產生複雜生物電刺激信號同時節省功率的系統和方法

2023-12-03 22:08:01

專利名稱：產生複雜生物電刺激信號同時節省功率的系統和方法
技術領域：
本公開涉及一種在生物醫學應用中使用的脈衝信號發生器。具體地，本公開涉及 一種產生複雜生物電刺激信號輸出波形的重量輕且緊湊的脈衝信號發生器。
背景技術：
受傷、感染和退化狀況是疼痛、不便、花費、失去工作(和休閒)時間和減少生產力 的主要來源。由於受傷在年輕、健康人中會很快治癒，而年老、不太健康或二者兼有的人則 要花費長得多的時間，因此與這些情況相關的問題隨著年齡的增長而惡化。像當前在多數 工業化國家中所見到的人口老齡化社會中，在接下來的幾十年過程中，這些社會和經濟影 響會變得更大。然而，很難估計這些狀況的全部代價，姑且不論它們對於生活質量的影響，單在美 國每年確定的總量便達到數十億美元。例如，每年五百萬到一千萬美國居民遭受骨損傷，這 些病例中的許多病例涉及多處骨折。對於年輕、健壯的病人，許多骨折要求在石膏中固定不 動達六個星期或更長時間。即使去掉石膏後，在愈後的骨骼重新獲得完全的強度之前病人 的活動也經常受限制。對於老年人、不太健康或營養不良的人、多處骨折的人或具有影響治 愈進程的狀況的病人，骨折通常治癒得更慢。在一些病例中，骨折不能完全治癒，導致稱為 「不癒合」或「不癒合骨折」的情況，這種情況有時會持續一生。因此，估計在美國僅由於骨折就損失二十五萬人年(person-years)的生產力。不 僅能在其它類的外部傷害中得到相似的統計結果，而且在例如骨關節炎、骨質疏鬆症、糖尿 病和褥瘡潰瘍患者、韌帶損傷、腱炎和重複性壓力損傷(包括通常稱為「網球肘」和腕管綜 合徵的情況)等慢性病中也可得到相似的統計結果。自從20世紀60年代以來，人們已日益認識到作為受傷、應力和其它因素的結 果，人體會產生許多低能級的電信號；這些信號在治癒和疾病恢復過程中成為一個必要 的部分；並且通過提供人工產生的在頻率、波形和強度上模仿人體自身的信號，能加速所 述過程。這樣的「模仿」信號已表現出在人體中具有許多效果，包括幫助引導諸如纖維原 細胞和巨噬細胞的移動細胞處於需要它們的位置(趨電性)，並引起諸如轉化增長因子 β (TGF-β)和胰島素樣增長因子(IGF)的細胞增長因子的釋放。結果可包括使包括由糖 尿病導致的慢性潰瘍在內的皮膚和肌肉創傷更快速地治癒；使包括多數不癒合骨折在內的 骨折得到修補；使受傷或斷裂神經再生長；使諸如在腱炎和骨關節炎中由於重複性運動而 損傷的組織得以修補；減輕腫脹、炎症和疼痛，所述疼痛包括通常基於藥物治療但減輕效果 不令人滿意的慢性疼痛。諸如在傷口中測量到的「損傷電勢」或「損傷電流」的一些人體信號只是D. C.(直 流)，且隨時間緩慢改變。人們發現，骨折修補和神經再生在鄰近負電極時加快，而在接近正 電極時減慢，一些病例中在接近正電極處會發生組織萎縮或壞疽。因此，多數最近的研究已 聚焦於通常沒有淨D. C.分量的更高頻、更複雜的信號。儘管迄今為止的許多複雜信號研究已被用於骨折治癒，但所有組織中的基本生理過程的共性表明，適當的信號對於加速許多其它治癒和疾病恢復過程是有效的。事實上，已 觀察到特定頻率和波形的結合可抵抗骨關節炎和失眠症。這些信號還能夠刺激毛髮生長， 減輕腫脹和炎症，抑制局部感染，加速包括皮膚、神經、韌帶和腱的受傷軟組織的痊癒。這些 信號還能夠減輕生理疼痛而無需忍受TENS (經皮電神經刺激)的替代性不適，並且當經顱 施加時，還能夠減輕諸如抑鬱的心理痛苦。心理痛苦的減輕顯然由類似起搏器的動作產生， 該動作能引起腦電波中連貫性的增加。圖IA圖示了在刺激骨折治癒中已被發現有效的波形20的示意圖，其中圖IA中的 線22表示短時間標度上的波形，圖IB中的線24表示較長時間標度上的相同波形，電平26 和28表示電壓或電流的兩個不同的特徵值，間隔時間30、32、34和36表示特定轉換之間的 定時。通常選擇電平26和28使得當對整個周期的波形取平均時，沒有淨D. C.分量。在實 際應用中，波形20有時由於所有的電壓或電流向電平26和28之間的某一中間電平呈指數 衰減而被改變，衰減時間常數通常與間隔時間34在同一級別上。結果由圖IC中的波形38 表不。在市場上可獲得的治療不癒合骨折的典型裝置中，其中通過脈衝電磁場(PEMF) 在組織中感應出期望的信號，間隔時間30大約為200微秒，間隔時間32大約為30微秒，間 隔時間34大約為5毫秒，間隔時間36大約為60毫秒。間隔時間30和32的交替重複可產 生脈衝群40，每一個脈衝群40的長度為間隔時間34，由具有長度36的間隔時間分開，在具 有長度36的所述間隔時間中信號基本上保持於電平28。這樣，每一個波形38包括頻率約 為4400Hz、佔空比約為85%的在電平26和28之間交替的矩形波。脈衝群以約15Hz的頻 率重複，與基本上無信號的周期交替，並導致約7. 5%的佔空比。圖2A圖示了當經顱施加時在減輕諸如焦慮、抑鬱和失眠的心理狀況方面已被發 現有效的波形50的示意圖，其中圖2A中的線52表示短時間標度上的波形，圖2B中的線54 表示較長時間標度上的相同波形，圖2C中的線56表示較長時間標度上的相同波形，電平 62,62a和62b表示電壓或電流的兩個不同的特徵值，間隔時間64、66、68、70、72a、72b、74a 和74b表示特定轉換之間的定時。電平60通常為零，電平62a和62b通常相等，但極性相 反。在市場上可獲得的治療抑鬱和相關情況的典型裝置中，其中脈衝電場(PEF)信號 通過皮膚而被電容性耦合，間隔時間64和66每個大約為33微秒，間隔時間68和70每個 大約為1毫秒，間隔時間72a和72b每個大約為50毫秒，間隔時間74a和74b每個大約為 17毫秒。間隔時間64和66的交替重複產生脈衝群80，每一個脈衝群80的長度為間隔時 間68，每個脈衝群80後跟隨有長度70的安靜間隔時間，所述長度70的安靜間隔時間中信 號基本上保持於電平60。然後間隔時間68和70的交替重複產生脈衝群82，每一個脈衝群 82的長度為間隔時間72a或72b，脈衝群82後跟隨有長度74a或74b的安靜間隔時間，在所 述長度74a或74b的安靜間隔時間中信號基本上保持在電平60。脈衝群組82極性交替變 換，跟隨有安靜間隔時間74a且具有峰電平62a、長度72a的組與跟隨有安靜間隔時間74b 且具有峰電平62b、長度72b的組交替。由於長度72a和72b相等，並且由於所有脈衝群組 中的所有較短間隔時間64、66、68和70相同，因此作為結果的信號56在間隔時間72a、74a、 72b和74b的整個周期上具有零淨電荷(無直流分量)，並具有約37. 5%的佔空比。電刺激不僅可應用於刺激骨折治癒和減輕心理狀況，還廣泛用於組織癒合應用。授予Petrofsky的美國專利5，974，342號公開了通過應用治療電流而治療受傷組織、腱或 肌肉的由微處理器控制的裝置。該裝置具有提供雙相恆定電壓或電流的多個通道，所述雙 相恆定電壓或電流包括每12. 5 25毫秒發生一次的100 300微秒正相、200 750微秒 中間相和100 300微秒負相。授予Pilla等人的美國專利5，723，001號公開了一種以脈衝射頻電磁放射治療人 體組織的裝置。該裝置可產生具有1 IOOMHz頻率的脈衝群(burst ofpulses)，每個脈衝 群有100 100，000個脈衝，脈衝群重複頻率為0. 01 1000Hz。脈衝包絡可以是規則的、 不規則的或隨機的。授予Bartelt等人的美國專利5，117，826號公開了一種用於組合神經纖維和身體 組織刺激的裝置和方法。該裝置產生用於神經纖維刺激的雙相脈衝對和用於身體組織治療 的淨D.C.刺激(由負脈衝數比正脈衝數多的雙相脈衝序列提供)。同樣授予Bartelt等人 的美國專利4，895，154號公開了一種刺激對軟組織損傷的增強治癒的裝置，該裝置包括產 生輸出脈衝的多個信號發生器。輸出脈衝的強度、極性和速率可通過裝置前面板上的一系 列控制旋鈕或開關改變。授予Gu等人的美國專利5，018，525號公開了一種產生由具有相同寬度的脈衝群 組成的脈衝序列的裝置，其中每一個脈衝群由多個特定頻率的脈衝組成。從一個脈衝群到 下一個脈衝群，脈衝的數目是變化的；從一個脈衝群到下一個脈衝群，每一個脈衝群中的脈 衝頻率對應於每個群中脈衝數目的變化而改變。脈衝具有230 280KHz的頻率；脈衝群的 佔空比介於0. 33% 5. 0%之間。授予Liss等人的美國專利5，109，847號涉及一種可攜式、非侵入的電子裝置，該 裝置產生特定波形的恆定電流和包括具有至少兩個低頻調製的載波頻率的限流波形。載波 頻率為1 100, OOOKHz ；方波或矩形波調製頻率是0. 01 199KHz和0. 1 IOOKHz。佔空 比可以變化，但對於具有上述頻率的這三種波形，佔空比通常是50%、50%和75%。授予Borkan的美國專利4，612，934號公開了一種組織刺激器，其包括可植入的皮 下接收器和可植入的電極。為實現期望的響應，可在植入後對接收器非侵入地進行編程，以 刺激不同電極或改變刺激參數(極性和脈衝參數)；編程數據以載波上的調製信號的形式 傳輸。編程的刺激可隨著測量到的生理參數和電極阻抗進行修改。授予Hondeghem的美國專利4，255，790號公開了一種可編程脈衝產生系統，其中 輸出脈衝的時間周期和子間隔由來自基本時鐘頻率發生電路與連接到該時鐘頻率發生電 路的一對並聯設置的分頻電路的信號來確定。時間周期、子間隔和輸出波形是可變的。授予Hsiang-Lai等人的美國專利3，946，745號公開了一種用於治療目的的產生 正、負電脈衝的裝置。該裝置可產生包括連續多對脈衝的信號，其中每對脈衝具有相反極 性。幅度、持續時間和每對脈衝之間的時間間隔以及連續多對脈衝之間的時間間隔是可獨 立變化的。授予McDonald的美國專利3，589，370號展示了一種通過將單方向脈衝施加到合 適的變壓器以產生雙向脈衝群的電子肌肉刺激器。授予Landauer的美國專利3，294，092號公開了一種產生電流以用於對付肌肉萎 縮、治療營養不良引起的缺陷、去除分泌液和使粘連的形成最小化的裝置。輸出信號的幅度 是可變的。
都授予Kronberg 的美國專利 5，217，009 號、5，413，596 號、6，011，994 號、 6，321，119號、6，535，767號以及以Kronberg的名義公布的WIPO公布W003015866號(將這
些專利和公開通過引用併入此處)描述了用於生物醫學應用的信號發生器。這些發生器產 生脈衝信號，所述脈衝信號具有固定的和可變的幅度、固定的、變化的和掃描頻率以及(在 一些情況下)可選擇的D. C.偏壓。設計為用於減輕疼痛的經皮神經電刺激(「TENS」)的單元可廣泛獲得。例如，授 予Bastyr等人的美國專利5，487，759號公開了能與不同類型支持裝置一起使用的靠電池 供電的裝置，所述支持裝置用於使電極焊盤保持在適當位置。鍵入的連接器提供了二進位 編碼，所述二進位編碼用於確定哪種類型的支持裝置被用於阻抗匹配和載波頻率調整。載 波頻率約為2. 5 3. OKHz ；治療頻率通常在2 IOOHz的級別上。授予Kolen的美國專利5，350，414號提供了由微處理器控制載波脈衝頻率、調製 脈衝頻率、強度和頻率/幅度調製的裝置。該裝置包括這樣的脈衝調製方法，其中載波頻率 與治療位置處的組織電極負載相匹配，以提供更有效的能量傳遞。授予Liss等人的美國專利4，784，142號公開了一種電子止牙痛裝置和方法。該 裝置產生具有非對稱的低頻(8 20Hz)幅度調製的較高頻率(12 20KHz)脈衝的輸出。授予Bartelt等人的美國專利5，063，929號描述了一種產生雙相恆定電流輸出脈 衝的由微處理器控制的裝置，其刺激強度可由使用者改變。授予Charters等人的美國專利4，938，223號提供了一種輸出信號包括具有消長 變化(waxing and waning)幅度的刺激的脈衝群的裝置，其中每一個刺激的幅度是脈衝群 幅度的固定百分比。對信號進行幅度調製以幫助避免病人體內的適應性響應。授予Molina-Negro等人的美國專利4，541，432號公開了一種用於減輕疼痛的電 神經刺激裝置。該裝置在第一時間周期內產生具有預選的重複速度和寬度的雙極性矩形信 號。然後，在第二時間周期內矩形信號以偽隨機率產生，並且在第三偽隨機時間周期內禁止 傳遞信號。據說這種方案可基本消除神經細胞對於刺激的適應過程(adaptation)。授予Butler等人的美國專利4，431，000號展示了一種治療失語症和其它基於神 經病學的言談及語言障礙的經皮神經刺激器。該裝置使用偽隨機脈衝發生器以產生模仿典 型生理學波形(如腦α節律)的包括梯形、單相信號的不規則脈衝序列。一系列所述脈衝 具有零D.C.電平；裝置中的電流源可減少諸如皮膚阻抗的變量的影響。授予Maurer的美國專利4，340，063號公開了一種可植入或施加到身體表面的刺 激裝置。脈衝的幅度沿著由雙曲線狀強度持續曲線所限定的曲線隨著脈衝寬度的減小而降 低。這據說會由於脈衝寬度和閾值之間的非線性關係而引起神經纖維的復原成比例地變 大。授予Kosugi等人的美國專利4，338，945號公開了一種系統，其可運行以產生按照 Ι/f規律波動的脈衝。即，波動的譜密度隨頻率反比例變化令人愉快的刺激通常具有由該 規律控制的隨機波動。該系統能產生據說在刺激期間能提高病人的舒適度的不規則脈衝系 列。信號發生器也用於聽覺修復。例如，授予McDermott的美國專利4，947，844號公 開了一種接收器/刺激器，其產生一系列短的間隔開的電流脈衝，所述脈衝所具有的脈衝 間的零電流時間間隔比每一個間隔開的脈衝的持續期更長。該刺激電流的波形包括一系列這些間隔開的一種極性的脈衝，這種極性的脈衝後跟隨著相等數量的相反極性的間隔開的 脈衝，使得通過電極轉移的電荷數目大約為零。授予Alloca的美國專利4，754，759號描述了一種神經傳導加速器，其產生負幅度 峰值是正幅度峰值的三分之二的「階梯形」脈衝序列。該加速器設計基於神經活動電勢的 傅立葉分析；輸出頻率可在1 1000Hz之間變化。授予Galbraith的美國專利4，592，359號描述了一種多通道可植入的神經刺激 器，其中每一個數據通道調整為承載單極、雙極或模擬形式的信息。該裝置包括設計為當電 源關閉時用來恢復剩餘電量的電量平衡開關(據說藉助於不通過D. C.電流或電量，可阻止 電極損壞和骨增長)。儘管上述裝置提供了很大的治療潛能，然而傳統西醫僅勉強接受電療法的治療， 並且至今很少使用。這似乎是這樣的早期信念、即關於信號需要具有高局部強度才有效的 信念的遺留產物。現在，許多電治療裝置既可藉助於直接植入電極或整個電子儀器組件獲 得，也可藉助於皮膚的感應耦合而獲得，其中所述通過皮膚的感應耦合使用能產生隨時間 變化的磁場的線圈，而在身體組織中感應出微弱的渦電流。一方面需要對於外科手術和生 物兼容材料，而另一方面需要過度的電路複雜性和輸入功率，這使得許多這樣的裝置(除 TENS裝置以外)保持相對較高的價格，也限制了其在訓練有素的人員中的應用。仍然需要一種通用的、合算的系統，其能用於在包括加速治癒和減輕疼痛在內的 廣泛的應用領域中提供生物電刺激。本領域還需要一種生物電刺激系統，其省電，能夠由安 全、低電壓的電池供電，並能夠減少電擊危險的可能性。

發明內容
—種裝置和方法能產生在生物醫學應用中使用的電信號。該信號可包括控制信號 Sc，控制信號Sc代表最終信號的期望包絡線，並在包括零值(用於安靜時間間隔)和一個 或多個非零值(用於包含脈衝的時間間隔)的邏輯電平中切換，所述一個或多個非零值優 選包括至少一對大小相等且極性相反的值L1和L2。如果需要，這些可合併在單條信號控制 線中，但是通常，更實用的是使多條線來承載信號的不同部分。例如，當Sc非零時，一條線 可僅承載邏輯「1」，而在所述非零時間段期間，第二條線可承載分別表示Sc的正負極性的 邏輯「1」或邏輯「0」。在Sc的非零時間段期間，脈衝振蕩器可產生一系列期望長度的脈衝，並且在脈衝 之間具有期望長度的時間間隔。在當Sc等於零的時間段期間，振蕩器可被禁用。因為在Sc 等於零時沒有脈衝產生，所以佔空比只是當Sc非零時的時間的百分比。隨後，脈衝可被放大、削弱和/或切換極性以符合由Sc指定的包絡線。然後對脈 衝進行進一步的處理，例如波形整形或消除不想要的頻率分量，並隨後，將脈衝作為以放置 為與活體組織接觸的導電設備的形式的輸出而提供，以提供生物電刺激。這種導電設備可 包括但不限於是接觸皮膚的電極、導電傷口敷料、出於其它目的已經被植入的諸如金屬骨 固定針或導電導管的導電設備或者與皮膚或其它組織接觸的導電液體的殼體(body)。這種 導電設備可提供寬範圍的適應性以適應個別情況。根據至少一個實施例的裝置重量輕、結構緊湊、自容、製造和維護合算、方便攜帶 或使用壽命長、可安全地在無人監督的家中使用而不需要特別訓練、能產生上述信號並有效地傳遞到人體。由於僅僅使用低電壓和低電流，該裝置即使在失靈時也不會造成電擊傷 害。可通過結構緊湊和廉價的電池而方便地供電，在幾周的使用中僅需替換一次。該裝置可用來為生病的人或動物提供體內的、可定製的電療法治療，包括但不限 於加速癒合、減輕急性或慢性疼痛以及減輕腫脹和/或炎症，並且當經顱施加時，可緩解焦 慮、抑鬱、失眠和相關情況。因為隔離的細胞或組織培養也可受電療法波形影響，該裝置也 可用於體外應用。產生輸出信號的技術也是一個優勢特徵。傳統的設備通常使用「載波」或連續產 生的短脈衝流，其隨後通過乘以控制信號Sc而進行「調製」。換句話說，脈衝產生的佔空比 為100%，即使輸出的佔空比可能遠小於此。這是功率的浪費，人們已經使用各種辦法來消 除這種浪費。然而，在至少一些本發明的實施例中，由於短脈衝(大致對應於傳統設備中的載 波)只有在需要時才產生，故其具有與輸出的佔空比相匹配的佔空比，可基本消除功率的 這種浪費。換句話說，當被控制信號啟用時，適當地設計和構造的脈衝振蕩器能產生脈衝信 號，而當沒有被控制信號啟用時，脈衝振蕩器可完全關閉，從而可忽略地不消耗功率。「可忽 略地不消耗」意味著比相同的振蕩器被激活和運行時小至少兩個、通常三個以上數量級的 功率。產生信號的裝置也是一個優勢特徵。至少一些實施例通過使用由不同數量的廉價 並可廣泛獲得的CMOS集成電路元件組成的相對簡單的電路，可使得產生上述信號的任何 一個或任何組合變得簡單。隨著基本消除了與恆定載波信號相關的浪費功率的產生，另一優勢特徵可包括使 用諸如鹼性或鋰電池的傳統的、易於得到的低電壓電池作為系統的電源。雖然一些實施例 可使用A.C.(交流)電源(附加任何合適的適配器)，但是電池電源不僅縮小了系統的尺寸 和重量，而且能夠增加其安全性，並易於正進行治療的病人使用。可替代地，或另外地，一些 實施例可使用其它D. C.電源。例如，一些實施例可使用可再充電或可再次使用的電源，諸 如超級電容器(ultra-capacitor或super-capacitor)或燃料電池。通常，電池可以不頻繁的間隔進行更換(通常每幾個星期不超過一次，取決於輸 出信號和具體應用)，簡化病人順應性，並減小運行成本。因為使用期間發生器不是連接到 A.C.線電流，不產生高壓(由EN60950標準所定義的)，並且不產生易於感應心室纖顫的頻 率，故使用電池電源大大減小了電傷害的可能性。只有諸如產生治療效果所需要的低電源 電平可施加到人體。於是，即使在故障情況中，發生器也不會產生電擊危險，因此，本發明適 用於無人監管的家庭使用。還有另一個優勢特徵是多功能性。可容易地構造該裝置，以產生具有可選擇的定 時間隔、輸出電壓或電流電平以及整個包絡線的輸出波形，或者允許從這些因素中選擇任 何多個因素，以滿足各種生理學需要。具體地，輸出波形可基於多個相對長的主定時間隔 1\、T2等，接著形成主重複循環。至少一個主時間間隔被分成所述次定時間隔、、t2等，多個較短的次定時間隔、、 t2等接著形成次重複循環。該次重複循環在一個或多個主時間間隔的整個長度上連續， 並可只在一個或多個主時間間隔期間產生，同時至少一個其它的所述主時間間隔沒有被分 隔。次定時間隔和次重複循環在所述主時間間隔中通常不產生，並且通常不被分隔。可產
10生多個恆定電壓或電流電平Lp L2等，在每個主或次定時間隔期間，將所述電平之一提供到 輸出。通過仔細閱讀下面給出的詳細說明和附圖以及權利要求，本領域技術人員將明白 各個實施例的其它特徵和優勢。


在附圖中，以相同附圖標記表示類似的元件或動作。對附圖中的元件尺寸和相對 位置並不必依比例畫出。例如，不是依比例畫出各種元件和角度的形狀，而是將這些元件中 的一些任意地放大並定位，以提高附圖的易讀性。而且，所示的元件的特定形狀並非旨在傳 遞任何與該特定元件的實際形狀相關的任何信息，而只是選擇以易於附圖中的識別。圖IA 圖IC是在刺激骨折治癒中使用的常規波形的波形圖。圖2A 圖2C是當經顱施加時在治療焦慮、抑鬱、失眠和相關情況中使用的常規波 形的波形圖。圖3A是一個說明的實施例的電子設備的示意圖，該電子設備用於產生圖1的信號 和其它信號。圖3B是一個說明的實施例的由圖3A所示的電子設備所產生的波形的波形圖。圖4A是另一個說明的實施例的電子設備的示意圖，該電子設備用於產生圖2的信 號和其它信號。圖4B是一個說明的實施例的由圖4A所示的電子設備所產生的波形的波形圖。圖5A是另一個說明的實施例的電子設備的示意圖，該電子設備用於產生圖1和圖 2中所示的那些信號的替代信號。圖5B是一個說明的實施例的圖1和圖2中所示的那些波形的替代波形的波形圖。圖6是一個說明的實施例的與圖5B中的那些波形類似的波形的波形圖，但是故意 通過改變脈衝數目使之不平衡。圖7是一個說明的實施例的與圖5中的那些波形類似的波形的波形圖，但是故意 通過抑制一個輸出極性使之不平衡。圖8是一個說明的實施例的提供複雜生物電刺激信號的處理的邏輯流程圖。
具體實施例方式在下面的說明中，附圖標記用於辨別圖中的結構元件、元件的部分、表面或區域， 因為這些元件、表面或區域在整個說明書撰寫中可能被進一步描述或解釋。為了一致性， 只要在不同的附圖中使用相同的附圖標記，則該附圖標記就表示與第一次使用時相同的元 件、部分、表面或區域。除非另有說明，期望將附圖同說明書一起閱讀，並將附圖看作本發明 的整個說明書撰寫的一部分。如此處使用的術語「水平」、「垂直」、「左」、「右」、「上」、「下」以 及它們的形容詞和副詞的派生詞，其表示當具體附圖面向讀者時相對於所示結構的方向。一些實施例針對一種在多種應用中使用的提供生物電刺激的裝置。該裝置產生具 有近似矩形或類矩形脈衝的波形，所述脈衝以選定的頻率在脈衝群中重複，其中脈衝群以 更低的選定頻率重現，並隨時間的流逝呈現選定的模式。波形的特徵是可變的，以適合不同 應用或所治療的目標組織，這一點將在下面進一步描述。
在授予Kronberg的美國專利6，535，767號中描述了遵循本發明的原理的信號發 生裝置的第一示例，將該專利通過引用併入此處，並將該示例如圖3A所示進行了簡化。在 其運行中所產生的代表性的波形表示於圖3B中。該裝置包括控制振蕩器100，其在控制線 104上產生控制信號102。例如控制振蕩器100的尤其非常適合於產生非對稱的重複波形的定時模塊基於 互補金屬氧化物半導體(CMOS)邏輯。一個鮮為人知的事實是，CMOS邏輯門可以作為模擬 裝置或數字裝置或同時兼為兩者。這使得通過使用以模擬信號或混合信號作為輸入的CMOS 邏輯門，可以以驚人地有效和直接的方式進行許多信號的產生和處理操作。基於這個原理的自啟動、非對稱CMOS振蕩器100 (技術上為非穩態多諧振蕩器) 包括兩個反相邏輯門和少量無源元件。振蕩器的頻率取決於由電容器和三個電阻器確定的 時間常數。如果顛倒二極體130的極性，則可反轉輸出波形的極性。可通過下面的步驟得 到無源元件的合適值首先，指定實際的電容器的值，該值通常在從約100皮法到約1微法 的範圍內；然後，選擇電阻器的值，以建立希望的時間常數，並從而建立振蕩器的運行頻率。雖然與各個實施例相關的數字邏輯描述具體指代CMOS，但是也可使用其它半導體 技術。其它半導體技術的示例包括但不限於M0S、NM0S、PM0S、TTL、引入高k電介質以代替二 氧化矽柵極電介質的新興電晶體技術、諸如FET的有源器件的各種其它組合以及其它類似 器件，所述有源器件具有或不具有諸如電阻等無源器件。本領域普通技術人員應理解，由於 CMOS器件基本為零的靜態耗散特徵，因此使用CMOS技術是有利的。S卩，當進行開關時，CMOS 設備僅耗散有意義的功率。在與各個實施例相關的設計中，具有減小的靜態耗散功率的半 導體技術通常是有利的。當控制信號已關閉門控脈衝發生器時，或在其它功率切換模式中， 這種品質可進一步有利於整個系統的功率分配。由於具有減少的系統功率分配，故可使用 簡單的電池電源，並從而減少了通常與A. C.電源相關聯的任何電擊危險。為信號發生系統 供電所設置的電源88可以是電化電池的電池，如鹼性電池、鎳鎘、鋰、鋰離子、金屬-酸、金 屬-基、電解或任何其它類似電池技術。使用電池作為電源88可加強省電特徵。或者，電 源可以是任何D. C.電源或A.C.-D.C.電源適配器，例如「壁式(wallwart)」變壓器或用於 可攜式操作的自動點火器/輔助電源適配器。為了在醫學應用中使用，這種電源或適配器 必須提供符合應用標準的充分電隔離，以確保病人的安全。電源88也可包含充電電路(如 電池充電電路)和/或用於檢測和顯示當不與外部A. C.電源或D.C.電源連接時電源88 中剩餘的電荷或操作時間的機構。雖然圖3A中圖示的電源88隻連接到電路級112，但是應 當理解，諸如100和106的所有其它電路模塊也可以由電源88供電。圖3B的信號102沿控制線104傳播，並包括有規律地交替變化的邏輯「 1 」和邏 輯「0」的時間間隔的序列，其中此處邏輯「1」和邏輯「0」分別大約等於正電源電壓和負電 源電壓。然後，邏輯「1」啟用第二振蕩器106。第二振蕩器106可以是類似控制振蕩器100 的電路。第二振蕩器106可稱為脈衝振蕩器，其進而在圖3A的線IlOa和線IlOb之間產生 不同的輸出波形108，所述波形108包括信號102的邏輯「1」時間段期間的脈衝群和信號 102的邏輯「0」時間段期間的安靜時段。脈衝振蕩器106的結構可以與控制振蕩器100 — 樣，但是具有更短的時間常數，以具有更高的運行頻率。脈衝振蕩器106的輸入端處的邏輯 NAND(與非)門使得線104上的門控信號與振蕩器自身中反饋的結果信號結合(進行邏輯 與，然後再反相)，以維持振蕩。或者，通過用具有等價特性的NOR(或非)門代替該NAND門，振蕩器106可不同地配置為由邏輯「0」啟用並由邏輯「1」禁用。圖3B中所圖示的並沿圖3A的線IlOa和線IlOb傳播的信號或波形108可通過由 112—起表示的元件進一步處理，所述元件112包括邏輯門、驅動器或其它放大器、電阻器、 電容器和二極體。在由元件112或狀態112處理後，信號108可變成圖3B的不同的輸出信 號114，該輸出信號114在圖3A的輸出導電設備或導電裝置116a和116b之間，以用於生物 材料101的生物電刺激。這種導電設備/裝置116可包括但不限於接觸皮膚的電極、導電傷口敷料、出於 其它目的已經被植入的諸如金屬骨固定針或導電導管的導電設備、出於生物電刺激目的已 經被特別地插入或植入的諸如導線或電針刺療法的針的其它導電設備或者與皮膚或其它 組織接觸的導電液體的殼體。這種導電設備可提供寬範圍的適應性，以適用個別的情況。生物材料101可包括但不限於是人體、動物(非人類)體、完整的有機體、培養細 胞和培養組織。在一個示例性且優選的實施例中，脈衝振蕩器106產生優選在每個極性中持續 1微秒至10毫秒的脈衝；更優選在每個極性中持續10 1000微秒的脈衝；更優選地，在 10 1000微秒的範圍內具有不等長度的兩個極性的脈衝；以及最優選地，一個極性持續 10 100微秒而另一極性持續100 1000微秒的脈衝。然而，其它脈衝長度和極性的組合 並不超出本公開的範圍。以群的形式出現的脈衝由安靜時間間隔分隔，其中群的時間間隔和安靜的時間間 隔每個優選地持續100微秒至10秒；更優選地，持續1毫秒至1秒；更優選地，所述群具有 與安靜時段不同的長度，每個長度為ι毫秒至ι秒；以及最優選地，群長度為1至20毫秒， 而安靜時段長度為5至200毫秒。其它的群長度和安靜時段長度及其組合併不超出本公開 的範圍。如果給兩個脈衝極性賦予30微秒和200微秒的值，群長度為5毫秒，安靜時段為 60毫秒，則圖3B所示的波形108變得與圖IB的波形24 —致，且輸出波形114變得與圖IC 的波形38 —致。在美國專利6，011，994號中描述了適合於產生這些信號的實施例，將其通 過引用併入此處。圖3B的波形114在骨折治癒應用中是有用的。僅僅在脈衝振蕩器106被如波形102圖示的控制信號104啟用時才會產生如波形 108所示的短脈衝群。與總是產生較小脈衝的情況相比，這樣能夠實質上減少功率浪費。這 種系統功耗的減少能夠允許使用安全和簡單的電池電源。與使用A.C.電源的傳統設備相 比，使用電池電源還可以減小電擊危害的風險。在圖4A中圖示了信號發生裝置的第二實施例。在圖4B中圖示了由圖4A的設備提 供的有代表性的波形。該設備包括控制振蕩器120。控制振蕩器120輸出兩條控制線124a 和 124b。控制線124a承載如圖4B中的波形122a圖示的信號。該信號包括可用於激活脈 衝振蕩器132的一系列脈衝，從而在線136上產生一系列脈衝群。線136上的脈衝群與圖 4B中由波形134圖示的那些脈衝群類似。當控制線124a上有邏輯「0」信號時，脈衝振蕩器 132被禁用且不產生輸出。然而，當控制線124a上有邏輯「1」信號時，脈衝振蕩器132被激 活並產生脈衝。控制線124b具有比控制線124a更低頻率的信號。控制線124b的信號與圖4B中的波形122b圖示的類似。控制信號或波形122b包括與控制信號122a中的啟用脈衝的組 相關的邏輯「1」和邏輯「0」的交替值。即，控制信號122b對於控制信號122a中的一組脈 衝為邏輯「1」，但是隨後控制信號122b對於控制信號122a中的接下來一組脈衝將為邏輯 「0」，然後對於接下來的一組脈衝，控制信號122b將為邏輯「1」，以此類推。控制信號122b 作用於由電路級140 —起表示的元件。電路級140提供在輸出連接器或治療電極144a和144b之間不同的輸出信號。該 輸出信號可用於生物電刺激。電路級140提供與波形142表示的類似的輸出信號。控制信 號122b導致電路級140從波形134每隔一組脈衝便進行反轉。在另一優選示例性實施例中，脈衝振蕩器132產生優選地在每個極性中持續1微 秒至10毫秒的脈衝；更優選地，在每個極性中持續5至1000微秒的脈衝；更優選地，兩個 極性具有在從5至1000微秒的範圍內的相等長度的脈衝；以及最優選地，每個極性持續10 至100微秒的脈衝。然而，其它脈衝長度和極性的組合併不超出該主題實施例的範圍。脈衝呈現為由短安靜時間間隔分隔的短脈衝群。在第二優選實施例中，短脈衝群 和短安靜時間間隔每個優選持續10微秒至100毫秒；更優選地，持續100微秒至10毫秒； 更優選地，所述短脈衝群和短安靜時間間隔具有在從100微秒至10毫秒的範圍內的相等長 度；以及最優選地，短脈衝群和短安靜時間間隔每個持續500微秒至2毫秒。其它脈衝群長 度和安靜長度及其組合併不超出該主題實施例的範圍。在脈衝群組中，短脈衝群和短安靜時段依次交替，脈衝群組由較長的安靜時段分 隔。在另一優選示例性實施例中，脈衝組和較長的安靜時段每個優選地持續1毫秒至1秒； 更優選地持續5至200毫秒；更優選地，所述脈衝群組具有與較長的安靜時段不同的長度， 每個長度為5至200毫秒；以及最優選地，脈衝群組長度為30至200毫秒，而較長的安靜時 段長度為5至30毫秒。脈衝群組在極性上交替，從而使得總信號不承載淨電荷或D. C.分 量。如果在每個極性中為脈衝分配約30微秒的長度，短脈衝群和短安靜時段每個約1 毫秒，較長的脈衝群約50毫秒，較長的安靜時段約17毫秒，則圖4B的波形134變得與圖2B 的波形54 —致；圖4B的波形122a變得與圖2B的波形54 —致；而圖4B的輸出波形142變 得與圖2C的波形56 —致。圖4B的信號142中的各個脈衝沒有示出，只有脈衝群和脈衝群 組是可見的。圖4B的輸出波形142可由背景技術中描述的傳統設備提供，但是這個波形142可 以通過此處教導的各個實施例而以更有效的方式產生，這些實施例不需要連續地產生載波 信號。由于波形108中圖示的短脈衝群僅僅在脈衝振蕩器106被波形102中圖示的控制信 號104啟用時才產生，從而能有效減少浪費的功率。系統功耗的這種減少允許使用安全和 簡單的電池電源。與使用A.C.電源的傳統設備相比，使用電池電源還可以減小電擊危害的 風險。圖4B的輸出波形142在疼痛緩解應用中是有效的，並且，當施加到頭部時，可有助於 緩解抑鬱、焦慮和失眠。在圖5A中圖示了信號發生設備的另一實施例。在圖5B中圖示了由諸如圖5A中的 設備產生的有代表性的波形。該設備包括控制振蕩器160。控制振蕩器160分別在線164a 和164b上產生兩個控制信號。線164a上的控制信號可與圖5B中的波形162a圖示的類似。 線164b上的控制信號可與圖5B中的波形162b圖示的類似。
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線164a上的邏輯「1」表示輸出中的正極性脈衝的出現，而線164b上的邏輯「1」 表示輸出中的負極性脈衝的出現。這種方案允許以下四種不同情況中的任何一個兩個線 上都為邏輯「0」，這種情況導致零電壓的安靜輸出；只有線164a上的邏輯「1」，這種情況導 致零和正輸出之間的交替；只有線164b上的邏輯「1」，這種情況導致零和負輸出之間的交 替；以及兩個控制線上同時為邏輯「1」，這種情況導致正和負輸出電平之間的交替。所有這些交替以脈衝振蕩器170的頻率發生。當線164a或線164b (或兩者)承 載邏輯「1」時，脈衝振蕩器170被邏輯門172啟用，但是在兩個線都承載「0」時，脈衝振蕩 器170被禁用。振蕩器170在線176上產生輸出信號。線176上的輸出信號可與圖5B的 波形174圖示的類似。然後由180 —起表示的元件以前述方式處理輸出信號，在輸出連接 器或治療電極184a和184b之間形成不同的信號。該輸出信號可與圖5B中的波形182圖 示的類似。該輸出信號可用於生物電刺激。具體地，輸出信號可被用於緩解人的疼痛以及 其它類似應用。關於潛在地可使用的電路設備的其它信息以及執行根據此處描述的原理的各個 實施例的其它模式，可在美國專利5，217，009號、5，413，596號、6，011，994號、6，321，119 號、6，535，767號、7，117，034號以及2005年3月18日提交的再次籤發的申請序列 11/084，870號(對應於美國專利6，535，767號)中找到。在一個主周期的長度上，如果在輸出端的正負電壓或電流的時間平均為零，則上 述普通類型的波形將固有地被電荷平衡，即輸出將表現出淨零D. C.含量。這可以幾種方 式中的任一種來實現。例如，輸出可通過阻礙D. C.的輸出網絡進行過濾。在美國專利 6，535，767號中所描述並且以簡化形式在圖3A中示出的設備中，形成模塊112的輸出網絡 的一部分的電容器過濾掉所存在的任何D. C.分量。或者，可平衡正負信號時間間隔，從而 使得在每個狀態花費大約相等的時間量，使D. C.含量最小化。在圖4和圖5所示的設備中 使用了這種方法。在其它應用中，例如在離子電滲療法中或在通過細胞趨電性加速傷口治癒中，希 望引入疊加在主要的A. C.波形上的受控D. C.含量。這可簡單地通過使花費在正負時間間 隔中的時間不均衡而進行，從而使得一種極性佔優勢，而消除諸如串聯的電容器的任何下 遊元件，所述下遊元件會阻礙希望的D. C.信號含量。在圖6中圖示了具有佔優勢的極性的不均衡波形的一個示例。這個波形例如可通 過對產生信號162a的NOR門提供不同輸入而產生。注意，這個波形只不過是前面在圖5中 圖示的波形，但是這裡是不對稱的。即，圖6中的輸出波形182具有的負極性脈衝191比它 所具有的正極性脈衝190多。為便於比較，圖5的附圖標記保持不變。對圖6的波形的密切查看揭示了控制信號162a和162b在脈衝振蕩器上運行，所 述脈衝振蕩器產生與由圖5B中的波形174圖示的類似的信號中的高密度脈衝174。圖6的 輸出波形182演示了一種信號為負時多於為正時的故意的電荷不平衡的情況。S卩，圖6的 輸出波形182具有的負極性脈衝191比它所具有的正極性脈衝190多。在波形162a的非 零周期期間，脈衝群190是正的，而在波形162b的稍微較長的非零周期期間，脈衝群191是 負的。在圖6中，控制信號波形162a具有隻持續兩個時鐘周期的脈衝，而圖5B中的控制 信號波形162a具有持續四個時鐘周期的脈衝。這裡，時鐘周期在圖5B和圖6中被定義為如QO Q7所示的時間段。圖5B和圖6之間的控制信號162a中的這種差異進一步反映在 圖6的輸出信號182的正極性脈衝190中。雖然圖5B中的波形182在穩態時被電荷平衡，但是圖6中的波形182具有較少的 正極性脈衝190。脈衝中的這種減少直接與圖6中的信號162a的非零脈衝寬度的縮小相 關。圖6中的信號162a的從時鐘Q6至Q7的上升沿使得能夠在波形182中的相同時鐘變 遷中產生正極性脈衝190。圖6中的信號162a的從時鐘QO至Ql的下降沿禁止在波形182 中的相同時鐘變遷中產生正極性脈衝190。由於控制信號162a的非零部分控制脈衝群190的產生，因此它們的發生時間是基 本同步的。圖6的控制信號162b和波形182中的負極性脈衝191之間可得出相同的控制 關係。而且，圖6的波形174中所示的脈衝發生器輸出由圖6中呈現的具有非零脈衝的控 制信號162a或控制信號162b啟用。可替代地，通過使極性關於零非對稱，可故意使波形不平衡。例如，可通過基本上 抑制圖7中圖示的一種極性的所有脈衝而使波形不對稱。這裡正脈衝192再次如圖5B中 所圖示，但是負脈衝193也被部分地或完全地抑制(未圖示)。例如通過在輸出184a和184b之間放置肖特基(Schottky) 二極體或其它類型的 二極體可獲得這個結果。雖然圖示了抑制負脈衝193，但是在其它實施例中，也可抑制正極 性脈衝192。再次為了便於比較，圖5的附圖標記在圖7中基本保持不變。對圖7的波形的密 切查看揭示了控制信號162a和162b在脈衝振蕩器上運行，所述脈衝振蕩器在與由圖7中 的波形174圖示的類似的信號中產生高密度脈衝174。然而，圖7的輸出波形182演示了 故意的電荷不平衡。即，負極性脈衝193的幅度可縮小，而正極性脈衝192基本保持不變。 在波形162a的非零周期期間，脈衝群192是正的，而在波形162b的非零周期期間，脈衝群 193是負的(但是幅度減小了)。在圖7中，控制信號波形162a和162b基本與圖5B中圖示的控制信號162a和162b 一致。圖7中的結果輸出波形182與圖5B中的輸出信號182之間的差異在於圖7中圖示 的負極性脈衝193的幅度的減小。正如在圖5B中，圖7中的信號162b的從時鐘Q7到QO 的上升沿啟用波形182中的在相同的時鐘變遷處的負極性脈衝193的產生。正如在圖5B中，圖7中的信號162b的從時鐘Q3到Q4的下降沿禁止了波形182 中的在相同的時鐘變遷時的負極性脈衝193的產生。由於控制信號162b的非零部分控制 脈衝群193的產生，因此它們的發生時間是基本同步的。控制信號162a和圖7的波形182 中的負極性脈衝192之間可得出相同的控制關係。再次，圖5B中圖示的波形與圖7中的那 些波形之間的顯著差異在於圖7中的脈衝193的幅度的減小。這種減小可有意地用於在一 些生物醫學治療技術中使用的輸出處產生不平衡電荷。上述實施例不應該解釋為限制發明的範圍，因為各個實施例可提供最大範圍的可 能輸出信號，其中輸出信號可通過類似的方式和使用類似的電路來獲得，但是不必具有類 似的包絡線。例如，由恰當設計的控制信號Sc所潛在地控制的輸出信號的特徵不僅包括脈 衝產生和極性，還包括強度、脈衝定時、電荷平衡以及通過對這些因素的一些組合的正確處 理、具體仿真、諸如正弦波或用於產生拍頻的正弦波的組合的可定義的數學函數。其它數學 函數包括但不限於是常數值；正弦函數；產生拍頻的正弦函數的總和；形成方波或矩形波
16的隨著時間斷續的定值；算術組合，例如兩個或更多個剛提及的函數或函數類型的和、乘積 或比例；或者隨機值。上述控制信號Sc都是周期性的，隨時間重複，但是也可使用非周期性的信號，如 隨機產生的控制脈衝的序列。適當的隨機序列產生技術可由電路設計和波形分析領域的技 術人員實施。產生控制信號的許多其它波形和裝置對電路設計和波形分析領域的技術人員應 該是顯而易見的。例如，控制信號具有兩個可能的狀態，包括將所述脈衝振蕩器打開或關閉。對振蕩 器的打開或關閉可具有時間模式。該模式可以是「on(開)」脈衝和「off (關)」脈衝的有規 律交替連續。使能脈衝振蕩器的「on」脈衝隨著時間有規律地重現。例如，使能脈衝振蕩器 的「on」脈衝以隨著時間有規律重複的模式重現。該模式可包括「on」脈衝的組。「on」脈衝 的組可被沒有所述「on」脈衝的安靜時段分隔。在一些實施例中，時間模式可以是隨機的。再例如，脈衝振蕩器可產生包括在每個極性持續1微秒至10毫秒的脈衝的脈衝信 號。脈衝振蕩器可產生包括在每個極性持續10至1000微秒的脈衝的脈衝信號。脈衝振蕩 器可產生包括兩個極性的在從10到1000微秒的範圍內具有不相等的長度的脈衝的脈衝信 號。脈衝振蕩器可產生包括一個極性持續10至100微秒而另一極性持續100至1000微秒 的脈衝的脈衝信號。脈衝振蕩器可產生包括一個極性持續約30微秒而另一極性持續約200 微秒的脈衝的脈衝信號。脈衝信號可包括被安靜時間間隔分隔的群，並且所述群和安靜時 間間隔每個持續約100微秒至10秒。所述群和安靜時間間隔每個持續約1毫秒至1秒。群 可具有與安靜時段不同的長度，例如每個群長度可為約1毫秒至1秒。例如，群長度可為約 1至20毫秒，而安靜時段具有約5至200毫秒的持續時間。群持續時間的長度可以是約5 至10毫秒，而群和安靜時段一起以約15Hz的頻率重複。脈衝振蕩器可產生包括在每個極性持續5至1000微秒的脈衝的脈衝信號。脈衝 振蕩器可產生包括在從約5到1000微秒的範圍內具有相等的長度的極性的脈衝的脈衝信 號。該相等的長度可能為約10至100微秒，例如，該相等的長度可為約30微秒。脈衝信號 可包括具有由短安靜時段分隔的短群的脈衝，短群和短安靜時段進而組成被更長安靜時段 分隔的群組。這種短群和短安靜時間間隔每個持續約10微秒至100毫秒。例如，短群和短 安靜時間間隔每個持續約100微秒至10毫秒。短群和短安靜時間間隔例如可具有在從100 微秒至10毫秒的範圍內的相等的長度。短群和短安靜時間間隔每個持續從500微秒到2 毫秒。短群和短安靜時間間隔每個可持續約1毫秒。群組和較長的安靜時間間隔每個可持 續約1毫秒至1秒。群組和較長的安靜時間間隔每個可持續約5至200毫秒。群組可具有 與所述較長的安靜時段不同的長度，每個所述長度包括約5至200毫秒。群組長度例如可 為約30至100毫秒，例如約50毫秒。較長的安靜時段的長度可為約5至30毫秒。例如較 長的安靜時段的長度可以是約17毫秒。群組的極性可交替，從而使得總信號載波不包括淨 電荷或D.C.分量。對生物材料101中的治療效果的提升以及相信可用諸如由各個實施例產生的上 述那些波形治癒的情況可包括但不必局限於如下骨折、骨質疏鬆症、急性疼痛、慢性疼痛、 腫脹、簡單炎症以及諸如腱炎(包括腕管症候群和其它重複性壓力損傷)、骨關節炎和風溼 性關節炎的炎性紊亂。也可用輸出波形促進涉及多種組織類型以及從外傷或者從諸如糖尿病的病變情況導致的傷口的加速癒合。例如糖尿病或褥瘡潰瘍的皮膚潰瘍可很好地響應於輸出波形。例如在外傷之後或 者在糖尿病神經病變的情況中，神經功能可得到提高或恢復。經顱施加時，此處描述的輸出 信號可緩解焦慮、抑鬱、失眠和相關情況。然而，應當理解，沒有一組定時時間間隔、輸出強 度、極性或極性反轉對於治療所有(或者甚至大多數)這些情況是必然有用的。相信適當的電壓/電流電平和定時間隔可用於治療更廣泛變化的情況或通過恰 當地修改這些因素能得到緩解的情況，所述情況的病因包括細胞、器官或全身新陳代謝、分 泌或複製的速度不適當或不平衡。因此，應當理解，每一種特定應用的最優波形特性最好以 觀察和適度的實驗適當地結合的方式尋找。根據各個實施例的裝置/系統可用來提升一種以上的治療效果，例如為生病的人 或動物提供電療法治療，所述電療法治療包括但不限於是加速治療、減輕急性或慢性疼痛 以及減輕腫脹和/或炎症。然而，該裝置不限於用於完整有機體，因為隔離的細胞或組織培 養也可受電療法波形影響(已觀察到適當的電刺激可改變細胞新陳代謝、分泌和複製的速 度)。例如，在培養的組織和自體皮膚移植材料的製備中，可用選擇的波形在適當的培養基 (medium)中對隔離的皮膚細胞進行處理，以增加細胞增生和變異。作為提升生物材料101中的治療效果的另一示例，當在基因上設計所述細菌或其 它有機體的增長以產生想要的諸如人類胰島素的產品時，通過用適當波形進行處理，可使 細菌或其它有機體的增長加速或使所需產物的分泌增加。作為治療效果的另一示例，可對 培養的人體細胞或組織進行處理，以增加增殖、加速更多成熟組織結構的發育或提高希望 的物質或物質組合的分泌，所述希望的物質例如是用於移植的骨材料中的轉化增長因子 β、胰島素樣增長因子I(IGF-I)以及其它相關增長因子。圖8示出了根據一個示例性實施例的用於提供複雜生物電刺激信號的處理的邏 輯流程圖800。在下面所提及的所有邏輯流程圖中描述的處理或處理流中的一些動作必須 自然地在其它動作之前，以如所描述地那樣起作用。然而，如果一種順序或序列不會改變一 個或多個實施例的功能，則各個實施例不限於所描述的動作順序。即，應當認識到，一些動 作可在其它動作之前、之後或並行地執行。產生複雜生物電刺激信號的處理800可在810開始，在810處提供可耦接到生物 材料101的信號發生設備。所述設備可以是圖3Α、圖4Α或圖5Α中所示的那些。在820處，產生一個或多個控制信號，以控制複雜信號的產生。這些控制信號可 確定與複雜刺激信號相關的各種參數，如佔空比、持續時間、定時、延時周期、幅度、相位、極 性、頻率含量、D. C.偏移以及電荷不平衡。在830處，響應於控制信號，產生一個或多個脈衝序列。可由在820處產生的控制 信號控制包絡線、群、組群、群之間的延時、組群之間的延時以及與這些脈衝序列相關的其 它定時。在835處，在信號的安靜部分期間通過不激活脈衝產生來節省功率/能量。即，當 在820處產生的控制信號表示沒有脈衝的安靜時段時，可完全禁止在830處的脈衝產生，以 節省功率。這種功率效率可允許信號產生系統使用更少和/或更小的電池和更少的功率。 同樣，在具有更好的功率效率的系統中，系統的電池電源可持續更長的時間。與需要使用 A.C.電源的現有技術的設備相比，用電池供電的系統還更安全，並且能減少任何潛在的電擊危險。在840處，可處理脈衝序列，以控制脈衝或脈衝群的強度和極性。該處理可響應於 在820處產生的一個或多個控制信號。在850處，可過濾脈衝序列，以抑制任何不想要的頻率分量。該過濾可響應於在 820處產生的一個或多個控制信號。對不想要的頻率的過濾可包括對不想要的D. C.分量的 抑制。這可還包括增加D. C.分量或具有希望的D. C.偏移的脈衝。這些D.C.增加可操作 以均衡電荷平衡或故意使偏移電荷平衡到想要的程度和極性。在860處，可將脈衝序列耦合到生物材料101。信號的耦合可通過導線、端子、觸 點、焊盤、電極、電磁輻射或其它耦合結構的任意組合進行。耦合可以是經皮的、經顱的、體 內的、體外的或其它的。可以耦合到一個細胞、多個細胞、組織、系統、肢體、器官或作為整體 的有機體，例如人體或其部分。在870處，通過將脈衝序列耦合到生物材料101，可提升生物材料中的治療效果。 在860處耦合到生物材料101的複雜刺激信號、脈衝和脈衝群可與生物材料101的電特性 和電化學特性相互作用，以將刺激傳遞給生物材料101。這種特性的例子可以是電導率、電 容、電抗、電阻、反應性、離子濃度、脂類含量、PH、水分含量、介電性能、時間常數以及它們的 任何組合或相互作用。雖然處理800或處理800的部分肯定可以以連續或循環的方式執行， 然而出於非限制的說明性目的，可以將例子表示為在870後結束。對所闡明的實施例的上述描述，包括在摘要中所描述的在內，並不是要作徹底地 描述或使實施例局限於公開的精確形式。雖然出於說明性的目的，在此描述了具體的實施 例和示例，但是相關領域的技術人員應認識到，在不脫離本公開的精神和範圍的情況下，可 進行各種等同修改。可將各個實施例的此處提供的教導應用到其它醫學設備(如治療的和 /或診斷的)，而不一定是上面總體描述的示例性生物電刺激設備。例如，前面詳細描述已經通過使用框圖、示意圖和示例解釋了設備和/或處理的 各個實施例。只要這些框圖、示意圖和示例包含一個或多個功能和/或操作，本領域技術 人員便應理解，這些框圖、流程圖或示例中的每個功能和/或操作可通過寬範圍的硬體、軟 件、固件或實質上它們的任何組合而單獨地和/或集中地實施。在一個實施例中，本主題可 通過專用集成電路(ASIC)來實施。然而，本領域技術人員應認識到，此處公開的實施例可 整體地或局部地在標準集成電路中、作為在一個或多個計算機上運行的一個或多個計算機 程序(如，在一個或多個計算機系統上運行的一個或多個程序)、作為在一個或多個控制器 (如微控制器)上運行的一個或多個程序、作為在一個或多個處理器(如微處理器)上運行 的一個或多個程序、作為固件或作為實質上它們的任何組合而等同地實施，並且，根據本公 開，對於本領域的普通技術人員而言，設計電路和/或為軟體和/或固件編寫代碼都是很容 易的。此外，本領域技術人員應理解，此處教導的結構能夠作為多種形式的程序產品分 布，且無論用來實際執行該分布的特定類型的信號承載介質是什麼，該說明性的實施例都 可被等同地實施。信號承載介質的示例包括但不限於如下可記錄型介質，如軟盤、硬碟驅 動、快閃記憶體或帶備用電池的靜態存儲器、CD ROM、數字磁帶和計算機內存；以及傳送型介質，如 使用基於TDM或IP的通信鏈路(如，包鏈路)的數字和模擬通信鏈路。可合併上述各個實施例以提供進一步的實施例。以其與此處的具體教導和定義一
19致為限度，在該說明書中提及的和/或在申請數據頁中列出的所有美國專利、美國專利申 請公開、美國專利申請、外國專利、外國專利申請和非專利公開包括但不限於1993年6月 8日籤發的美國專利5，217，009號；1995年5月9日籤發的美國專利5，413，596號；2000 年1月4日籤發的美國專利6，011，994號；2001年11月20日籤發的美國專利6，321，119 號；2003年3月18日籤發的美國專利6，535，767號；2006年10月3日籤發的美國專利 7，117,034號；以及2005年3月18日提交的重新籤發的申請序列11/084，870號(對應於 美國專利6，535，767號)，將所有這些文件的全部內容通過引用併入此處。如果必要，實施 例的方面可修改以採用各個專利、申請和公開的系統、電路以及概念，以提供進一步的實施 例。 根據上面的詳細描述，可對實施例進行這些和其它改變。通常，在所附的權利要求 書中，使用的術語不應該解釋為將權利要求限制為在說明書和權利要求書中公開的具體實 施例，而是應當解釋為包括連同這些權利要求被授權的等同物的全部範圍的所有可能實施 例。因此，權利要求書並不受到本公開的限制。
權利要求
一種產生在生物醫學應用中使用的電信號的系統，該系統包括產生控制信號的裝置，所述控制信號具有以作為時間的函數的模式交替的至少兩個狀態，該模式包括一系列「on」脈衝和「off」脈衝，所述脈衝以隨時間有規律地重複的模式再現；脈衝振蕩器，其在所述控制信號的所述「on」脈衝期間被啟用並產生脈衝信號，但是在所述控制信號的所述「off」脈衝期間被禁用並可忽略地不消耗功率；處理裝置，其用於處理所述脈衝信號，所述處理裝置還執行下述操作中的至少一種控制信號強度、反轉所述脈衝信號的一部分以及抑制所述脈衝信號的直流(D.C.)分量和頻率分量中的至少一種，從而產生輸出信號；以及導電裝置，其用於將所述輸出信號傳導並施加到生物材料，以提升在所述生物材料中的治療效果。
2.根據權利要求1所述的系統，其中，作為時間的函數的所述模式仿真下面的數學函 數之一常數值；正弦函數；產生拍頻的正弦函數的和；形成方波或矩形波的隨著時間斷續 的常數值；諸如兩個或多個所述函數或函數類型的和、乘積或比例的算術組合；或者隨機值。
3.根據權利要求1所述的系統，其中，所述控制信號不僅包括所述「on」脈衝和所述 「off」脈衝，還包括控制所述輸出信號的極性、強度、脈衝定時或電荷平衡中的至少一個的 一個以上輔助信號。
4.根據權利要求1所述的系統，其中，所述脈衝振蕩器產生所述脈衝信號，使得所述脈 衝在兩個極性之間交替並具有相等的脈衝長度，每個所述脈衝長度處於從1微秒至1000毫 秒的包含端點的範圍內。
5.根據權利要求1所述的系統，其中，所述脈衝振蕩器產生所述脈衝信號，使得所述脈 衝在兩個極性中具有不相等的長度，一個極性的所述脈衝持續10至100微秒，而另一極性 的所述脈衝持續100至1000微秒。
6.根據權利要求1所述的系統，其中，所述脈衝振蕩器產生所述脈衝信號，使得所述脈 衝被分組成由安靜時段分隔的群。
7.根據權利要求1所述的系統，其中，所述脈衝振蕩器產生所述脈衝信號，使得所述脈 衝被分組成多個短群，成對的所述短群由各個短安靜時段分隔，所述短群和所述短安靜時 段被分組成多個群組，成對的所述群組由各個較長的安靜時段分隔，所述較長的安靜時段 比所述短安靜時段持續時間長。
8.根據權利要求7所述的系統，其中，所述短群和所述短安靜時段每個持續約10微秒 至100毫秒，而所述群組和所述較長的安靜時段每個持續約5至200毫秒。
9.根據權利要求7所述的系統，其中，所述短群和所述短安靜時段每個持續約1毫秒至 20毫秒，而所述短安靜時段和所述較長的安靜時段每個持續約5至200毫秒。
10.根據權利要求7所述的系統，其中，所述脈衝振蕩器產生所述脈衝信號，使得所述 脈衝的每個極性持續約5微秒至1000微秒。
11.根據權利要求7所述的系統，其中，每對群組中的第二個群組相對於該對群組中的 第一個群組被反轉，使得所述脈衝信號不包括累積的淨電荷或D. C.分量。
12.根據權利要求1所述的系統，其中，所述導電裝置包括下述中的至少一個接觸皮膚的電極；導電傷口敷料；金屬骨固定針；導電導管；出於生物電刺激的目的而插入或植入 的導電設備、導線或電針刺療法的針；或者與組織接觸的導電液體的殼體。
13.根據權利要求1所述的系統，其中，所述生物材料包括人體、動物體、完整的器官、 培養細胞或培養組織中的至少一種。
14.根據權利要求1所述的系統，其中，所述治療效果包括下面的至少一個細胞增殖、 細胞分化、器官生長速度、希望的產物的分泌或組織結構的發育速度的增加；對傷口、骨折、 骨質疏鬆症、急性疼痛、腫脹、炎性紊亂、重複性壓力損傷、骨關節炎以及風溼性關節炎的治 療；至少一個傷口的加速治癒；神經功能的提高或恢復；或者心理狀況的緩解。
15.根據權利要求1所述的系統，其中，所有的電源由一個以上原電池提供，所述原電 池包括鹼性電池、鋰電池、可再充電電池或一次性電池與可再充電電池的組合中的至少一 種。
16.一種產生生物電刺激信號的系統，該系統包括控制器，其產生具有至少兩個狀態的控制信號；振蕩器，其耦接到所述控制器，並響應於所述控制信號的所述狀態的第一狀態而產生 脈衝信號，且響應於所述控制信號的所述狀態的第二狀態而被關閉並可忽略地不消耗功 率；處理器，其耦接為接收所述脈衝信號，並配置成抑制所述脈衝信號的直流(D. C.)分量 和頻率分量中的至少一種，以產生輸出信號；以及導電裝置，其耦接到所述處理器，以將所述輸出信號傳遞到生物材料，以提升在所述生 物材料中的治療效果。
17.根據權利要求16所述的系統，還包括電源，所述電源包括電耦接為對所述系統供 電的電池。
18.根據權利要求16所述的系統，其中，所述控制器和所述振蕩器中的至少一個包括 互補金屬氧化物半導體(CMOS)電路。
19.一種產生在生物醫學應用中使用的電信號的系統，該系統包括控制器，其配置為產生控制信號，所述控制信號具有以作為時間的函數的模式交替的 至少兩個狀態，該模式包括一系列「on」脈衝和「off」脈衝，所述脈衝以隨時間有規律重複 的模式再現；所述控制信號還包括控制所述輸出信號的極性、強度、脈衝定時或電荷平衡中 的至少一個的一個以上輔助信號；脈衝振蕩器，其在所述控制信號的所述「on」脈衝期間被啟用並產生脈衝信號，但是在 所述控制信號的所述「off」脈衝期間被禁用並可忽略地不消耗功率；電路，其耦接為接收所述脈衝信號，並配置為執行下述操作中的至少一種控制所述脈 衝信號的信號強度、反轉所述脈衝信號的一部分以及抑制所述脈衝信號的直流(D.C.)分 量和頻率分量中的至少一種，從而產生輸出信號，其中所述輸出信號具有作為時間的函數 的強度和極性的模式，所述模式仿真下面的數學函數中的一種常數值；正弦函數；產生拍 頻的正弦函數的和；形成方波或矩形波的隨著時間斷續的常數值；諸如兩個或多個所述函 數或函數類型的和、乘積或比例的算術組合；或者隨機值；以及導體，其配置為將所述輸出信號施加到生物材料，以提升在所述生物材料中的治療效
20.根據權利要求19所述的系統，其中，所述脈衝振蕩器產生所述脈衝信號，使得所述 脈衝信號脈衝的多個脈衝在兩個極性之間交替，每個脈衝具有相等的脈衝長度，每個脈衝 長度處於從1微秒至1000毫秒的範圍內。
21.—種產生在生物醫學應用中使用的電信號的系統，該系統包括控制器，其配置為產生控制信號，所述控制信號具有以作為時間的函數的模式交替的 至少兩個狀態，該模式包括一系列「on」脈衝和「off」脈衝，所述脈衝以隨時間有規律重複 的模式再現；脈衝振蕩器，其產生振蕩脈衝，所述脈衝振蕩器在所述控制信號的所述「on」脈衝期間 被啟用並產生脈衝信號，但是在所述控制信號的所述「off」脈衝期間被禁用並可忽略地不 消耗功率；電路，其耦接為接收所述脈衝信號，並配置為執行下述操作中的至少一種控制所述脈 衝信號的信號強度、反轉所述脈衝信號的一部分以及抑制所述脈衝信號的直流(D.C.)分 量和頻率分量中的至少一種，從而產生輸出信號；以及導體，其耦接為將所述輸出信號傳遞到生物材料，以提升在所述生物材料中的治療效 果，所述治療效果包括下面的至少一個細胞增殖、細胞分化、器官生長速度、希望的產物的 分泌或組織結構的發育速度的增加；對傷口、骨折、骨質疏鬆症、急性疼痛、腫脹、炎性紊亂、 重複性壓力損傷、骨關節炎以及風溼性關節炎的治療；至少一個傷口的加速治癒；神經功 能的提高或恢復；或者心理狀況的緩解。
22.根據權利要求21所述的系統，其中，所述控制器和所述脈衝振蕩器中的至少一個 包括互補金屬氧化物半導體(CMOS)電路。
23.根據權利要求21所述的系統，還包括電源，所述電源包括電池。
24.根據權利要求21所述的系統，其中，所述脈衝振蕩器具有與所述輸出信號的佔空 比至少近似匹配的佔空比。
25.—種產生生物電刺激信號的方法，該方法包括 由控制器產生一個或多個控制信號；由脈衝發生器響應於所述控制信號而產生一個或多個脈衝序列； 響應於所述控制信號不時地停止所述脈衝發生器的運行，使得所述脈衝發生器在停止 時可忽略地不消耗功率；以及處理所述脈衝序列，以控制所述輸出信號的強度、極性、控制電荷平衡或不希望的頻率 分量中的至少一個。
26.根據權利要求25所述的方法，還包括將所述脈衝序列耦合到生物材料中，以用所述脈衝序列提升在所述生物材料中的治療效果。
27.根據權利要求25所述的方法，其中，所述治療效果包括下面的至少一個一處或多 處骨折的治療、骨質疏鬆症的治療、急性疼痛的治療、腫脹的治療、炎性紊亂的治療、至少一 個傷口的加速治癒、神經功能的提高或恢復、心理狀況的緩解、細胞增殖中的增加、細胞分 化的增加、器官生長速度的增加、希望的產物的分泌的增加或組織結構的發育速度的增加。
28.根據權利要求25所述的方法，還包括從直流(D.C.)電源為所述信號發生裝置供電。
全文摘要
一種產生在生物醫學應用中使用的電信號的系統和方法可具有高功率效率的特徵，支持電池供電的運行，並支持對電擊危害的風險的減小。該系統可包括產生一個或多個控制信號的控制器，可操作所述控制信號以控制脈衝產生和波形處理電路。控制信號可包括以作為時間的函數的選定模式交替的至少兩個狀態。在至少一個控制信號狀態期間，用於產生脈衝信號的振蕩器可運行。在至少另一個控制信號狀態期間，振蕩器被禁用並完全關閉，以節省可觀的功率。可處理所產生的脈衝，以提供期望的強度和頻率分量。可將已處理的信號施加到生物材料。
文檔編號A61N1/36GK101918077SQ200880121314
公開日2010年12月15日 申請日期2008年11月18日 優先權日2007年11月19日
發明者詹姆斯·W·克朗伯格 申請人:麥哲利夫有限公司