 和腦面部目標通道結構的所述步驟包括耦合以增加細胞和組織的活性。
17. 如權利要求l所述的方法，其中將所述電磁信號耦合到所述毛發 和腦面部目標通道結構的所述步驟包括耦合以增加細胞種群數。
18. 如權利要求l所述的方法，其中將所述電磁信號耦合到所述毛發
19. 如權利要求l所述的方法，其中將所述電磁信號耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構的所述步驟包括耦合以增加神經元種群數。
20. 如權利要求1所述的方法，其中將所述電磁信號耦合到所述毛發 退化。
21. 如權利要求l所述的方法，其中將所述電磁信號耦合到所述毛發 和腦面部目標通道結構的所述步驟包括耦合以增加腎上腺素能神經元種 群數。
22. 如權利要求l所述的方法，其中將所述電磁信號耦合到所述毛發 和腦面部目標通道結構的所述步驟包括耦合以增強毛發移植物的愈合。
23. 如權利要求1所述的方法，其中將所述電磁信號耦合到所述毛發 和腦面部目標通道結構的所述步驟包括耦合以增加毛發移植物種群存活。
24. 如權利要求l所述的方法，其中將所述電磁信號耦合到所述毛發 發移植的水腫。
25. 如權利要求l所述的方法，進一步包括為了毛發的生長、修復和 維護而將藥理學劑和草藥劑應用于毛發和腦面部目標通道結構的步驟。
26. 如權利要求25所述的方法，其中所述藥理學劑和草藥劑包括局 部藥物、局部乳膏和局部藥膏中的至少一個。
27. 如權利要求l所述的方法，進一步包括為了腦面部區域的治療而 3奪藥理學劑和草藥劑應用于毛發和腦面部目標通道結構的步驟。
28. 如權利要求27所述的方法，其中腦面部區域的所述治療包括腦 血管疾病的治療。
29. 如權利要求28所述的方法，其中腦面部區域的所述治療包括神 經退行性疾病的治療。
30. 如權利要求l所述的方法，進一步包括為了腦面部區域的治療而 應用標準物理治療模式的步驟。
31. 如權利要求30所述的方法，其中標準物理治療模式包括熱療法、冷療法、加壓療法、按摩療法和運動療法中的至少一個。
32. 如權利要求l所述的方法，進一步包括為了腦面部區域的治療而 應用標準醫學療法的步驟。
33. 如權利要求32所述的方法，其中標準醫學療法包括毛發移植、 組織移植和器官移植中的至少 一個。
34. —種用于動物和人類的電磁治療設備，包括波形產生裝置，其產生具有至少一個波形參數的至少一個波形，所述 至少一個波形參數能夠被選擇成最大化毛發和腦面部目標通道結構中信 噪比和功率信噪比中的至少一個；以及 .耦合裝置，其連接到所述波形產生裝置，用于從最大化毛發和腦面部 目標通道結構中信噪比和功率信噪比中的所述至少一個的所述至少一個 波形產生電磁信號，并用于將所述電》茲信號耦合到所述毛發和腦面部目標 通道結構，由此所述毛發和腦面部目標通道結構被調節。
35. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述至少一個波形參 數包括頻率分量參數、脈沖群振幅包絡參數、脈沖群寬度參數、峰值感應 電場參數和"^值感應磁電場參數中的至少一個，所述頻率分量參數才艮據數 學函數配置所述至少一個波形以在約0.01 Hz到約100MHz之間重復，所 述脈沖群振幅包絡參數服從在數學上定義的振幅函數，所述脈沖群寬度參 數根據在數學上定義的寬度函數在每個重復處變化，所述峰值感應電場參 數根據在數學上定義的函數在所述毛發和腦面部目標通道結構中在約1 (xV/cm到約100mV/cm之間變化，所述峰值感應磁電場^t根據在數學上 定義的函數在所述毛發和腦面部目標通道結構中在約1 ^T到約0.1 T之間 變化。
36. 如權利要求35所述的電磁治療設備，其中所述定義的振幅函數 包括l/頻率函數、對數函數、混沌函數和指數函數中的至少一個。
37. 如權利要求34所述的電i茲治療設備，其中所述毛發和腦面部目 標通道結構包括分子、細胞、組織、器官、離子和配體中的至少一個。
38. 如權利要求34所述的電》茲治療設備，其中所述耦合裝置將所述信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，其中鈣與鈣調蛋白的 結合被調節。
39. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，其中鈣與鈣調蛋白 的結合被調節。
40. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以調節與所述毛發和 腦面部目標通道結構的生長、修復和維護有關的生長因子和細胞因子產生 中的至少一個。
41. 如權利要求40所述的電磁治療設備，其中所述生長因子包括成 纖維細胞生長因子、血小板源性生長因子和白細胞介素生長因子中的至少 一個。
42. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以調節與所述毛發 和腦面部目標通道結構的生長、修復和維護有關的生長因子和細胞因子產 生中的至少一個。
43. 如權利要求42所述的電磁治療設備，其中所述生長因子包括成 纖維細胞生長因子、血小板源性生長因子和白細胞介素生長因子中的至少 一個。
44. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以為了治療顱面骨 折而調節血管生成和新血管形成。
45. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以為了治療顱面骨折 而調節血管生成和新血管形成。
46. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 4言號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以為了治療腦疾病而 調節血管生成和新血管形成。
47. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以為了治療腦疾病 而調節血管生成和新血管形成。
48. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所迷 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以為了治療腦血管疾 病而調節血管生成和新血管形成。
49. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以為了治療腦血管 疾病而調節血管生成和新血管形成。
50. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以為了治療神經退 行性疾病而調節血管生成和新血管形成。
51. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以為了治療睡眠障礙 而調節血管生成和新血管形成。
52. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以為了治療睡眠障 礙而調節血管生成和新血管形成。
53. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以通過增加深睡時間 而調節人類生長因子的產生。
54. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以通過增加深睡時 間而調節人類生長周子的產生。
55. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以防止細胞和組織損 失和退化。
56. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以防止細胞和組織 損失和退化。
57. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增強毛發移植物的 愈合。
58. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增強毛發移才直物 的愈合。
59. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增加毛發移植物種 群存活。
60. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增加毛發移植物 種群存活。
61. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以減少手術后疼痛和 來自毛發移植的水腫。
62. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以減少手術后疼痛 和來自毛發移植的水腫。
63. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增加細胞和組織活 性。
64. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增加細胞和組織 活性。
65. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增加細胞種群數。
66. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增加細胞種群 數。
67. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以防止神經元退化。
68. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以防止神經元退 化。
69. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增加神經元種群 數。
70. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增加神經元種群 數。
71. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以防止腎上腺素能神 經元退化。
72. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以防止腎上腺素能 神經元退化。
73. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號感應地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增加腎上腺素能神 經元種群數。
74. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述耦合裝置將所述 信號電容性地耦合到所述毛發和腦面部目標通道結構，以增加腎上腺素能 神經元種群數。
75. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述波形產生裝置、 連接裝置和所述耦合裝置被配置成輕質的和便攜式的。
76. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述波形產生裝置、 所述連接裝置和所述耦合裝置合并到頭部物品中。
77. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中頭部物品包括帽子、 束發帶和彈性帽。
78. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述波形產生裝置是 可編程的。
79. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述波形產生裝置在 預定的時間期間傳送至少 一個脈沖調制的磁信號。
80. 如權利要求34所述的電磁治療設備，其中所述波形產生裝置在 隨才幾時間期間傳送至少 一個脈沖調制的磁信號。
81. 如權利要求34所述的電磁治療設備，進一步包括用于標準物理 治療模式的輸送裝置。
82. 如權利要求81所述的電磁治療設備，其中所述標準物理治療模 式包括熱療法、冷療法、4安摩療法和運動療法。
83. 如權利要求34所述的電磁治療設備，進一步包括用于藥理學劑 和草藥劑的輸送裝置。
84. 如權利要求34所述的電磁治療設備，進一步包括用于標準醫療 治療的輸送裝置。
全文摘要
一種用于毛發修復和腦面部分子、細胞、組織和器官的治療的電磁治療的設備和方法，其包括配置具有至少一個波形參數的至少一個波形(步驟101)，選擇所述至少一個波形的所述至少一個波形參數的值，以最大化目標通道結構中的信噪比和功率信噪比中的至少一個(步驟102)，使用最大化目標通道結構中的信噪比和功率信噪比中的所述至少一個的所述至少一個波形，以產生電磁信號(步驟103)，以及將所述電磁信號耦合到毛發和腦面部目標通道結構以調節毛發和腦面部目標通道結構(步驟104)。
文檔編號A61N1/00GK101415462SQ200780010556
公開日2009年4月22日 申請日期2007年1月24日 優先權日2006年1月25日
發明者亞瑟·A·皮拉 申請人:Ivivi科技有限公司