KR200325871Y1 - 고주파 의료기 회로 - Google Patents

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KR200325871Y1 KR20-2003-0013768U KR20030013768U KR200325871Y1 KR 200325871 Y1 KR200325871 Y1 KR 200325871Y1 KR 20030013768 U KR20030013768 U KR 20030013768U KR 200325871 Y1 KR200325871 Y1 KR 200325871Y1
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Abstract

본 고안은 전원변화 및 부품특성 변화시에도 안정된 고주파 전류 출력을 얻을 수 있고, 설정시간이 완료되면 출력이 자동 차단하여 안전하고 사용중에도 고주파 출력레벨을 육안 확인할 수 있는 고주파 의료기 회로를 제공한다.
고주파 펄스를 발생하는 펄스신호발생부, 상기 펄스신호발생부의 출력신호를 정형하는 파형정형부, 상기 파형정형부의 출력신호를 증폭하는 전압증폭부, 상기 전압증폭부의 입력신호를 미세 조절하는 파워조절부, 상기 전압증폭부의 출력신호를 고압 변환하여 중성전극과 활성전극으로 출력하는 고전압출력부로 구성된 고주파 의료기 회로에 있어서, 상기 고전압출력부는 고압트랜스 T3의 일차측 코일과 콘덴서 C10으로 된 공진회로에 컬렉터 측이 연결되고 상기 전압증폭부의 출력단에 베이스 측이 연결되며 에미터 측이 권선 저항 R15,16,17,18을 통해 접지되는 서로 병렬접속된 다수의 트랜지스터 Q3,4,5,6으로 구성하고, 상기 펄스신호발생부의 출력신호를 분기시켜 상기 고전압출력부의 트랜지스터 Q3,4,5,6의 에미터에 공급되게 구성하여 에미터 신호레벨에 따라 컬렉터 전류를 감소시키는 출력보정회로부를 더 구비시켜서 되는 것을 특징으로 한다.

Description

고주파 의료기 회로{A high frequency medical machine circuit}
본 고안은 고주파 의료기에 관한 것으로서, 좀더 구체적으로는 전극에 접촉된 신체 부위에서 국부적으로 자발적인 심부열이 발생되게 함으로써 생체에너지를 활성화하여 모발 성장촉진, 비만관리, 피부활성화 등 각종 치료를 하는데 사용되는 고주파 의료기 회로에 관한 것이다.
고주파 전류를 이용하는 기술은 전파통신의 용도 뿐 아니라 인체에 대해 심부열을 이용할 수 있다는 전기물리학적 특성에 의해 그 응용도가 크다.
고주파 전류는 저주파 전류와 인체 적용시에 나타나는 생리학적 현상이 전혀 다르다. 저주파는 주로 신경근의 자극을 통하여 원하는 치료목적을 달성하는데 반해 고주파 전류는 심부에 열을 발생시킴으로써 그때 나타나는 생리적 현상들을 이용한다는 것이다.
고주파전류는 x선과 같이 이온화된 에너지가 아니고 비이온화된 에너지이기 때문에 특별한 경우를 제외하고는 조직을 파괴시키지 않고 신체의 심부에 열을 적용할 수 있다는 장점을 갖고 있다.
고주파 전류는 정상적인 신경의 지배를 받고 있는 근육이나 비정상적인 신경의 지배를 받고 있는 신경이나 관계없이 운동신경을 탈분극시킬 수 없기 때문에 고주파전류를 이용한 심부열 치료시는 고주파 파장이 근육 또는 신경을 탈분극시킬정도록 자극이 충분히 지속될 수 없기 때문에 이들 조직의 흥분을 일으킬 수 없고, 이는 역설적으로 고주파 전류가 심부열 치료에 이용되는 중요한 이유가 된다.
일반적으로 치료적으로 사용되고 있는 열은 조직에 침투되는 정도에 따라 표면열, 전도열, 대류열, 복사열로 구분되며, 온도에 따라 충혈반응이 일어나게 된다.
현재까지의 동물실험 등을 통해 잘 알려진 바와 같이 치료적 범위 내에서 조직온도의 미세한 변화는 생리적 변화에 큰 영향을 미친다.
조직 온도를 일정하게 유지한 상태에서 어떤 열을 조직에 주었을 때 그것이 생리적 반응을 나타내는데 최소한 5분 정도의 시간이 필요하고 최대반응을 얻기 위해서는 약 30분 정도의 시간이 필요한 것으로 밝혀져 있다.
온도가 단위시간당 얼마나 큰 폭으로 상승하는가 하는 점은 조직의 온도상승율이 생리학적 반응을 결정함에 있어 매우 중요한 요소가 되는데, 조직의 온도가 효과적인 수준까지 도달하는 시간이 빠를수록 좀더 많은 생리학적 효과들이 나타난다. 이는 조직온도의 변화율이 빠를수록 거기에 대응하는 온도수용기들의 활동이 그만큼 활발해지기 때문이다.
열을 치료적으로 적용하는 목적이나 이유는 여러 가지 상황에 따라 다르지만, 일반적으로 열을 치료에 이용하는 목적은 열이 교원조직(collagen tissue)의 신장성(extensibility)을 증가시키고, 혈액순환을 증가시키며, 관절강직(joint stiffness)을 감소시키며, 통증을 완화시키고, 근경력(muscle spasm)을 감소시키며, 염증성 침윤물(inflammatory infiltrates)이나 부종(edema), 삼출물(exudates)등의 분해를 돕고, 종양치료의 한 방법으로 사용된다.
열을 가하면 혈류가 증가되며, 이는 동맥과 모세혈관이 확장함으로써 나타나는 현상인데, 이들 생리학적 변화는 조직온도가 올라가는 직접적 효과와 반사기전(reflex mechanism)에 의해서 일어난다. 반사기전의 범위는 단순한 축색 반사(axon reflex)로 인한 것으로부터 핵심온도 조절(core temperature control)의 한 부분으로써 일어나는 복합적 현상에 이르기까지 매우 광범위하다.
고주파 치료의 방법 중 정전장 가열법(electrostatic field heating)이란 두개의 전극과 가열되는 인체의 조직이 유전체의 역할을 하는 형태의 치료법으로서, 이때 조직 내에서는 정전장이 형성되어 조직이 가열되데 하는 것인데, 고주파 치료기는 대개 이 방법을 이용한다.
고주파 전류를 이용한 치료는 모발성장 촉진, 무릎 관절염 치료, 혈액순환 촉진, 치질치료, 각종 암 통증의 완화, 암 세포 증식의 억제, 비만관리 체지방(셀루라이트) 분해, 여드름 제거, 기미 제거, 이중 턱 제거, 유선 또는 자궁 자극에 의한 여성호르몬 촉진, 경혈부위의 경락 맛사지에 의한 기의 원활한 소통 등을 예로 들 수 있다.
최근, 고주파 전류를 이용하여 모발성장 촉진용으로 사용하는 제품이 출시되고 있는데, 이에 관련된 선행기술로서 일본국 특개평 3-251262호와 대한민국 특허출원 제 2000-39831호가 알려져 있다.
전자는 회로구성상 발진단, 증폭단, 구동기, 공진회로, 무선고주파변압기, 증폭기, 고주파변압기로 구성된다.
후자는 회로구성상 발진부, 증폭부, 고압증폭부, 고압출력부, 레벨조절부, 키입력부, 타이머, 디스플레이로 구성된다.
상술한 두 선행기술에 의하면, 전원 변화나 부품의 이미션 감도나 열화 등에 의해 펄스레벨의 강약이 변동되는 것에 대비하는 구성이 없었기 때문에 발진부에서 수 볼트 정도의 발진 신호를 증폭하여 피크투피크 전압이 2500~3000V에 이르는 고압의 고주파 출력신호를 얻어 인체에 인가하여 사용하는 고주파 장치에서는 그 출력레벨이 안정하지 않게 될 뿐만 아니라 출력트랜지스터 능동소자를 파괴하는 폭주현상의 우려가 있고 따라서 인체에 치명적인 위험을 끼치게 될 수 있는 문제점을 갖고 있다.
또, 상술한 선행기술 중 회로 공개된 전자의 것에 의하면, 고압부 최종출력단의 고주파 변압기의 일차 코일측과 단일 트랜지스터가 접속 구성됨에 따라 현재까지 출시되고 있는 고압 트랜지스터를 사용하여서는 한계치 이상의 충분한 레벨의 고주파 출력을 얻을 수 없어 IGBT 등 출력소자 채택의 어려움을 안게 된다.
또한, 상기 고주파 변압기로서 일반적인 코어 방식의 트랜스(Transformer)를 사용하기 때문에 포화전류에 의하여 트랜스의 1차측 코일의 절연피막을 파괴할 정도의 많은 열이 발생하여 트랜스를 파손시키게 되는 문제점을 갖고 있다.
또한, 고주파 장치를 사용하여 환자를 시술시에, 고압의 고주파전류가 흐르는 활성전극이나 중성전극을 환자의 피부에서 제거하면 고전압에 의한 스파크로 인해 환자의 몸에 심각한 화상이나 조직의 파괴를 일으킬 수 있기 때문에, 설정시간이 경과하면 기기의 전원스위치나 출력조정기의 조정위치와 무관하게 고전압의 출력을 정지시켜야 한다. 그런데, 종래에는 이를 구현하는 수단이 갖추어져 있지 않고, 상술한 후자의 선행기술에 의하면 타이머와 디스플레이에 의해 계수 시간을 표시함으로써 계수시간이 완료되면 사용자가 계수시간을 디스플레이를 통해 확인하고 레벨조절부를 조절하여 출력전압을 낮춘다거나 전원을 끄는 방식으로 사용하는 것이 고작이었다. 따라서, 종래의 고주파 장치는 인체와 전극 사이에 고전압에 의한 스파크가 발생하여 인체에 영향을 끼치게 될 우려가 있는 문제점을 갖고 있는 것이었다.
또, 일반적으로 고주파 신호의 매우 짧은 시간마다 선형적으로 변화하는 물리량을 정확한 값으로 디지트화하여 육안 판독토록 하는 것은 매우 어려운데, 종래의 고주파 장치에는 상술한 물리량을 정확한 값으로 디지트화하여 육안 판독토록 하는 수단이 없어 사용자가 출력값을 확인하면서 고주파 출력레벨을 조절할 수 없는 단점이 있었다.
상술한 종래의 문제점을 해결하기 위해 안출된 본 고안은 전원변화 및 부품특성 변화시에도 안정된 고주파 전류 출력을 얻을 수 있는 동시에 폭주현상을 배제할 수 있고, 사용자가 설정된 시술시간이 완료되면 자동으로 출력이 차단되어 인체에 위해를 주는 것을 방지할 수 있으며, 고주파 출력레벨을 육안으로 쉽게 확인할 수 있어 안전한 사용이 가능토록 하는 고주파 의료기 회로를 제공함에 목적을 두고 있다.
도 1 은 본 고안의 전체 구성을 보인 블록도,
도 2 는 본 고안의 전체 구성을 보인 회로도,
도 3a 내지 도 3i 는 본 고안의 회로 각부의 펄스파형도,
도 4 은 본 고안의 회로구성 중 고전압출력부에 사용되는 고압트랜스의 구조 개념도.
* 도면의 주요부분에 대한 부호의 설명 *
10 - 펄스신호 발생부 20 - 파형정형부
30 - 전압증폭부 40 - 파워조절부
50 - 고전압출력부 60 - 출력보정회로부
70 - 출력지시부 80 - 타이머부
90 - 전자스위치 회로부 110 - 전원부
153 - 에어갭
상술한 목적을 달성하기 위한 본 고안에 따르면, 고주파 전류가 인가되는 중성전극과 활성전극을 인체에 접촉시켜 심부열이 발생되게 하는 고주파 의료기에 사용하는 회로로서, 소정 주파수의 고주파 펄스를 발생하도록 낸드게이트 회로 조합에 의한 멀티바이브레이터로 구성된 펄스신호발생부와, 상기 펄스신호발생부의 출력신호를 트랜지스터의 과도현상을 이용하여 정현파에 가깝게 정형하는 파형정형부와, 상기 파형정형부의 출력신호를 고압증폭에 맞도록 전압레벨을 일정치로 증폭하는 전압증폭부와, 상기 파형정형부에서 출력되어 전압증폭부로 입력되는 신호 미세하게 조절하여 전압증폭부의 출력신호 레벨을 조절하는 파워조절부와, 상기 전압증폭부에서 증폭된 신호를 고압으로 변환하여 인체에 접촉시키는 중성전극과 활성전극으로 출력하는 고전압출력부로 구성된 고주파 의료기 회로에 있어서,
상기 고전압출력부는 고압트랜스 T3의 일차측 코일과 세라믹콘덴서 C10으로 된 공진회로에 컬렉터 측이 연결되고 상기 전압증폭부의 출력단에 베이스 측이 연결되는 에미터 측이 저항을 통해 접지되는 서로 병렬접속된 다수의 트랜지스터 Q3,4,5,6으로 구성하고,
상기 펄스신호발생부의 출력신호 일부를 상기 고전압출력부의 트랜지스터 Q3,4,5,6의 에미터에 공급하여 에미터 신호레벨에 따라 컬렉터 전류를 감소시키는 정괘환 방법으로 폭주현상을 방지하는 출력보정회로부를 더 구비시켜서 되는 것을 특징으로 하는 고주파 의료기 회로가 제공된다.
상술한 본 고안의 구성에 있어서, 상기 출력보정회로부는 상기 펄스신호발생부의 출력신호를 다이오드 D1을 통해 반파정류시켜 리플성분의 직류로 변환시킨 후 상기 다이오드 D1에 직렬접속된 저항 R5에 의해 제한시켜 저항 R5의 후단과 접지 사이에 접속된 전해콘덴서 EC1의 충방전에 의해 평활되게 하고, 주전원을 저항 R6을 통해 상기 전해콘덴서 EC1에 공급하도록 접속시킨 저항 R5와 R6의 접속점을 반고정저항 SVR2 및 이와 직렬로 순방향접속된 다이오드 D5를 통해 상기 고전압출력부의 트랜지스터의 에미터로 연결하고, 아울러 접지된 전해콘덴서 EC2와 마일러콘덴서 C9와 저항 R14를 병렬접속하여 상기 고전압출력부의 트랜지스터의 에미터에 접속하여서 된 것을 특징으로 한다.
또, 상술한 본 고안의 구성에 있어서, 사용자 버튼조작에 따라 설정시간이 되면 콘트롤신호를 출력하는 공지의 타이머가 더 구비되고, 상기 타이머에서 출력되는 콘트롤 신호 B+crt에 따라 펄스신호발생부로 공급되는 전원을 차단하는 전자스위치 회로부가 더 구비된 것을 특징으로 한다.
또한, 상술한 본 고안의 구성에 있어서, 상기 고압트랜스 T3는 코어의 중간에 에어갭을 삽입하여 상측 코어와 하측 코어를 분리한 것을 사용하는 것을 특징으로 한다.
또, 상기 전압증폭부는 논코어 방식의 트랜스 T2의 일차측 코일과 콘덴서 C5로 된 공진회로에 저항을 통해 에미터 접지된 트랜지스터 Q2의 컬렉터측이 연결된 구성이고, 상기 전압증폭부의 트랜지스터 Q2의 에미터측에 순방향 접속된 다이오드 D6 및 저항 R12, R21을 경유하여 도트/바아 디스플레이드라이버 집적소자의 입력단자를 접속하되 상기 저항 R12와 저항 R21의 접속점에 분기하여 일단 접지된 전해콘덴서 EC7의 타단을 접속하여서 상기 도트/바아 디스플레이 집적소자의 출력단에 접속된 엘이디 도트 매트릭스를 이용하여 고주파 신호레벨이 표시되도록 하는 출력지시부를 더 구비하여서 되는 것을 특징으로 한다.
상기 파워조절부는 반고정 가변저항 SVR1과 가변저항 VR1을 병렬접속하여 그 병렬접속된 일단을 전압증폭부 입력단에 분기접속하고 그 병렬접속된 타단을 가변저항 VR2을 경유한 후 저항 R10을 통해 접지시키되, 상기 가변저항 VR2의 최대저항치는 가변저항 VR1의 최대저항치의 절반 정도로 구성한 것을 특징으로 한다.
이하, 본 고안의 바람직한 실시예의 도면을 참조하여 더욱 구체적으로 설명하기로 한다.
도 1 은 본 고안의 구성을 보인 블록도이고, 도 2 는 본 고안의 전체 구성을 보인 회로도이며, 도 3a 내지 도 3i 는 본 고안의 회로 각부의 펄스파형도이며, 도 4 은 본 고안의 회로구성 중 고전압출력부에 사용되는 고압트랜스의 구조 개념을 보인 도면이다.
도 1 및 도 2를 참조하면, 본 고안의 고주파 의료기 회로는 펄스신호 발생부(10), 파형정형부(20), 전압증폭부(30), 파워조절부(40), 고전압출력부(50), 출력보정회로부(60), 출력지시부(70), 타이머부(80), 및 전자스위치 회로부(90)로 구성된다. 도면부호 110은 이들 전체회로에 안정된 정전압을 공급하기 위한 전원부이다.
상기 회로 각부의 구성 및 동작과 그 작용에 대해 구체적으로 설명하면 다음과 같다.
1.펄스신호 발생부(10)
펄스신호 발생부(10)는 소정 주파수의 고주파 펄스를 발생하도록 낸드게이트 회로 조합에 의한 멀티바이브레이터로 구성된 것으로서, 기존의 트랜지스터나 RC 결합에 의한 펄스발생회로는 사용소자의 과도현상(Transient)에 따른 주파수의 편차가 심하여 본 고안에서는 낸드게이트 IC1를 이용한 신호 발생회로를 구성하였다.
낸드게이트 집적소자 IC1(1:A,2:A,3:A)는 TTL 계열의 74LS03을 사용함이 적당하다.
이 회로의 작동을 살펴보면, 초기에 전원이 인가되면 입력상태의 반전으로 낸드게이트 IC1의 3번 핀이 로우레벨이 되어 4번 핀으로 입력됨에 따라 6번 핀이 하이레벨이 되어 병렬접속된 가변콘덴서 C1-1과 콘데서 C1을 충전하기 시작하고, 이에 따라 낸드게이트 IC1의 1번 핀은 하이상태가 된다. 이때, 6번 핀과 접속된 9,10번 핀의 출력은 8번 핀이 로우상태가 된다. 이 상태는 저항 R2를 통하여 2번 핀으로 궤환되어 1번 핀은 하이, 2번 핀은 로우가 되므로 3번 핀은 로우에서 하이 레벨로 전환된다. 이러한 순환이 반복됨에 따라 펄스가 발생하게 되는 것이다.
주요 체크 포인트 WF1, WF2, WF3의 펄스 파형을 도 3a 내지 도 3c에서 보여주고 있다. 이에 따르면, WF1의 파형은 거의 구형파에 가까운 펄스인데 상승부분에서 보이는 포락선(Envelope) 현상은 콘덴서 C1,C1-1의 충전시간과 저항 R2를 통하여 전달되는 직류전압과의 타이밍 때문이다. 이 현상은 WF2, WF3로 진행할수록 심해지는데 이는 본 고주파 의료기 회로 설계상 맥류에 가까운 펄스를 필요로 하기 때문이다.
이러한 펄스신호 발생부(10)에서는 저항과 콘덴서 값의 조절로 대략 주파수 320KHz ±10% 의 맥류를 얻게 하였다.
2. 파형정형부(20)
파형정형부(20)는 상기 펄스신호 발생부(10)로부터 얻어진 펄스를 증폭하기 용이한 정현파로 정형하기 위한 회로로서, 트랜지스터 Q1의 과도현상에 의한 미분으로 정현파에 가까운 파형의 적당한 레벨로 정형한다.
좀더 구체적으로, 펄스신호 발생부(10)에서 발생된 펄스는 커플링 콘덴서 C1을 통하여 직류성분이 여과되어 순수한 교류분만 파형정형부(20)의 트랜지스터 Q1의 베이스로 입력된다. 그러나 이 신호는 저항 R7, R8에 의하여 분압된 직류분과 합성되어 다시 직류 및 교류의 성분을 가지게 되며, 이건은 트랜지스터 Q1의 동작점을 결정하기 위하여 부득이 직류전원을 사용할 수 밖에 없기 때문이다. 콘덴서 C1을 통해 직류성분을 여과시키는 이유는 낸드게이트 IC1의 출력 9번핀에 직류전원을 인가하고 있으므로 펄스와 직류성분이 혼입될 경우 트랜지스터 Q1의 동작점이 설계시의 계산치와 전혀 다르게 잡힐 소지가 있다. 트랜지스터 Q1의 콜렉터에서는 저항 R7,R8,R9에 의한 전류증폭율분의 출력파형이 얻어지는데 이때의 파형은 도 3e의 WF5에서 보인 바와 같이 펄스가 아니라 1차 왜곡된 정현파이다.
이는 트랜지스터 Q1의 콜렉터에 직류전압을 가하는 과정에서 코일 L1에 의하여 발생하는 기전력과 출력파형의 합에 의한 현상이다. 이러한 코일 L1에 의한 영향으로 출력되는 파형 자체가 정현파에 가깝게 되는 점이 특징이다.
만일, 일본국 특개평 3-251262호와 같이 트랜지스터 Q1의 컬렉터에 저항을 이용하여 전류를 공급할 경우 베이스에 입력된 펄스가 증폭되어 출력될 뿐 아니라 콜렉터의 포화영역에서의 제한현상 때문에 리플이 섞인 구형파 형태로 출력될 뿐, 본 고안의 원하는 파형을 얻을 수 없게 된다.
따라서, 코일 L1을 사용하여 직류적 저항치는 미세하지만 교류적 저항치를 크게 하고 코일 L1의 기전력을 최대한 이용하기 위하여 페라이트 코어를 사용하여 포화전류를 최대치로 흐르도록 하였다.
3. 전압증폭부(30)
전압증폭부(30)는 파형정형부(20)로부터 얻어진 졍현파를 고압증폭에 맞도록 전압레벨을 일정치로 증폭하는 회로로서, 논코어 트랜스(Non-core Transformer) T2를 사용한 LC 커플링회로를 사용하여 임피던스 정합을 용이하게 한다.
좀더 구체적으로, 파형정형부(20)에서 인가된 신호는 파워조절부(40)에서 레벨이 조정된 상태에서 트랜지스터 Q2의 베이스에 입력되고 이의 증폭신호는 콜렉터로 출력된다. 이때, 출력레벨은 저항 R11에 의한 전류제한율 만큼 증폭되며 콘덴서 C5와 트랜스 T2의 일차측 코일로 구성된 LC 공진회로에 의한 고조파는 콘덴서 C6에 의해 트랩된다. 일본국 특개평 3-251262호에서는 고주파를 트랩하기 위한 수단이 구비되어 있지 않았던 부분이 본 고안에서 상기 콘덴서 C6에 의해 개선되어 안정된 파형을 얻게 된다. 또, 잔여 고조파가 2차측에 유도되는 것을 최대한 방지하기 위해 트랜스 T2는 논코어 방식의 트랜스 T2를 사용하여 코어에 의한 포화성 자계를 최소화한다. 이는 회로특성상 고전압출력부(50)의 입력신호 레벨의 크기가 코어를 사용하여 포화전류를 이용할 정도로 크지 않고 도 3f의 WF6에서 보는 바와같이 트랜지스터 Q2의 과도현상에 의한 왜곡된 사인파형을 고전압출력부로 그대로 인가할 경우 매우 큰 고압의 글리츠(glich)가 발생되는 요인이 되어 인체를 손상시킬 수도 있으므로 트랜스 T2의 권선비를 조절하고 저항 R13과 콘덴서 C8에 의한 LC 트랩을 사용하여 2차적으로 발생하는 고조파를 제거하여 고전압출력부(50)에 도 3g의 WF7에 보인 바와같이 이상적인 사인파형을 인가해 주기 위한 것이다.
4. 파워조절부(40)
파워조절부(40)는 파형정형부(20)의 출력단인 콘덴서 C3에서 출력된 신호의 일부를 사용자가 임의의 출력값으로 미세 조절할 수 있도록 해준다.
좀더 구체적으로, 상기 파형정형부(20)로부터 입력된 신호는 권선 가변저항 VR1과 반고정 가변저항 SVR1의 병렬접속에 의한 저항치에 따라 전압증폭부(30)로 보내지는 신호를 감쇄시키게 된다. 이때, 유의점은 통상적인 일반회로에서 가변저항의 역할은 입력신호의 흐름을 초기에는 거의 제로레벨에 가깝게 저지하고 사용자의 조정에 따라 점차 신호의 흐름을 크게 허용하는 것이 보통이지만, 본 고안의 회로방식은 일반회로와 정반대의 역할을 수행하게 된다. 즉, 파형정형부(40)의 출력을 초기에는 거의 대부분을 접지로 흘려보내 전압증폭부(30)의 입력단에는 신호가 전혀 인가되지 않는다. 이후, 사용자의 조정에 따라 가변저항 VR1의 저항이 커지게 되면 접지로 흘러드는 전류량의 감쇠치 만큼 전압증폭부의 입력단에 신호가 입력된다.
또한, 통상의 가변저항의 가변저항치는 특정영역(일반적으로 규격용량의 40~50% 영역)에서 급격이 커지는 특성을 가지고 있어 그 영역에서의 미세 전류조절이 불가능한 것이 보통이다. 이는 특정 영역에서 출력을 미세 조정할 수 없는 요인이 된다.
본 고안의 회로에서는 이러한 특정 영역에서의 전류조절을 가변저항 VR1(1KΩ)과 가변저항 SVR1(1KΩ)의 병렬접속에 가변저항 VR2(500 Ω)을 직렬접속하여 특정영역에서 급변하는 저항치를 교정하였다. 즉, 가변저항 VR1(1KΩ)의 저항치는 대략 400~500Ω에서 급변하게 되지만 직렬접속된 가변저항 VR2(500Ω)의 저항치 때문에 전류의 흐름이 급격히 변화할 수 없게 되는 것이다.
이를 계산식으로 정리하여 보면 다음과 같다.
Ractual= VR1 + VR2
예) 900Ωactual= 400Ω+ 500Ω
(VR1을 특정영역에 고정하고 VR2의 저항치를 최대로 고정)
1KΩactual= 500Ω+ 500Ω
(VR1을 특정영역에 고정하고 VR2의 저항치를 최대로 고정)
600Ωactual= 400Ω+ 200Ω
(VR1과 VR2의 저항치를 특정영역에 고정)
650Ωactual= 400Ω+ 250Ω
(VR1과 VR2의 저항치를 특정영역에 고정)
위의 계산식처럼 특정 영역에서 가변저항 VR1의 저항치가 급격히 변화하더라도 가변저항 VR2의 저항치 때문에 거의 비슷한 저항치를 유지할 수 있으며 가변저항 VR2의 저항치는 가변저항 VR1의 1/2 정도이므로 그 변화치가 상당히 미세하다(200~250Ω). 따라서 변화치는 50~100Ω정도이므로 전류의 흐름을 미세하게 조정할 수 있게 되는 것이다.
5. 고전압출력부(50)
고전압출력부(50)는 상기 전압증폭부(30)에서 증폭된 신호를 고압으로 변환하여 인체에 접촉시키는 활성전극(52)과 중성전극(54) 간에 출력한다.
좀더 구체적으로, 전압증폭부(30)에서 증폭된 신호(참조파형: WF7)는 고전압출력부(50)의 트랜지스터 Q3,Q4,Q5,Q6에 의해 전류증폭되고(참조파형: WF8), 트랜스 T3에 의해 승압되어 2600~2900 VP-P고압으로 변환된다(참조파형: WF9). 이러한 고압을 인체에 직접 인가할 경우 인체의 조직을 파괴시킬 수 있으므로 출력부에 작은 용량의 고압 세라믹콘덴서를 사용하여 출력레벨을 감쇠시켜 전류를 최소화하되 자계는 충분히 일으킬 수 있도록 설계하여야 한다. 또, 고압 출력 트랜스 T3의 1차측에는 Q3,Q4,Q5,Q6의 병렬접속으로 매우 큰 전류가 흐르게 되는데 이 전류로 인해 트랜스 T3의 코어에는 포화전류에 의한 많은 열이 발생하게 되고, 이 열은 10~20분 정도 후에는 트랜스의 1차측 코일의 절연피막을 파괴할 정도로 상승하여 트랜스를 파손하게 된다. 본 고안은 이 포화전류에 의한 발열현상을 해결하기 위해 도 4 에 도시된 바와같이 코어에 에어갭(Air-Gap;153)을 삽입하여 상측 코어(151)와 하측 코어(152) 간을 분리함으로써 코일(154)에 흐르는 전류에 의한 코어의 포화전류를 양분하여 발열을 최소화하였다.
상기 전압증폭부(30)에서 출력된 정현파 신호는 병렬접속된 트랜지스터 Q3,Q4,Q5,Q6의 베이스로 인가되어 컬렉터로 증폭되어 트랜스 T3의 일차측 코일과 콘덴서 C10으로 구성된 공진회로에 입력된다. 상기 트랜지스터Q3,Q4,Q5,Q6의 출력신호를 그대로 트랜스 T3의 2차측에 유도시킬 경우 출력의 크기가 너무 커질 수 있으므로 저항 R19를 사용하여 전류를 제한한다. 상기 트랜지스터 Q3,Q4,Q5,Q6의 에미터에 접속된 저항 R15,R16,R17,R18은 작은 저항치의 권선 저항을 사용함으로써직류적으로 에미터가 접지된 것과 같이 되되, 교류적으로는 에미터 저항이 개입된 것과 같이 되게 하여 콜렉터 전류를 제한할 수 있도록 한다. 트랜지스터 Q3,Q4,Q5,Q6의 컬렉터 전류는 직류성분과 증폭된 교류성분이 혼합되어 흐르는데 직류성분은 권선저항의 특성 때문에 접지로 바이패스 되나 교류성분은 권선저항의 교류적 저항치에 의하여 제한을 받게 된다. 이는 출력보정회로부(60)로부터 신호를 받아 에미터 전위를 조정할 수 있도록 하기 위해서 반드시 필요하다. 고압출력 트랜스 T3의 2차측에는 그 권선비에 의해 고전압으로 유도되어 나타나고, 상기 트랜스 T3의 2차측 코일과 콘덴서 C13,14로 구성된 LC 공진회로에 의해 유기된 출력에서 발생하는 고조파는 콘덴서 C16에 의해 트랩되고 정상적인 정현파형의 고전압출력은 콘덴서 C15를 통하여 출력된다. 또, 상기 콘덴서 C16은 상술한 바와같이 고조파를 필터하는 외에 콘덴서 C15를 통해 출력된 고전압 전류가 활성전극으로부터 인체를 경유하여 중성전극으로 궤환할 때 위상각의 차이에 의한 간섭이 발생하는데 이 위상각을 보상하기 위하여 충 방전 타임이 빠르도록 시정수를 작게 함이 바람직하다.
6. 출력보정회로부(60)
출력보정회로부(60)는 상기 펄스신호발생부(10)의 출력신호를 분기시켜 상기 고전압출력부(50)의 트랜지스터 Q3,4,5,6의 에미터에 공급되게 하여 상기 고전압출력부(50)의 트랜지스터 Q3,4,5,6의 에미터 신호레벨에 따라 컬렉터 전류를 감소시키는 정괘환 방법으로 폭주현상을 방지해 준다.
즉, 일반적인 트랜지스터를 능동소자로 사용하는 회로에서는 입력신호가 증가함에 따라 출력이 그 전류증폭율 만큼 증가되며, 입력신호가 포화량에 이르면 출력도 그에 따라 증가하여 마침내 소자를 파괴하는 폭주현상이 생기게 되나, 본 안의 회로에서는 입력신호를 적당히 정괘환시켜 출력을 조정하도록 한 것이다.
좀더 구체적으로, 파형정형부(20)의 출력단인 C2로부터 인가된 펄스는 다이오드 D1을 경유하며 반파정류되어 리플성분을 가진 직류로 변환되고, 이 전류는 저항 R5에 의해 제한되어 전해 콘덴서 EC1에 충전된다. 그러나 펄스주파수가 높고 용량이 작은 콘덴서 EC1의 충,방전 특성으로 반파정류된 펄스는 도 3d의 WF4와 같이 왜율이 높은 사인파형으로 변환된다. 상기 콘덴서 EC1에 충전된 전하량으로는 고압출력부 내의 고압출력 트랜지스터 Q3,4,5,6의 에미터 전위를 충분하게 제어하기 어려우므로 주전원 V+로부터 일정량의 직류전원을 저항 R6을 통하여 공급받는다. 이를 반고정 가변저항 SVR2를 조절하여 적절한 크기로 만들어 고전압출력부(50)의 트랜지스터 Q3,4,5,6의 에미터에 공급한다.
이때, 상기 트랜지스터 Q3,4,5,6의 에미터에 공급되는 전류는 순수한 직류성분만이 아니다. 만일 순수한 직류성분만을 공급할 경우 앞서 설명한 바와같이 상기 고압출력 트랜지스터 Q3,4,5,6의 에미터 저항 R15,16,17,18이 직류적으로 거의 '0'의 저항치를 나타내므로 대부분의 전류는 접지로 흘러가게 될 것인 바, 따라서 본 고안에서는 의도적으로 펄스를 반파 정류하여 적당한 리플성분을 함유하도록 설계하였다.
즉, 전해 콘덴서 EC1,EC2의 용량을 작게 하여 리플성분을 완전히 제거할 수없게 함과 아울러 저항 R14를 접지사이에 개삽하여 충,방전 시간이 짧도록 하였다. 콘덴서 C9는 전해콘덴서 EC2가 충,방전할 때 콘덴서의 과도현상으로 발생하는 고조파를 필터링하고, 다이오드 D5는 고압출력부(50)의 직류가 펄스신호 발생부(10)로 역류되는 것을 방지한다.
이와 같이 회로를 구성하면, 펄스신호 발생부(10)의 오동작으로 과도한 출력이 발생한 경우 반고정 가변저항 SVR2로 조정한 지정치 이상의 출력분에 해당하는 출력이 고압출력 트랜지스터 Q3,4,5,6의 에미터에 공급되어 교류전위를 상승시켜 고압출력 트랜지스터 Q3,4,5,6의 콜렉터 전류를 감소시키므로 폭주현상을 저지할 수 있게 된다.
7. 출력지시부(70)
출력지시부(70)는 전압증폭부(30)의 트랜지스터 Q2의 에미터측에 순방향 접속된 다이오드 D6 및 저항 R12, R21을 경유하여 도트/바아 디스플레이드라이버 집적소자 LM3914(이하, IC1이라 함)의 입력단자를 접속하되 상기 저항 R12와 저항 R21의 접속점에 분기하여 일단 접지된 전해콘덴서 EC7의 타단을 접속하여서 상기 도트/바아 디스플레이 집적소자 IC1의 출력단에 접속된 엘이디 도트 매트릭스 LED1~LED10를 이용하여 고주파 신호레벨이 표시되도록 한다.
본 고안에서는 정확한 출력표시를 위해 전압증폭부의 트랜지스터 Q2의 에미터로부터 교류신호를 얻도록 설계하였는데, 이는 고압출력부에서 실제 출력신호를 인가받아 사용할 경우 신호레벨이 너무 커서 그 출력을 분압하기 어려울 뿐 아니라집적회로의 최대 입력 한계치 ±35 V정도를 초과하여 집적회로를 파괴할 수 있기 때문이다.
도트/바아 디스플레이 집적소자 IC1은 선형적으로 변화하는 아날로그량을 감지하여 LED를 구동하는 모놀리딕 집적회로로 자체적 내부에 기준전압 조절기, 전압비교기 및 10단계의 전압분할기를 내장한다. 따라서 최대 10개의 LED를 사용하여 출력량을 10등분하여 실시간 표시할 수 있다. 다이오드 D6를 통해 반파정류된 신호는 저항 R12와 R21,R22와 SVR3을 경유하여 접지로 흐른다. 이때 신호는 전해콘덴서 EC7의 영향으로 파형의 위상각이 상당히 완화되며, 이는 IC1의 입력 핀의 비교전압치가 지나치게 큰 변화를 보이면 오히려 부정확한 출력표시가 나타내게 되는 것을 방지하기 위한 대책이다.
저항 R12,21과 저항 R22, SVR3 사이의 분압 때문에 발생하는 전압강하로 적절한 크기의 신호가 LM3914의 5번 핀으로 신호 입력되면 집적소자 IC1의 7번 핀의 기준전압과 비교하여 그에 상응하는 LED를 구동하게 된다. 또 집적소자 IC1의 9번 핀은 디스플레이 모드를 도트 또는 바아로 설정하게 되는데 도 1의 회로상에서는 도트 모드로 설정된 것이다.
한편, 본 고안에서는 상기 타이머부(80)와, 전자스위치 회로부(90)와, 펄스신호 발생부(10)가 연계되어 타이머부(80)에 설정된 시간이 완료되면 전자스위치 회로부(90)에서 펄스신호 발생부(10)의 전원을 차단시키도록 구성되어 있는데, 이들 구성요소의 개별적 구성 및 작동설명을 하면 다음과 같다.
8. 타이머부(80)
고주파 의료기는 고압 전류를 사용하는 만큼 사용상의 안전성 문제가 내포되어 있는 기기의 특성상 사용자가 지정시간 동안만 기기가 구동해야 하고 설정시간이 경과되면 동작이 정지되어야 하고, 이러한 설정시간의 경과를 육안 확인할 필요성이 있다. 따라서 마이컴의 사용이 불가피하게 되었는데, 본 고안에서는 자체 시스템 클럭이 불필요한 전력선 주파수를 이용한 카운트에 의해 시간을 계수하는 마이컴 IC2을 사용하고 있다. 마이컴 IC2 로서 알려진 TMS3450을 사용하는 경우 최대 2시간 설정 및 다운카운트(Down count)가 가능하고, 시각모드로서 리얼 타임과 설정시간을 모두 디스플레이할 수 있다. 또, 멜로디 집적소자 IC4를 사용하여 설정시간의 종료를 멜로디로 송출하도록 구성되어 있다.
전원 트랜스 T4의 2차측에 유도된 전원전류는 다이오드 D7,8을 통해 양파정류되어 마이컴의 전원으로 사용되며, 마이컴 IC2의 25핀으로 저항 R25를 통해 감쇄된 교류신호 주파수가 인식되어 시간 계수된다. 모드 설정 및 시간설정은 버튼 SW2,SW4,SW5를 통해 이루어지며, 멜로디의 발생은 마이컴 IC2의 17번 핀의 출력신호에 따라 행해진다. 상기 마이컴 IC2의 17번 핀에서 출력되는 컨트롤 출력신호 B+crt는 평상시에 하이상태를 유지하다가 설정시간이 종료되면 로우상태로 전환되며, 이에 따라 다이오드 D10에 접속된 트랜지스터 Q7의 에미터 전류가 저항 R29를 통해 흐르게 되므로 트랜지스터 Q7은 턴온하여 멜로디 집적소자 IC4의 입력에 전압이 인가되고, 이에 따라 출력된 멜로디신호는 트랜지스터 Q8에 의해 증폭되어 스피커를 통해 송출된다.
8. 전자스위치 회로부(90)
전자스위치 회로부(90)는 상기 타이머부(80)에서 출력되는 콘트롤 신호 B+crt에 따라 상기 펄스신호발생부(10)로 공급되는 전원을 차단한다.
만일, 고주파 의료기가 정상적으로 작동 중지하지 않고 고전압출력이 계속 출력되고 있을 경우에 사용자는 기기가 작동을 중지했다고 생각하고 고주파 의료기의 최종출력단자인 활성전극(52) 또는 중성전극(54)을 신체에서 제거할 경우 고전압에 의한 스파크로 인해 신체에 심각한 위해를 줄 수 있으므로, 설정시간이 경과하면 기기의 전원스위치나 출력조정기의 조정위치와 무관하게 출력이 정지되어야 한다.
전자스위치 회로부(90)는 기존의 릴레이나 접점식 스위치의 온,오프시 발생되는 스파크나 채터링이 없고 스위칭 속도가 1㎲ 정도로 빠른 특징이 있으므로 기기의 수명을 연장하는데 크게 기여한다.
타이머부(80)의 마이컴 IC2의 17번 핀과 직렬접속된 다이오드 D11은 하이 전압을 R35를 통해 트랜지스터 Q10의 베이스에 공급함에 따라 트랜지스터 Q10이 턴온되고 트랜지스터 Q9의 베이스 전위를 낮춤에 따라 트랜지스터 Q9이 턴온되어 그 결과 펄스신호 발생부(10)에 전원(B+out)이 공급되어 펄스를 발생하게 된다.
따라서, 타이머부(80)의 설정시간이 종료되지 않는 한 펄스신호발생부(10)의 전원은 지속적으로 공급되어 기기는 고전압의 출력을 낼 수 있다.
그러나, 설정시간이 종료되면 마이컴 IC2의 17번 핀 상태가 로우로 변환되어 트랜지스터 Q10이 턴오프되고 이에 따라 트랜지스터 Q9가 베이스전압이 하이로 되어 턴오프되므로 펄스신호 발생부(10)의 전원이 차단되는 결과가 된다.
따라서, 펄스신호 발생부 후단의 모든 회로에 전원이 공급되어 정사적으로 동작하고 있더라도 각회로의 입력은 "0"가 되어 결과적으로 어떠한 출력도 나타나지 않게 되어 안전하게 활성전극과 중성전극을 신체에서 떼어낼수 있게 한다.
10. 전원부(110)
전원부(110)은 회로 각부에 전원을 공급해 주는 곳으로서, 기존의 일반 의료기와 같이 SMPS를 사용할 경우 고전압출력부(50)에서 발생하는 강한 전자기장의 영향으로 각 회로가 오동작할 소지가 있으므로, 본원에서는 일반적인 브리지 정류회로에 의한 전원공급회로를 사용하고 있다.
이상에서 설명한 바와 같이 본 고안은 전원변화 및 부품특성 변화시에도 출력보정회로에서 고압출력부의 에미터 전위를 조정하여 출력단의 폭주현상을 방지하면서 안정된 고주파 전류 출력을 얻을 수 있게 되고, 타이머부 및 전자스위치회로부의 작용에 의해 사용자가 설정된 시술시간이 완료되면 자동으로 출력이 차단되므로 활성전극 및 중성전극에 접촉되는 신체에 위해를 입히는 것을 근본적으로 방지할 수 있으며, 또한 출력지시부를 통해 고주파 출력레벨을 육안으로 쉽게 확인할 수 있어 안전한 사용이 가능토록 하는 효과가 있는 것이다.

Claims (7)

  1. 고주파 전류가 인가되는 중성전극과 활성전극을 인체에 접촉시켜 심부열이 발생되게 하는 고주파 의료기에 사용하는 회로로서, 소정 주파수의 고주파 펄스를 발생하도록 낸드게이트 회로 조합에 의한 멀티바이브레이터로 구성된 펄스신호발생부(10)와, 상기 펄스신호발생부(10)의 출력신호를 트랜지스터의 과도현상을 이용하여 정현파에 가깝게 정형하는 파형정형부(20)와, 상기 파형정형부(20)의 출력신호를 고압증폭에 맞도록 전압레벨을 일정치로 증폭하는 전압증폭부(30)와, 상기 파형정형부(20)에서 출력되어 전압증폭부(30)로 입력되는 신호를 미세하게 조절하여 전압증폭부(30)의 출력신호 레벨을 조절하는 파워조절부(40)와, 상기 전압증폭부(30)에서 증폭된 신호를 고압으로 변환하여 인체에 접촉시키는 중성전극과 활성전극으로 출력하는 고전압출력부(50)로 구성된 고주파 의료기 회로에 있어서,
    상기 고전압출력부(50)는 고압트랜스 T3의 일차측 코일과 콘덴서 C10으로 된 공진회로에 컬렉터 측이 연결되고 상기 전압증폭부(30)의 출력단에 베이스 측이 연결되며 에미터 측이 권선 저항 R15,16,17,18을 통해 접지되는 서로 병렬접속된 다수의 트랜지스터 Q3,4,5,6으로 구성하고,
    상기 펄스신호발생부(10)의 출력신호를 분기시켜 상기 고전압출력부(50)의 트랜지스터 Q3,4,5,6의 에미터에 공급되게 구성하여 에미터 신호레벨에 따라 컬렉터 전류를 감소시키는 출력보정회로부(60)를 더 구비시켜서 되는 것을 특징으로 하는 고주파 의료기 회로.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 출력보정회로부(60)는 상기 펄스신호발생부의 출력신호를 다이오드 D1을 통해 반파정류시켜 리플성분의 직류로 변환시킨 후 상기 다이오드 D1에 직렬접속된 저항 R5에 의해 제한시켜 저항 R5의 후단과 접지 사이에 접속된 전해콘덴서 EC1의 충방전에 의해 평활되게 하고, 주전원을 저항 R6을 통해 상기 전해콘덴서 EC1에 공급하도록 접속시킨 저항 R5와 R6의 접속점을 반고정저항 SVR2 및 이와 직렬로 순방향접속된 다이오드 D5를 통해 상기 고전압출력부의 트랜지스터의 에미터로 연결하고, 아울러 접지된 전해콘덴서 EC2와 마일러콘덴서 C9와 저항 R14를 병렬접속하여 상기 고전압출력부(50)의 트랜지스터 Q3,4,5,6의 에미터에 접속하여서 된 것을 특징으로 하는 고주파 의료기 회로.
  3. 제 1 항에 있어서,
    사용자 버튼조작에 따라 설정시간이 되면 콘트롤신호를 출력하는 공지의 타이머부(80)가 더 구비되고, 상기 타이머부(80)에서 출력되는 콘트롤 신호 B+crt에 따라 상기 펄스신호발생부(10)로 공급되는 전원을 차단하는 전자스위치 회로부(90)가 더 구비된 것을 특징으로 하는 고주파 의료기 회로.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 고전압출력부(50)의 고압트랜스 T3는 코어의 중간에 에어갭을 삽입하여 상측 코어와 하측 코어를 분리한 것을 사용하는 것을 특징으로 하는 고주파 의료기 회로.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 전압증폭부(30)는 논코어 방식의 트랜스 T2의 일차측 코일과 콘덴서 C5로 된 공진회로에 저항 R9를 통해 에미터 접지된 트랜지스터 Q2의 컬렉터측이 연결된 구성이고,
    상기 전압증폭부(30)의 트랜지스터 Q2의 에미터측에 순방향 접속된 다이오드 D6 및 저항 R12, R21을 경유하여 도트/바아 디스플레이드라이버 집적소자 IC1의 입력단자를 접속하되 상기 저항 R12와 저항 R21의 접속점에 분기하여 일단 접지된 전해콘덴서 EC7의 타단을 접속하여서 상기 도트/바아 디스플레이 집적소자의 출력단에 접속된 엘이디 LED1~LED10를 이용하여 고주파 신호레벨이 표시되도록 하는 출력지시부(70)를 더 구비하여서 되는 것을 특징으로 하는 고주파 의료기 회로.
  6. 제 1 항에 있어서, 상기 파워조절부(40)는 반고정 가변저항 SVR1과 가변저항VR1을 병렬접속하여 그 병렬접속된 일단을 전압증폭부(30)의 입력단에 분기접속하고 그 병렬접속된 타단을 가변저항 VR2을 경유한 후 저항 R10을 통해 접지시키되, 상기 가변저항 VR2의 최대저항치는 가변저항 VR1의 최대저항치의 절반 정도로 구성한 것을 특징으로 하는 고주파 의료기 회로.
  7. 제 1 항에 있어서, 상기 파형정형부(20)는 에미터 접지된 트랜지스터 Q1의 컬렉터에 코일 L1을 통해 전원전류 VDD가 공급되게 하는 것을 특징으로 하는 고주파 의료기 회로.
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