KR101859914B1

KR101859914B1 - 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치

Info

Publication number: KR101859914B1
Application number: KR1020167005208A
Authority: KR
Inventors: 토시히코 아베; 히토시 모리; 켄지 야시마; 카즈미 모리; 토시유키 타카지; 시니치 이즈미; 히로야스 카네타카; 리오이치 나가토미
Original assignee: 니혼소자이가부시키가이샤; 고쿠리츠 다이가쿠 호진 도호쿠 다이가쿠; 아이에프지 코포레이션
Priority date: 2013-12-03
Filing date: 2014-09-01
Publication date: 2018-05-21
Also published as: CN105377366A; US20160151637A1; EP3009167A4; WO2015083305A1; JP2015107176A; EP3009167A1; CN105377366B; KR20160065083A; JP5771261B2; US10173071B2

Abstract

보다 소형 경량이며 전력 절약적인 연발 자기 펄스 장치를 제공한다. 방전 회로부(K)는, 대상 부위(3)에 와전류를 발생시키는 자기 치료용의 펄스 코일(6)과, 충방전용 콘덴서(4)와, 충방전용 콘덴서(4)로부터의 방전 전류를 펄스 코일(6)에 공급하는 스위칭 반도체 소자(7)를 환상으로 직렬 접속하여 구성되어 있다. 승압 트랜스(1)는 1차측 코일(1a)이 교류 전원(2)에 접속되고, 2차측 코일(1b)이 전파 정류 회로(5)의 입력 단자(5a)에 접속되어 있다. 제어부(8)는 스위칭 반도체 소자(7)에 접속되고, 스위칭 반도체 소자(7)의 도통 타이밍을 제어한다. 전파 정류 회로(5)는, 그 출력 단자(5b, 5b)가 충방전용 콘덴서(4)의 양 단자(P1, P2)에 각각 접속되어 있다. 전파 정류 회로(5)의 출력 단자(5b)와 충방전용 콘덴서(4)의 단자(P1) 사이에 인덕터(9)가 접속되어 있다.

Description

의료용 연발 자기 펄스 발생 장치{MEDICAL SUCCESSIVE MAGNETIC PULSE GENERATION DEVICE}

본 발명은 말초 신경을 연발 자기 펄스로 자극함으로써, 근육에 지속되는 큰 수축을 일으키기 위한 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치에 관한 것이다.

펄스 전류는 산업의 넓은 분야에서 사용되고 있으며, 전기 집진기, 플라즈마 발생기, 레이저 등의 산업용의 고전압 펄스에서부터, 약한 펄스 전류로 근육을 움직이게 하는 의료용의 저주파 치료기까지, 많은 제품이 실용화되어 있다. 산업 기기용의 펄스 전류의 대부분은, 고전압(3 내지 10kV), 소전류(수 mA 내지 수 A), 고주파수(30 내지 100kHz), 좁은 펄스 폭(1 내지 10㎲)이 특징이다. 그 이유는 전압이 높고 펄스 폭이 좁은 펄스일수록, 순간적으로 고에너지를 발생할 수 있는 것에 의한다.

이러한 날카로운 고전압 펄스의 발생을 목적으로 하는 펄스 전원에 관해서는, 수많은 특허출원이 이루어져 있다. 특허문헌 1은 고전압의 초단 펄스를 발생시킬 목적으로, 콘덴서와 코일의 공진 회로를 직렬로 다단 접속하는「펄스 압축 기술」이 나타나 있다. 펄스 압축 회로에 사용되는 코일은, 일정 이상의 전류가 흐르면 코어가 포화되는 가포화 리액터로서, 코일의 역할은 LC 공진과, 자기 포화에 의해 코일 전류가 급증하는 스위치 소자의 양쪽의 작용을 하고 있다.

펄스 전압을 안정화시키는 방법이 특허문헌 2에 나타나 있다. 이를 위해, 충방전용 콘덴서와 복수개의 인덕터(코일)를 직렬 접속하고, 또한 각 인덕터는 개별 콘덴서와 전원과 스위치로 이루어지는 LC 공진 회로를 구성하고, 이들의 복수 공진 회로의 타이밍을 어긋나게 함으로써 펄스 전압을 안정화하는 점이 특징이다. 이 발명의 코일은 가포화 리액터가 아니며, 또한, 공진 주파수가 높고 공심 코일이 사용되고 있기 때문에, 코어 포화의 문제는 없다.

의료 분야에서 사용되고 있는 펄스 전류 사용 기기로서, 저주파 치료기가 있다. 특허문헌 3에 의하면, 피부에 붙인 전극을 통해 전압 100V 이하(수 mA 정도), 펄스 폭이 50㎲ 내지 1ms인 펄스 전류로 말초 신경을 자극하여, 근수축을 일으킬 수 있다. 저주파 치료기는 소전력으로 근수축을 일으킬 수 있기 때문에, 장치를 매우 소형으로 할 수 있다. 그러나, 전극을 피부에 붙이는 수고와, 큰 근수축을 일으키는 경우에, 전기 자극은 감전이기 때문에 큰 동통을 수반하는 문제가 있다. 전극을 피하에 삽입하면 동통의 문제를 회피할 수 있지만, 전극선과 피부의 접촉 부분이 화농되기 쉬운 문제가 있다.

저주파 치료기와는 다른 펄스 전류 응용 의료 기기에 자기 자극 장치가 있다. 이것은 자기 펄스에 의해 발생하는 유도 전류로 신경을 자극하는 방법으로서, 전극을 피부에 붙이지 않아도 되는 이점이 있다. 자기 자극은, 전압 1400V 정도, 전류가 2000A 정도, 펄스 폭 0.2m초 정도의 펄스 전류를 순식간에 자기 자극 코일로 흘려 보내 강한 자장을 발생시키고, 자장에 의해 생체에 발생하는 유도 전류로 신경을 자극한다. 이 경우의 1펄스의 전기 에너지는 일반적으로 100줄 정도이다. 한편, 상기의 산업용 펄스 전원의 경우, 전압이 10kV, 전류가 100mA, 펄스 폭이 1㎲ 정도이며, 1펄스당 전기 에너지는 수백분의 1줄 정도이며, 자기 자극 펄스보다도 매우 작다.

요실금의 치료에 사용하는 펄스 자기 자극 장치가 특허문헌 4에 나타나 있다. 이 발명은 연발 자기 펄스를 사용한다고 하기 있기 때문에, 콘덴서는 급속한 충방전을 반복할 필요가 있다. 이 발명에 기재되어 있는 전기 회로의 설명은, 전원 전압이 100 내지 3kV, 콘덴서의 용량이 300μF, 돌입 전류의 방지를 보호 저항으로 행한다고 하는 내용에 그치고 있으며, 자기 펄스의 연발화에 수반되는 소비 전력의 증대, 내부 소자의 발열 문제 등에 관해서는 특별히 기재하고 있지 않다.

일본 공개특허공보 제2010-200446호 일본 공개특허공보 제2003-9548호 일본 공개특허공보 제2004-255104호 일본 공개특허공보 제(평)9-276418호

펄스 전류는 콘덴서에 축적된 전하를 순간적으로 방전하여 발생시킨다. 이 과정은 산업용 기기, 의료 기기, 의료용 자기 자극 장치 모두 동일하다. 상기 장치에 있어서, 전압이 낮은 펄스, 또는 폭이 좁은 펄스를 발생시키는 장치는, 에너지가 적기 때문에, 콘덴서는 소용량이며, 충전 시간은 짧다. 한편, 의료용 자기 자극 장치와 같이, 고에너지의 자기 자극용 펄스를 연발시킬 필요가 있는 장치에서는, 대용량 콘덴서로의 충방전을 고속으로 반복할 필요가 있다. 일반적으로 방전 시간은 충전 시간보다도 훨씬 짧기 때문에, 이를 위해서는, 콘덴서로의 충전 시간을 연발 펄스의 방전 시간 간격보다도 단축 또는 동등 정도의 시간으로 하지 않으면 안된다.

충전 시간을 단축시키기 위해서는, 충전 전류를 대폭 증대시킬 필요가 있다. 이를 위해서는, (1) 고압 전압을 발생시키는 승압 트랜스의 고압화·대용량화, (2) 승압 트랜스로부터의 전압을 정류하는 브릿지 회로부의 대용량화, (3) 충전 전류를 제한하는 제한 저항의 대용량화, (4) 경우에 따라서는, 복수의 콘덴서 및 충전 회로에 의한 다채널 시스템의 채용이 필요해진다. 이들은, 모두 장치 사이즈·중량·소비 전력의 대폭적인 증대를 의미하고 있다. 이를 위해, 연속 펄스가 발생 가능한 자기 펄스 발생 장치는 크고 무거우며 소비 전력이 큰 것으로 되어 있어, 소형 경량의 연발 자기 펄스 발생 장치는 실현되고 있지 않다.

이러한 이유에 의해, 대형·중량화된 의료용 연발 펄스 자기 자극 장치를, 운반, 이동하여 사용하는 것은 곤란하며, 또한 상용의 100V 전원으로는 용량이 부족하기 때문에 사용할 수 있는 장소가 한정되어 버리고 있다. 만약, 상용 100V 전원으로 동작하는 가반형 전원에 의한 연발 펄스 자기 자극이 가능하게 되면, 피부 전극을 사용하지 않고, 자기 펄스에 의해 근수축의 제어를 병실에서 행하는 것이 용이해진다. 연발 자기 펄스 자극은, 전기 자극과 같은 동통을 수반하지 않고, 사지의 큰 근수축을 일으킬 수 있는 이점이 있어, 재활 분야에서의 응용을 확대할 수 있다.

본 발명의 주된 목적은, 상기한 내용으로부터 알 수 있는 바와 같이 의료용 연발 펄스 자기 자극 장치를 소형화함으로써, 이를 위해 구성 부품의 소형 경량화, 충전 시간의 단축화를 도모하는 것에 있으며, 부가적인 목적으로서는 자기 발생 수단을 모노페이즈로 하여 특수한 자기 치료에 사용하거나, 바이페이즈로 하여 자극을 배가시켜 높은 치료 효과를 올리는 것에 있으며, 또한 진동에 의한 자기 자극을 완화하는 것에 있다.

이상의 과제를 감안하여, 본 발명은, 이하의 기술을 사용하여 상기의 과제를 해결하였다. 청구항 1에 기재된 발명(도 1 내지 도 4)은,

대상 부위(3)에 와전류를 발생시키는 자기 치료용의 펄스 코일(6)과, 충방전용 콘덴서(4)와, 충방전용 콘덴서(4)로부터의 방전 전류를 펄스 코일(6)에 공급하는 스위칭 반도체 소자(7)를 환상으로 직렬 접속한 방전 회로부(K)와,

1차측 코일(1a)이 교류 전원(2)에 접속되고, 2차측 코일(1b)이 전파 정류 회로(5)의 입력 단자(5a)에 접속된 승압 트랜스(1)와,

스위칭 반도체 소자(7)에 접속되고, 스위칭 반도체 소자(7)의 도통 타이밍을 제어하는 제어부(8)와,

충방전용 콘덴서(4)의 양 단자(P1, P2)에 그 출력 단자(5b, 5b)가 각각 접속된 전파 정류 회로(5)로 구성되고,

전파 정류 회로(5) 중 어느 하나의 출력 단자(5b, 5b)와 충방전용 콘덴서(4) 중 어느 하나의 단자(P1, P2), 또는 상기 전파 정류 회로(5)의 양 단자(5b, 5b)와 충방전용 콘덴서(4)의 양 단자(P1, P2) 사이에, 충방전용 콘덴서(4)의 순 또는 반전 방전시에 방전 회로부(K)로부터 전파 정류 회로(5)에 유입되는 분류 전류(11b, 12b) 억제용의 인덕터(9) 또는 저항(10)의 적어도 어느 한쪽이 접속되어 있는 것을 특징으로 하는 의료용 자기 펄스 발생 장치이다.

청구항 2에 기재된 발명(도 5, 도 6)은,

스위칭 반도체 소자(7)의 양 단자(P1, P2)에 그 출력 단자(5b, 5b)가 각각 접속된 전파 정류 회로(5)로 구성되고,

전파 정류 회로(5) 중 어느 하나의 출력 단자(5b, 5b)와 스위칭 반도체 소자(7) 중 어느 하나의 단자(P1, P2), 또는 상기 전파 정류 회로(5)의 양 단자(5b, 5b)와 스위칭 반도체 소자(7)의 양 단자(P1, P2) 사이에, 충방전용 콘덴서(4)의 순 또는 반전 방전시에 방전 회로부(K)로부터 전파 정류 회로(5)에 유입되는 분류 전류(11b, 12b) 억제용의 인덕터(9) 또는 저항(10)의 적어도 어느 한쪽이 접속되어 있는 것을 특징으로 하는 의료용 자기 펄스 발생 장치이다.

청구항 1 또는 2의 발명에 의하면, 인덕터(9) 또는 저항(10)에 의해, 충방전용 콘덴서(4)의 순 또는 반전 방전시에 방전 회로부(K)로부터 분류하여 전파 정류 회로(5)에 유입되는 분류 전류(11b, 12b)를 억제하여, 미소 전류로 할 수 있으며, 전파 정류 회로(5)를 구성하는 브릿지 다이오드(D1 내지 D4)를 소용량의 것으로 할 수 있어, 장치의 소형화가 가능하게 된다.

청구항 3은, 청구항 1에 기재된 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치로서, 승압 트랜스(1)의 2차측 코일(1b)과, 분류 전류(11b, 12b) 억제용의 인덕터(9) 또는 분류 전류(11b, 12b) 억제용의 저항(10)의 적어도 어느 한쪽으로 구성되는 충전 회로부(J1), 또는, 청구항 2에 기재된 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치로서, 승압 트랜스(1)의 2차측 코일(1b)과, 분류 전류(11b, 12b) 억제용의 인덕터(9) 또는 분류 전류(11b, 12b) 억제용의 저항(10)의 적어도 어느 한쪽, 및 펄스 코일(6)로 구성되는 충전 회로부(J2)의 인덕턴스의 총합인 전 인덕턴스(L), 충전 회로부(J1, J2)의 직류 저항의 총합인 전 직류 저항(R), 충방전용 콘덴서(4)의 커패시턴스(C)의 관계가 하기 「수학식 1」을 충족시킴으로써 공진형 충전 회로로 하고, 또한 상기 전 인덕턴스(L), 커패시턴스(C), 상기 전 직류 저항(R)과의 관계가 하기 「수학식 2」를 충족시키는 것을 특징으로 하는 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치이다. 또한, 하기 2식을 만족시키면, 미소 분류 전류(11b, 12b)용의 인덕터(9)나 저항(10)을 설치하지 않는 경우도 있다.

수학식 1을 충족시킴으로써, 청구항 1 또는 2의 회로에서는, 충전 펄스(P)를 단시간 발생시키는 것만으로, 충방전용 콘덴서(4)로의 충전을 완료시키는 것이 가능해진다. 그리고, 수학식 2를 충족시킴으로써, 충방전용 콘덴서(4)로의 충전 전류의 유입 시간(=충전 시간(t))을 연발 펄스의 반족 시간 간격(T)과 동정도(0.5T 내지 2T)로 할 수 있고, 후술하는 실시예 1로부터도 알 수 있는 바와 같이, 충전 전류의 크기를 충분히 억제하면서, 다음의 충방전용 콘덴서(4)의 방전 타이밍까지 거의 충전을 완료하는 것이 가능해진다. 환언하면, 충전 시간(t)을 연발 펄스의 반복 시간 간격(T)과 동등하거나 그 이하로 하는 것이 바람직하다. 즉, 충전 시간(t)이 0.5T 내지 1T이면, 충분한 충전이 가능하지만, 1T를 초과하여, 2T까지는 충방전용 콘덴서(4)로의 충전은 풀 충전에는 도달하지 않지만, 치료에는 사용 가능한 레벨이 된다. 충전 시간(t)이 2T를 초과하면 충전 부족해져 자기 자극에는 부족하다. 이와 같이 충전 시간(t)을 단축화함으로써 강한 자기 펄스의 연속 발생을 가능하게 할 수 있다.

청구항 4는 스위칭 반도체 소자(7)에 관한 것이며, 스위칭 반도체 소자(7)는, 사이리스터(7a) 단체, 또는 상기 사이리스터(7a)와 상기 사이리스터(7a)에 역병렬 접속된 반전 전류용 다이오드(7b), 또는 쌍방향 도통 소자(7c)인 것을 특징으로 한다.

청구항 4의 발명에 의하면, 스위칭 반도체 소자(7)가 충전된 콘덴서(4)에 대해 순방향으로 접속된 사이리스터(7a) 단체의 경우에는, 펄스 코일(6)에 흐르는 순방향의 방전 전류(11)는 모노페이즈가 되어, 강력한 가소성 유도 자극법에 사용할 수 있다. 이것에 대해, 스위칭 반도체 소자(7)가 충전된 콘덴서(4)에 대해 순방향으로 접속된 사이리스터(7a)와 상기 사이리스터(7a)에 역병렬 접속된 반전 전류용 다이오드(7b), 또는 쌍방향 도통 소자(7c)의 경우에는, 펄스 코일(6)에 흐르는 방전 전류는 순방향의 방전 전류(11)와, 그것에 이어지는 그 역방향의 반전 전류(12)로 구성된 바이페이즈가 되어, 한번의 방전으로 두번의 말초 신경 자극이 가능해져, 치료 효과를 높일 수 있을 뿐만 아니라, 방전 전류(11) 또는 반전 전류(12) 내의 콘덴서(4)로 되돌아가는 분류 전류(11a, 12a)에 의한 충전이 가능해져, 다음의 충전량을 작게 할 수 있다. 또한, 후술하는 바와 같이 분류 전류(11a, 12a)는 방전 전류(11)나 반전 전류(12)와 거의 동일하다.

청구항 5는, 청구항 1 내지 4 중의 어느 한 항에 기재된 의료용 자기 펄스 발생 장치에 있어서, 펄스 코일(6)의 대상 부위 3측의 면 또는 그 반대측의 면에 진동 부재(6a)가 추가로 배치되어 있는 것을 특징으로 하는 의료용 자기 펄스 발생 장치이다.

펄스 코일(6)의 대상 부위 3측(즉, 환부측)의 면 또는 그 반대측의 면에 진동 부재(6a)를 배치하면, 펄스 코일(6)에 단속하여 생성되는 자기에 의해, 진동 부재(6a)가 진동하여 대상 부위 3측(즉, 환부측)에 기계적 진동을 주어, 단속적으로 발생하는 와전류에 의한 말초 신경의 자극을 달랠 수 있어, 자기 치료시의 위화감을 완화시킬 수 있다. 진동 부재(6a)로서는, 자장에 의해 강하게 자화되는 강자성체, 예를 들면, 철, 코발트, 니켈과 이들의 합금, 페라이트 등의 블록 또는 판 등이 사용된다.

본 발명에 의하면, 의료용 자기 펄스 발생 장치로부터의 말초 신경 자극용의 강한 자기 펄스를 연발하는데 있어서 큰 장해가 되고 있는 충전 전류 증대의 문제를, 소비 전력이 많은 대용량의 저항이나 무겁고 부피가 큰 대형 승압 트랜스, 다채널화된 충전 회로 등을 사용하지 않고 해결할 수 있어, 장치의 소형 경량화 및 전력 절약화를 도모하는 것이 가능해졌다. 이 소형·전력 절약화에 의해, 종래에는 운반이 어려워 사용 장소가 한정되어 있는 의료용 연속 자기 펄스 발생 장치의 사용 기회가 보다 확대되는 것을 기대할 수 있고, 또한 회로에 연구를 거듭함으로써, 자장의 발생 조건을 바꾸어 특수한 치료나, 높은 자극에 의한 치료 효과의 향상이나, 또는 종래 전기 자극 장치에 의해 행해지고 있는 치료를, 동통이 적고 취급이 용이한 자기 자극에 의한 치료로 치환하는 것이 가능해졌다.

도 1은 본 발명의 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치의 회로의 제 1 실시예이다.
도 2는 도 1의 제 1 변형예의 부분 도면이다.
도 3은 도 1의 제 2 변형예의 부분 도면이다.
도 4는 도 1의 제 3 변형예의 부분 도면이다.
도 5는 본 발명의 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치의 회로의 제 2 실시예이다.
도 6은 도 5의 또 다른 변형예의 부분 도면이다.
도 7은 도 1 내지 도 6의 회로의 펄스 코일에 진동 부재를 설치한 부분 도면이다.
도 8은 본 발명의 모노페이즈 방전시의 충전 파형과 방전 파형의 도면이다.
도 9는 본 발명의 바이페이즈 방전시의 충전 파형과 방전 파형의 도면이다.
도 10은 본 발명에 있어서의 전파 정류 회로를 통과하는 분류 전류용의 저항의 저항값이 제로인 경우의 전파 정류 회로에 흐르는 전류 파형이다.
도 11은 본 발명에 있어서의 전파 정류 회로를 통과하는 분류 전류용의 저항의 저항값이 0.53Ω인 경우의 전파 정류 회로에 흐르는 전류 파형이다.
도 12는 본 발명에 있어서의 전파 정류 회로를 통과하는 분류 전류용의 인덕터의 인덕턴스값이 111μH인 경우의 전파 정류 회로에 흐르는 전류 파형이다.
도 13은 본 발명에 있어서의 인덕터의 전파 정류 회로를 통과하는 분류 전류에 대한 억제 효과를 도시하는 도면이다.
도 14는 본 발명에 있어서의 저항의 전파 정류 회로를 통과하는 분류 전류에 대한 억제 효과를 도시하는 도면이다.
도 15는 본 발명에 있어서의 LCR 공진형 회로의 콘덴서에 유입되는 전류가 최대가 되는 시간과, 리액턴스 및 커패시터의 관계를 도시하는 도면이다.

이하, 본 발명을 도시 실시예에 따라 설명한다. 본 발명은 의료용 연발 자기 펄스 장치를 소형화하는 것을 주된 목적으로 하고, 그 위에서 전파 정류 회로를 통과하는 분류 전류의 처리 및 소형화를 방해하는 최대의 과제가 되는 충방전용 콘덴서(4)로의 충전 전류 증대의 문제 해결을 목표로 하여 본 발명자들은 예의 연구를 행하였다. 이 결과, 첫째로 충방전용 콘덴서(4)의 방전시의 전파 정류 회로(5)로 흘러들어가는 분류 전류(11b, 12b)를 억제함으로써 전파 정류 회로(5)를 구성하는 브릿지 다이오드(D1 내지 D4)의 용량을 현저하게 작은 것으로 할 수 있었다. 바꿔 말하면, 충방전용 콘덴서(4)의 순방향의 방전시(도 1), 또는 전압 반전시(도 5)에 흐르는, 전파 정류 회로(5)를 통과하는 분류 전류(11b, 12b)는 저저항 및/또는 저인덕턴스로 억제 가능한 것, 둘째로, 장치 내의 회로의 상기한 전 인덕턴스(L), 전 직류 저항(R), 충방전용 콘덴서(4)의 커패시턴스(C)의 상호 관계를 적절히 설정함으로써, 순방향의 충전 전류를 충분히 억제하고, 또한 연발 자기 펄스의 발생이 가능한 충전 속도를 얻을 수 있는 것, 셋째로, 충방전용 콘덴서(4)에 병렬로 접속한, 방전 소자인 스위칭 반도체 소자(7)를 쌍방향형으로 하여, 스위칭 반도체 소자(7)의 다이오드(7b)(또는, 쌍방향 도통 소자(7c))에 의해 충방전용 콘덴서(4)로부터의 역방전을 가능하게 함으로써, 펄스 코일(6)에 발생하는 자기 펄스를 순방향과 역방향의 바이페이즈(플러스마이너스 쌍봉형) 파형으로 하면, 1회의 충전으로 두번의 전기 자극을 주는 것이 가능하여 치료 효과를 배가시킬 수 있고, 동시에 충방전용 콘덴서(4)로의 재충전에 의해 소비 전력을 저감시킬 수 있는 것, 또는, 1회의 충전으로 한번의 전기 자극을 행하는 모노페이즈 파형으로 함으로써, 특수한 자기 자극 치료의 길을 연 것을 밝혀내었다. 이들 지견에 기초하는 이하의 수단과 조건에 의해, 의료용 연발 펄스 자기 자극 장치의 소형 경량화를 가능하게 하였다.

상기와 같이, 종래의 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치를 그대로 적용하고자 하면, 크고 무겁게 되지 않을 수가 없었다. 다시 설명하면 그 원인은, 환부에 주는 자기 펄스간의 간격을 짧게 하면, 충방전용 콘덴서를 충전하기 위한 시간을 충분히 취할 수 없고, 이로 인해 충전 전류를 크게 하지 않을 수 없는 것의 실마리가 된다. 충전 전류의 크기의 제어는 일반적으로 전류를 제한하는 저항을 승압 트랜스와 충방전용 콘덴서 사이에 삽입함으로써 행하고 있다. 저항은 전류에 의해 발열하기 때문에 필연적으로 이 전류 제한 저항에서는 큰 전력 손실이 있다. 예를 들면, 100μF의 콘덴서에 1000V의 직류를 충전하는 경우, 돌입 전류 방지에 1kΩ의 저항을 사용하면 1A의 전류가 흘러 1초만에 충전할 수 있다. 그러나 저항은 1kW의 큰 줄 발열을 수반한다. 그래서 저항값을 10kΩ로 증가시키면 전류는 0.1A로 감소되고, 발열은 100W로 저하되지만, 충전 시간은 10초로 길어진다. 즉, 저항을 전류 제한 소자로서 사용하여 연속 자기 펄스를 발생시키기 위해서는, (1) 전류 제한 저항의 저항값을 작게 하고, 또한 열 용량을 크게 하거나, 또는, (2) 충전 회로를 다채널화하여, 순차 자기 펄스를 발생시킬 필요가 있으며, 이들은 모두 장치의 대형화의 원인이 된다.

그래서 본 발명에서는, 전류 제한의 주체로서 본 회로의 전 인덕턴스(승압 트랜스(1)의 2차측 코일(1b)이나 전파 정류 회로(5)를 통과하는 분류 전류(11b, 12b) 억제용의 인덕터(9), 회로에 따라서는 여기에 펄스 코일(6)을 가한 전 인덕턴스)를 사용하는 것으로 하였다. 즉 본 회로의 큰 전 인덕턴스에 의해, 충전 개시시의 전류의 급증대를 억제하여 충전 전류를 제어하는 방식의 회로에 관해서 연구를 행하였다. 본 발명을 사용한 연발 자기 펄스 발생 장치의 회로도의 일례를 「도 1」에 도시한다.

도 1의 회로는, 방전 회로부(K)와 충전 회로부(J1)로 구성되고, 방전 회로부(K)는 환자의 대상 부위(3)에 근접 또는 접촉시켜 사용되며, 근육에 미소 시간의 연속 펄스상의 와전류를 발생시켜 그 말초 신경을 자극하는 자기 치료용의 펄스 코일(6)과, 충방전용 콘덴서(4)와, 충방전용 콘덴서(4)로부터의 방전 전류(11)를 펄스 코일(6)에 공급하는 스위칭 반도체 소자(7)를 환상으로 직렬 접속하여 구성되어 있다. 이 실시예에서는, 스위칭 반도체 소자(7)는, 전파 정류 회로(5)의, 충전 전류가 출력되는 한쪽의 출력 단자(5b)로부터 펄스 코일(6)을 향하는 순방향의 사이리스터(7a)와 상기 사이리스터(7a)에 역병렬 접속된 반전 전류용 다이오드(7b)로 구성된다. 그리고, 도 1에서는 상기 분류 전류 억제용의 인덕터(9)는 상기 한쪽의 출력 단자(5b)와 스위칭 반도체 소자(7)의 단자(P1) 사이에서 직렬 접속되어 있다. 제어부(8)는 스위칭 반도체 소자(7)의 도통 타이밍(=연속 자기 펄스의 반복 시간 간격(T)을 제어하는 것으로, 스위칭 반도체 소자(7)의 사이리스터(7a)에 접속되어 있다.

충전 회로부(J1)는, 승압 트랜스(1)의 2차측 코일(1b)과, 전파 정류 회로(5)와, 분류 전류 억제용의 인덕터(9)(또는, 상기 인덕터(9) 대신 사용되는 분류 전류 억제용의 저항(10)) 및 충방전용 콘덴서(4)로 구성되어 있다. 승압 트랜스(1)는, 그 1차측 코일(1a)이 교류 전원(2)에 접속되고, 2차측 코일(1b)이 전파 정류 회로(5)의 입력 단자(5a)에 접속되어 있다. 전파 정류 회로(5)는, 그 양 출력 단자(5b, 5b)가 충방전용 콘덴서(4)의 양 단자(P1, P2)에 각각 접속되어 있다. 그리고, 전파 정류 회로(5) 중 어느 하나의 출력 단자(5b, 5b)와 충방전용 콘덴서(4) 중 어느 하나의 단자(P1, P2) 또는 양 단자(5b, P1(5b, P2)) 사이에 분류 전류 억제용 인덕터(9) 또는 분류 전류 억제용 저항(10)의 적어도 어느 한쪽이 접속되어 있다. 즉, 충전 전류가 출력되는 한쪽의 출력 단자(5b)와 단자(P1), 또는 다른쪽의 출력 단자(5b)와 단자(P2) 사이의 어느 한쪽에, 분류 전류 억제용의 인덕터(9)만을, 또는 분류 전류 억제용의 저항(10)만을 직렬 접속하는 경우, 또는, 한쪽의 출력 단자(5b)와 단자(P1)에 상기 인덕터(9)가 설치되고, 다른쪽의 출력 단자(5b)와 단자(P2) 사이에 상기 저항(10)을 각각 접속하는 경우, 또는 그 반대, 및 양 출력 단자(5b)와 양 단자(P1, P2) 사이에 상기 인덕터(9)끼리 또는 상기 저항(10)끼리가 각각 접속되어 있는 경우가 있다.

도 2는 분류 전류 억제용의 인덕터(9) 대신 저항(10)을 사용한 예를 도시한다. 인덕터(9), 저항(10)의 배치 위치는, 상기한 바와 같이 전파 정류 회로(5)의 한쪽의 출력 단자(5b) 또는 반대측의 다른쪽의 출력 단자(5b) 중 어느 측에 직렬 접속해도 좋다.

마찬가지로 본 발명을 사용한 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치의 회로도의 다른 예를「도 5」에 도시한다. 상기 회로에 있어서는, 충방전용 콘덴서(4)와, 스위칭 반도체 소자(7)의 위치가 교대되어 있을 뿐이며, 그 나머지는 도 1과 동일하다. 또한, 이 경우, 사이리스터(7a)의 입력측 단자(P1)는, 전파 정류 회로(5)의 충전 전류가 출력되는 측의 출력 단자(5b)측에 접속되어 있다.

도 1, 도 5의 회로에서는, 승압 트랜스(1)의 1차측 코일(1a)에 상용 전류가 흐르면 2차측 코일(1b)에는 소정의 전압으로 승압된 상태로 전류가 흐르고, 2차측의 전류는, 전파 정류 회로(5)에 의해 정류된 후, 분류 전류 억제용의 인덕터(9)(또는 도시하고 있지 않지만, 분류 전류 억제용의 저항(10))를 개재하여 충방전용 콘덴서(4)에 충전된다(도 9 참조). 사이리스터(7a)에 제어부(8)로부터 트리거 신호를 주어 충방전용 콘덴서(4)에 충전된 전하(순방향 방전 전류(11))를 펄스 코일(6)에 순방향으로 순식간에 흘리면, 순방향의 강한 펄스 자장이 펄스 코일(6)에 발생하고, 펄스 코일(6)에 접하여 또는 근접하여 배치된 환부의 근육에 와전류를 발생시켜, 말초 신경을 자극한다. 이 순방향의 방전시에 있어서, 도 1의 경우, 펄스 코일(6)을 통과한 방전 전류(11)는, 분류하여 반전 전류용(역류용) 다이오드(7b) 및 전파 정류 회로(5)를 통해 다시 충방전용 콘덴서(4)로 되돌아간다. 전파 정류 회로(5)를 통해 다시 충방전용 콘덴서(4)로 되돌아가는 분류 전류(11b)는, 인덕턴스(9)(또는 동저항(10))의 존재에 의해 대폭 억제되어, 충방전용 콘덴서(4)로 직접 되돌아가는 분류 전류(11a)보다 훨씬 작은 것이 되어, 전파 정류 회로(5)의 다이오드(D1 내지 D4)를 상하게 하는 경우는 없으며, 충방전용 콘덴서(4)에 대한 분류 전류(11a)에 의한 역방향 충전을 거의 저해하지 않는다. 그 결과, 충방전용 콘덴서(4)는 분류 전류(11a)에 의해 전압이 역방향으로 충전된 상태가 된다. 계속해서 전압이 역방향으로 충전된 충방전용 콘덴서(4)로부터는 역방향의 반전 전류가 방전되고, 펄스 코일(6)에 역방향의 자장이 형성되어, 상기와 같이, 환부의 근육에 와전류를 발생시켜, 말초 신경을 자극한다.

도 5의 경우, 상기 순방향의 방전시에 있어서, 펄스 코일(6)을 통과한 방전 전류(11)는 그대로 충방전용 콘덴서(4)로 되돌아가서, 전압이 역방향으로 충전된 상태가 된다. 그리고 전압이 역방향으로 충전된 충방전용 콘덴서(4)로부터는 역방향의 반전 전류(12)가 방전되고, 펄스 코일(6)에 역방향의 자장이 형성되어, 상기와 같이, 환부의 근육에 와전류를 발생시켜, 말초 신경을 자극한다. 이 반전 전류(12)는 단자(P2)로 분류되고, 분류 전류(12a)는 반전 전류용 다이오드(7b)를 통하고, 분류 전류(12b)는 전파 정류 회로(5)를 통해 다시 충방전용 콘덴서(4)에 충전된다. 전파 정류 회로(5)를 통해 다시 충방전용 콘덴서(4)로 되돌아가는 분류 전류(12b)는, 인덕턴스(9)(또는 동저항(10))의 존재에 의해 대폭 억제되어, 역류용 다이오드(7b)를 통과하여 충방전용 콘덴서(4)로 직접 되돌아가는 분류 전류(11a)보다 훨씬 작은 것이 되어, 전파 정류 회로(5)의 다이오드(D1 내지 D4)를 상하게 하지 않는다. 즉, 도 1, 도 5의 회로에서는, 소위 바이페이즈 파형이라고 하는 자장 파형(자장은 양극 방향으로 한번씩 튀어나온 플러스마이너스 쌍봉형의 펄스상 자계)이 되어 방전이 종료된다.

이 재충전에 의해 충방전용 콘덴서(4)는 방전전에 가지고 있던 전하의 상당 부분을 다시 회복하게 되어, 충전 회로부(J1, J2)로부터 충방전용 콘덴서(4)로 흘러들어가는 에너지는 해칭 부분만이 되어, 상당히 저감된다(도 9). 이로 인해, 후술하는 모노페이즈 방식의 장치와 비교하여, 장치 내에서 사용하는 소자를 작게 하는 것이 가능해져, 장치의 대폭적인 소형 경량화, 전력 절약화를 예상할 수 있다.

도 3은, 도 1의 스위칭 반도체 소자(7)가 사이리스터(7a) 단체로 구성되어 있는 경우로, 이 경우에는, 역류용 다이오드(7b)가 존재하지 않기 때문에, 반전 전류(12)가 펄스 코일(6)로 흐르지 않고, 펄스 코일(6)로부터 발생하는 자장은 편극 방향으로만 나온 펄스상의 자계(도 8 참조)가 되어, 소위 모노페이즈 파형이라고 하는 자장 파형이 되어 방전이 종료된다. 이 경우, 충방전용 콘덴서(4)는 0 또는 마이너스 전압이 되고, 여기에서부터의 챠지가 되기 때문에, 충방전용 콘덴서(4)로의 충전 회로부(J1)로부터의 챠지는 바이페이즈 방식의 경우에 비해 큰 전력이 필요해진다. 이것을 도 8의 해칭으로 도시한다. 또한, 이 경우도 순방향 방전 전류(11)의 분류 전류(11b)는 전파 정류 회로(5)를 흐르게 되지만, 인덕터(9)(또는 저항(10))에 의해 억제되어 전파 정류 회로(5)의 브릿지 다이오드(D1 내지 D4)는 상기와 같이 보호되게 된다.

도 4, 도 6은, 도 1, 도 5의 스위칭 반도체 소자(7)가 쌍방향 도통 소자(트라이악)(7c)의 경우로, 쌍방향으로 제어부(8)의 트리거 신호를 받아 순방향 방전 전류(11) 및 역방향의 반전 전류(12)를 흘려 바이페이즈 방식으로 자기 자극하게 된다. 그 이외에는 도 1, 도 5와 동일하다.

또한, 상기 회로 내의 소자의 특성을「수학식 1」에 따라 설정하면, 도 8, 도 9의 충전 전류 파형으로 나타내는 충전 펄스(P)를 단시간 발생시키는 것만으로, 충방전용 콘덴서(4)로의 충전을 완료시키는 것이 가능하다.

즉, 도 1의 본 충전 회로부(J1)에서는, 승압 트랜스(1)의 2차측 코일(1b)과, 저항(10) 대신 또는 저항(10)과 함께 인덕터(9)가 사용된 경우에는 상기 인덕터(9)를 포함한 인덕턴스의 총합인 전 인덕턴스(L),

승압 트랜스(1)의 2차측 코일(1b)과 상기와 같이 인덕터(9)가 사용된 경우에는 상기 인덕터(9)의 직류 저항분, 또는 인덕터(9) 대신 사용된 또는 인덕터(9)와 병용된 경우에는 상기 저항(10)을 포함한 직류 저항의 총합인 전 직류 저항(R), 충방전용 콘덴서(4)의 커패시턴스(C)의 관계가 「수학식 1」을 충족시킴으로써 본 회로를 공진형 충전 회로로 하였다.

즉, 본 충전 회로부(J1)의 전 인덕턴스(L)는, (i) 2차측 코일(1b)의 인덕턴스뿐인 경우와, (ii) 2차측 코일(1b)의 인덕턴스+인덕터(9)의 인덕턴스인 경우가 있으며, 본 충전 회로부(J1)의 전 직류 저항(R)은, (a) 2차측 코일(1b)의 직류 저항분뿐인 경우, (b) 2차측 코일(1b)의 직류 저항분+인덕터(9)의 직류 저항분인 경우, (c) 2차측 코일(1b)의 직류 저항분+저항(10)인 경우, (d) 2차측 코일(1b)의 직류 저항분+인덕터(9)의 직류 저항분+저항(10)인 경우가 있다.

또한, 도 5의 본 충전 회로부(J2)에서는, 도 1의 경우에 펄스 코일(6)이 추가로 가해지게 되어, 승압 트랜스(1)의 2차측 코일(1b)와, 펄스 코일(6), 저항(10) 대신 또는 저항(10)과 함께 인덕터(9)가 사용된 경우에는 상기 인덕터(9)의 인덕턴스를 포함한 총합인 전 인덕턴스(L), 승압 트랜스(1)의 2차측 코일(1b)과 펄스 코일(6), 상기와 같이 인덕터(9)가 사용된 경우에는 인덕터(9)의 직류 저항분, 또는 인덕터(9) 대신 사용된 또는 인덕터(9)와 병용된 경우에는 상기 저항(10)을 포함한 저항(10)의 직류 저항의 총합인 전 직류 저항(R)의 관계가 「수학식 1」을 충족시킴으로써, 본 회로를 공진형 충전 회로로 하였다. 이것에 의해 종래 장치와 같은 서서히 전류가 감쇠되어 가는 감쇠형의 전류 파형이 아니라, 도 8, 도 9와 같은 폭이 짧은 펄스상의 충전 전류 파형으로 충전되게 되어, 상기와 같이 충방전용 콘덴서(4)로의 충전을 단시간에 완료시킬 수 있다.

[수학식 1]

그리고, 「수학식 2」를 충족시킴으로써, 충방전용 콘덴서(4)에 충전 전류가 흘러들어가는 충전 전류 유입 시간(t)과 연발 펄스의 반복 단위 간격(T)을 동정도로 할 수 있다. 바꿔 말하면, 충전 전류 유입 시간(t)을 연발 펄스의 반복 시간 간격(T)의 절반을 초과하고, 2배 미만으로 함으로써, 연발 펄스의 반복을 실현할 수 있다. 이 중, 충전 전류 유입 시간(t)을 0.5T를 초과하고, 1T 이하로 하는 것이 바람직하다. 충전 전류 유입 시간(t)을 0.5T보다 짧게 하고자 하면, 충전 전류량이 지나치게 많아져 장치의 소형화의 목적에서 벗어나게 되고, 2T 이상이 되면, 충전에 시간이 지나치게 걸려 충전 전압이 부족하다.

[수학식 2]

상기의 점을 상세하게 서술하면, 이 충전 펄스(P)의 적분값(=도 8, 도 9의 충전 전류 파형의 해칭 부분)은 충방전용 콘덴서(4)의 충전 전하량(=도 8, 도 9의 방전 전류 파형의 해칭 부분)에 상당하고 있다. 그리고, 회로내 소자로의 부담을 최소화하기 위해서는, 충전 펄스(P)의 높이를 낮게 하는 동시에 충전 펄스(P)의 폭을 넓힘으로써 동정도의 적분값을 얻는 것이 바람직하다. 그러나, 이 폭이 지나치게 넓으면 다음의 방전까지 이 충전 펄스(P)에 의한 충전이 제때에 되지 않게 되기 때문에, 이 충전 펄스(P)의 폭, 즉 충방전용 콘덴서(4)로의 충전 전류의 유입 시간(t)을 연발 펄스의 반복 시간 간격(T)과 동정도로 하는 것이 필요하다. 이 충전 펄스(P)의 폭(충전 시간(t))은, 「수학식 2」의 중간변의 수학식으로 나타낼 수 있고, 이 값을 연발 펄스의 반복 시간 간격(T)의 0.5배에서 2.0배의 범위로 하면, 상기와 같이 충전 전류를 충분히 억제하면서, 다음의 충방전용 콘덴서(4)의 방전 타이밍까지 거의 충전을 완료하는 것이 가능해진다. 또한, 용도에 따라 다양한 펄스 코일(6)을 바꾸면서 사용하는 장치의 경우에는, 각 코일의 인덕턴스의 값을 사용하여 계산한 결과가「수학식 2」를 충전시키고 있는 것이 바람직하다.

상기 인덕터(9) 및 저항(10)은, 「수학식 1」,「수학식 2」를 충족시키는 충전 회로부(J1, J2)로 하기 위한 조정용 정도의 소자이며, 부족한 인덕턴스나 저항을 보충하는 정도의 작은 소자이며, 종래 장치의 대용량 저항과 치환하면 상당한 소형 경량화가 가능해진다. 또한, 이들 소자가 없어도「수학식 1」,「수학식 2」의 식을 충족시키고 있는 경우에는 소자 자체가 불필요하여, 생략하는 것도 가능하다. 단, 적어도 어느 한쪽의 소자는 다시 후술하는 바와 같이 분류 전류(11b, 12b)의 억제를 위한 소자로서 필요해진다.

본 회로의 전 직류 저항(R)을 0.5Ω 일정으로 하고, 충방전용 콘덴서(4)의 용량을 50, 100, 150 마이크로 패러드(μF)로 하고, 전 인덕턴스(L)를 0.5 내지 4헨리(H)의 범위에서 변화시킨 경우에, 충방전용 콘덴서(4)로의 충전 전류의 유입 시간(t)을「수학식 2」에 의해 계산한 결과를 도 15에 도시한다. 도 15의 결과는, 저항(R)을 0.1 내지 1Ω의 범위에서 바꾸어도 거의 동일하였다. 이 도 15를 사용하여 대략적인 소자의 특성을 결정할 수 있다. 예를 들면, 연발 자기 펄스 간격(T)을 20 내지 40밀리초로 하고, 충방전용 콘덴서(4)의 충전 시간(t)을 설정하기 위해서는, 충방전용 콘덴서(4)의 용량이 100 내지 150μF인 경우, 본 회로의 인덕턴스가 2 내지 4H가 되도록 설계하는 것이 필요한 것을 알 수 있다.

또한, 본 발명 방식의 회로를 사용한 경우, 상기와 같이 충방전용 콘덴서(4)의 순방향 방전 전류(11)의 분류 전류(11b)(도 1), 또는 전압 반전시에 분류 전류(12b)가 전파 정류 회로(브릿지 정류기)(5)를 흘러 버린다. 이 전원 회로를 흐르는 전류의 방향을 도 1 및 도 5의 곡선으로 나타낸다. 11은 정충전시의 콘덴서(4) 방전시의 전류의 순방향 흐름(가는 실선)이고, 한편, 12는 콘덴서 전압 반전시에 흐르는 반전 전류의 흐름(가는 파선)을 나타낸다. 상기한 바와 같이, 도 1의 경우에는, 순방향 방전 전류(11)의 분류 전류(11b)가 전파 정류 회로(5)를 흐른다. 도 5의 경우, 순방향 방전 전류(11)는 전파 정류 회로(5)를 흐르지 않지만, 역방향의 반전 전류(12)의 분류 전류(12b)가 전파 정류 회로(5)를 통과한다. 도 10 내지 12는 전파 정류 회로(5)에 유입되는 분류 전류(11b, 12b)를 측정한 결과를 도시한다. 도 10은 인덕터(9)도 저항(10)도 설치하지 않은 경우이며, 0.15밀리초(자기 펄스의 폭) 동안에 약 120A라는 대전류가 흐르고 있다. 이것은 분류 전류(11b, 12b)를 방해하는 소자가 전파 정류 회로(5)와 충방전용 콘덴서(4) 사이에 없기 때문에 얼마든지 전류를 흘려 보낼 수 있는 상태로 되어 있는 결과로서 일어나고 있다. 이 대전류에 의해, 전파 정류 회로(5)는 단시간에 소산되어 버린다.

한편, 도 11은 저항(10)으로서 0.53Ω의 저항을 넣은 경우로서, 전파 정류 회로(5)에 유입되는 분류 전류(11b, 12b)는 6A 정도로 감소되어 있다. 또한, 도 12는 도 1 또는 도 5의 인덕터(9)로서 111μH의 인덕터(9)를 넣은 경우로서, 전파 정류 회로(5)에 유입되는 분류 전류(11b, 12b)는 7A 정도로 감소되어 있다. 이와 같이 비교적 작은 소자를 전파 정류 회로(5)와 충방전용 콘덴서(4) 사이에 삽입하는 것만으로, 분류 전류(11b, 12b)를 대폭 저감시키는 것이 가능하다.

다음에, 본 발명의 상세를 실시예에 기초하여 설명한다. 또한, 이 실시예는 당업자의 이해를 용이하게 하기 위한 것이다. 즉, 본 발명은 명세서 전체에 기재된 기술 사상에 의해서만 한정되는 것이며, 본 실시예에 의해서만 한정되는 것이 아닌 것은 이해될 것이다.

실시예 1

본 발명에 의한 도 15의 계산 결과에 기초하여 충전 회로부(J1, J2)의 전 인덕턴스(L)가 4.3H, 전 직류 저항이 0.5Ω, 충방전용 콘덴서(4)의 용량이 100μF, 펄스 코일(6)의 인덕턴스가 15μH인 연발 자기 펄스 자기 자극 장치를 제작하였다. 회로 구성은 도 2 또는 도 5의 구성으로 하였다. 전파 정류 회로(5)의 출력 전압을 350 내지 600V의 범위에서 변화시키고, 방전 소자(7)의 트리거 신호의 주기를 20 내지 100밀리초 동안에 변화시켜 연발 자기 펄스를 발생시켰다. 「수학식 2」에 의하면, 이 방전 회로부(K)의 콘덴서(4)에 충전 전류가 유입되는 시간은 33밀리초(30Hz)이다. 실험에 의하면 10 내지 30Hz의 연발 자기 펄스인 경우에는, 각 전압 모두, 다음회의 방전 개시 전에 충전 전압은 충전 가능한 최대 전압에 도달하고, 40Hz, 50Hz인 경우에는 전원 전압의 95 내지 90%까지 충전되었다.

다음에 도 1 또는 도 5의 인덕터(9)의 인덕턴스를 0.11 내지 1.150mH 사이에서 변화시켜, 전파 정류 회로(5)에 유입되는 분류 전류(11b, 12b)를 측정하였다. 이 결과를 도 13에 도시한다. 시험한 인덕턴스의 범위에서는 분류 전류(11b, 12b)는 7 내지 3A이고, 전파 정류 회로(5)의 파손 방지 효과를 얻을 수 있었다. 그러나, 인덕턴스를 1mH 이상으로 증가시키면, 40, 50Hz 연발 펄스의 충전 속도가 더욱 느려졌다. 따라서, 인덕터(9)의 인덕턴스는 0.1 내지 1mH가 적절하였다. 또한, 도 1 또는 도 5의 저항(10)의 저항값을 0.15 내지 1.1Ω 사이에서 변화시켜, 전파 정류 회로(5)에 유입되는 분류 전류(11b, 12b)를 측정하였다. 이 결과를 도 14에 도시한다. 0.15Ω의 경우, 분류 전류(11b, 12b)는 18A로, 전파 정류 회로(5)의 정격 전류를 초과했지만, 펄스 폭이 짧기 때문에 전파 정류 회로(5)는 파손되지 않았다. 0.25 내지 1.1Ω의 범위에서는 분류 전류(11b, 12b)는 10 내지 3A로, 전파 정류 회로(5)의 파손 방지 효과를 얻을 수 있었다. 그러나, 저항을 1Ω 이상으로 증가시키면, 줄 발열로 저항의 온도가 상승하기 때문에, 냉각용의 팬이 필요해졌다. 이러한 결과로부터, 저항(10)의 저항값은 0.2 내지 1Ω이 적절하였다.

종래의 자기 자극용 펄스 발생 장치는, 매우 크고 무거운 전원 트랜스나 고압용 소자를 필요로 하고 있으며, 소형 경량화하는 것은 곤란하였다. 그러나 자기 자극을 본원 기재의 충전 전류의 저감 방법을 채용한 회로에 의해 구성함으로써 장치를 대폭 소형·경량화할 수 있었다. 또한 본 발명의 효과로서, 전원의 발열이 저감되었기 때문에, 말초 신경의 자극이 가능한 강도의 자계 펄스를 3시간 이상 연속으로 발생시키는 것이 가능해졌다.

뇌기능 장해에 의해 사지의 운동에 지장이 있는 경우도, 말초 신경과 근육이 정상이면, 연발 자기 펄스에 의한 자극에 의해 적은 동통으로 사지를 크게 움직이게 하는 것이 가능해진다. 또한, 본 발명을 사용한 장치는 소형 경량이며, 또한, 소비 전력이 적기 때문에, 연발 자기 펄스를 장시간에 걸쳐 발생할 수 있다. 이러한 기능에 의해, 사지 마비 환자의 재활용의 장치로서 널리 활용되는 것이 기대된다.

1: 승압 트랜스, 1a: 1차측 코일, 1b: 2차측 코일, 2: 교류 전원, 3: 대상 부위, 4: 충방전용 콘덴서, P1·P2: 단자, 5: 전파 정류 회로, 5a: 입력 단자, 5b: 출력 단자, D1~D5: 전파 정류 회로의 브릿지 다이오드, 6: 펄스 코일, 6a: 진동 부재, 7: 스위칭 반도체 소자, 7a: 사이리스터, 7b: 반전 전류용 다이오드, 7c: 쌍방향 도통 소자, 8: 제어부, 9: 분류 전류 억제용의 인덕터, 10: 분류 전류 억제용의 저항, 11: (순방향의) 방전 전류, 11a: 분류 전류, 11b: 억제된 분류 전류, 12: 반전 전류, 12a: 분류 전류, 12b: 억제된 분류 전류, J1·J2: 충전 회로부, K: 방전 회로부, P: 충전 펄스.

Claims

대상 부위에 와전류를 발생시키는 자기 치료용의 펄스 코일과, 충방전용 콘덴서와, 충방전용 콘덴서로부터의 방전 전류를 펄스 코일에 공급하는 스위칭 반도체 소자를 환상으로 직렬 접속한 방전 회로부와,
1차측 코일이 교류 전원에 접속되고, 2차측 코일이 전파 정류 회로의 입력 단자에 접속된 승압 트랜스와,
스위칭 반도체 소자에 접속되고, 스위칭 반도체 소자의 도통 타이밍을 제어하는 제어부와,
충방전용 콘덴서의 양 단자에 그 출력 단자가 각각 접속된 전파 정류 회로로 구성되고,
전파 정류 회로 중 어느 하나의 출력 단자와 충방전용 콘덴서 중 어느 하나의 단자, 또는 상기 전파 정류 회로의 양 단자와 충방전용 콘덴서의 양 단자 사이에, 충방전용 콘덴서의 순 또는 반전 방전시에 방전 회로부로부터 전파 정류 회로에 유입되는 분류 전류 억제용의 인덕터 또는 저항의 적어도 어느 한쪽이 접속되어 있는 의료용 자기 펄스 발생 장치에 있어서,
분류 전류 억제용의 인덕터 또는 분류 전류 억제용의 저항 중 적어도 어느 한쪽과, 승압 트랜스의 2차측 코일로 구성되는 충전 회로부의 인덕턴스의 총합인 전 인덕턴스(L), 충전 회로부의 직류 저항의 총합인 전 직류 저항(R), 충방전용 콘덴서의 커패시턴스(C)의 관계가 「수학식 1」을 충족시킴으로써 공진형 충전 회로로 하고, 또한 상기 전 인덕턴스(L), 커패시턴스(C), 상기 전 직류 저항(R)의 관계가 「수학식 2」를 충족시키는 것을 특징으로 하는, 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치.
[수학식 1]

[수학식 2]

(단, 「수학식 2」중의 T는 연발 펄스의 반복 시간 간격을 나타낸다)
대상 부위에 와전류를 발생시키는 자기 치료용의 펄스 코일과, 충방전용 콘덴서와, 충방전용 콘덴서로부터의 방전 전류를 펄스 코일에 공급하는 스위칭 반도체 소자를 환상으로 직렬 접속한 방전 회로부와,
1차측 코일이 교류 전원에 접속되고, 2차측 코일이 전파 정류 회로의 입력 단자에 접속된 승압 트랜스와,
스위칭 반도체 소자에 접속되고, 스위칭 반도체 소자의 도통 타이밍을 제어하는 제어부와,
스위칭 반도체 소자의 양 단자에 그 출력 단자가 각각 접속된 전파 정류 회로로 구성되고,
전파 정류 회로 중 어느 하나의 출력 단자와 스위칭 반도체 소자 중 어느 하나의 단자, 또는 상기 전파 정류 회로의 양 단자와 스위칭 반도체 소자의 양 단자 사이에, 충방전용 콘덴서의 순 또는 반전 방전시에 방전 회로부로부터 전파 정류 회로에 유입되는 분류 전류 억제용의 인덕터 또는 저항의 적어도 어느 한쪽이 접속되어 있는 의료용 자기 펄스 발생 장치에 있어서,
분류 전류 억제용의 인덕터 또는 분류 전류 억제용의 저항 중 적어도 어느 한쪽과, 승압 트랜스의 2차측 코일과, 펄스 코일로 구성되는 충전 회로부의 인덕턴스의 총합인 전 인덕턴스(L), 충전 회로부의 직류 저항의 총합인 전 직류 저항(R), 충방전용 콘덴서의 커패시턴스(C)의 관계가 「수학식 1」을 충족시킴으로써 공진형 충전 회로로 하고, 또한 상기 전 인덕턴스(L), 커패시턴스(C), 상기 전 직류 저항(R)의 관계가 「수학식 2」를 충족시키는 것을 특징으로 하는, 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치.
[수학식 1]

[수학식 2]

(단, 「수학식 2」 중의 T는 연발 펄스의 반복 시간 간격을 나타낸다.)
삭제
제 1 항 또는 제 2 항에 있어서,
스위칭 반도체 소자는, 사이리스터 단체, 또는 상기 사이리스터와 상기 사이리스터에 역병렬 접속된 반전 전류용 다이오드, 또는 쌍방향 도통 소자인 것을 특징으로 하는, 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치.
제 1 항 또는 제 2 항에 있어서,
펄스 코일의 대상 부위측의 면 또는 그 반대측의 면에 진동 부재가 추가로 배치되어 있는 것을 특징으로 하는, 의료용 연발 자기 펄스 발생 장치.