KR20210051422A - Medication injection device - Google Patents

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KR20210051422A
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Abstract

The present invention relates to a drug injection device, and more particularly, to a drug injection device, which, when high energy is discharged into an incompressible fluid and the incompressible fluid rapidly expands, injects drugs stored therein with a microjet for the drugs to be injected into subcutaneous tissues by the force. The drug injection device according to the present invention includes a housing, an elastic membrane, a pair of electrodes, an insulation breakdown part, and a charging means. According to the present invention, it is possible to easily reuse the drug injection device, thereby reducing replacement costs.

Description

약물 투입 장치{Medication injection device}Medication injection device

본 발명은 약물 투입 장치에 대한 것으로서, 더욱 상세하게는 고에너지를 비압축성유체로 방전시켜 비압축성유체가 급격히 팽창되면 그 힘으로 내부에 저장된 약물을 피하조직 내에 투입할 수 있게 마이크로젯으로 분사시키는 약물 투입 장치에 대한 것이다. The present invention relates to a drug injection device, and more specifically, when the incompressible fluid is rapidly expanded by discharging high energy into the incompressible fluid, the drug is injected with a microjet so that the drug stored therein can be injected into the subcutaneous tissue with the force It's about the device.

체내에 약물을 주입하는 약물 전달 시스템(Drug Delivery System)으로는, 전통적으로 바늘을 가진 주사기를 사용하여 왔다. 그러나, 이러한 전통적인 주사기는 주사 시의 통증으로 인해 환자들에게 공포의 대상이 되어 왔으며, 상처로 인한 감염 우려 등의 피할 수 없는 문제점을 안고 있었다. As a drug delivery system for injecting drugs into the body, a syringe with a needle has been traditionally used. However, these traditional syringes have been a fear of patients due to pain during injection, and have inevitable problems such as infection due to wounds.

이러한 문제점을 해결하기 위해 바늘없는 주사기(Needle-free injector)와 같은 약물 전달 시스템의 개발이 진행되고 있으며, 이러한 연구의 일환으로 약물을 마이크로젯 방식으로 고속 분사하여 피부의 표피를 통해 직접 체내에 침투시키는 방식의 약물 전달 시스템이 제시되고 있다. To solve these problems, drug delivery systems such as needle-free injectors are being developed, and as part of this research, drugs are injected at high speed in a microjet method and penetrated directly into the body through the epidermis of the skin. A drug delivery system in the form of a system has been proposed.

이와 같은 마이크로젯 방식의 고속 분사를 일으키기 위해서는 약물을 정밀하고 강력하게 외부(즉, 피부)로 분사할 필요가 있다. 이러한 분사 방식은 1930년대 이래로 다양하게 개발되어 왔는데, 최근 들어 압전 세라믹 소자를 이용한 분사 방식, 알루미늄 포일에 레이저 빔을 가함으로써 유발되는 충격파를 통한 분사방식, 로렌츠 힘(Lorentz force)을 이용한 분사방식, 레이저-버블(Laser-Bubble)을 이용한 분사방식 등의 다양한 분사방식이 개발되었다. 또한 최근에는 구조를 간단하게 하여 저비용으로 만들 수 있으며 마이크로젯의 압력이나 속도 등을 원하는 대로 용이하게 제어할 수 있는 액중 방전 방식의 마이크로젯 분사 방식이 개발되었다. In order to cause such a high-speed injection of the microjet method, it is necessary to precisely and powerfully spray the drug to the outside (ie, the skin). These spraying methods have been developed in various ways since the 1930s. Recently, the injection method using piezoelectric ceramic elements, the injection method through shock waves caused by applying a laser beam to the aluminum foil, the injection method using Lorentz force, Various injection methods such as injection methods using laser-bubble have been developed. In addition, in recent years, a microjet injection method of the submerged discharge method has been developed that can be made at low cost by simplifying the structure and can easily control the pressure or speed of the microjet as desired.

도 5에 도시된 액중 방전 방식은 약액전달몸체(20)의 접지단자(23)가 방전몸체(10)의 접지단자(13)와 접점되면 전원공급부(11)로부터 전극(23)측으로 전기 에너지가 공급된다. 그러면 전극(23) 사이를 연결하는 방전체(24)에 전기 에너지에 의한 고온 스파크가 발생되고 이를 통해 발생되는 플라즈마 압력이 압력발생공간(21)내에 확산되어 압력발생액(21a)을 팽창시킨다. 그러면 압력발생액(21a)이 팽창되면서 탄성분리막(23)을 가압하여 약액수용공간(22) 내의 약액(22a)을 노즐(26)로 분사시킨다. 이때, 방전체(24)는 전기 에너지에 의해 폭발하여 기화되므로 재사용하기 위해서는 약액전달몸체(20) 전체를 교체해야 하는 문제점이 있었다. 또한, 방전체(24)로 전기 에너지가 공급되어 통전될 때, 온도 및 습도의 영향을 받게되는데 이로 인하여 통전시 필요한 최소전압이 변하므로 원하는 시점에 통전이 이루어지지 않게 되는 경우도 있었다. In the submerged discharge method shown in FIG. 5, when the ground terminal 23 of the chemical liquid delivery body 20 contacts the ground terminal 13 of the discharge body 10, electrical energy is transferred from the power supply 11 to the electrode 23 side. Is supplied. Then, a high-temperature spark is generated by electric energy in the discharge body 24 connecting the electrodes 23, and the plasma pressure generated therethrough is diffused into the pressure generating space 21 to expand the pressure generating liquid 21a. Then, as the pressure generating liquid 21a expands, the elastic separation membrane 23 is pressed to inject the chemical liquid 22a in the chemical liquid receiving space 22 to the nozzle 26. At this time, since the discharge body 24 explodes and vaporizes by electric energy, there is a problem in that the entire chemical solution delivery body 20 must be replaced in order to reuse it. In addition, when electric energy is supplied to the discharge body 24 to be energized, temperature and humidity are affected. As a result, the minimum voltage required for energization is changed, and thus energization may not be performed at a desired time.

공개특허 제10-2019-0117919호 (공개일 2019.10.17)Publication Patent No. 10-2019-0117919 (Publication date 2019.10.17) 등록특허 제10-1207977호 (등록일 2012.11.28)Registered Patent No. 10-1207977 (Registration Date 2012.11.28) 공개특허 제10-2014-0021383 (공개일 2014.02.20)Publication Patent No. 10-2014-0021383 (Publication date 2014.02.20) 등록특허 제10-1549966호 (등록일 2015.08.28)Registered Patent No. 10-1549966 (Registration Date 2015.08.28) 등록특허 제10-1834773호 (등록일 2018.02.27)Registered Patent No. 10-1834773 (Registration date 2018.02.27)

본 발명은 상기의 문제점을 해결하기 위한 것이다. 본 발명은 구조가 간단하고 재사용이 용이하며, 고에너지를 비압축성유체로 방전시켜 비압축성유체가 급격히 팽창되면 그 힘으로 내부에 저장된 약물을 피하조직 내에 투입할 수 있게 마이크로젯으로 분사시킬 수 있는 약물 투입 장치를 제공하는 것을 목적으로 한다. The present invention is to solve the above problems. The present invention has a simple structure and is easy to reuse, and when the incompressible fluid rapidly expands by discharging high energy into the incompressible fluid, the drug is injected with a microjet so that the drug stored inside can be injected into the subcutaneous tissue with the force It aims to provide a device.

본 발명에 따른 약물 투입 장치는 하우징과, 탄성막과, 한 쌍의 전극과, 절연파괴부와, 충전수단을 포함한다. 상기 하우징은 내부에 약물을 수용하기 위한 수용부가 형성되고, 상기 약물을 분사시키기 위한 노즐을 구비한다. 상기 탄성막은 상기 비압축성유체를 상기 약물과 분리되게 상기 수용부에 수용할 수 있도록 상기 수용부를 분리시킨다. 상기 한 쌍의 전극은 절연되도록 일정 간격 이격되게 상기 비압축성유체가 수용된 수용부에 장착된다. 상기 절연파괴부는 상기 한 쌍의 전극의 절연이 파괴되어 통전되도록 상기 전극에 고전압을 가한다. 상기 충전수단은 고에너지를 충전하여 상기 전극이 통전시 상기 약물을 상기 노즐로 분사시켜 피하지방으로 투입시키도록 상기 약물을 가압할 수 있게 상기 비압축성유체를 팽창시키기 위하여 상기 전극에 상기 고에너지를 제공하는 충전부재와, 상기 전극에 상기 고에너지를 전달하는 것을 제어하기 위한 전달스위치를 구비한다.The drug injection device according to the present invention includes a housing, an elastic membrane, a pair of electrodes, an insulating breaker, and a charging means. The housing has a receiving portion for receiving the drug therein, and includes a nozzle for injecting the drug. The elastic membrane separates the receiving portion so that the incompressible fluid can be accommodated in the receiving portion to be separated from the drug. The pair of electrodes are mounted in a receiving portion in which the incompressible fluid is accommodated so as to be insulated at predetermined intervals. The insulation breakdown portion applies a high voltage to the electrode so that insulation of the pair of electrodes is broken and energized. The charging means charges high energy and provides the high energy to the electrode to expand the incompressible fluid so as to pressurize the drug to inject the drug into the subcutaneous fat by injecting the drug through the nozzle when the electrode is energized. And a transfer switch for controlling the transfer of the high energy to the electrode and a charging member.

또한, 상기의 약물 투입 장치에 있어서, 상기 절연파괴부는 상기 전극에 상기 고전압을 전달하는 것을 제어하기 위한 절연스위치를 구비하는 것이 바람직하다. In addition, in the drug injection device, it is preferable that the insulation breakdown unit includes an insulation switch for controlling the transmission of the high voltage to the electrode.

또한, 상기의 약물 투입 장치에 있어서, 상기 한 쌍의 전극은 상기 절연파괴부에서 공급되는 전압 이상의 전압에서는 통전되고, 상기 충전수단에서 공급되는 전압 이하의 전압에서는 절연되도록 이격된 것이 바람직하다. In addition, in the drug injection device, it is preferable that the pair of electrodes are energized at a voltage higher than or equal to the voltage supplied from the insulating breaker and insulated from a voltage equal to or lower than the voltage supplied from the charging means.

또한, 상기의 약물 투입 장치에 있어서, 상기 충전수단은 상기 절연파괴부에서 상기 충전수단으로 전류가 흐르지 않게 다이오드를 구비하는 것이 바람직하다. In addition, in the drug injection device, it is preferable that the charging means include a diode so that current does not flow from the insulation breakdown portion to the charging means.

또는, 상기의 약물 투입 장치에 있어서, 상기 충전수단은 캐패시터인 것이 바람직하다. Alternatively, in the drug injection device, it is preferable that the charging means is a capacitor.

본 발명에 의하면, 한 쌍의 전극은 절연파괴부에서 공급되는 전압 이상의 전압에서만 통전되도록 이격된다. 이 경우, 절연파괴부를 구비하면 전극을 통전시키기 위하여 별도의 연결부재를 구비하지 않더라도 전극의 절연을 파괴하여 통전시킬 수 있다. 그래서 재사용이 용이하여 교체비용을 줄일 수 있을 뿐만 아니라 온도 및 습도에 관계없이 시술자가 원하는 시점에 전극의 절연을 파괴하여 통전시켜 피시술자에게 약물을 투입할 수 있다. According to the present invention, the pair of electrodes are spaced apart so as to be energized only at a voltage equal to or higher than the voltage supplied from the insulating breaker. In this case, if the insulation breakdown part is provided, the insulation of the electrode can be destroyed and the electrode can be energized even if a separate connection member is not provided for conducting the electrode. Therefore, it is easy to reuse, so that the replacement cost can be reduced, and regardless of temperature and humidity, it is possible to inject drugs to the patient by destroying the insulation of the electrode at a time desired by the operator to conduct electricity.

또한, 본 발명에 의하면, 한 쌍의 전극은 충전수단에서 공급되는 전압 이하의 전압에서는 절연되도록 이격된다. 그래서 충전수단에 충분한 에너지가 충전되어 있더라도 절연상태를 유지할 수 있다. In addition, according to the present invention, the pair of electrodes are spaced apart so as to be insulated at a voltage less than or equal to the voltage supplied from the charging means. Therefore, even if sufficient energy is charged in the charging means, the insulation state can be maintained.

도 1은 본 발명에 따른 약물 투입 장치의 일 실시예의 개념도,
도 2는 도 1에 도시된 실시예의 충전상태도이고,
도 3의 도 1에 도시된 실시예의 절연파괴상태도이고,
도 4는 도 1의 도시된 실시예의 약물분사도이고,
도 5는 종래의 약물 전단 장치의 개념도이다. 1 is a conceptual diagram of an embodiment of a drug injection device according to the present invention,
Figure 2 is a state of charge diagram of the embodiment shown in Figure 1,
Fig. 3 is a diagram showing an insulation breakdown state of the embodiment shown in Fig. 1,
Figure 4 is a drug injection diagram of the illustrated embodiment of Figure 1,
5 is a conceptual diagram of a conventional drug shearing device.

도 1 내지 도 4를 참조하여 본 발명에 따른 약물 투입 장치의 일 실시예를 설명한다. An embodiment of a drug injection device according to the present invention will be described with reference to FIGS. 1 to 4.

본 발명에 따른 약물 투입 장치는 하우징(10)과, 탄성막(20)과, 한 쌍의 전극(30)과, 절연파괴부(40)와, 충전수단(50)을 포함한다. The drug injection device according to the present invention includes a housing 10, an elastic membrane 20, a pair of electrodes 30, an insulating breaker 40, and a charging means 50.

하우징(10)은 내부에 약물(1)을 수용하기 위한 수용부(11)가 형성되고, 노즐(13)을 구비한다. 여기서 노즐(13)은 약물(1)을 분사시키는 역할을 하며, 이를 위하여 하우징(10)의 일단에 위치한다. 이때, 노즐(13)을 통해 외부로 유출되는 약물(1)은 마이크로젯 형태로 분사된다. The housing 10 has a receiving portion 11 for receiving the drug 1 therein, and has a nozzle 13. Here, the nozzle 13 serves to inject the drug 1, and is positioned at one end of the housing 10 for this purpose. At this time, the drug 1 flowing out through the nozzle 13 is sprayed in the form of a microjet.

탄성막(20)은 비압축성유체(3)를 약물(1)과 분리하여 수용부(11)에 수용할 수 있도록 수용부(11)를 분리시키는 역할을 한다. 그래서 수용부(11)는 탄성막(20)에 의하여 상측에는 비압축성유체(3)가 수용되고, 하측에는 약물(1)이 수용된다. The elastic membrane 20 serves to separate the receiving portion 11 so that the incompressible fluid 3 can be separated from the drug 1 and accommodated in the receiving portion 11. Thus, the receiving portion 11 is accommodated in the incompressible fluid 3 on the upper side by the elastic membrane 20, the drug 1 is accommodated on the lower side.

한 쌍의 전극(30)은 절연되도록 일정간격 이격되게 비압축성유체(3)가 수용된 수용부(11)에 장착된다. 여기서 한 쌍의 전극(30)은 절연파괴부(40)에서 공급되는 전압 이상의 전압에서는 통전되고, 충전수단(50)에서 공급되는 전압 이하의 전압에서는 절연되도록 이격되는 것이 바람직하다. 본 실시예에서 한 쌍의 전극(30)은 서로 10mm ~ 20mm 이격되게 수용부(11)에 장착된다. The pair of electrodes 30 are mounted on the receiving portion 11 in which the incompressible fluid 3 is accommodated at regular intervals so as to be insulated. Here, it is preferable that the pair of electrodes 30 are energized at a voltage greater than or equal to the voltage supplied from the insulating breaker 40 and are insulated from a voltage less than or equal to the voltage supplied from the charging means 50. In this embodiment, a pair of electrodes 30 are mounted on the receiving portion 11 to be spaced apart from each other by 10mm to 20mm.

절연파괴부(40)는 한 쌍의 전극(30)의 절연이 파괴되어 통전되도록 전극(30)에 고전압을 가하는 역할을 한다. 이를 위하여 절연파괴부(40)는 고전압모듈(43)과, 절연스위치(41)를 구비한다. 고전압모듈(43)은 한 쌍의 전극(30)의 절연이 파괴될 수 있도록 높은 전압을 한 쌍의 전극(30)에 가할 수 있도록 연결되며, 절연스위치(41)는 고전압모듈(43)로부터 전극(30)에 고전압이 전달되는 것을 제어한다.The insulation breakdown part 40 serves to apply a high voltage to the electrode 30 so that the insulation of the pair of electrodes 30 is broken and energized. To this end, the insulation breakdown unit 40 includes a high voltage module 43 and an insulation switch 41. The high voltage module 43 is connected to apply a high voltage to the pair of electrodes 30 so that the insulation of the pair of electrodes 30 can be destroyed, and the insulation switch 41 is an electrode from the high voltage module 43. Controls the delivery of high voltage to (30).

본 실시예에서 절연파괴부(40)는 전극(30)에 10,000V 이상의 전기 에너지를 제공한다. 이때, 제공된 에너지는 전극(30)의 이격된 간격이 늘어나면 더 높은 접압이 제공되어야 하고, 전극(30)의 이격된 간격이 줄어들면 전압이 낮아질 수 있다.In this embodiment, the insulation breakdown part 40 provides electrical energy of 10,000V or more to the electrode 30. In this case, the provided energy should be provided with a higher contact pressure when the spaced apart distance of the electrodes 30 increases, and the voltage may be lowered if the spaced apart distance of the electrodes 30 decreases.

충전수단(50)은 전극(30)이 통전시 약물(1)을 노즐(13)로 분사시켜 피하지방으로 투입시키도록 약물(1)을 가압할 수 있게 비압축성유체(3)를 팽창시키기 위하여 전극(30)에 고에너지를 제공하는 역할을 한다. 이를 위하여 충전수단(50)은 충전부재(53)와, 전달스위치(55) 및 다이오드(51)를 구비한다. 충전부재(53)는 전원공급수단(60)을 통해 고에너지를 충전할 수 있으며, 전극(30)이 통전시 약물을 분사시킬 수 있도록 비압축성유체를 팽창시키기 위하여 전극(30)에 고에너지를 제공할 수 있게 연결된다. 충전부재(53)를 전원공급수단(60)에 연결시킨 후 전원스위치(61)를 온하면 충전부재(53)는 전원공급수단(60)으로부터 에너지를 공급받아 충전된다. 전달스위치(55)는 충전부재(53)가 전극(30)에 고에너지를 전달하는 것을 제어한다. 다이오드(51)는 절연파괴부(40)에서 충전수단(50)으로 전류가 흐르지 않도록 한다. 본 실시예에서 충전수단(50)의 충전부재(53)는 캐패시터로 구현되며, 전극(30)에 5,000V ~ 8,000V의 전기 에너지를 제공한다. 본 실시예의 경우, 10,000V 이상이면 절연이 파괴되므로 충전수단(50)에서 공급되는 전원은 절연이 파괴되지 않도록 10,000V 보다 작아야 한다. The charging means 50 is an electrode to expand the incompressible fluid 3 so that the drug 1 can be pressurized so that the drug 1 is injected into the subcutaneous fat by injecting the drug 1 through the nozzle 13 when the electrode 30 is energized. It serves to provide high energy to (30). To this end, the charging means 50 includes a charging member 53, a transfer switch 55, and a diode 51. The charging member 53 can charge high energy through the power supply means 60, and provides high energy to the electrode 30 to expand the incompressible fluid so that the electrode 30 can inject drugs when energized. It is connected so that it can be done. When the charging member 53 is connected to the power supply unit 60 and then the power switch 61 is turned on, the charging member 53 is charged by receiving energy from the power supply unit 60. The transfer switch 55 controls the charging member 53 to transfer high energy to the electrode 30. The diode 51 prevents current from flowing from the insulating breaker 40 to the charging means 50. In this embodiment, the charging member 53 of the charging means 50 is implemented as a capacitor, and provides electrical energy of 5,000V to 8,000V to the electrode 30. In the case of the present embodiment, since the insulation is destroyed when it is 10,000V or more, the power supplied from the charging means 50 must be less than 10,000V so that the insulation is not destroyed.

본 실시예의 경우, 먼저 약물 전달 장치를 사용하기 전 도 2에 도시된 바와 같이 충전수단(50)을 전원공급수단(60)에 연결하여 전원스위치(61)를 온시킨다. 그러면 충전수단(50)에는 충분한 에너지가 충전된다. 충전수단(50)의 충전이 완료되면 약물 전달 장치의 사용준비가 완료된다. 약물 전달 장치를 사용하기 위하여 도 3에 도시된 바와 같이 절연파괴부(40)의 절연스위치(41)를 온시킨다. 절연스위치(41)가 온되면 고전압모듈(43)로부터 한 쌍의 전극(30)으로 10,000V 이상의 고전압의 전기 에너지가 공급된다. 그러면 전극(30)의 절연이 파괴되어 통전된다. 절연파괴부(40)에 의해 한 쌍의 전극(30)이 통전되면 약물을 분사시키기 위하여 도 4에 도시된 바와 같이 전달스위치(55)를 온시킨다. 전달스위치(55)가 온되면 충전수단(50)에서 전극(30)으로 5,000V ~ 8,000V 의 전기 에너지가 공급된다. 전극(30)이 통전되어 충전수단(50)에서 전극(30)으로 전기 에너지가 공급되면 전극(30) 사이로 전기 에너지에 의한 스파크(5)가 발생하게 되고, 이로 인하여 수용부(11) 내의 압력이 순간적으로 상승하여 비압축성유체(3)를 팽창시킨다. 그러면, 도 4에 도시된 바와 같이 비압축성유체(3)의 팽창에 의해 탄성막(20)이 약물(1)을 가압하게 된다. 그러면 약물(1)이 노즐(13)을 통해 급속히 분사된다. 이때, 노즐(13)은 피부와 접촉한 상태이기 때문에 분사되는 약물(1)이 피부를 통해 피하지방으로 투입되는 것이 가능하다. 고전압의 전기 에너지의 공급이 완료된 충전수단(50)은 전원공급수단(60)을 통해 충전하여 다시 사용할 수 있다. In the case of this embodiment, first, before using the drug delivery device, the charging means 50 is connected to the power supply means 60 to turn on the power switch 61 as shown in FIG. 2. Then, the charging means 50 is charged with sufficient energy. When charging of the charging means 50 is completed, the preparation for use of the drug delivery device is completed. In order to use the drug delivery device, the insulation switch 41 of the insulation breakdown part 40 is turned on as shown in FIG. 3. When the insulation switch 41 is turned on, electrical energy of a high voltage of 10,000V or more is supplied from the high voltage module 43 to the pair of electrodes 30. Then, the insulation of the electrode 30 is destroyed to conduct electricity. When the pair of electrodes 30 is energized by the insulating breaker 40, the transfer switch 55 is turned on as shown in FIG. 4 to inject the drug. When the transfer switch 55 is turned on, electrical energy of 5,000V to 8,000V is supplied from the charging means 50 to the electrode 30. When the electrode 30 is energized and electric energy is supplied from the charging means 50 to the electrode 30, a spark 5 is generated between the electrodes 30 by the electric energy, and thus the pressure in the receiving part 11 This momentarily rises to expand the incompressible fluid (3). Then, as shown in FIG. 4, the elastic membrane 20 presses the drug 1 by the expansion of the incompressible fluid 3. Then, the drug 1 is rapidly sprayed through the nozzle 13. At this time, since the nozzle 13 is in contact with the skin, it is possible for the injected drug 1 to be injected into the subcutaneous fat through the skin. The charging means 50 in which the supply of high voltage electric energy is completed can be charged through the power supply means 60 and used again.

종래의 경우, 도 5에 도시된 바와 같이 약액전달몸체(20)의 접지단자(23)가 방전몸체(10)의 접지단자(13)와 접점되면 전원공급부(11)로부터 전극(23) 측으로 전기 에너지가 공급되었다. 그러면 전극(23) 사이를 연결하는 방전체(24)에 전기 에너지에 의한 고온 스파크가 발생되고 이를 통해 발생되는 플라즈마 압력이 압력발생공간(21)내에 확산되어 압력발생액(21a)을 팽창시켰다. 그러면 압력발생액(21a)이 팽창되면서 탄성분리막(23)을 가압하여 약액수용공간(22) 내의 약액(22a)을 노즐(26)로 분사시켰다. 이때, 방전체(24)는 전기 에너지에 의해 폭발하여 기화되므로 재사용하기 위해서는 약액전달몸체(20) 전체를 교체해야 하는 문제점이 있다. 또한, 방전체(24)로 전기 에너지가 공급되어 통전될 때, 온도 및 습도의 영향을 받게되는데 이로 인하여 통전시 필요한 최소전압이 변하므로 원하는 시점에 통전이 이루어지지 않게 되는 경우도 있었다. 반면, 본 발명에 의하면, 한 쌍의 전극(30)은 절연파괴부(40)에서 공급되는 전압 이상의 전압에서만 통전되도록 이격된다. 이 경우, 절연파괴부(40)를 구비하면 전극(30)을 통전시키기 위하여 별도의 연결부재를 구비하지 않더라도 전극(30)의 절연을 파괴하여 통전시킬 수 있다. 그래서 재사용이 용이하여 교체비용을 줄일 수 있을 뿐만 아니라 온도 및 습도에 관계없이 시술자가 원하는 시점에 전극(30)의 절연을 파괴하여 통전시켜 피시술자에게 약물을 투입할 수 있다. 또한, 본 발명에 의하면, 한 쌍의 전극(30)은 충전수단(50)에서 공급되는 전압 이하의 전압에서는 절연되도록 이격된다. 그래서 충전수단(50)에 충분한 에너지가 충전되어 있더라도 절연상태를 유지할 수 있다. In the conventional case, as shown in FIG. 5, when the ground terminal 23 of the chemical solution delivery body 20 contacts the ground terminal 13 of the discharge body 10, electricity from the power supply 11 to the electrode 23 Energy was supplied. Then, a high-temperature spark is generated by electric energy in the discharge body 24 connecting the electrodes 23, and the plasma pressure generated therethrough is diffused into the pressure generating space 21 to expand the pressure generating liquid 21a. Then, as the pressure generating solution 21a expands, the elastic separation membrane 23 is pressurized to spray the chemical solution 22a in the chemical solution receiving space 22 to the nozzle 26. At this time, since the discharge body 24 explodes and vaporizes by electric energy, there is a problem in that the entire chemical solution delivery body 20 must be replaced in order to reuse it. In addition, when electric energy is supplied to the discharge body 24 to be energized, temperature and humidity are affected. As a result, the minimum voltage required for energization is changed, and thus energization may not be performed at a desired time. On the other hand, according to the present invention, the pair of electrodes 30 are spaced apart so as to be energized only at a voltage equal to or higher than the voltage supplied from the insulating breaker 40. In this case, if the insulation breakdown part 40 is provided, even if a separate connection member is not provided to conduct the electrode 30, the insulation of the electrode 30 may be destroyed to conduct electricity. Therefore, it is easy to reuse so that the replacement cost can be reduced, and regardless of temperature and humidity, the insulation of the electrode 30 can be destroyed and energized at a time desired by the operator, so that the drug can be injected to the person to be treated. In addition, according to the present invention, the pair of electrodes 30 are spaced apart so as to be insulated from a voltage less than or equal to the voltage supplied from the charging means 50. Therefore, even if sufficient energy is charged in the charging means 50, the insulating state can be maintained.

1 : 약물 3 : 비압축성유체
5 : 스파크 10 : 하우징
11 : 수용부 13 : 노즐
20 : 탄성막 30 : 전극
40 : 절연파괴부 41 : 절연스위치
43 : 고전압모듈 50 : 충전수단
51 : 다이오드 53 : 충전부재
55 : 전달스위치 60 : 전원공급수단
61 : 전원스위치1: drug 3: incompressible fluid
5: spark 10: housing
11: accommodation part 13: nozzle
20: elastic film 30: electrode
40: insulation breakdown part 41: insulation switch
43: high voltage module 50: charging means
51: diode 53: charging member
55: transmission switch 60: power supply means
61: power switch

Claims (5)

내부에 약물을 수용하기 위한 수용부가 형성되고, 상기 약물을 분사시키기 위한 노즐을 구비한 하우징과,
비압축성유체를 상기 약물과 분리되게 상기 수용부에 수용할 수 있도록 상기 수용부를 분리시키는 탄성막과,
절연되도록 일정 간격 이격되게 상기 비압축성유체가 수용된 수용부에 장착된 한 쌍의 전극과,
상기 한 쌍의 전극의 절연이 파괴되어 통전되도록 상기 전극에 고전압을 가하는 절연파괴부와,
고에너지를 충전하여 상기 전극이 통전시 상기 약물을 상기 노즐로 분사시켜 피하지방으로 투입시키도록 상기 약물을 가압할 수 있게 상기 비압축성유체를 팽창시키기 위하여 상기 전극에 상기 고에너지를 제공하는 충전부재와, 상기 전극에 상기 고에너지를 전달하는 것을 제어하기 위한 전달스위치를 구비하는 충전수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 약물 투입 장치.A housing having a receiving portion for receiving the drug therein and having a nozzle for injecting the drug,
An elastic membrane separating the receiving portion so that the incompressible fluid can be accommodated in the receiving portion to be separated from the drug,
A pair of electrodes mounted on a receiving portion in which the incompressible fluid is accommodated at a predetermined interval so as to be insulated,
Insulation breakdown portion for applying a high voltage to the electrode so that the insulation of the pair of electrodes is broken and energized,
A filling member for providing the high energy to the electrode to expand the incompressible fluid so that the drug can be pressurized so that the drug is injected into the subcutaneous fat when the electrode is energized by charging high energy; and And a charging means having a transfer switch for controlling the delivery of the high energy to the electrode. 제1항에 있어서,
상기 절연파괴부는 상기 전극에 상기 고전압을 전달하는 것을 제어하기 위한 절연스위치를 구비하는 것을 특징으로 하는 약물 투입 장치.The method of claim 1,
The dielectric breakdown unit, characterized in that it comprises an insulating switch for controlling the transmission of the high voltage to the electrode. 제2항에 있어서,
상기 한 쌍의 전극은 상기 절연파괴부에서 공급되는 전압 이상의 전압에서는 통전되고, 상기 충전수단에서 공급되는 전압 이하의 전압에서는 절연되도록 이격된 것을 특징으로 하는 약물 투입 장치. The method of claim 2,
The pair of electrodes is energized at a voltage higher than or equal to the voltage supplied from the insulating breaker, and separated from each other so as to be insulated from a voltage equal to or lower than the voltage supplied from the charging means. 제3항에 있어서,
상기 충전수단은 상기 절연파괴부에서 상기 충전수단으로 전류가 흐르지 않게 다이오드를 구비하는 것을 특징으로 하는 약물 투입 장치. The method of claim 3,
The charging means is a drug injection device, characterized in that provided with a diode to prevent current from flowing from the insulating breaker to the charging means. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 충전수단은 캐패시터인 것을 특징으로 하는 약물 투입 장치. The method according to any one of claims 1 to 4,
The drug injection device, characterized in that the charging means is a capacitor.
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Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20010027293A1 (en) * 1999-06-29 2001-10-04 Ashok V. Joshi Storage stable fluid injection device and associated process
JP2006524120A (en) * 2003-04-21 2006-10-26 ストラテージェント ライフ サイエンシズ Apparatus and method for repetitively delivering drug by microjet
KR101207977B1 (en) 2010-03-16 2012-12-04 서울대학교산학협력단 Microjet Drug Delivery System
KR20140021383A (en) 2012-08-10 2014-02-20 서울대학교산학협력단 Microjet trans-dermal drug injection system using er:yag laser pulse
KR20140140747A (en) * 2013-05-30 2014-12-10 일진전기 주식회사 Microjet drug delivery device including elastic membrane having concave portion
KR101549966B1 (en) 2014-02-24 2015-09-03 서울대학교산학협력단 Microjet Drug Delivery Apparatus and Drug Delivery Method Therewith
KR101834773B1 (en) 2017-08-31 2018-03-06 제이에스케이바이오메드(주) Micro-jet Injector
KR20190117919A (en) 2018-04-09 2019-10-17 경상대학교산학협력단 Under-discharge micro-jet drug delivery apparatus
KR20190121486A (en) * 2018-04-18 2019-10-28 서울대학교산학협력단 Micro-jet device preventing jet efficiency drop problem when repeated injection by removing metallic colloid

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20010027293A1 (en) * 1999-06-29 2001-10-04 Ashok V. Joshi Storage stable fluid injection device and associated process
JP2006524120A (en) * 2003-04-21 2006-10-26 ストラテージェント ライフ サイエンシズ Apparatus and method for repetitively delivering drug by microjet
KR101207977B1 (en) 2010-03-16 2012-12-04 서울대학교산학협력단 Microjet Drug Delivery System
KR20140021383A (en) 2012-08-10 2014-02-20 서울대학교산학협력단 Microjet trans-dermal drug injection system using er:yag laser pulse
KR20140140747A (en) * 2013-05-30 2014-12-10 일진전기 주식회사 Microjet drug delivery device including elastic membrane having concave portion
KR101549966B1 (en) 2014-02-24 2015-09-03 서울대학교산학협력단 Microjet Drug Delivery Apparatus and Drug Delivery Method Therewith
KR101834773B1 (en) 2017-08-31 2018-03-06 제이에스케이바이오메드(주) Micro-jet Injector
KR20190117919A (en) 2018-04-09 2019-10-17 경상대학교산학협력단 Under-discharge micro-jet drug delivery apparatus
KR20190121486A (en) * 2018-04-18 2019-10-28 서울대학교산학협력단 Micro-jet device preventing jet efficiency drop problem when repeated injection by removing metallic colloid

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