JP5771261B2 - 医療用連発磁気パルス発生装置 - Google Patents

Description

本発明は、末梢神経を連発磁気パルスで刺激することにより、筋肉に持続する大きな収縮を起こすための医療用連発磁気パルス発生装置に関する。

パルス電流は産業の広い分野で使われており、電気集塵機、プラズマ発生器、レーザー等の産業用の高電圧パルスから、弱いパルス電流で筋肉を動かす医療用の低周波治療器まで、多くの製品が実用化されている。産業機器用のパルス電流の多くは、高電圧（３〜１０ｋＶ）、小電流（数ｍＡ〜数Ａ）、高周波数（３０〜１００ｋＨｚ）、狭いパルス巾（１〜１０μｓ）が特徴である。その理由は電圧が高くパルス巾が狭いパルスほど、瞬間的に高エネルギーを発生できることによる。

このような、鋭い高電圧パルスの発生を目的とするパルス電源については、数多くの特許出願が成されている。特許文献１は高電圧の超短パルスを発生させる目的で、コンデンサとコイルの共振回路を直列に多段接続する「パルス圧縮技術」が示されている。パルス圧縮回路に使われるコイルは、一定以上の電流が流れるとコアが飽和する可飽和リアクトルであって、コイルの役割はＬＣ共振と、磁気飽和によりコイル電流が急増するスイッチ素子の両方の働きをしている。

パルス電圧を安定化させる方法が特許文献２に示されている。このために、充放電用コンデンサと複数個のインダクタ（コイル）を直列接続し、かつ各インダクタは個別のコンデンサと電源とスイッチから成るＬＣ共振回路を構成して、それらの複数共振回路のタイミングをずらすことでパルス電圧を安定化する点が特徴である。この発明のコイルは可飽和リアクトルではなく、また、共振周波数が高く空心コイルが使われているので、コアの飽和の問題はない。

医療分野で使われているパルス電流使用機器として、低周波治療器がある。特許文献３によれば、皮膚に貼った電極を通して電圧１００Ｖ以下（数ｍＡ程度）、パルス幅が５０μｓ〜１ｍｓのパルス電流で末梢神経を刺激し、筋収縮を起すことができる。低周波治療器は小電力で筋収縮を起すことができるので、装置をきわめて小型にできる。しかしながら、電極を皮膚に貼り付ける手間と、大きな筋収縮を起す場合に、電気刺激は感電なので大きな疼痛を伴う問題がある。電極を皮下に埋め込むと疼痛の問題を回避できるが、電極線と皮膚の接触部分から化膿しやすい問題がある。

低周波治療器とは別のパルス電流応用医療機器に磁気刺激装置がある。これは磁気パルスによって生じる誘導電流で神経を刺激する方法であって、電極を皮膚に貼らなくても良い利点がある。磁気刺激は、電圧１４００Ｖ程度、電流が２０００Ａ程度、パルス幅０．２ｍ秒程度のパルス電流を瞬時に磁気刺激コイルに流して強い磁場を発生し、磁場によって生体に発生する誘導電流で神経を刺激する。この場合の１パルスの電気エネルギーは一般的に１００ジュール程度である。一方、上記の産業用パルス電源の場合、電圧が１０ｋＶ、電流が１００ｍＡ、パルス幅が１μｓほどであり、１パルスあたりの電気エネルギーは数百分の一ジュール程度であって、磁気刺激パルスよりも極めて小さい。

尿失禁の治療に用いるパルス磁気刺激装置が特許文献４に示されている。この発明は連発磁気パルスを用いるとしているので、コンデンサは急速な充放電を繰り返す必要がある。この発明に記載されている電気回路の説明は、電源電圧が１００〜３ｋＶ、コンデンサの容量が３００μＦ、突入電流の防止を保護抵抗で行うとする内容にとどまっており、磁気パルスの連発化にともなう消費電力の増大、内部素子の発熱の問題などについては特に記載していない。

特開２０１０−２００４４６号公報 特開２００３−９５４８号公報 特開２００４−２５５１０４号公報 特開平９−２７６４１８号公報

パルス電流はコンデンサに蓄えた電荷を瞬時的に放電して発生させる。この過程は産業用機器、医療機器、医療用磁気刺激装置ともに同じである。前記装置において、電圧が低いパルス、あるいは巾が狭いパルスを発生する装置は、エネルギーが少ないので、コンデンサは小容量であり、充電時間は短い。一方、医療用磁気刺激装置のように、高エネルギーの磁気刺激用パルスを連発させる必要のある装置では、大容量コンデンサへの充放電を高速で繰り返す必要がある。一般的に放電時間は充電時間よりも遥かに短いので、そのためには、コンデンサへの充電時間を連発パルスの放電時間間隔よりも短縮あるいは同等程度の時間としなければならない。

充電時間を短縮するためには、充電電流を大幅に増大させる必要がある。このためには、（１）高圧電圧を発生させる昇圧トランスの高圧化・大容量化、（２）昇圧トランスからの電圧を整流するブリッジ回路部の大容量化、（３）充電電流を制限する制限抵抗の大容量化、（４）場合によっては、複数のコンデンサおよび充電回路による多チャンネルシステムの採用が必要となる。これらは、すべて装置サイズ・重量・消費電力の大幅な増大を意味している。このために、連続パルスの発生可能な磁気パルス発生装置は大きく重く消費電力が大きいものとなっており、小型軽量の連発磁気パルス発生装置は実現していない。

これらの理由によって、大型・重量化した医療用連発パルス磁気刺激装置を、持ち運び、移動して使用することは困難であり、また商用の１００Ｖ電源では容量が不足しているため使用できる場所が限定されてしまっている。もし、商用１００Ｖ電源で動作する可搬型電源による連発パルス磁気刺激が可能になれば、皮膚電極を使わずに、磁気パルスによって筋収縮の制御を病室において行うことが容易になる。連発磁気パルス刺激は、電気刺激のような疼痛を伴うことなく、四肢の大きな筋収縮を起すことができる利点があり、リハビリ分野での応用を拡大できる。

本発明の主たる目的は、前述の内容から分かるように医療用連発パルス磁気刺激装置を小型化することで、そのために構成部品の小型軽量化、充電時間の短縮化を図ることにあり、付加的な目的としては磁気発生手段をモノフェーズとして特殊な磁気治療に使ったり、バイフェーズとして刺激を倍加させて高い治療効果を挙げることにあり、更には振動による磁気刺激を緩和することにある。

以上の課題に鑑み、本発明は、以下の技術を用いて上記の課題を解決した。請求項１に記載の発明（図１〜図４）は、
対象部位３に渦電流を生じさせる磁気治療用のパルスコイル６と、充放電用コンデンサ４と、充放電用コンデンサ４からの放電電流をパルスコイル６に供給するスイッチング半導体素子７とを環状に直列接続した放電回路部Ｋと、
１次側コイル１ａが交流電源２に接続され、２次側コイル１ｂが全波整流回路５の入力端子５ａに接続された昇圧トランス１と、
スイッチング半導体素子７に接続され、スイッチング半導体素子７の導通タイミングを制御する制御部８と、
充放電用コンデンサ４の両端子Ｐ１，Ｐ２にその出力端子５ｂ、５ｂがそれぞれ接続された全波整流回路５とで構成され、
全波整流回路５のいずれかの出力端子５ｂ、５ｂと充放電用コンデンサ４のいずれかの端子Ｐ１，Ｐ２、或いは前記全波整流回路５の両端子５ｂ、５ｂと充放電用コンデンサ４の両端子Ｐ１，Ｐ２との間に、充放電用コンデンサ４の順又は反転放電時に放電回路部Ｋから全波整流回路５に流入する分流電流１１ｂ抑制用のインダクタ９又は抵抗１０の少なくともいずれか一方が接続されている医療用磁気パルス発生装置において、
分流電流１１ｂ抑制用のインダクタ９又は分流電流１１ｂ抑制用の抵抗１０の少なくともいずれか一方と、昇圧トランス１の２次側コイル１ｂとで構成される充電回路部Ｊ１のインダクタンスの総和である全インダクタンス（Ｌ）、充電回路部の直流抵抗の総和である全直流抵抗（Ｒ）、充放電用コンデンサのキャパシタンス（Ｃ）、との関係が「数１」を充たすことにより共振型充電回路とし、加えて前記全インダクタンス（Ｌ）、キャパシタンス（Ｃ）、該全直流抵抗（Ｒ）との関係が「数２」を充たすことを特徴とする医療用連発磁気パルス発生装置である。
（但し、「数２」中のＴは連発パルスの繰り返し時間間隔を示す。）

請求項２に記載の発明（図５、図６）は、
対象部位３に渦電流を生じさせる磁気治療用のパルスコイル６と、充放電用コンデンサ４と、充放電用コンデンサ４からの放電電流をパルスコイル６に供給するスイッチング半導体素子７とを環状に直列接続した放電回路部Ｋと、
１次側コイル１ａが交流電源２に接続され、２次側コイル１ｂが全波整流回路５の入力端子５ａに接続された昇圧トランス１と、
スイッチング半導体素子７に接続され、スイッチング半導体素子７の導通タイミングを制御する制御部８と、
スイッチング半導体素子７の両端子Ｐ１，Ｐ２にその出力端子５ｂ，５ｂがそれぞれ接続された全波整流回路５とで構成され、
全波整流回路５のいずれかの出力端子５ｂ，５ｂとスイッチング半導体素子７のいずれかの端子Ｐ１，Ｐ２、或いは前記全波整流回路５の両端子５ｂ，５ｂとスイッチング半導体素子７の両端子Ｐ１，Ｐ２との間に、充放電用コンデンサ４の順又は反転放電時に放電回路部Ｋから全波整流回路５に流入する分流電流１２ｂ抑制用のインダクタ９又は抵抗１０の少なくともいずれか一方が接続されている医療用磁気パルス発生装置において、
分流電流１２ｂ抑制用のインダクタ９又は分流電流１２ｂ抑制用の抵抗１０の少なくともいずれか一方と、昇圧トランス１の２次側コイル１ｂと、パルスコイル６とで構成される充電回路部Ｊ２のインダクタンスの総和である全インダクタンス（Ｌ）、充電回路部Ｊ２の直流抵抗の総和である全直流抵抗（Ｒ）、充放電用コンデンサ４のキャパシタンス（Ｃ）、との関係が「数１」を充たすことにより共振型充電回路とし、加えて前記全インダクタンス（Ｌ）、キャパシタンス（Ｃ）、該全直流抵抗（Ｒ）との関係が「数２」を充たすことを特徴とする医療用連発磁気パルス発生装置である。
（但し、「数２」中のＴは連発パルスの繰り返し時間間隔を示す。）

請求項１又は２の発明に拠れば、インダクタ９又は抵抗１０により、充放電用コンデンサ４の順又は反転放電時に放電回路部Ｋから分流して全波整流回路５に流入する分流電流１１ｂ，１２ｂを抑制して、微小電流とすることができ、全波整流回路５を構成するブリッジダイオードＤ１〜Ｄ４を小容量のものにすることができ、装置の小型化が可能になる。

また、請求項１又は２に記載の医療用連発磁気パルス発生装置において、昇圧トランス１の２次側コイル１ｂと、分流電流１１ｂ抑制用のインダクタ９又は分流電流１１ｂ抑制用の抵抗１０の少なくともいずれか一方とで構成される充電回路部Ｊ１、又は、請求項２に記載の医療用連発磁気パルス発生装置において、昇圧トランス１の２次側コイル１ｂと、分流電流１２ｂ抑制用のインダクタ９又は分流電流１２ｂ抑制用の抵抗１０の少なくともいずれか一方、及びパルスコイル６で構成される充電回路部Ｊ２の総和である全インダクタンスＬ、充電回路部Ｊ１，Ｊ２それぞれの直流抵抗の総和である全直流抵抗Ｒ、充放電用コンデンサ４のキャパシタンスＣ、との関係が上記「数１」を充たすことにより共振型充電回路とし、加えて前記全インダクタンスＬ、キャパシタンスＣ、該全直流抵抗Ｒとの関係が上記「数２」を充たす医療用連発磁気パルス発生装置である。なお、上記２式を満足すれば、微小分流電流１１ｂ、１２ｂ用のインダクタ９や直流抵抗Ｒを設けない場合もある。

数式１を満たすことで、請求項１又は２の回路では、充電パルスＰを短時間発生させるだけで、充放電用コンデンサ４への充電を完了させることが可能となる。そして、数式２を満たすことで、充放電用コンデンサ４への充電電流の流入時間（＝充電時間ｔ）を連発パルスの繰り返し時間間隔Ｔと同程度（０．５Ｔ〜２Ｔ）とすることができ、後述する実施例１からも分かるように、充電電流の大きさを十分に抑えながら、次の充放電用コンデンサ４の放電タイミングまでにほぼ充電を完了することが可能となる。換言すれば、充電時間ｔを連発パルスの繰り返し時間間隔Ｔに等しいかそれ以下にする事が好ましい。即ち、充電時間ｔが０．５Ｔ〜１Ｔであれば、十分な充電が出来るが、１Ｔを越え、２Ｔまででは充放電用コンデンサ４への充電はフル充電には達しないものの、治療には使用可能なレベルとなる。充電時間ｔが２Ｔを越えると充電不足となり磁気刺激には不足する。このように充電時間ｔを短縮化することで強い磁気パルスの連続発生を可能にできる。

請求項３はスイッチング半導体素子７に関し、スイッチング半導体素子７は、サイリスタ７ａ単体、又は該サイリスタ７ａと該サイリスタ７ａに逆並列接続された反転電流用ダイオード７ｂ、或いは双方向導通素子７ｃであることを特徴とする。

請求項３の発明に拠れば、スイッチング半導体素子７が充電されたコンデンサ４に対して順方向に接続されたサイリスタ７ａ単体の場合には、パルスコイル６に流れる順方向の放電電流１１はモノフェーズとなり、強力な可塑性誘導刺激法に用いることが出来る。これに対して、スイッチング半導体素子７が充電されたコンデンサ４に対して順方向に接続されたサイリスタ７ａと該サイリスタ７ａに逆並列接続された反転電流用ダイオード７ｂ、或いは双方向導通素子７ｃの場合には、パルスコイル６に流れる放電電流は順方向の放電電流１１と、それに続くその逆方向の反転電流１２とで構成されたバイフェーズとなり、１度の放電で２度の末梢神経の刺激が可能となり、治療効果を高められるだけでなく、放電電流１１又は反転電流１２の内のコンデンサ４に戻る分流電流１１ａ、１２ａによる充電が可能になり、次の充電量を小さくすることができる。なお、後述するように分流電流１１ａ、１２ａは放電電流１１や反転電流１２とほぼ等しい。

請求項４は、請求項１〜３のいずれかに記載の医療用磁気パルス発生装置において、パルスコイル６の対象部位３側の面又はその反対側の面に振動部材６ａが更に配置されていることを特徴とする医療用磁気パルス発生装置である。

パルスコイル６の対象部位３側（即ち、患部側）の面又はその反対側の面に振動部材６ａを配置すれば、パルスコイル６に断続して生成する磁気により、振動部材６ａが振動して対象部位３側（即ち、患部側）に機械的振動を与え、断続的に発生する渦電流による末梢神経の刺激を紛らわせることができ、磁気治療時の違和感を緩和することができる。振動部材６ａとしては、磁場により強く磁化される強磁性体、例えば、鉄、コバルト、ニッケルとそれらの合金、フェライトなどのブロック又は板などが用いられる。

本発明によれば、医療用磁気パルス発生装置からの末梢神経刺激用の強い磁気パルスを連発化する上で大きな障害となっている充電電流の増大の問題を、消費電力が多い大容量の抵抗や重く嵩張る大型の昇圧トランス、多チャンネル化された充電回路等を用いず解決することができ、装置の小型軽量化および省電力化を図ることが可能となった。この小型・省電力化により、従来は運搬が難しく使用場所が限定されている医療用連続磁気パルス発生装置の使用機会がより拡大されることが期待でき、更に回路に工夫を加えることにより、磁場の発生条件を変えて特殊な治療や、高い刺激による治療効果の向上や、更には従来電気刺激装置によって行われている治療を、疼痛が少なく取扱いが容易な磁気刺激による治療に置換することが可能となった。

本発明の医療用連発磁気パルス発生装置の回路の第１実施例である。 図１の第１変形例の部分図面である。 図１の第２変形例の部分図面である。 図１の第３変形例の部分図面である。 本発明の医療用連発磁気パルス発生装置の回路の第２実施例である。 図５の更なる変形例の部分図面である。 図１〜６の回路のパルスコイルに振動部材を設けた部分図面である。 本発明のモノフェーズ放電時の充電波形と放電波形の図である。 本発明のバイフェーズ放電時の充電波形と放電波形の図である。 本発明における全波整流回路を通過する分流電流用の抵抗の抵抗値がゼロの場合の全波整流回路に流れる電流波形である。 本発明における全波整流回路を通過する分流電流用の抵抗の抵抗値が０．５３Ωの場合の全波整流回路に流れる電流波形である。 本発明における全波整流回路を通過する分流電流用のインダクタのインダクタンス値が１１１μＨの場合の全波整流回路に流れる電流波形である。 本発明におけるインダクタの全波整流回路を通過する分流電流に対する抑制効果を示す図である。 本発明における抵抗の全波整流回路を通過する分流電流に対する抑制効果を示す図である。 本発明におけるＬＣＲ共振型回路のコンデンサに流入する電流が最大になる時間と、リアクタンス及びキャパシタの関係を示す図である。

以下、本発明を図示実施例に従って説明する。本発明は医療用連発磁気パルス装置を小型化することを主たる目的とし、その上で全波整流回路を通過する分流電流の処理及び小型化を妨げる最大の課題となる充放電用コンデンサ４への充電電流増大の問題の解決を目指して本発明者らは鋭意研究を行った。この結果、第１に充放電用コンデンサ４の放電時の全波整流回路５へ流れ込む分流電流１１ｂ，１２ｂを抑制することにより全波整流回路５を構成するブリッジダイオードＤ１〜Ｄ４の容量を著しく小さいものにすることができた。換言すれば、充放電用コンデンサ４の順方向の放電時（図１）、又は電圧反転時（図５）に流れる、全波整流回路５を通過する分流電流１１ｂ，１２ｂは低抵抗および／または低インダクタンスにて抑制可能であること、第２に、装置内の回路の前述の全インダクタンスＬ、全直流抵抗Ｒ、充放電用コンデンサ４のキャパシタンスＣの相互関係を適切に設定することにより、順方向の充電電流を十分抑制し、かつ連発磁気パルスの発生が可能な充電速度を得られること、第３に、充放電用コンデンサ４に並列に接続した、放電素子であるスイッチング半導体素子７を双方向型とし、スイッチング半導体素子７のダイオード７ｂ（又は、双方向導通素子７ｃ）によって充放電用コンデンサ４からの逆放電を可能にすることによって、パルスコイル６に発生する磁気パルスを順方向と逆方向のバイフェーズ（プラスマイナス双峰型）波形とすれば、１回の充電で２度の電気刺激を与えることが出来て治療効果を倍加させることが出来、同時に充放電用コンデンサ４への再充電によって消費電力を低減できること、或いは、１回の充電で１度の電気刺激を行うモノフェーズ波形とすることにより、特殊な磁気刺激治療の道を開いたことを見出した。これらの知見に基づく以下の手段と条件によって、医療用連続パルス磁気刺激装置の小型軽量化を可能にした。

上記のように、従来の医療用連発磁気パルス発生装置をそのまま適用しようとすれば、大きく且つ重くならざるを得なかった。再説すればその原因は、患部に与える磁気パルス間の間隔を短くすると、充放電用コンデンサを充電するための時間を十分にとることができず、そのため充電電流を大きくせざるを得なかったことに端を発する。充電電流の大きさの制御は一般的に電流を制限する抵抗を昇圧トランスと充放電用コンデンサの間に挿入することで行っている。抵抗は電流によって発熱するので必然的にこの電流制限抵抗では大きな電力損失がある。例えば、１００μＦのコンデンサに１０００Ｖの直流を充電する場合、突入電流防止に１ｋΩの抵抗を使うならば１Ａの電流が流れて１秒間で充電できる。しかし抵抗は１ｋＷの大きなジュール発熱を伴う。そこで抵抗値を１０ｋΩに増やすと電流は０．１Ａに減り、発熱は１００Ｗに低下するが、充電時間は１０秒間と長くなる。即ち、抵抗を電流制限素子として使って連続磁気パルスを発生させるには、（１）電流制限抵抗の抵抗値を小さくし、かつ熱容量を大きくする、あるいは、（２）充電回路を多チャンネル化して、順次磁気パルスを発生させる必要があり、これらは共に装置の大型化の原因となる。

そこで本発明では、電流制限の主体として本回路の全インダクタンス（昇圧トランス１の２次側コイル１ｂや全波整流回路５を通過する分流電流１１ｂ，１２ｂ抑制用のインダクタ９、回路によってはこれにパルスコイル６を加えた全インダクタンス）を用いることとした。すなわち本回路の大きな全インダクタンスにより、充電開始時の電流の急増大を抑制し充電電流を制御する方式の回路について研究を行った。本発明を用いた連発磁気パルス発生装置の回路図の一例を「図１」に示す。

図１の回路は、放電回路部Ｋと充電回路部Ｊ１とで構成され、放電回路部Ｋは患者の対象部位３に近接又は接触させて用いられ、筋肉に微小時間の連続パルス状の渦電流を生じさせてその末梢神経を刺激する磁気治療用のパルスコイル６と、充放電用コンデンサ４と、充放電用コンデンサ４からの放電電流１１をパルスコイル６に供給するスイッチング半導体素子７とを環状に直列接続して構成されている。この実施例では、スイッチング半導体素子７は、全波整流回路５の、充電電流が出力される一方の出力端子５ｂからパルスコイル６に向かう順方向のサイリスタ７ａと該サイリスタ７ａに逆並列接続された反転電流用ダイオード７ｂとで構成されている。そして、図１では前記分流電流抑制用のインダクタ９は前記一方の出力端子５ｂとスイッチング半導体素子７の端子Ｐ１との間で直列接続されている。制御部８はスイッチング半導体素子７の導通タイミング（＝連続磁気パルスの繰り返し時間間隔Ｔ）を制御するもので、スイッチング半導体素子７のサイリスタ７ａに接続されている。

充電回路部Ｊ１は、昇圧トランス１の２次側コイル１ｂと、全波整流回路５と、分流電流抑制用のインダクタ９（又は、該インダクタ９に替えて用いられる分流電流抑制用の抵抗１０）及び充放電用コンデンサ４とで構成されている。昇圧トランス１は、その１次側コイル１ａが交流電源２に接続され、２次側コイル１ｂが全波整流回路５の入力端子５ａに接続されている。全波整流回路５は、その両出力端子５ｂ，５ｂが充放電用コンデンサ４の両端子Ｐ１，Ｐ２にそれぞれ接続されている。そして、全波整流回路５のいずれかの出力端子５ｂ，５ｂと充放電用コンデンサ４のいずれかの端子Ｐ１，Ｐ２或いは両端子５ｂ，Ｐ１（５ｂ，Ｐ２）との間に分流電流抑制用インダクタ９又は分流電流抑制用抵抗１０の少なくともいずれか一方が接続されている。即ち、充電電流が出力される一方の出力端子５ｂと端子Ｐ１、又は他方の出力端子５ｂと端子Ｐ２との間のいずれか一方に、分流電流抑制用のインダクタ９だけを、又は分流電流抑制用の抵抗１０だけを直列接続する場合、或いは、一方の出力端子５ｂと端子Ｐ１に該インダクタ９が設けられ、他方の出力端子５ｂと端子Ｐ２との間に該抵抗１０をそれぞれ接続する場合、或いはその逆、及び両出力端子５ｂと両端子Ｐ１，Ｐ２の間に該インダクタ９同士又は該抵抗１０同士がそれぞれ接続されている場合がある。

図２は分流電流抑制用のインダクタ９に替えて抵抗１０を用いた例を示す。インダクタ９、抵抗１０の配置位置は、前述のように全波整流回路５の一方の出力端子５ｂ又は反対側の他方の出力端子５ｂのいずれの側に直列接続してもよい。

同様に本発明を用いた医療用連発磁気パルス発生装置の回路図の他例を「図５」に示す。該回路においては、充放電用コンデンサ４と、スイッチング半導体素子７の位置が交代しているだけで、その余は図１と同じである。なお、この場合、サイリスタ７ａの入力側端子Ｐ１は、全波整流回路５の充電電流が出力される側の出力端子５ｂ側に接続されている。

図１，５の回路では、昇圧トランス１の１次側コイル１ａに商用電流が流れると２次側コイル１ｂには所定の電圧に昇圧された状態で電流が流れ、２次側の電流は、全波整流回路５によって整流された後、分流電流抑制用のインダクタ９（又は図示していないが、分流電流抑制用の抵抗１０）を介して充放電用コンデンサ４に充電される（図９参照）。サイリスタ７ａに制御部８からトリガ信号を与えて充放電用コンデンサ４に充電された電荷（順方向放電電流１１）をパルスコイル６に順方向に瞬時に流すと、順方向の強いパルス磁場がパルスコイル６に発生し、パルスコイル６に接して又は近接して配置された患部の筋肉に渦電流を発生させ、末梢神経を刺激する。この順方向の放電時において、図１の場合、パルスコイル６を通過した放電電流１１は、分流して反転電流用（逆流用）ダイオード７ｂ及び全波整流回路５を通って再び充放電用コンデンサ４に戻る。全波整流回路５を通って再び充放電用コンデンサ４に戻る分流電流１１ｂは、インダクタンス９（又は同抵抗１０）の存在によって大幅に抑制され、充放電用コンデンサ４に直接戻る分流電流１１ａより遥かに小さいものとなり、全波整流回路５のダイオードＤ１〜Ｄ４を害することはないし、充放電用コンデンサ４に対する分流電流１１ａによる逆向きの充電を殆ど阻害しない。その結果、充放電用コンデンサ４は分流電流１１ａにより電圧が逆向きに充電された状態となる。続いて電圧が逆向きに充電された充放電用コンデンサ４からは逆方向の反転電流が放電され、パルスコイル６に逆方向の磁場が形成され、前述同様、患部の筋肉に渦電流を発生させ、末梢神経を刺激する。

図５の場合、前記順方向の放電時において、パルスコイル６を通過した放電電流１１はそのまま、充放電用コンデンサ４に戻り、電圧が逆向きに充電された状態となる。そして電圧が逆向きに充電された充放電用コンデンサ４からは逆方向の反転電流１２が放電され、パルスコイル６に逆方向の磁場が形成され、前述同様、患部の筋肉に渦電流を発生させ、末梢神経を刺激する。この反転電流１２は端子Ｐ２で分流し、分流電流１２ａは反転電流用ダイオード７ｂを通り、分流電流１２ｂは全波整流回路５を通って再び充放電用コンデンサ４に充電される。全波整流回路５を通って再び充放電用コンデンサ４に戻る分流電流１２ｂは、インダクタンス９（又は同抵抗１０）の存在によって大幅に抑制され、逆流用ダイオード７ｂを通過して充放電用コンデンサ４に直接戻る分流電流１１ａより遥かに小さいものとなり、全波整流回路５のダイオードＤ１〜Ｄ４を害しない。即ち、図１，５の回路では、いわゆるバイフェーズ波形といわれる磁場波形（磁場は両極方向に一度ずつ飛び出したプラスマイナス双峰型のパルス状磁界）となって放電が終了する。

この再充電により充放電用コンデンサ４は放電前に持っていた電荷のかなりの部分を再度取り戻すことになり、充電回路部Ｊ１，Ｊ２から充放電用コンデンサ４に流し込むエネルギーはハッチングの部分だけとなり、かなり低減される（図９）。このため、後述するモノフェーズ方式の装置と比較して、装置内で使用する素子を小さくすることが可能となり、装置の大幅な小型軽量化、省電力化が見込める。

図３は、図１のスイッチング半導体素子７がサイリスタ７ａ単体で構成されている場合で、この場合は、逆流用ダイオード７ｂが存在しないため、反転電流１２がパルスコイル６に流れず、パルスコイル６から発生する磁場は片極方向にだけ出たパルス状の磁界（図８参照）となり、いわゆるモノフェーズ波形といわれる磁場波形となって放電が終了する。この場合、充放電用コンデンサ４は０又はマイナス電圧になり、ここからのチャージとなるため、充放電用コンデンサ４への充電回路部Ｊ１からのチャージはバイフェーズ方式の場合に比べて大きな電力が必要となる。これを図８のハッチングで示す。なお、この場合も順方向放電電流１１の分流電流１１ｂは全波整流回路５を流れることになるが、インダクタ９（又は抵抗１０）により抑制されて全波整流回路５のブリッジダイオードＤ１〜Ｄ４は上記同様保護されることになる。

図４，６は、図１，５のスイッチング半導体素子７が双方向導通素子（トライアック）７ｃの場合で、双方向で制御部８のトリガー信号を受けて順方向放電電流１１及び逆方向の反転電流１２を流してバイフェーズ方式で磁気刺激することになる。それ以外は図１、図５と同じである。

また、上記回路内の素子の特性を「数式１」を従って設定すれば、図８，９の充電電流波形で示される充電パルスＰを短時間発生させるだけで、充放電用コンデンサ４への充電を完了させることが可能である。
即ち、図１の本充電回路部Ｊ１では、昇圧トランス１の２次側コイル１ｂと、抵抗１０に代えて又は抵抗１０と共にインダクタ９が使用された場合には該インダクタ９を含めたインダクタンスの総和である全インダクタンスＬ、
昇圧トランス１の２次側コイル１ｂと前述のようにインダクタ９が使用された場合には該インダクタ９の直流抵抗分、或いはインダクタ９に代えて使用された又はインダクタ９と併用された場合には該抵抗１０を含めた直流抵抗の総和である全直流抵抗Ｒ、充放電用コンデンサ４のキャパシタンスＣ、との関係が「数式１」を充たすことにより本回路を共振型充電回路とした。
即ち、本充電回路部Ｊ１の全インダクタンスＬは、（i）２次側コイル１ｂのインダクタンスだけの場合と、(ii)２次側コイル１ｂのインダクタンス＋インダクタ９のインダクタンスの場合があり、本充電回路部Ｊ１の全直流抵抗Ｒは、（a）２次側コイル１ｂの直流抵抗分だけの場合、（b）２次側コイル１ｂの直流抵抗分＋インダクタ９の直流抵抗分の場合、（c）２次側コイル１ｂの直流抵抗分＋抵抗１０の場合、（d）２次側コイル１ｂの直流抵抗分＋インダクタ９の直流抵抗分＋抵抗１０の場合がある。
また、図５の本充電回路部Ｊ２では、図１の場合にパルスコイル６が更に加わることになり、昇圧トランス１の２次側コイル１ｂと、パルスコイル６、抵抗１０に代えて又は抵抗１０と共にインダクタ９が使用された場合には該インダクタ９のインダクタンスを含めた総和である全インダクタンスＬ、昇圧トランス１の２次側コイル１ｂとパルスコイル６、前述のようにインダクタ９が使用された場合にはインダクタ９の直流抵抗分、或いはインダクタ９に代えて使用された又はインダクタ９と併用された場合には該抵抗１０を含めた抵抗１０の直流抵抗の総和である全直流抵抗Ｒとの関係が「数式１」を充たすことにより、本回路を共振型充電回路とした。これにより従来装置のような徐々に電流が減衰していく減衰型の電流波形ではなく、図８，９のような幅の短いパルス状の充電電流波形で充電されることになり、上記のように充放電用コンデンサ４への充電を短時間で完了させることが出来る。

そして、「数式２」を充たすことにより、充放電用コンデンサ４に充電電流が流れ込む充電電流流入時間ｔと連発パルスの繰り返し時間間隔Ｔとを同程度とすることが出来る。換言すれば、充電電流流入時間ｔを連発パルスの繰り返し時間間隔Ｔの半分を越え、２倍未満とすることで、連発パルスの繰り返しを実現できる。この内、充電電流流入時間ｔを０．５Ｔを越え、１Ｔ以下とすることが好ましい。充電電流流入時間ｔを０．５Ｔより短くしようとすれば、充電電流量が大きくなり過ぎて装置の小型化の目的から逸れることになり、２Ｔ以上となると、充電に時間が掛り過ぎて充電電圧が不足する。

上記の点を詳述すると、この充電パルスＰの積分値（＝図８，９の充電電流波形のハッチングの部分）は充放電用コンデンサ４の充電電荷量（＝図８，９の放電電流波形のハッチングの部分）に相当している。そして、回路内素子への負担を最小化するためには、充電パルスＰの高さを低くするとともに充電パルスＰの幅を広げることで同程度の積分値を得ることが望ましい。しかし、この幅が広がりすぎると次の放電までにこの充電パルスＰによる充電が間に合わなくなってしまうため、この充電パルスＰの幅、すなわち充放電用コンデンサ４への充電電流の流入時間ｔを連発パルスの繰り返し時間間隔Ｔと同程度とすることが必要である。この充電パルスＰの幅（充電時間ｔ）は、「数式２」の中辺の数式で表すことができ、この値を連発パルスの繰り返し時間間隔Ｔの０．５倍から２．０倍の範囲とすれば、前述のように充電電流を十分に抑えながら、次の充放電用コンデンサ４の放電タイミングまでにほぼ充電を完了することが可能となる。また、用途によって様々なパルスコイル６をとりかえながら使用するような装置の場合は、各コイルのインダクタンスの値を用いて計算した結果が「数式２」を充たしていることが望ましい。

上記インダクタ９および抵抗１０は、「数式１」、「数式２」を充たす充電回路部Ｊ１，Ｊ２とするための調整用程度の素子であり、不足しているインダクタンスや抵抗を補う程度の小さな素子であり、従来装置の大容量抵抗と置換すればかなりの小型軽量化が可能となる。また、これらの素子がなくとも「数式１」、「数式２」の式を充たしている場合は素子自体が不要であり、省略することも可能である。ただし、少なくともどちらか一方の素子は再度後述するように分流電流１１ｂ、１２ｂの抑制のための素子として必要となる。

本回路の全直流抵抗Ｒを０．５Ω一定とし、充放電用コンデンサ４の容量を５０、１００、１５０マイクロファラッド（μＦ）とし、全インダクタンスＬを０．５〜４ヘンリー（Ｈ）、の範囲で変化させた場合に、充放電用コンデンサ４への充電電流の流入時間ｔを「数式２」によって計算した結果を図１５に示す。図１５の結果は、抵抗Ｒを０．１〜１Ωの範囲で変えてもほとんど同じであった。この図１５を用いておよその素子の特性を決定することができる。例えば、連発磁気パルス間隔Ｔを２０〜４０ミリ秒として、充放電用コンデンサ４の充電時間ｔを設定するには、充放電用コンデンサ４の容量を１００〜１５０μＦの場合、本回路のインダクタンスが２〜４Ｈとなるように設計することが必要であることがわかる。

なお、本発明方式の回路を用いた場合、前述のように充放電用コンデンサ４の順方向放電電流１１の分流電流１１ｂ（図１）、或いは電圧反転時に分流電流１２ｂが全波整流回路（ブリッジ整流器）５を流れてしまう。この電源回路を流れる電流の向きを図１及び図５の曲線で示す。１１は正充電時のコンデンサ４の放電時の電流の順方向の流れ（細い実線）であって、一方、１２はコンデンサ電圧反転時に流れる反転電流の流れ（細い破線）を示す。前述のように、図１の場合は、順方向放電電流１１の分流電流１１ｂが全波整流回路５を流れる。図５の場合、順方向放電電流１１は全波整流回路５を流れないが、逆方向の反転電流１２の分流電流１２ｂが全波整流回路５を通る。図１０〜１２は全波整流回路５に流入する分流電流１１ｂ、１２ｂを測定した結果を示す。図１０はインダクタ９も抵抗１０も設けない場合であって、０．１５ミリ秒（磁気パルスの幅）の間に約１２０Ａという大電流が流れている。これは分流電流１１ｂ、１２ｂを妨げる素子が全波整流回路５と充放電用コンデンサ４の間にないためにいくらでも電流が流せる状態となっている結果として生じている。この大電流によって、全波整流回路５は短時間で焼損してしまう。

一方、図１１は抵抗１０として０．５３Ωの抵抗を入れた場合であって、全波整流回路５に流入する分流電流１１ｂ，１２ｂは６Ａ程度に減少している。また、図１２は図１又は図５のインダクタ９として１１１μＨのインダクタ９を入れた場合であって、全波整流回路５に流入する分流電流１１ｂ，１２ｂは７Ａ程度に減少している。このように比較的小さな素子を全波整流回路５と充放電用コンデンサ４の間に挿入するだけで、分流電流１１ｂ，１２ｂを大幅に低減することが可能である。

次に、本発明の詳細を実施例に基づいて説明する。なお、この実施例は当業者の理解を容易にするためのものである。すなわち、本発明は明細書の全体に記載される技術思想によってのみ限定されるものであり、本実施例によってのみ限定されるものでないことは理解されるべきことである。

本発明による図１５の計算結果に基づいて充電回路部Ｊ１、Ｊ２の全インダクタンスＬが４．３Ｈ、全直流抵抗が０．５Ω、充放電用コンデンサ４の容量が１００μＦ、パルスコイル６のインダクタンスが１５μＨである連発磁気パルス磁気刺激装置を作製した。回路構成は図２又は図５の構成とした。全波整流回路５の出力電圧を３５０〜６００Ｖの範囲で変化させ、放電素子７のトリガ信号の周期を２０〜１００ミリ秒の間で変化させて連発磁気パルスを発生させた。「数式２」によれば、この放電回路部Ｋのコンデンサ４に充電電流が流入する時間は３３ミリ秒（３０Ｈｚ）である。実験によれば１０〜３０Ｈｚの連発磁気パルスの場合は、各電圧とも、次回の放電開始前に充電電圧は充電可能な最大電圧に達し、４０Ｈｚ、５０Ｈｚの場合は電源電圧の９５〜９０％まで充電された。

次に図１又は図５のインダクタ９のインダクタンスを０．１１〜１．１５０ｍＨの間で変化させて、全波整流回路５に流入する分流電流１１ｂ，１２ｂを測定した。この結果を図１３に示す。試験したインダクタンスの範囲では分流電流１１ｂ、１２ｂは７〜３Ａであって、全波整流回路５の破損防止効果を得られた。しかしながら、インダクタンスを１ｍＨ以上に増すと、４０，５０Ｈｚ連発パルスの充電速度がさらに遅くなった。従って、インダクタ９のインダクタンスは０．１〜１ｍＨが適切であった。また、図１又は図５の抵抗１０の抵抗値を０．１５〜１．１Ωの間で変化させて、全波整流回路５に流入する分流電流１１ｂ，１２ｂを測定した。この結果を図１４に示す。０．１５Ωの場合、分流電流１１ｂ，１２ｂは１８Ａであって、全波整流回路５の定格電流を越えたが、パルス幅が短いので全波整流回路５は破損しなかった。０．２５〜１．１Ωの範囲では分流電流１１ｂ，１２ｂは１０〜３Ａであって、全波整流回路５の破損防止効果を得られた。しかしながら、抵抗を１Ω以上に増すと、ジュール発熱で抵抗の温度が上がるので、冷却用のファンが必要となった。これらの結果から、抵抗１０の抵抗値は０．２〜１Ωが適切であった。

従来の磁気刺激用パルス発生装置は、非常に大きく重い電源トランスや高圧用素子を必要としており、小型軽量化することは困難であった。しかし磁気刺激を本願記載の充電電流の低減方法を採用した回路により構成することにより装置を大幅に小型・軽量化することができた。さらに本発明の効果として、電源の発熱が低減できたので、末梢神経の刺激が可能な強度の磁界パルスを３時間以上連続で発生させることが可能となった。

脳機能障害により四肢の運動に支障がある場合も、末梢神経と筋肉が正常であれば、連発磁気パルスによる刺激によって少ない疼痛で四肢を大きく動かすことが可能となる。さらに、本発明を用いた装置は小型軽量でかつ、消費電力が少ないので、連発磁気パルスを長時間にわたって発生できる。これらの機能によって、四肢麻痺患者のリハビリ用の装置として広く活用されることが期待される。

１：昇圧トランス，１ａ：１次側コイル，１ｂ：２次側コイル，２：交流電源，３：対象部位，４：充放電用コンデンサ，Ｐ１・Ｐ２：端子，５：全波整流回路，５ａ：入力端子，５ｂ：出力端子，Ｄ１〜Ｄ５：全波整流回路のブリッジダイオード，６：パルスコイル，６ａ：振動部材，７：スイッチング半導体素子，７ａ：サイリスタ，７ｂ：反転電流用ダイオード，７ｃ：双方向導通素子，８：制御部，９：分流電流抑制用のインダクタ，１０：分流電流抑制用の抵抗，１１：（順方向の）放電電流，１１ａ：分流電流，１１ｂ：抑制された分流電流，１２：反転電流，１２ａ：分流電流，１２ｂ：抑制された分流電流，Ｊ１・Ｊ２：充電回路部，Ｋ：放電回路部，Ｐ：充電パルス。

Claims (4)

1. 対象部位に渦電流を生じさせる磁気治療用のパルスコイルと、充放電用コンデンサと、充放電用コンデンサからの放電電流をパルスコイルに供給するスイッチング半導体素子とを環状に直列接続した放電回路部と、
   １次側コイルが交流電源に接続され、２次側コイルが全波整流回路の入力端子に接続された昇圧トランスと、
   スイッチング半導体素子に接続され、スイッチング半導体素子の導通タイミングを制御する制御部と、
   充放電用コンデンサの両端子にその出力端子がそれぞれ接続された全波整流回路とで構成され、
   全波整流回路のいずれかの出力端子と充放電用コンデンサのいずれかの端子、或いは前記全波整流回路の両端子と充放電用コンデンサの両端子との間に、充放電用コンデンサの順又は反転放電時に放電回路部から全波整流回路に流入する分流電流抑制用のインダクタ又は抵抗の少なくともいずれか一方が接続されている医療用磁気パルス発生装置において、
   分流電流抑制用のインダクタ又は分流電流抑制用の抵抗の少なくともいずれか一方と、昇圧トランスの２次側コイルとで構成される充電回路部のインダクタンスの総和である全インダクタンス（Ｌ）、充電回路部の直流抵抗の総和である全直流抵抗（Ｒ）、充放電用コンデンサのキャパシタンス（Ｃ）、との関係が「数１」を充たすことにより共振型充電回路とし、加えて前記全インダクタンス（Ｌ）、キャパシタンス（Ｃ）、該全直流抵抗（Ｒ）との関係が「数２」を充たすことを特徴とする医療用連発磁気パルス発生装置。
   （但し、「数２」中のＴは連発パルスの繰り返し時間間隔を示す。）
2. 対象部位に渦電流を生じさせる磁気治療用のパルスコイルと、充放電用コンデンサと、充放電用コンデンサからの放電電流をパルスコイルに供給するスイッチング半導体素子とを環状に直列接続した放電回路部と、
   １次側コイルが交流電源に接続され、２次側コイルが全波整流回路の入力端子に接続された昇圧トランスと、
   スイッチング半導体素子に接続され、スイッチング半導体素子の導通タイミングを制御する制御部と、
   スイッチング半導体素子の両端子にその出力端子がそれぞれ接続された全波整流回路とで構成され、
   全波整流回路のいずれかの出力端子とスイッチング半導体素子のいずれかの端子、或いは前記全波整流回路の両端子とスイッチング半導体素子の両端子との間に、充放電用コンデンサの順又は反転放電時に放電回路部から全波整流回路に流入する分流電流抑制用のインダクタ又は抵抗の少なくともいずれか一方が接続されている医療用磁気パルス発生装置において、
   分流電流抑制用のインダクタ又は分流電流抑制用の抵抗の少なくともいずれか一方と、昇圧トランスの２次側コイルと、パルスコイルで構成される充電回路部のインダクタンスとの総和である全インダクタンス（Ｌ）、充電回路部の直流抵抗の総和である全直流抵抗（Ｒ）、充放電用コンデンサのキャパシタンス（Ｃ）、との関係が「数１」を充たすことにより共振型充電回路とし、加えて前記全インダクタンス（Ｌ）、キャパシタンス（Ｃ）、該全直流抵抗（Ｒ）との関係が「数２」を充たすことを特徴とする医療用連発磁気パルス発生装置。
   
   （但し、「数２」中のＴは連発パルスの繰り返し時間間隔を示す。）
3. スイッチング半導体素子は、サイリスタ単体、又は該サイリスタと該サイリスタに逆並列接続された反転電流用ダイオード、或いは双方向導通素子であることを特徴とする請求項１〜２に記載の医療用磁気パルス発生装置。
4. パルスコイルの対象部位側の面又はその反対側の面に振動部材が更に配置されていることを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の医療用磁気パルス発生装置。