用于增强伤口修复的电磁治疗设备及其使用方法

专利名称：用于增强伤口修复的电磁治疗设备及其使用方法
技术领域：
本发明涉及通过改变与活组织、细胞和分子的电磁环境的相互作用， 来增强人、植物和动物中的伤口修复。本发明还涉及通过应用编码的电磁 信息来调节细胞和组织生长、修复、维护和一般行为的方法。尤其是，本 发明通过进行编码电磁信息的外科无创活性耦合，来提供非常特定的电磁
频率(EMF)信号图案对一个或多个身体部分的应用。电磁波形对例如细 胞、器官、组织和分子等人、动物和植物耙途径结构的这种应用，可用于 增强伤口修复。
背景技术：
大多数低频EMF的使用与骨骼修复(repair)和愈合(healing)的应 用结合。这样，EMF波形和EMF波形的当前整形外科临床使用包括相对 低频分量且有很低的功率，导致在低于5KHz的频率处的每厘米一微伏 (mv/cm)范围内的最大电场。使用细胞膜的电化学模型来预测可以预期 生物效应的EMF波形图案的范围的线性物理化学方法，是以细胞膜(特 别是结合在细胞膜内或上的离子)是可能的EMF耙的假设为J^出的。因 此，必须确定波形参数的范围，对于该波形参数，感应电场可例如通过^f吏 用依赖电压的动力学，在细胞表面电化学地耦合。此线性才莫型的扩展包括 洛伦兹(Lorentz)力考虑因素，其最终证实了 EMF的磁分量可在EMF治 疗中起重要作用。这导致在很低的频率范围从合并的AC和DC磁场效应 预测利益的离子回旋加速器谐振和量子模型。
由用于深层组织愈合的27.12 MHz的连续正弦波产生的脉冲射频 (PRF)信号在透热疗法的现有技术领域中是已知的。透热疗法信号的脉 冲后继物最初;故发表为能够在传染病的治疗中激发非热生物效应的电》兹场。随后，报道了PRF治疗应用，用于减少创伤后和手术后的疼痛以及软 组织、伤口愈合、灼伤治疗和神经再生中的水肿。用于消退创伤水肿的PRF 的应用近年来^t^来越多地使用。截至目前在动物和临床研究中使用PRF 的结果表明，水肿可由于这样的电磁刺激被适度地减少。
本发明基于生物物理和动物研究，其将细胞与细胞的交流对组织结构 敏感性的效应归因于感应电压和相关电流。〗吏用信噪比(SNR)和功率叶言 噪比(功率SNR)中至少一个的数学分析，估计应用于乾途径结构(如细 胞、组织、器官和分子)的EMF信号是否在离子结合位置出现的热噪声 之上是可检测的。现有技术的EMF剂量测定没有考虑组织结构的电介质 特性，相反，现有技术利用分离的细胞的特性。通过利用电介质特性，通 过最佳化在靶途径结构估计的SNR和功率SNR数学值而配置的电磁波形 的活性耦合(reactive coupling)可增强在人、动物和植物细胞、器官、 组织和分子内的各种伤口的修复(例如外科手术后和创伤的伤口愈合)， 血管生成，改善的血液灌注，血管舒张，血管收缩，水肿减少，增强的新 血管形成，骨骼修复，腱修复，韧带^f务复，器官再生，和疼痛减轻。伤口 修复增强作用源于增加的血液流量及血管生成和新血管形成的调节以及 其它增强的生物效应过程。
无创PRF在射频的最近的临床使用利用27.12 MHz正弦波的脉冲群， 每个脉冲群一^良示65微秒的宽度，且每脉冲群大约有1700个正弦周期， 以及具有不同的脉冲群重复率。
具有在一到一百兆赫兹(MHz)的范围内的频率的电^f兹波形的广i普密 度脉冲群被选择性地应用于人、动物和植物细胞、器官、组织和分子，每 脉冲群有1到100,000个脉沖，以及脉冲群重复率为0.01到10,000赫兹 (Hz)。每个脉冲群的电压幅度包络是随机、不规则或其它类似变量的函 数，用于在脉冲群包络内提供广i普密度。通过考虑在特定的靶途径结构中 的信号与热噪声比和功率SNR的数学函数，来定义变量。波形设计成调节 活细胞生长、状态和修复。这些信号的特定应用包括但不限于增强器官、 肌肉、关节、皮肤和毛发的治疗，外科手术后和创伤的伤口愈合，血管生 成，改善的血液灌注，血管舒张，血管收缩，水肿减少，增强的新血管形成，骨骼修复，腱修复，韧带修复，器官再生，和疼痛减轻。电磁波形的 应用可用于增强各种伤口的愈合。
根据本发明的实施方案，较高谱密度的脉冲群包络可更有效地耦合到 生理学相关的电介质途径，例如细胞膜受体、与细胞酶结合的离子和一般 跨膜电位变化。根据本发明的实施方案增加了传输到相关的细胞途径的频 率分量的数量，导致可应用于已知愈合机制的较大范围的生物物理现象变 得可实现，包括增强的酶活性、生长因子释放和细胞因子释放。通过增加 脉冲群持续时间，和通过应用随机或其它高谱密度的包络至单极或双极矩 形或正弦脉沖的脉冲群包络，可取得对可应用于人、动物和植物中的软组 织和硬组织的生物学愈合过程更有效和更大的效果，从而导致伤口修复的
加速，该单极或双极矩形或正弦脉沖感应在每厘米10-6和10伏(V/cm) 之间的峰值电场，并满足根据SNR或功率SNR的可检测性要求。
本发明涉及伤口修复的已知机制，其涉及在伤口修复被应用于人、动
地，伤口修复包括炎症期、血管生成、细胞增殖、胶原产生和重建期。在 每个阶段有特定的细胞因子和生长因子的定时释》文。电磁场可增强血液流 量并增强离子结合，这反过来可加速每个愈合期。本发明的特别目的是提 供改良的装置以增强外源因子的作用并加速修复。使用本发明的一个有利 的结果是，由于血液流量增强或生物化学活性增强因而可加速伤口修复。 本发明的目的是提供改良的方法以促进预期效果，或提高伤口修复各阶段 相关的细胞因子和生长因子的功效以及其它效果。
本发明的另一目的是引发并加速慢性伤口的愈合，如糖尿病溃疡、静 脉停滞溃疡、压疮和任何起因的非愈合性伤口。
本发明的另一目的是，通过将高镨密度电压包络应用为根据SNR和功 率SNR要求的调节或脉冲群定义参数，对这样的增加持续时间的脉冲群的 功率要求可明显低于具有相同频率范围的脉沖的较短脉沖群的功率要求； 这源于频率分量与相关的细胞/分子过程的更有效的匹配。因此，获得了增 强的传输到相关的电介质途径的剂量测定和降低的功率要求的优点。
因此，存在对更有效地加速人、动物和植物细胞、器官、组织和分子中的伤口修复的设备和方法的需要。

发明内容
大多数低频EMF的使用与骨骼修复和愈合的应用结合。这样，EMF 波形和EMF波形的当前的整形外科的临床使用包括相对低频分量且有很 低的功率，导致在低于5KHz的频率处的在每厘米一微伏(mv/cm)范围 内的最大电场。使用细胞膜的电化学模型来预测可以预期生物效应的EMF 波形图案的范围的线性物理化学方法是以细胞膜(特别是结合在细胞膜内 或上的离子)是可能的EMF靶的假设为基础的。因此，必须确定波形参 数的范围，对于该波形参数，感应电场可例如通过使用依赖电压的动力学 在细胞表面电化学地耦合。此线性模型的扩展包括洛伦兹(Lorentz)力考 虑因素，其最终证实了 EMF的磁分量可在EMF治疗中起重要作用。这导 致在很低的频率范围从合并的AC和DC磁场效应预测利益的离子回旋加 速器谐振和量子模型。
由用于深层组织愈合的27.12MHz的连续正弦波产生的脉冲射频 (PRF)信号在透热疗法的现有技术领域中是已知的。透热疗法信号的脉 冲后继物最初被发表为能够在传染病的治疗中激发非热生物效应的电磁 场。随后，报道了PFR治疗应用，用于减少创伤后和手术后的疼痛以及软 组织、伤口愈合、灼伤治疗和神经再生中的水肿。用于消退创伤水肿的PRF 的应用近年来^C^来越多地使用。截至目前在动物和临床研究中使用PRF 的结果表明，水肿可由于这样的电磁刺激被适度地减少。
本发明基于生物物理和动物研究，其将细胞与细胞的交流对组织结构 敏感性的效应归因于感应电压和相关电流。使用信噪比(SNR)和功率信 噪比(功率SNR)中至少一个的数学分析，估计应用于靶途径结构(如细 胞、组织、器官和分子)的EMF信号是否在离子结合位置出现的热噪声 之上是可纟全测的。现有才支术的EMF剂量测定没有考虑组织结构的电介质 特性，相反，现有技术利用分离的细胞的特性。通过利用电介质特性，通 过最佳化在靶途径结构估计的SNR和功率SNR数学值而配置的电磁波形 的活性耦合可增强在人、动物和植物细胞、器官、组织和分子内的各种伤口的修复(例如外科手术后和创伤的伤口愈合)，血管生成，改善的血 液灌注，血管舒张，血管收缩，水肿减少，增强的新血管形成，骨骼修复， 腱修复，韧带修复，器官再生，和疼痛减轻。伤口修复增强作用源于增加 的血液流量及血管生成和新血管形成的调节以及其它增强的生物效应过 程。
无创PRF在射频的最近的临床使用利用27.12MHz正弦波的脉冲群， 每个脉冲群一皿示65微秒的宽度，且每脉冲群大约有1700个正弦周期， 以及具有不同的脉冲群重复率。
具有在一到一百兆赫兹(MHz)的范围内的频率的电磁波形的广谱密 度脉冲群被选择性地应用于人、动物和植物细胞、器官、组织和分子，每 脉沖群有l到100000个脉冲，以及脉冲群重复率为0.01到10000赫兹(Hz)。 每个脉沖群的电压幅度包络是随机、不规则或其它类似的变量效应的函 数，用于在脉冲群包络内提供广谱密度。通过考虑在特定的靶途径结构中 的信号与热噪声比和功率SNR的数学函数，来定义变量。波形设计成调节 活细胞生长、状态和修复。这些信号的特定应用包括但不限于增强器官、 肌肉、关节、皮肤和毛发的治疗，外科手术后和创伤的伤口愈合，血管生 成，改善的血液灌注，血管舒张，血管收缩，水胂减少，增强的新血管形 成，骨骼修复，腱修复，韧带修复，器官再生，和疼痛减轻。电磁波形的 应用可用于增强各种伤口的愈合。
根据本发明的实施方案，较高谱密度的脉冲群包络可更有效地耦合到 生理学相关的电介质途径，例如细胞膜受体、与细胞酶结合的离子和一般 跨膜电位变化。根据本发明的实施方案增加了传输到相关的细胞途径的频 率分量的数量，导致可应用于已知愈合机制的较大范围的生物物理现象变 得可实现，包括增强的酶活性、生长因子释放和细胞因子释放。通过增加 脉冲群持续时间，和通过应用随机或其它高谱密度的包络至单极或双极矩 形或正弦脉冲的脉冲群包络，可取得对可应用于人、动物和才直物中的软组 织和硬组织的生物学愈合过程更有效和更大的效果，从而导致伤口修复的 加速，该单极或双极矩形或正弦脉冲感应在每厘米10-6和10伏(V/cm) 之间的峰值电场，并满足根据SNR或功率SNR的可检测性要求。本发明涉及伤口修复的已知机制，其涉及在被应用于人、动物和植物 的伤口修复的各阶段中适当的生长因子或细胞因子的自然定时的释放。特 别地，伤口修复包括炎症期、血管生成、细胞增殖、胶原产生和重建期。 在每个阶段有特定的细胞因子和生长因子的定时释放。电磁场可增强血液
流量并增强离子结合，这反过来可加速每个愈合期。本发明的特别目的是 提供改良的装置以增强外源因子的作用并加速修复。使用本发明的一个有 利的结果是，由于血液流量增强或生物化学活性增强因而可加速伤口修 复。本发明的目的是提供改良的方法以促进伤口修复各阶段相关细胞因子 和生长因子的预期效果，或提高伤口修复各阶段相关的细胞因子和生长因 子的功效以及其它效果。
本发明的另一目的是促使并加速慢性伤口的愈合，如糖尿病溃疡、静 脉停滞溃疡、压痴和任何起因的非愈合性伤口。
本发明的另 一 目的是，通过将高谱密度电压包络应用为根据SNR和功 率SNR要求的调节或脉冲群定义参数，对这样的增加持续时间的脉冲群的 功率要求可明显低于具有相同频率范围的脉冲的较短脉冲群的功率要求； 这源于频率分量与相关的细胞/分子过程的更有效的匹配。因此，获得了增 强的传输到相关的电介质途径的剂量测定和降低的功率要求的优点。
因此，存在对更有效地加速人、动物和植物细胞、器官、组织和分子 中的伤口修复的设备和方法的需要。


下面参考附图更详细地描述本发明的优选实施方案
图l是根据本发明实施方案的用于加速活组织、细胞和分子中的伤口 ^"复的方法的流程图2是根据本发明优选实施方案的应用于膝关节的控制电路和电线圏 的视图3是根据本发明优选实施方案的小型化电路的结构图4A是根据本发明优选实施方案的金属线圈如感应器的线条图图4B是根据本发明优选实施方案的柔性磁金属线的线条图5描绘根据本发明优选实施方案传递到靶途径结构例如分子、细胞、 组织或器官的波形；
图6是根据本发明优选实施方案的定位设备如手腕支持器的视图7是根据本发明优选实施方案的定位设备如床垫村垫的视图8是显示根据本发明实施方案的定位设备如胸衣的视图9是显示根据本发明实施方案配置的PMRF信号的最大限度增加的 肌球蛋白磷酸化的曲线图。
具体实施例方式
根据本发明的实施方案向脉冲群包络提供了较高的谱密度，导致对例 如细胞膜受体、与细胞酶结合的离子以及一般的跨膜电位变化等相关的电 介质途径的增强的治疗效力。根据本发明的实施方案增加了传输到相关细 胞途径的频率分量的数量，因而提供了接触可应用于已知的愈合机制的较 大范围的生物物理现象的机会，例如生长因子和细胞因子释;^丈的调节以及 在调节分子处的离子结合。根据由在转导(transduction)途径内的SNR或 功率SNR定义的数学模型，通过将随机或其它高谱密度包络应用到感应在 每厘米10-6和10伏(V/cm)之间的峰值电场的单极或双极矩形或正弦脉 冲的脉冲群包络，对可应用于软组织和硬组织的生物愈合过程可达到4支大 的效果。
本发明的一个有利结果是，根据由在转导途径内的SNR或功率SNR 定义的数学模型，通过应用高谱密度电压包络作为调节或脉冲群定义参
围内的脉冲的未调制的脉冲群的功率要求。因此，获得了增强的传输到相 关的电介质靶途径的剂量测定和降低的功率要求的优点。本发明的另一优 点是加速伤口修复。
伤口修复的已知机制涉及在被应用于人、动物和植物的伤口修复的各 阶段中适当的生长因子或细胞因子的自然定时的释放。特别地，伤口修复包括炎症期、血管生成、细胞增殖、胶原产生和重建期。在每个阶段有特 定的细胞因子和生长因子的定时释放。电磁场被认为增强血液流量并增强 离子结合，这反过来可加速每个愈合期。本发明的目的是提供改良的装置， 以增强伤口修复各阶段相关细胞因子和生长因子的作用，并促进其预期效 果，或提高其功效以及其它效果。
来自PEMF或PRF设备的感应时间变化的电流在輩巴途径结构例如分 子、细胞、组织和器官中流动，且这些电流是一种刺激，细胞和组织以生 理学有意义的方式可对该刺激起反应。靶途径结构的电特性影响感应电流 的水平和分布。分子、细胞、组织和器官都处在感应电流途径中，如细胞 处在缝隙接合接触中。在可驻留在膜表面上的大分子上的结合位置处的离 子或配体相互作用是可响应于感应电磁场(E)的依赖电压的过程，例如 电化学。感应电流通过周围的离子介质到达这些部位。细胞在电流途径中 的存在使感应电流(J)随着时间(J(t))衰减得较快。这是由于来自结合 以及其它电压敏感膜过程如膜转运的膜电容和时间常数的细胞的电阻抗 增力口。
表示不同膜和充电界面配置的等效电路模型被得到。例如，在钙(Ca2+ ) 结合中，由于感应E,在结合位置处的所结合的Ca^的浓度变化可在频域 内由阻抗表达式描述，如
其具有串联电阻-电容的等效电路的形式。其中co是定义为2兀f的角频
率，f是频率，i=-l"2， Zb(CO)是结合阻抗，以及Ri。n和Ci。n是等效结合电阻 和离子结合途径的电容。等效结合时间常数的值Ti。n-Ri。。Ci。n通过 Ti。r^Ri。nQ。「l/kb与离子结合率常数有关。因此，该途径的特征时间常凄t由 离子结合动力学确定。
来自PEMF或PRF信号的感应E可〗吏电流流入离子结合途径，并影响 每单位时间结合的Ca"+离子的数量。其电当量是在等效结合电容Q。n两端
的电压变化，这是被Q。n储存的电荷变化的直接测量。电荷与在结合位置
内Ca"离子的表面浓度成正比例，即，电荷的储存相当于离子或其它充电物质在细胞表面和关节上的储存。电阻抗测量以及结合率常数的直接动力
学分析，提供了为配置PMF波形以与乾途径结构的带通匹配所必需的时 间常数值。这考虑到对任何给定感应E波形的所要求的频率范围，以最佳 耦合到把阻抗，如带通。
与调节分子结合的离子是常见的EMF靶,例如与4丐调蛋白结合的Ca2+ (CaM)。该途径的使用基于加速组织修复，例如骨骼愈合、伤口愈合、 毛发修复以及分子、细胞、组织和器官的修复，这些修复涉及在不同修复 期中被释放的生长因子的调节。生长因子，例如血小板源生长因子 (PDGF)、成纤维细胞生长因子(FGF)和表皮生长因子(EGF)，都在适 当的愈合阶段被涉及。血管生成和新血管形成也是对组织生长和修复必需 的，并可被PMF调节。所有这些因子都具有Ca/CaM依赖性。
利用Ca/CaM途径可配置波形，对于该波形，感应功率充分地大于背 景热噪声功率。在合适的生理条件下，该波形可具有在生理上显著的生物 效应。
功率SNR模型对Ca/CaM的应用需要在CaM的Ca"结合动力学的电 当量的知识。在一级结合动力学内，在CaM结合位置所结合的Ca^农度
随时间的变化可在频域内被等效结合时间常数Ti。^Ri。nQ。n特征化，其中 Ri。n和Ci。n是等效结合电阻和离子结合途径的电容。Ti。n通过 Ti。r^Ri。nCi。n-l/kb与离子结合率常数kb有关。kb的公布值然后可用在细胞阵
列模型中，以通过比较由PRF信号引起的电压与在CaM结合位置的电压 的热波动来估计SNR。使用PMF响应的用数字值，如Vmax=6.5xl(r7sec", [Ca2+]=2.5^iM, KD=30pM, [Ca2+CaM]=KD([Ca2+]+[CaM])，得到k^665sec-1 (Ti。n=1.5msec)。这样的Ti加值可用在离子结合的等效电路中，而功率SNR 分析可对于任何波形结构被执行。
根据本发明的实施方案，数学模型，例如数学方程式和/或一系列数学 方程式，可配置成吸收出现在所有与电压有关的过程中的热噪声，并表示 建立足够的SNR的最小阈值要求。例如，表示建立足够的SNR的最小阈 值要求的数学模型可配置成包括热噪声的功率谱密度，因此热噪声的功率
谱密度Sn((O)可表示为S = 4A:rRe[ZM(x, )]
其中ZM(x，co)是耙途径结构的电阻抗，x是耙途径结构的维数，Re表示靶 途径结构的阻抗的实部。ZM(x，Q))可表示为
40对
7
tanh(")
该方程式清楚地示出靶途径结构的电阻抗以及来自细胞外液体电阻 (Re)、细胞内液体电阻(Ri)和膜间电阻(Rg)的贡献都促进噪声过滤， 这些电阻电连接到耙途径结构。
估计SNR的一般方法使用均方根(RMS)噪声电压的单值。这通过 在与完整的膜反应有关或与靶途径结构的带宽有关的所有频率上取 S"(^4A:rRe[ZM(;c,cy)]的积分的平方根来计算出。SNR可由比率表示
纖-则
其中IVM(G))I是当被选定的频率传递到靶途径结构时在每个频率处电压的 最大幅度。
本发明的实施方案包括具有高i普密度的脉冲群包络，以便增强对相关
的电介质途径的治疗效果，如细胞膜受体、与细胞酶结合的离子以及一般 的跨膜电位变化。因此，通过增加传输到相关的细胞途径的很多频率分量， 可应用于已知的组织生长机制的大范围的生物物理现象是可实现的，例如 可应用于已知的组织生长机制的调节生长因子和细胞因子释放以及在调 节分子的离子结合。根据本发明的实施方案，将随机或其它高谱密度包络
应用到感应在约10-8和约100伏V/cm之间的峰ii电场的单才及或双极矩形 或正弦脉冲的脉冲群包络，对可应用于软组织和石更组织的生物愈合过程产 生较大的效果。
根据本发明的又一实施方案，通过将高谱密度电压包络应用为调节或 脉冲群定义参数，对这样的幅度调节的脉冲群的功率要求可明显低于包含 相似频率范围内的脉冲的未调节脉冲群的功率要求。这是由于，通过将不 规则、优选地为随机的幅度强加到否则实质上为均匀的脉沖群包络，产生了在重复脉冲群链内的占空比的实质上的减少。因此，获得了增强的传输 到相关电介质途径的剂量测定和降低的功率要求的双重优点。
参考图1，其中图1是根据本发明的实施方案的方法的流程图，为了
治疗和预防的目的，该方法用于通过将可被脉冲地产生的电^H言号传递到 靶途径结构，如动物和人的离子和配体，来加速伤口修复。靶途径结构还 可包括但不限于组织、细胞、器官和分子。
将具有至少一个波形参数的至少 一个波形配置成耦合到靶途径结构， 如离子和配体(步骤101 )。
所述至少一个波形参^:选#^成最大化耙途径结构中的信噪比和功率信 噪比中至少 一 个，以使波形在耙途径结构中在背景活动之上是可检测的
(步骤102),背景活动例如在乾途径结构的电压和电阻抗中的基本热波
动，这依赖于细胞和组织的状态，即，该状态是否是休息、生长、置换和 响应损伤的至少一种，以产生在生理上有益的结果。为了在靶途径结构中 是可检测的，所述至少一个波形参数的值可通过使用所述靶途径结构的常 数被选择，来估计信噪比和功率信噪比中至少一个，以比较由在所述耙途 径结构中的所述至少一个波形感应的电压与在所述耙途径结构中的电压 和电阻抗的基本热波动，由此通过最大化在所述耙途径结构中的带通内的 所述信噪比和功率信噪比中至少一个，借助于所述至少一个波形，生物效 应调节出现在所述靶途径结构中。
所产生的电磁信号的优选实施方案包括具有至少一个波形参数的任意
波形的脉冲群，该波形参数包括多个范围从约0.01 Hz到约100MHz的频 率分量，其中所述多个频率分量满足功率SNR模型(步骤103)。例如重 复的电磁信号可由所述至少一个波形电感性或电容性地产生(步骤104)。 电磁信号还可为非重复性的。电磁信号通过与靶途径结构极接近地放置的 耦合设备(如电极或感应器)的输出，而被耦合到靶途径结构，如离子和 配体(步骤105)。该耦合增加了血液流量以及离子和配体与分子、组织、 细胞和器官中的调节分子结合的调节，因而加速了伤口修复。
图2示出根据本发明的设备的优选实施方案。该设备是独立的、轻型 的和易携带的。小型控制电路201耦合到至少 一个连接器202如金属线的一端，但是控制电路也可无线操作。所述至少一个连接器的相对端耦合到
发电设备，如电线圈203。小型控制电路201以应用数学模型的方式构成， 该模型用于配置波形。所配置的波形必须满足功率SNR,以便对于给定和 已知的靶途径结构，有可能选择满足功率SNR的波形参数，使得波形产生 生理上有益的结果(例如生物效应调节)且在靶途径结构内在背景活动上 是可检测的。根据本发明的优选实施方案应用数学模型，来在靶途径结构 (如离子和配体)中感应随时间变化的,兹场和随时间变化的电场，包:fe以 每秒约0.1到约100个脉沖重复的约1到约IOO微秒矩形脉冲的约0.1到 约IOO毫秒的脉沖群。感应电场的峰值幅度在约1 (iV/cm和约100mV/cm 之间，根据更改的1/f方程式变化，其中f二频率。配置成使用根据本发明 的优选实施方案的波形可应用于耙途径结构(如离子和配体)中，优选总 照射时间为每天1分钟到240分钟。然而可使用其它照射时间。由小型控 制电路201配置的波形通过连接器202被引导到发电设备203如电线圈。 发电设备203传递可用于向靶途径结构如组织提供治疗的脉冲磁场。小型 控制电路应用脉沖磁场一段规定的时间，并可按在给定的时间段内所需要 的多次应用(例如一天10次)而自动重复应用脉沖石兹场。以任4可时间重 复顺序应用脉冲磁场的小型控制电路可配置成可编程的。根据本发明的优 选实施方案可通过合并到定位设备204 (如床)中来加速伤口修复。将脉 冲^f兹场耦合到靶途径结构如离子和配体，在治疗和预防疾病上减少了炎 症，因而有利地减少了疼痛、加速了靶部位中的愈合。当电线圈用作发电 设备203时，根据法拉第定律，可利用在靶途径结构中感应随时间变化的 电场的随时间变化的磁场给电线圈提供动力。也可使用电》兹耦合来应用由 发电设备203产生的电磁信号，其中电极与皮肤或靶途径结构的另外的外 部电传导边界直接接触。另外，在4艮据本发明的另一实施方案中，也可使 用静电耦合来应用由发电设备203产生的电磁信号，其中在发电设备203 如电极和靶途径结构如离子和配体之间存在空气间隙。根据本发明的优选 实施方案的优点是，其超轻型线圈和小型化电路允许用于普通物理治疗方 法，且用于任何期望生长、疼痛减轻以及组织和器官愈合的地方。根据本 发明的优选实施方案的应用的有利结果是，组织生长、修复和维护可在任 何地方和在任何时间来完成和增强，例如当开车或看电视时。优选实施方案的应用的又一有利结果是，分子、细胞、组织和器官的生长、修复和维 护可在任何地方和在任何时间来完成和增强，例如当开车或看电一见时。
图3描绘了根据本发明的优选实施方案的小型控制电路300的结构图。 小型控制电路300产生驱动发电设备(如上面在图2中描述的金属线圏) 的波形。小型控制电路可被任何触发装置(如开/关型开关)触发。小型控 制电路300具有电源如锂电池301。电源的优选实施方案具有3.3伏的输 出电压，但也可使用其它电压。在根据本发明的另一实施方案中，电源可 为外部电源例如电流电源插座，如通过插头和电线耦合到本发明的AC/DC 电源插座。开关电源302控制到孩￡控制器303的电压。微控制器303的优 选实施方案使用8比特4 MHz的微控制器，但可使用其它比特MHz的组 合《效控制器。开关电源302还可将电流输送到储存电容器304。本发明的 优选实施方案使用具有220pF输出的储存电容器，但可使用其它输出。储 存电容器304允许高频脉冲被输送到耦合设备如感应器(没有示出)。微 控制器303还控制脉冲形成器305和脉冲相位定时控制306。脉沖形成器 305和脉沖相位定时控制306确定脉沖形状、脉沖群宽度、脉冲群包络形 状和脉冲群重复率。积分波形发生器，如正弦波或任意数量的发生器，也 可被合并以提供特定的波形。电压电平转换子电路307控制传递到靶途径 结构的感应场。开关Hexfet 308允许随机化幅度的脉沖群被传递到将波形 发送到至少一个耦合设备如感应器的输出309。微控制器303还可控制靶 途径结构如分子、细胞、组织和器官的一次治疗的总照射时间。小型控制 电路300可构造成可编程的并应用脉冲磁场一段规定的时间，以及可构造 成按在给定的时间段内所需要的多次应用(例如一天10次)而自动重复 应用脉冲磁场。根据本发明的优选实施方案使用约10分钟到约30分钟的 治疗时间。
参考图4A和图4B，其示出根据本发明的优选实施方案的耦合设备400 如感应器。耦合设备400可为以单股或多股柔性金属线402缠绕的电线圈 401，然而也可使用实心金属线。在根据本发明的优选实施方案中，金属 线由铜制成，但也可使用其它材料。多股柔性磁金属线402使电线圏401 能够符合特定的解剖学结构，如人或动物的肢翼或关节。电线圈401的优选实施方案包括直径约0.01 mm到约0.1 mm的约1到约1000匝的单股石兹 金属线和多股磁金属线中至少一个，金属线缠绕在外部直径在约2.5 cm与 约50cm之间的最初为圆形的结构上，但也可使用其它数量的匝和金属线 直径。电线圈401的优选实施方案可用无毒PVC塑模403包裹，但也可使 用其它无毒塑模。电线圈也可合并在敷料、绷带、衣服和一般用于伤口治 疗的其它结构中。
参考图5，其示出根据本发明的实施方案的波形500。脉冲501在具有 有限持续时间的脉冲群502内重复。这样的持续时间503使得可被定义为 脉冲群持续时间与信号周期的比率的占空比在约i到约10-5之间。根据本
发明的优选实施方案利用准矩形10微秒脉冲作为被应用在脉冲群502中 的脉沖501约10到约50毫秒，脉冲群502具有更改的1/f幅度包络504， 并具有相应于约0.1到约IO秒之间的脉冲群周期的有限持续时间503，但 可使用遵循数学模型如SNR和功率SNR的其它波形、包络和脉冲群周期。
图6示出根据本发明的优选实施方案的定位设备，如手腕支持器。定 位设备600如手腕支持器601被戴在人的手腕602上。定位设备可构造成 易携带的，可构造成用完即可丢弃的，或可构造成可植入的。定位设备可 以多种方式与本发明结合使用，例如，通过如Velcro⑧将本发明缝合、附 加到定位设备上而将本发明合并入定位设备中，以及通过将定位设备构造 成弹性而将本发明保持在合适的位置。
在根据本发明的另一实施方案中，本发明可构造为具有或没有定位设 备的任何尺寸的单机设备，以被使用在任何地方，例如在家、在诊所、在 治疗中心或在室外。手腕支持器601可用任何解剖和支持材料例如氯丁橡 胶制造。线圈603合并入手腕支持器601中，使得根据本发明配置的信号 (例如在图5中描绘的波形)乂人手腕顶部的背部应用到手腕底部的跖部。 使用加固设备如Velcro (没有示出)将微电路附到手腕支持器601的外 部。微电路耦合到至少一个连接设备如柔性金属线605的一端。所述至少 一个连接设备的另一端耦合到线圈603。根据本发明的其它实施方案的定 位设备包括膝、肘、下背、肩、其它解剖包裹物以及衣物，例如衣服、时 尚配件和鞋-沬。参考图7，其示出根据本发明的实施方案的合并入床垫衬垫700的电 磁治疗设备。也可使用床垫。若干轻型柔性线圏701合并入床垫衬垫。轻 型柔性线圈701可由细柔性导电金属线、导电细丝和任何其它柔性导电材 料构成。柔性线圈连接到至少一条金属线702的至少一端。然而，柔性线 圈也可配置成直接连接到电路703或无线连接。根据本发明的实施方案配 置波形的轻型小型化电路703连接到所述至少一条金属线的至少另 一端。 当触发轻型小型化电路703时，配置被引导到柔性线圈(701)的波形， 以产生耦合到靶途径结构的PEMF信号。
参考图8，其示出根据本发明的实施方案的合并入胸衣如乳罩的电磁 治疗电感设备。若干轻型柔性线圈801合并入乳罩。轻型柔性线圈可由细 柔性导电金属线、导电细丝和任何其它柔性导电材料构成。柔性线圈连接 到至少一条金属线802的至少一端。然而，柔性线圈也可配置成直接连接 到电路803或无线连接。根据本发明的实施方案配置波形的轻型小型化电 路803连接到所述至少一条金属线的至少另一端。当被触发时，轻型小型 化电路803配置波形，该波形被引导到柔性线圏(801)，以产生耦合到靶 途径结构的PEMF信号。
示例1
根据本发明的用于EMF信号配置的实施方案用于标准酶分析中的钩 依赖性肌球蛋白磷酸化。已知这个酶途径可增强药剂、化学剂、美容剂和 局部剂被应用于人、动物和植物细胞、器官、组织和分子的效力。为了磷 酸化率在几分钟的时间内是线性的以及为亚饱和Ca^农度，来选择反应混 合物。当发生在损伤中时，或由于施用被应用于人、动物和植物细胞、器 官、组织和分子上、之上或之中的药剂、化学剂、美容剂和局部剂，这为 对EMF敏感的Ca"CaM打开了生物窗。使用从火鸡砂嚢分离的肌球蛋白 轻链(MLC)和肌球蛋白轻链激酶(MLCK)来进行实验。反应混合物主 要由下列物质组成包含40mMHepes緩冲溶液、pH为7.0的基本溶液； 0.5mM醋酸铵；1 mg/ml牛血清白蛋白，0.1% (w/v)吐温(Tween) 80;以 及1 mM EGTA。游离Ca"在1-7 jiM范围内变化。 一旦建立Ca"緩冲，新鲜配制的70 nM CaM、 160 nM MLC和2 nM MLCK被力口到基本溶液，以 形成最终的反应混合物。
反应混合物每天新鲜配制以用于每个系列的实验，并被等分成100 的部分而装入1.5 mlEppendorf管。所有包含反应混合物的Eppendorf管被 保持在0°C，然后被转移到特别设计的水浴器，水浴器通过穿过Fisher Scientific模型900热交换器而被预热的水的持续灌注而维持在37±0.1°C。 使用在所有实验期间浸没在一个Eppendorf管中的热敏电阻探测器(如 Cole-Parmer模型8110-20)来监控温度。反应用2.5 ^M32PATP启动，并 用包含30 (iMEDTA的Laemmli样品緩冲溶液停止。在每个实验中计凄t五 个空白(blank)样品的最小值。空白包括减去活性成分Ca"、 CaM、 MLC 或MLCK之一的全部分析混合物。空白计数超过300 cpm的实验被抛弃。
磷酸化被允许进行5分钟，并通过使用TM分析模型5303 Mark V液体闪 烁计数器对整合于MLC中的32P进行计数来估计磷酸化。
信号包括高频波形的重复脉冲群。幅度维持恒定在0.2G，且对所有的 照射重复率为1脉冲群/秒。根据说明当脉冲群持续时间接近500 psec时获 得最佳功率SNR的本发明的数学分析的估计，脉冲群持续时间从65 (isec 变化到1000 psec。结果显示在图9中，其中以psec为单位的脉冲群宽度 901标示在x轴上，肌球蛋白磷酸化902作为治疗/对照(treated/sham)标 示在y轴上。可看到，PMF对Ca^与CaM结合的效果在大约500 (isec时 接近其最大值，恰好如功率SNR模型所示的。
这些结果证实，对于足以获得给定磁场幅度的最佳功率SNR的脉冲群 持续时间，根据本发明的实施方案配置的EFM信号将最大P艮度地增加人、 动物和植物细胞、器官、组织和分子中的伤口修复。
根据本发明的实施方案，在活体内伤口修复模型中进一步证实功率 SNR模型的使用。鼠伤口模型在生物力学和生物化学上充分特征化，并用 在此项研究中。利用重量超过300克的健康、青年雄性Sprague Dawley鼠。
示例2用75 mg/kg的氯胺酮(Ketamine )和0.5 mg/kg的美托咪咬 (Medetomidine)的腹膜腔内注射量来麻醉动物。在达到足够的麻醉之后， 背部被削去，用稀释的聚乙烯吡咯酮捵(betadine) /乙醇溶液处理，并使 用无菌技术盖上消毒帷帘。使用10号解剖刀，在每个鼠的背上穿过皮肤 下至筋膜进行8 cm线性切割。伤口边缘被钝性切割以断开任何剩余的皮肤 纤维，留下直径大约为4cm的敞开伤口。用所施加的压力获得止血，以避 免对皮肤边缘的任何损害。然后用4-0乙炔连续缝合法缝合皮肤边缘。手 术后，动物在腹膜腔内接受0.1-0.5 mg/kg的丁丙诺非。它们被放在单独的 笼子里，并随意接受食物和水。
EMF照射包括两个脉冲射频波形。第一个是标准临床PRF信号，其 包括1高斯幅度的27.12 MHz正弦波的65 psec脉冲群，并以600脉冲群/sec 重复。第二个是根据本发明的实施方案重新配置的PRF信号。对于该信号， 脉冲群持续时间增加到2000 psec,幅度和重复率分别减少到0.2 G和5脉 沖群/sec。每天两次应用PRF30分钟。
在清创之后立即测量抗拉强度。两个1 cm宽的皮肤条垂直于来自每个 样品的疤痕被横切，并被用于测量以kg/mm2为单位的抗拉强度。所述皮 肤条切自每只鼠的相同部位，以确保测量的一致性。然后将皮肤条安装在 张力计上。以10mm/min负载所述皮肤条，并记录拉开伤口之前产生的最 大力。通过对来自相同伤口的两个皮肤条的以 mm2/千克为单位的最大负载 取平均值，来确定用于比较的最终抗拉强度。
结果显示，相对于对照组的13.0±3.5kg/mm2，照射组的65 psecl高斯 PRF信号的平均抗拉强度为19.3±4.3 kg/mm2 (P<.01 ),增加了 48%。相反， 相对于对照组的13.7±4.1 kg/mm2,对于治疗组，使用功率SNR模型根据 本发明的实施方案配置的2000 psec0.2高斯PRF信号的平均抗拉强度为 21.2±5.6 kg/mm2 (P<.01),增加了 54%。这两个信号的结果彼此没有显著 差异。
无创非热脉冲磁场是用于治愈不愈合性骨折、减轻疼痛和水肿以及治 愈慢性伤口的成功的疗法。用于该研究的两个射频EMF设备在脉沖群持 续时间、包络、幅度和重复率方面是不同的。第二射频产生的结果与第一射频产生的结果几乎相同，表明了根据本发明的EMF信号配置的有效性。
该结果遵循在临床和基本EMF研究中观察的模式。应用正确的剂量 测定，即，信号在EMF敏感途径中是可检测的，靶的状态决定效果的程 度。因此，周围正常的骨骼不以生理上显著的方式响应，即使它接受与骨 折部位中的细胞/组织相同的EMF剂量。对于培养物中的细胞出现了同样 的现象，其中报道了对细胞周期、组织修复的状态和离子/配体的细胞外浓 度的依赖性。因此EMF实际上在伤口修复后期没有效果。通过与这种模 式的已知生物力学愈合曲线相比较，可推测，EMF治疗的伤口比对照组快 大约1.5倍地到达伤口^^复末期。
在细胞水平，EMF显示为提高TGF-p生成。用于骨骼修复的EMF类 型，显著增加了体外内皮细胞套接和增殖以及成纤维细胞生长因子p-2。 此外，EMF信号可调节淋巴细胞受体处的抗CD3结合，表明EMF可减少 炎性反应。当EMF效应出现在此皮肤伤口模式中时，由于减少了炎症期 的时间和随后加速了胶原产生，实现了加速的愈合。已经报道生长因子的 产生是Ca/CaM (钙调蛋白)依赖性的，且已经显示EMF信号促进Ca2+ 与钙调蛋白的结合。在组织水平，显示出由所利用的EMF信号感应的电 场包含要在Ca/CaM结合途径4企测的适当频谱。还证实，感应性耦合的EMF 骨骼愈合信号可通过直接调节Ca/CaM,来增加在体外的成骨细胞增殖。
这些结果表明，本发明的实施方案允许要被配置的EMF信号可用明 显较低的功率产生。才艮据本发明的实施方案配置的PRF信号以功率比临床 EMF信号低的方式加速了鼠模型中的伤口修复，所述临床EMF信号加速 伤口修复，但需要多于两个数量级的更多功率来产生。
示例3
本研究证实根据本发明的实施方案配置的电磁场的效果加速了体外 模型中的腱修复。
平均重量为350 g的青年雄性Sprague-Dawley鼠以75 mg/kg 0.5 mg/kg 的氯胺酮/美托咪啶混合物的腹膜腔内注射被麻醉。跟腱断裂并被修复。使用无菌外科技术，在右跟腱上施行2cm中线纵向切割，同时通过使右脚弯 曲而将它拉直。钝器切割用于将腱与周围的组织分离，然后使用解剖刀在 中间横切腱。接着使用改进的Kessler缝合法以6-0尼龙缝线立刻修复跟腱。 跖肌腱被分开但不被修复。使用间断的5-0Ethilon缝线在所修复的腱上缝 合皮肤。跟腱没有被固定。手术后，动物接受酮洛芬以控制疼痛。
在手术后的第一天，所有的动物被随机分配到四个治疗组，每组中有 10个动物。随机化遵循平行分组方案，每个动物被随机分配到一个治疗组， 直到每组有十个。动物保留在其指定的组中。有三个在3个星期的期间内 每天接受两个30分钟的特定治疗期的活动组和一个相同治疗的对照组。 用于该研究的EMF是包括被PMF发电线圈发出的27.12 MHz正弦波的重 复脉冲群的脉冲射频波形。使用两种配置。分配给组1的第一种包括65 usee 的脉冲群持续时间，以600脉冲群/sec的速率重复，且在腱靶的幅度为1 高斯(G )。分配给组2的第二种PRF波形包括2000 ^ec的脉沖群持续时 间，以5脉沖群/sec的速率重复，且在腱靶的幅度为0.05 G，分配给组3 的脉冲群具有0.1 G的幅度。没有信号被分配给组4的对照动物。
爿使用单环线圈来传递信号，该单环线圈安装成使除去所有金属部分的 标准塑料鼠笼子至于其中。该线圈被定位在笼底的上方3.5英寸处，并与 之平行。用每个线圈治疗五个自由闲逛的动物。EMF信号幅度被检查。在 鼠运动的正常范围内的鼠治疗笼内的信号幅度被统一为±10%。每星期验证 信号的一致性。对照组和活动组每个有两个笼子，且每个笼子有其单独编 码的EMF照射系统。每天执行30分钟期的EMF治疗两次，直到牺牲。 对照动物在配备有相同线圈的相同笼子里^^皮治疗。
在3个星期的治疗期结束时，通过在近端割断来自腱的肌腹并在远端 使踝关节脱离，来获得跟腱，保持跟骨和足连接。所有外部的软组织和硬 组织都从跟骨-跟腱组合体除去。在获得跟腱后立即进行抗拉强度测试。相 比于垂直定向的跟腱，与脚后跟骨连接的腱被固定在两个金属夹之间，以 便维持生理学上近似的足背屈。然后以0.45 mm/sec的恒定速度拉开腱， 直到断裂，并记录峰值抗拉强度。所有可被分析的腱在初始横切处断裂。 可得到来自共38个腱的抗拉强度来用于分析。在腱横切后3个星期比较每组的平均抗拉强度，并分析数据。抗拉强 度^^皮计算为千克/横截面积(以平方厘米为单位)的最大断裂强度。相比于 组4中对照组的80.6±16.6kg/cm2，在组1中用65 psec信号治疗的腱具有 99.4±14.6 kg/cm2的平均断裂强度。这表示相对于在21天的对照组的240/0 的增加，这在统计上不是显著的(p=.055 )。相对于对照组的80.6±16.6 kg/cm2，用2000 psec信号治疗的来自组2和组3的腱具有明显较高的分别 对于0.05 G和0.1 G信号的129.4±27.8 kg/cm2和136.4±31.6 kg/cm2的平均 断裂强度。相比于对照组，在3个星期的治疗结束时，组2和组3的平均 强度分别提高60%和69%。这个强度的增加在统计上是显著的(p<.001), 然而，组2和组3之间的平均抗拉强度的差异在统计上不是显著的 (p=.541 )。组1 ( 65 |isec脉冲群)和组2 (2000 psec脉冲群)之间的平均 抗拉强度的差异在统计上是显著的(p<.05)。
这里出现的结果表明，相对于在横切后21天的对照腱，无创脉沖电磁 场可产生鼠跟腱断裂强度的高达69%的增加。用于;^研究的所有信号加速 腱修复，但是使用根据涉及Ca2+结合的转导机制配置的波形获得最大的促进。
以类似于骨骼和伤口修复的方式，对腱鞘和滑膜鞘腱的腱修复以炎症 期开始，该炎症期通常涉及炎症细胞(如巨噬细胞、嗜中性粒细胞和T淋 巴细胞)的浸润。接着是血管生成、成纤维细胞增殖和主要为III型的胶 原产生。最后，细胞和胶原纤维定向以获得最大的机械强度。这些阶，R都 出现在骨骼和伤口修复中，其中EMF证实了效果，特别是在炎症、血管 生成和细^^增殖期中。
EMF转导途径涉及在包括生长因子释放的调节途径中的离子结合。很 多与组织生长和修复有关的生长因子和细胞因子的产生依赖于Ca/CaM钩 调蛋白。EMF显示为促进Ca"与钩调蛋白的结合。使用Ca/CaM转导途径 配置本研究使用的0.05和0.1 G信号。目的是在Ca"结合的频率响应内产 生足够的电场幅度，即，剂量。这将导致更低的功率、更有效的信号。该 模型证实，在0.05 G范围内的幅度处微秒范围的脉冲群持续时间满足这些 目的。增加O.l G信号以确保鼠腱耙的小尺寸不限制所感应的电流途径，并减少预期的剂量。
EMF通过加速恢复到完整的断裂强度，来促进骨骼修复。对照骨折最 终达到相同的生物力学终点，但发病率增加了。在鼠中线性全层皮月夫伤口 内的生物力学加速被观察到。在21天中EMF加速了伤口修复大约60%， 比未治疗的伤口快约50%地获得完整的断裂强度。
描述了用于增强药物效力的设备和方法的实施方案，注意，本领域技
术人员可根据上面的教导进行修改和改变。因此，应理解，在所公开的本
发明的特定实施方案中进行的改变在由所附权利要求限定的本发明的范 围和^青一申内。
权利要求
1. 一种用于增强伤口修复的方法，其包括步骤配置具有至少一个波形参数的至少一个波形；选择所述至少一个波形的所述至少一个波形参数的值，以在靶途径结构中最大化信噪比和功率信噪比中至少一个；使用所述在靶途径结构中最大化所述信噪比和功率信噪比中至少一个的所述至少一个波形，以产生电磁信号；和将所述电磁信号耦合到所述靶途径结构以加速愈合机制。
2. 如权利要求l所述的方法，其中所述愈合机制包括血液流动、新血 管形成、血管舒张、调节人体生长因子和调节血管生成中至少一个。
3. 如权利要求1所述的方法，其中所述至少一个波形参数包括至少一 个一下参数将所述至少一个波形配置成在约0.01 Hz和约100 MHZ之间 重复的频率分量参数、遵循在数学上定义的幅度函数的脉冲群幅度包络参 数、根据数学上定义的宽度函数在每个重复处变化的脉冲群宽度参数、根 据数学上定义的函数在所述靶途径结构中在约1 ^iV/cm和约100mV/cm之 间变化的峰值感应电场参数、以及根据数学上定义的函数在所述靶途径结 构中在约1 pT和约0.1 T之间变化的峰值感应磁电场参数。
4. 如权利要求4所述的方法，其中所述定义的幅度函数包括1/f频率 函数、对数函数、混沌函数和指数函数中至少一个。
5. 如权利要求l所述的方法，其中所述靶途径结构包括分子、细胞、 组织、器官、离子、配体、慢性伤口、糖尿病溃疡、静脉停滞溃疡、压疮、 非愈合性伤口、急性伤口、外科手术后伤口和创伤后伤口中至少一个。
6. 如权利要求1所述的方法，其进一步包括将离子和配体与调节分子 结合以促进愈合过程的步骤。
7. 如权利要求6所述的方法，其中所述离子和配体的结合步骤包括调 节钙与钙调蛋白结合。
8. 如权利要求6所述的方法，其中所述离子和配体的结合步骤包括调 节靶途径结构中生长因子的产生。
9. 如权利要求6所述的方法，其中所迷离子和配体的结合步骤包括调 节靶途径结构中细胞因子的产生。
10. 如权利要求6所述的方法，其中所述离子和配体的结合步骤包括 调节与组织生长、修复和维护相关的生长因子和细胞因子。
11. 如权利要求1所述的方法，其进一步包括应用标准物理治疗方法 的步骤。
12. 如权利要求11所述的方法，其中标准物理治疗方法包括加热、冷 却、压迫、按摩和锻炼中至少一个。
13. 如权利要求1所述的方法，其进一步包括应用标准医学治疗的步骤。
14. 如权利要求13所述的方法，其中标准医学治疗包括组织移植和器 官移植中至少一个。
15. —种用于增强伤口修复的电磁治疗设备，其包括波形产生装置，其产生具有至少一个波形参数的至少一个波形，所述 至少一个波形参数能够被选择成在修复周期时在靶途径结构中最大化信 f喿比和功率信噪比中至少一个；和连接至所述波形产生装置的耦合设备，其用于从在所述靶途径结构中 最大化所述信噪比和功率信噪比中至少一个的所述至少一个波形产生电 磁信号，并用于将所述电磁信号耦合到所述耙途径结构，从而加速所述靶 途径结构修复周期。
16. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述至少一个波形参数 包括至少一个以下参数将所述至少一个波形配置成根据数学函数在约 0.01 Hz和约100MHZ之间重复的频率分量参数、遵循在数学上定义的幅 度函数的脉冲群幅度包络参数、根据数学上定义的宽度函数在每个重复处 变化的脉冲群宽度参数、根据数学上定义的函数在所述靶途径结构中在约.1 ^V/cm和约100mV/cm之间变化的峰值感应电场参数、以及根据数学上 定义的函数在所述靶途径结构中在约1 jiT和约0.1 T之间变化的"^值感应 磁电场参数。
17. 如权利要求16所述的电磁治疗设备，其中所述定义的幅度函数包 括l/f频率函数、对数函数、混沌函数和指数函数中至少一个。
18. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述耙途径结构包括分 子、细胞、组织、器官、离子、配体、慢性伤口、糖尿病溃疡、静脉停滞 溃疡、压疮、非愈合性伤口、急性伤口、外科手术后伤口和创伤后伤口中 至少一个。
19. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述耦合设备包括活性 耦合设备、电感耦合设备、电容耦合设备和生物化学耦合设备中至少一个。
20. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述耦合设备将所述信 号耦合到所述靶途径结构，以调节钓与钩调蛋白的结合。
21. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述耦合设备将所述信 号耦合到所述靶途径结构，以调节相关的生长因子和细胞因子产生中至少 一个。
22. 如权利要求21所述的电磁治疗设备，其中所述生长因子包括成纤 维细胞生长因子、血小板源生长因子和白细胞介素生长因子中至少一个。
23. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述耦合设备将所述信 号耦合到所述靶途径结构，以调节血管生成和新血管形成。
24. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述耦合设备将所述信 号耦合到所述靶途径结构，以调节人生长因子的产生。
25. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述耦合设备将所述信 号耦合到所述靶途径结构，以增加细胞和组织活性。
26. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述耦合设备将所述信 号耦合到所述靶途径结构，以增加细胞群。
27. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述波形产生装置、连接装置和耦合设备配置成轻型且易携带的。
28. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述波形产生装置、连 接装置和耦合设备合并到床垫、床垫衬垫、床和定位设备中至少一个。
29. 如权利要求28所述的电磁治疗设备，其中所述定位设备包括解剖 支持器、解剖包裹物和衣物中至少一个。
30. 如权利要求29所述的电磁治疗设备，其中所述衣物包括衣服、时 尚配件和鞋^未中至少 一个。
31. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述波形产生装置是可 编程的。
32. 如权利要求15所述的电^f兹治疗设备，其中所述波形产生装置在预 定的时间期间传递至少 一个脉冲》兹信号。
33. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其中所述波形产生装置在随 机的时间期间传递至少 一个脉沖f兹信号。
34. 如权利要求15所述的电磁治疗设备，其进一步包括用于标准物理 治疗方法的传递装置。
35. 如权利要求34所述的电磁治疗设备，其中所述标准物理治疗方法 包括加热、冷却、按摩和锻炼中至少一个。
全文摘要
一种用于增强急性和慢性伤口修复的方法，包括步骤配置具有至少一个波形参数的至少一个波形(步骤101)；选择所述至少一个波形的所述至少一个波形参数的值，以在靶途径结构中最大化信噪比和功率信噪比中至少一个(步骤102)；使用在靶途径结构中最大化所述信噪比和功率信噪比中至少一个的所述至少一个波形(步骤103)，以产生电磁信号；以及将所述电磁信号耦合到所述靶途径结构以加速愈合机制(步骤104)。
文档编号A61N1/00GK101432041SQ200680015509
公开日2009年5月13日 申请日期2006年3月7日 优先权日2005年3月7日
发明者亚瑟·A·皮拉, 安德烈·A·迪米诺 申请人:Ivivi科技有限公司