JPWO2010016238A1 - 直流型誘電体バリア放電式の電子照射装置及び電気治療器 - Google Patents

Abstract

一定方向の電子照射を平面の被照射部位に均一に行う電子照射装置を提供する。乾電池６Ｖの直流電源１を直流型高電圧装置２に接続し、直流型高電圧装置２によって６Ｖの電源をマイナス５５００Ｖに昇圧する。直流型高電圧装置２の負極出力端子３をカソード電極５に結線し、直流高電圧源２の正極出力端子６をアノード電極７に結線する。カソード電極５のアノード電極７との対向面に適度な比誘電率と一定範囲の体積抵抗率を有した誘電体シート４を密着する。この誘電体シート４は、ポリウレタンゴム製のシートから成る。カソード電極５と誘電体シート４を密着させ、本発明の直流型誘電体バリア放電電極９を構成する。ベルト状の装着具１５の上面に駆動電源１と直流型高電圧装置２を配置し、下面に放電電極９とアノード電極７を配置する。装着具１５を被治療者の患部に巻き付けた場合に、両電極９，７が患部を挟んで対向する。

Description

本発明は、直流高圧電源と誘電体を用いた平面電極を実現して、誘電体表面から放電電子を被照射物体に対して照射して被照射物体中に微弱電流を通電させる電子照射装置と、そのような電子照射装置を備えた電気治療器に関する。

一般に、放電現象は、直流において観察される絶縁破壊で、音の発生を伴う火花放電やコロナ放電が知られ、これら放電は、放電時に電流が一点に集中し、放電電流が微少であっても電流密度が高く被照射物体に対し損傷を伴う。このような一点集中型の放電現象は、工業的には、自動車点火プラグ等で利用されている。

また、医療では、直流型コロナ放電方式を用いて、人体に一定の電流を流す電気治療器が存在する。例えば、特許文献１から特許文献３は、このような直流のコロナ放電を利用した技術を示すものである。

さらに、交流高圧下で誘電体破裂放電を採用した電気治療器が知られている。すなわち、大きな電流が一点に集中する事を避けて、電子を平面放電させるため誘電体バリア放電（無声放電）が知られ、この放電方式は、誘電体を含む電極に交流電圧を印加し電子を放電させるものである。例えば、特許文献４は、このような交流の誘電体バリア放電を利用した技術を示すものである。

工業的には、オゾンを発生させるために、誘電体電極に交流電圧を印加し一定間隔の電極間で交互に電子を放電させる装置が広く採用されている。また特許文献５は、交流の誘電体バリア放電を利用した技術を示すものである。

特開２００１−３０９９８７号公報 特許第４０２４２２７号 特開２００７−４２３２３号公報 特開平１１−２７６６０２号公報 特開２００６−３２４１２８号公報

しかしながら、従来の誘電体バリア放電方式は、正負が変化する交流式であるため、放電によって発生する電流が印加交流電圧に従って、双方向になり、一定方向に一定量の電子を放電させる目的には適さない。

特に、この放電方式は、治療用医療機器へ応用するとき、被治療体である人体から見れば、電子の付与と離脱が交互に発生するという事を引き起こし、供与電子量を正確に制御する目的には不適切である。

本発明者らは、従来から知られている交流型誘電体バリア放電方式の特徴である平面放電を保持した上、一定方向の電子の放電を可能とするための新規な直流型誘電体バリア放電方式の工夫を試みた。

しかしながら、上記改良を実現するためには、以下のような大きな障害が存在していた。その理由は、印加電圧が直流である時、誘電体バリア放電は、微細な放電が互いに独立した多くの誘電体表面の様々な場所で発生するが、一旦ある場所で放電が発生すると、一度放電が発生するとその部分の電位が低下して次の放電は停止してしまい、継続的な放電が平面で起きないことが従来から知られていた。

本発明者らは、不可能と考えられて、未だかつて実施例が報告されていない、直流型誘電体バリア放電の実現のため、鋭意研究を重ねた結果、新規な直流型誘電体バリア放電方式を完成するに至った。

上記の目的を達成するために、本発明の電子照射装置は、直流高圧電源の負極出力端子側にカソード電極を接続し、前記直流高圧電源の正極出力端子側にアノード電極を接続し、前記カソード電極におけるアノード電極との対向面に誘電体を密着配置し前記カソード電極と誘電体とにより誘電体放電電極を構成し、前記誘電体放電電極とアノード電極間に前記直流高電圧を印加することによって誘電体表面から一方向に電子を放電させることを特徴とする。

前記誘電体が、体積抵抗率が１０^１３Ω・ｃｍ以下、比誘電率が５以上の材料から成ること、誘電体の比誘電率を増加させるために、誘電体素材に導電性物質を混合することも本発明の一態様である。

本発明の電気治療器は、前記の電子照射装置を備え、その電子照射装置における誘電体放電電極とカソード電極との間に被照射部位を配置することを特徴とする。前記電子照射装置に、その電極間に流れる最大電流を設定電流値に制御する電流制御回路を設けることもできる。

以上のような構成を有する本発明の電子照射装置によれば、誘電体放電電極の全域にわたって均一で一方向の電子の流れを継続して発生させることが可能になる。また、このような電子照射装置を使用した電気治療器によれば、治療部位の全域にわたって適度な流れの電子を均一に照射するこができるため、安全で高い治療効果を得ることが可能になる。

本発明の実施例１を示す配線図。 実施例１において様々な誘電体材料を用いた際の放電電流量測定結果を示す表。 本発明で使用する誘電体材料の比誘電率と体積抵抗率を示す表。 本発明の実施例２において誘電体へ接触するカソード電極の大きさと、その放電電流量を示すグラフ。 本発明の実施例２を示す配線図。 実施例２におけるアクリル製スリット板を用いた単位表面積電流量測定方法の一例を示す平面図。 図６のアクリル製スリット板を使用した場合の単位面積当りの電流量測定値を示す表。 実施例２における電極からの距離と単位面積当りの電流量を示すグラフ。 実施例２における放電電子量濃度勾配を示す模式図。 本発明の実施例２における単位面積当りの放電電流量測定値を示す表。 実施例２における単位面積当りの電流量を示すグラフ。 実施例２における放電電子量濃度勾配を模式図。 実施例２におけるアノード電極の大きさと放電電子量の関係を示すグラフ。 本発明の実施例３を示す配線図。 実施例３における誘電体バリア放電複合電極部分を示す断面図。 実施例３の全体構成を示す側面図。 実施例３の平面図。 実施例３の制御部分を示すブロック図。

以下、本発明の実施例１について、図１〜図４を参照して、具体的に説明する。図１は、実施例１の回路構成を示す配線図である。この回路は、一例として乾電池６Ｖの直流電源１を直流型高電圧装置２に接続し、この直流型高電圧装置２によって前記６Ｖの電源をマイナス５５００Ｖに昇圧している。直流型高電圧装置２の負極出力端子３は、金属製カソード電極５に結線され、前記直流高電圧源２の正極出力端子６がアノード電極７に結線されている。前記金属製カソード電極５とアノード電極７との対向面には、適度な比誘電率と一定範囲の体積抵抗率を有した誘電体シート４がカソード電極に密着配置されている。なお、実施例１では、この誘電体シート４として、厚さ２ｍｍのポリウレタンゴム製のシートを使用する。すなわち、実施例１では、カソード電極５と誘電体シート４を密着させることで、本発明の直流型誘電体バリア放電電極９を構成する。

実施例１の電子照射装置は、前記のような構成を有するが、次に、その作用について説明する。まず、電子の照射対象物として、貫通孔（空気孔）を設けた絶縁体のアクリル板８を、カソード電極５側の誘電体シート４とアノード電極７との間に配置する。このアクリル板と８は２ｍｍの厚さである。また、アノード電極７は、直流高電圧源２の正極出力端子６に接続し、電流計（図中Ａで示す）を中間に配置する。

同様にして、誘電体シート４を設けることなく、カソード電極５とアノード電極７との間に、同一厚さのアクリル板８を配置した装置を、比較例として用意する。この比較例の構成において、直流型高電圧装置２からマイナス５５００Ｖの電圧をカソード電極５とアノード電極７を介してアクリル板８に印加すると、アクリル板８の貫通孔を介して継続的に火花と音を伴う火花放電が観察され、その時の電流量は、６〜１３マイクロアンペアの範囲を不規則に変化した。

一方、実施例１のように、カソード電極５に誘電体シート４を密着させたと直流型誘電体バリア放電電極９を使用した場合には、直流型高電圧装置２からマイナス５５００Ｖの電圧をカソード電極５とアノード電極７を介してアクリル板８に印加すると、９．９３マイクロアンペアで安定した無声放電が継続した。

上記の結果は、適切な誘電体材料を選択すれば、単層の誘電体を具備したカソード電極とアノード電極のみの簡易な構成によって、直流電圧下で一定方向でのみ放電を起こさせる直流型誘電体バリア放電（無声放電）が可能であることを示している。

この直流型誘電体バリア放電の放電メカニズムは、次のように考えられる。すなわち、互いに独立した多くの微細な放電が誘電体表面の様々な場所で発生すると、印加電圧が直流であるため、通常一度放電が発生するとその部分の誘電体表面電位は低下して放電が停止する。しかし、誘電体の体積抵抗率を適切に選択されると電気的に誘電体そのものは、コンデンサー容量と電気抵抗が並列に接続された分布常数回路として機能して、次々に別の場所で微少な放電が発生すると説明できる。

図２は、前記実施例１の電子照射装置において、誘電体シートとして様々な誘電体材料を使用し、その放電電流量を測定した結果を示す。この図２の測定結果によれば、例えば、シート厚さ２ｍｍのポリウレタンゴム、クロルプレンゴム、シリコンゴムの誘電体を用いた時の放電電流量は、各材料によって異ることが判明した。さらに、同様のポリウレタン構造を持ちながら分子構成の異なるポリウレタンゴムＡとＣの比較検討した結果から、ウレタンの固有の分子構成素材によって放電電子量は影響を受けることが判明した。また、誘電体の厚さが増加すれば、抵抗が増加して、放電電流量は減少することが示された。

さらに、炭素含有の絶縁ゴムの放電電子量はニトリルゴム（３ｍｍ厚）とブチルゴム（１ｍｍ厚）を使用したときは、それぞれ２８．７７マイクロアンペアと３６．１０マイクロアンペアであり、良好な放電量を示した。しかし、ブチルゴムでは、火花放電が観察され、導電体としての性質が誘電体としての性質に勝り、誘電体バリア放電の実現には至らなかった。

このように、導電性の物質を含有させることによる放電電流量を増加させることは可能であるが、誘電体バリア放電電極としての性質を保持した状態での材料選定が必須で、図１に示されている実施例１のような構成を使用した場合に、火花放電ではなく無声放電を観察できることが、本発明の電子照射装置では必要である。

そこで、図２の電流量に限らず、使用する誘電体として適切な条件を特定するために、図２に示した各誘電体の体積抵抗率と比誘電率を測定した。その結果を図３に示す。この図３から各誘電体には、それぞれ固有の体積抵抗率と比誘電率が其々存在し、これが放電電流量に影響を与えることが判明した。

即ち、放電電流量は、誘電体の体積抵抗率が１０^１３Ω・ｃｍ以下の絶縁率で、且つ比誘電率が５以上を保持する誘電体材料を用いることで直流型誘電体バリア放電が容易に可能であることが示され、誘電体材料としては、例えば、ポリウレタン、クロロプレンゴム、二トリルゴムなどが挙げられる。

なお、誘電体バリア放電応用電極の誘電体材料については、上記図１の実験で火花放電を伴わないことを必須条件として、同等の性能を有しているものであれば、これに限ったものではない。

さらに、図２及び図３から分かるように、比誘電率３０、体積抵抗率２．６×１０^１０Ω・ｃｍ、シート３ｍｍ厚のニトリルゴムを使用した時の放電電流量は、８．２５マイクロアンペアであるのに対して、ニトリルゴムに導電性の炭素粉を配合させることで体積抵抗率の減少と比誘電率の増加が観察され、放電電流量は、２８．７７マイクロアンペアと増加した。これは、導電物質を配合させることによって誘電体の体積抵抗率と比誘電率に対して影響を与え、体積抵抗の低減と誘電体中の電流による電位の回復が速められ、再び微少放電を発生するという繰り返しサイクルの回復時間を短縮させることで、放電電流量の増加をもたらしたと説明できる。

更に、本発明者らは、直流型誘電体バリア放電方式の放電電流量と印加電圧との関係を検討した。すなわち、直流高電圧装置２から誘電体電極９へ印加する電圧値を増加させると放電電流量は増加して、入力電圧と比例する事を見出した。この場合、必要とされる放電電流量は電圧値を制御することで調節可能である。

次に、放電電流量と、誘電体と接触するカソード電極の面積・形状との関係を検討した実施例２について説明する。まず、図４に示されているように、定電圧下で、誘電体に接触させるカソード電極の面積を増減させることで、放電電流量が比例して増減することが判明した。

更に、誘電体に接触するカソード電極５の形状と放電電子量の分布との関係を検討した。すなわち、図５に測定方法が示されているように、カソード電極５を細長く作製して（１０ｍｍ×７０ｍｍ)、誘電体シート４（５０ｍｍ×９０ｍｍ）の中央に密着させ、誘電体シート４とアノード電極７との間にヒトの腕と類似した高分子ゲル１１を配置する。次に、誘電体電極９と高分子ゲル１１の間に、図６に示されている厚さ１ｍｍのアクリル板スリット８の４種のパターン(1) 〜(4) を置いて、誘電体電極９と高分子ゲル１１への接触面積を漸次増加させ、接触面積の増加と電流量の変化を測定した。

図７のその測定結果を示す表である。この図７に示されているように、カソード電極５から直下に接触している誘電体表面部分での単位面積放電電流量が最も高く、一方、カソード電極５から距離が長くなる誘電体表面からの単位面積当りの放電電流量は減少する。よって、図８に示すように、電子は正規分布のようにその濃度勾配が生じる。これを模式的に表すと、図９のようになる。

一方、図１０と図１１に示すように、カソード電極表面積と誘電体表面積を同サイズ（５０ｍｍ×９０ｍｍ)で作製し、重ねた時は、誘電体表面部分での単位面積放電電流量は、ほぼ均等な電子の分配なり、これを模式的に表すと、図１２に示すようになる。

以上の結果から明らかなように、誘電体への接触するカソード電極の形状や位置によって、適切な放電電子量の濃度勾配を誘電体表面で制御可能であり、同一電源電圧下で、必要とされる電子量を必要とされる部位に限定的に照射できる。

更に、図１３に示されているように、バリア放電電極９からの放電電流量は、この電極に対向する導電性アノード電極７の面積によっても影響を受け、アノード電極７の面積を大きくすることで放電量は増加した。また、バリア放電電極９を絶縁性の綿布で覆うと、放電量は低下することから、アノード電極７の面積及びアノード電極７に接する材料の導電性が、誘電体シート４からの放電量に対して影響を与えることが判明した。

上記に開示された実施例１及び２によって、本発明による直流型誘電体バリア放電の放電電子量は、以下に挙げる要素によって影響されることが判明した。

１．誘電体の体積抵抗率
２．誘電体の比誘電率
３．誘電体の厚さ
４．誘電体に配合される導電性物質
５．誘電体への入力電圧値
６．誘電体に接触するカソード電極の面積
７．誘電体に接触するカソード電極の形状
８．誘電体と対抗するアノード電極の面積
９．誘電体と対抗するアノード電極の導電性

本発明によれば、上記の制御要素を考慮に入れて直流型誘電体バリア放電電極を作製することよって、誘電体全面より平面状に放電現象を生起させ対向する平板電極間において、一定方向に定電流通電を起こすことが可能となる。

次に、前記実施例１及び２に示す構成の電子照射装置を、電気治療器に適用した実施例３について説明する。すなわち、１００年以上前から、人体に供与された微弱電流は、生理的作用を持つ事が知られ、最近では、創傷治癒を促進する事が報告されるなど、微弱電流を用いた治療法の重要性が指摘されている。

すなわち、人体に対して微弱電子を安全に一定方向に定放電電流として通電させるためには、前記実施例１及び２に示した直流型誘電体バリア放電方式の電子照射装置が有効である。図１４から図１７に示す構成の実施例３は、本発明の電子照射装置を電気治療器に適用した具体例である。

図１４の配線図に示すように、駆動電源として、外付けの乾電池を使用した直流電源１を使用する。直流電源１には、昇圧用の直流型高電圧装置２を接続し、その負極出力端子３（電圧平均値がマイナス側）をカソード電極３に接続する。図１５の断面図に示すように、カソード電極３とポリウレタン製の誘電体シート４(９０ｍｍ縦×５０ｍｍ横×２ｍｍ厚)と密着させ、これらを絶縁布１３で覆って誘電体複合電極９を形成する。一方、直流電源１のゼロボルト側の正極出力端子６には、絶縁布で覆われたアノード電極７を接続する。

この一対の電極９，７間に、人体の加療部位１２を挟み、直流高電圧を印加すると、直流型誘電体バリア放電が発生し、平面放電によって発生した電子が非侵襲的に人体の接触部位を介して体内に供給される。

図１６及び図１７は、前記図１４及び図１５に示す電子照射装置を携帯型の電気治療器に適用した事例を示す側面図及び平面図である。図１６に示すように、ベルト状の装着具１５の上面に駆動電源１と直流型高電圧装置２を配置し、下面に放電電極９とアノード電極７を配置する。直流型高電圧制御装置２のマイナス電極側出力端子３と放電電極９を導線１６で接続し、直流型高電圧制御装置２のプラス電極側出力端子６とアノード電極７を導線１７で接続する。この場合、図１７に示すように、ベルト状の装着具１５の同一平面上に、直流型誘電体バリア放電電極９とアノード電極７を配置し、装着具１５を被治療者の患部に巻き付けた場合に両電極９，７が患部を挟んで対向するように位置させる。

さらに、誘電体の放電電流量は、人体の表面湿度、温度によって変化することから、治療器として使用するためには、放電電流量を適切な一定の幅に制御する電流量制御回路が必要である。このため、実施例３では、図１８に示すように、直流型高電圧制御装置２は可変電圧電源回路１８と高圧変換整流回路１９及びフィードバック制御回路２０を具備する。

すなわち、可変電圧電源回路１８の電源入力端子２１，２２に入力された電圧は、フィードバック制御回路２０の出力端子３２から制御電圧入力端子２５に入力される電圧に応じた電圧を出力端子２３，２４に出力する。可変電圧電源回路１８の出力電圧は、高圧変換整流回路１９の入力端子２６，２７より入力され、必要な電圧に変換、整流された後に直流電圧として出力端子２８，２９より出力される。

フィードバック制御回路２０は、アノード電極７が高圧変換整流回路１９に接続される導線１７に直列に挿入された抵抗器３３の両端の電圧を検出する。この電圧はフィードバック制御回路２０の入力端子３０，３１に入力され、その内部に設定された基準電圧に対して抵抗器３３の両端の電圧が大きくなると、出力端子３２より可変電圧電源回路１８の出力電圧を低下させる。アノード電極７に接続された導線１７に流れる電流値が、規定電流よりも大きい場合は、その電流値がフィードバック制御回路２０によって設定された電流値よりも大きくならない様に可変電圧回路１８に制御電圧を出力し、全体としてネガティブフィードバック回路を構成している。

この様にして、実施例３においては、誘電体バリア放電による電流値が一定レベルより大きくならない様にネガティブフィードバックをかけることにより、人体に装着する際に生じた汗等による湿度の変化に起因する過大電流を防止し、治療時の安全性を確保することができる。

１・・・直流電源
２・・・直流型高電圧装置
３・・・直流型高電圧装置の負極出力端子
４・・・誘電体シート
５・・・カソード電極
６・・・直流型高電圧装置の正極出力端子
７・・・アノード電極
８・・・アクリル板
９・・・直流型誘電体バリア放電電極
１０・・・誘電体の等価分布定数素子
１１・・・高分子ゲル
１２・・・腕（人体）
１３・・・絶縁布
１４・・・引き出し線
１５・・・ベルト状装着具
１６・・・放電電極用導線
１７・・・アノード電極用導線
１８・・・可変電圧電源回路
１９・・・高圧変換整流回路
２０・・・フィードバック制御回路
２１，２２・・・可変電圧電源入力端子
２３，２４・・・可変電圧電源出力端子
２５・・・可変電圧電源制御入力端子
２６，２７・・・高圧変換整流回路入力端子
２８，２９・・・高圧変換整流回路出力端子
３０，３１…フィードバック制御回路入力端子
３２・・・フィードバック制御回路出力端子
３３・・・抵抗器

本発明の電気治療器は、前記の電子照射装置を備え、その電子照射装置における誘電体放電電極とアノード電極との間に被照射部位を配置することを特徴とする。前記電子照射装置に、その電極間に流れる最大電流を設定電流値に制御する電流制御回路を設けることもできる。

更に、誘電体に接触するカソード電極５の形状と放電電子量の分布との関係を検討した。すなわち、図５に測定方法が示されているように、カソード電極５を細長く作製して（１０ｍｍ×７０ｍｍ)、誘電体シート４（５０ｍｍ×９０ｍｍ）の中央に密着させ、誘電体シート４とアノード電極７との間にヒトの腕と類似した高分子ゲル１１を配置する。次に、誘電体電極９と高分子ゲル１１の間に、図６に示されている厚さ２ｍｍのアクリル板スリット８の４種のパターン(1) 〜(4) を置いて、誘電体電極９と高分子ゲル１１への接触面積を漸次増加させ、接触面積の増加と電流量の変化を測定した。

図１４の配線図に示すように、駆動電源として、外付けの乾電池を使用した直流電源１を使用する。直流電源１には、昇圧用の直流型高電圧装置２を接続し、その負極出力端子３（電圧平均値がマイナス側）をカソード電極５に接続する。図１５の断面図に示すように、カソード電極５とポリウレタン製の誘電体シート４(９０ｍｍ縦×５０ｍｍ横×２ｍｍ厚)と密着させ、これらを絶縁布１３で覆って誘電体複合電極９を形成する。一方、直流電源１のゼロボルト側の正極出力端子６には、絶縁布で覆われたアノード電極７を接
続する。

Claims (5)

1. 直流高圧電源の負極出力端子側にカソード電極を接続し、前記直流高圧電源の正極出力端子側にアノード電極を接続し、前記カソード電極におけるアノード電極との対向面に誘電体を密着配置し前記カソード電極と誘電体とにより誘電体放電電極を構成し、
   前記誘電体放電電極とアノード電極間に前記直流高電圧を印加することによって誘電体表面から一方向に電子を放電させることを特徴とする直流型誘電体バリア放電式の電子照射装置。
2. 前記誘電体が、体積抵抗率が１０^１３Ω・ｃｍ以下、比誘電率が５以上の材料から成ることを特徴とする請求項１に記載の直流型誘電体バリア放電式の電子照射装置。
3. 前記誘電体が、その体積抵抗率を減少させ且つ比誘電率を増加させるために、誘電体素材に導電性物質を混合したものである請求項１または請求項２に記載の直流型誘電体バリア放電式の電子照射装置。
4. 前記請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の電子照射装置を備え、
   その電子照射装置における誘電体放電電極とカソード電極との間に被照射部位を配置することを特徴とする電気治療器。
5. 前記電子照射装置が、その電極間に流れる最大電流を、設定電流値に制御する電流制御回路を有することを特徴とする請求項４に記載の電気治療器。

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