離子電滲透給藥裝置及給藥方法與流程

本發明涉及計算被手術者的負載電阻及生物體比電阻值來監控給藥情況，并控制藥劑的給藥的離子電滲透給藥裝置及給藥方法。

背景技術：

作為藥劑的人體給藥方法，有著向離子化的藥劑施加電源，將藥劑投入到人體的離子電滲透療法(Iontophoresis)。

即，離子電滲透療法以通過藥劑來生理改善皮膚的方式，使電流流動在皮膚中，借助電性反彈力，可將具有電荷的藥劑，無痛地傳遞至皮膚內。

離子電滲透裝置具有用于向皮膚供給電流的一對電極，在規定時間t內，向電極流動規定量的電流I，根據電荷量Q＝I×t的關系，向被手術者的皮膚注入與適當的Q值對應的藥劑的量。

另一方面，將離子電滲透裝置的負載電阻定義為決定向與被手術者的皮膚相接觸的電極的兩端施加規定電壓而測定的電流值的電阻值。

被手術者負載電阻R劃分為電極與皮膚之間的接觸電阻R_CONT和生物體的電阻R_TIS，并表示為R＝(2×RCONT)+R_TIS。

一般而言，R_CONT為幾KOhm，與此相比，R_TIS只不過是幾十Ohm，存在約100倍左右的差異，因此利用2個電極測定負載電阻時，大部分的成分為R_CONT，而R_TIS成分可忽略，故而負載電阻有可能與電極和皮膚之間的接觸電阻相同。

另一方面，電極之間的電壓V恒定時，將負載電阻設定為R，電流I根據I＝V/R的歐姆定律，根據負載電阻值來決定流入到皮膚內的電流值。

如此，若離子電滲透裝置的負載電阻值變動，則供給電流量也一起變動，供給到皮膚的電荷量也與電流成正比地發生變化，最終，瞬間給藥量也發生變化。

另一方面，若藥劑繼續投入到被手術者的皮膚且累積給藥量增加，則皮膚的比電阻減少，因此只要測定皮膚的比電阻就能掌握累積給藥量。

作為參考，作為利用離子電滲透療法的離子電滲透裝置的一例，揭示了韓國授權專利第10-0730582號(公告日2007年06月20日)的“離子電滲透裝置”。

以往的離子電滲透裝置包括：多個電極，內裝在附著于使用者的皮膚的面膜或貼片而進行設置；離子電滲透用芯片組件，與電極電連接，離子電滲透用芯片組件包括：無線充電部，根據無接點充電方式，對電源進行充電；微處理器，從無線充電部接收電源來運作，并存儲有控制程序；控制驅動器，根據微處理器的命令，控制施加于電極的電壓、頻率及電流量；輸出部，與控制驅動器相連接，并向電極傳遞靜電流；皮膚診斷測定部，與輸出部相連接，從電極接收測定的使用者的生物體電阻值；A/D轉換器，將在皮膚診斷測定部中檢測到的模擬數據轉換為數字數據，并輸入到微處理器。

這種以往的離子電滲透裝置，在手術之前向被手術者的皮膚流入電流來測定皮膚電阻，利用測定的負載電阻值，設定適合于被手術者的皮膚狀態的最佳的電壓、電流及頻率，通過電極可供給靜電流，但是在手術過程中無法測定發生變化的負載電阻值，因此存在藥劑的投入過程中，無法根據被手術者的狀態來穩定地投入藥劑的問題。

并且，以往的離子電滲透裝置，雖然在手術之前掌握被手術者的皮膚狀態，但存在手術過程中無法測定累積于皮膚的藥物的量的問題。

技術實現要素：

本發明是為了解決如上所述的問題而提出的，本發明的技術問題在于，提供在離子電滲透手術過程中實時監控電極的接觸狀態、人體的皮膚狀態及給藥量，并根據該監控的信息決定藥劑的投入量及給藥與否的離子電滲透給藥裝置及給藥方法。

用于實現上述技術問題的本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置及給藥方法中，上述離子電滲透給藥裝置包括：電極部，具有多個離子電滲透電極及多個生物體比電阻測定電極；可編程電流部，通過調節向上述離子電滲透電極供給的電流來調節藥劑的投入量；阻抗檢測部，具有選擇性地計算上述離子電滲透電極之間的負載電阻值或生物體比電阻測定用多個電極之間的生物體比電阻值的檢測模式，以便監控上述藥劑的投入量；以及控制部，基于在上述阻抗檢測部中計算的負載電阻或生物體比電阻值，決定上述藥劑的投入量或投入與否，來控制上述可編程電流部。

可包括無線通信部，上述無線通信部將上述控制部的信息轉換為無線信號，并與外部設備進行無線通信。

上述阻抗檢測部可包括：交流電流產生部，向上述離子電滲透電極供給交流電流；以及電壓傳感器部，測定產生在上述離子電滲透電極及生物體比電阻測定電極的電壓。

當上述阻抗檢測部的檢測模式為計算上述負載電阻值的瞬間給藥量檢測模式時，上述控制部在停止上述可編程電流部的運作的狀態下，向上述離子電滲透電極供給交流電流，基于上述離子電滲透電極之間所計算的負載電阻值，可控制上述可編程電流部來投入上述藥劑。

當上述阻抗檢測部的檢測模式為計算上述生物體比電阻值的累積給藥量檢測模式時，上述控制部在停止上述可編程電流部的運作的狀態下，向上述離子電滲透電極供給交流電流，基于上述生物體比電阻測定電極之間所計算的生物體比電阻值，可控制上述可編程電流部來投入上述藥劑。

上述阻抗檢測部的檢測模式，可在預先設定的時間內依次選擇不同檢測模式來運作。

上述控制部可控制從上述可編程電流部供給到上述離子電滲透電極的電流的振幅、頻率及占空比值中的一種以上的值。

上述外部設備可包括顯示器，上述顯示器與上述無線通信部進行無線通信，由此能夠觀察被手術者的信息。

上述外部設備可包括輸入單元，上述輸入單元與上述無線通信部進行無線通信，以對上述控制部進行控制的方式輸入給藥信息。

上述電極部可包括電極開關部，上述電極開關部根據上述檢測模式，選擇性地在上述阻抗檢測部連接上述離子電滲透電極和上述生物體比電阻測定電極，或者選擇性地變換從上述可編程電流部傳遞至上述離子電滲透電極的電流的極性。

上述電極部可在一對上述離子電滲透電極之間配置一對上述生物體比電阻測定電極，或者可在一對上述生物體比電阻測定電極之間配置一對上述離子電滲透電極。

在上述電極部中，多個上述離子電滲透電極和上述生物體比電阻測定電極相互隔開并交替地配置，配置于上述離子電滲透電極之間的上述生物體比電阻測定電極或配置于上述生物體比電阻測定電極之間的上述離子電滲透電極可構成為一對。

在上述電極部中，上述離子電滲透電極和上述生物體比電阻測定電極在具有不同直徑的同心圓上可徑向配置為多個。

上述電極部還可包括測定投入上述藥劑的部分的溫度的溫度傳感器部，外部設備可收發該信號。

當在上述溫度傳感器部中測定的溫度超過預先設定在上述控制部的溫度的范圍時，上述控制部可停止上述可編程電流部的運作來終止上述藥劑的投入。

可包括藥劑貼片，上述藥劑貼片以能夠替換的方式附著分離地結合在上述離子電滲透電極，并包括藥劑。

上述藥劑貼片可包括由多孔性的材質形成的部分，使得上述藥劑浸漬。

上述藥劑貼片可包括粘結層，上述粘結層設在上述藥劑貼片的兩面當中的一面或者均設在兩面。

上述藥劑貼片可包括藥劑信息存儲部，上述藥劑信息存儲部存儲上述藥劑的信息來提供給上述控制部。

一種離子電滲透給藥方法，用于包括多個離子電滲透電極和多個生物體比電阻測定電極的離子電滲透給藥裝置，包括：向上述離子電滲透電極供給交流電流，基于上述離子電滲透電極之間所計算的負載電阻值，來監控藥劑的投入狀態的第一監控步驟；向上述離子電滲透電極供給交流電流，基于上述生物體比電阻測定電極之間所計算的生物體比電阻值，來監控上述藥劑的給藥狀態的第二監控步驟；基于在上述第一監控步驟及上述第二監控步驟中測定的負載電阻值或生物體比電阻值，來調節上述藥劑的投入的步驟。

上述離子電滲透給藥裝置還包括用于測定投入上述藥劑的部分的溫度的溫度測定傳感器；調節上述藥劑的投入的步驟還可包括：當在上述溫度測定傳感器中測定的溫度超過預先設定的溫度的范圍時，阻斷電流供給到上述離子電滲透電極來停止上述藥劑的投入的步驟。

在上述第一監控步驟中，阻斷電流向上述離子電滲透電極供給，并向上述離子電滲透電極供給低頻交流電流，檢測上述離子電滲透電極之間的電壓，從而可計算負載電阻值。

在上述第二監控步驟中，阻斷電流向上述離子電滲透電極供給，并可向上述離子電滲透電極供給高頻交流電流。

上述第一監控步驟或第二監控步驟還可包括：當前的負載電阻值超過理想值的范圍時，阻斷電流向上述離子電滲透電極供給，通過警告單元，向外部告知上述藥劑投入的異常狀態或結束狀態。

在上述第一監控步驟或第二監控步驟中，當前的負載電阻值或生物體比電阻值超過設定的理想值時，可調節向離子電滲透電極供給的電流的振幅、周期及占空比中的一種以上的值。

在上述第一監控步驟或第二監控步驟中，當前的負載電阻值或生物體比電阻值在于設定范圍內時，可調節向上述離子電滲透電極供給的電流的振幅、周期及占空比中的一種以上的值。

一種離子電滲透給藥裝置，包括：電極部，具有多個離子電滲透電極及與上述離子電滲透電極隔開的多個生物體比電阻測定電極；可編程電流部，通過調節向上述離子電滲透電極供給的電流的大小來調節藥劑的投入量；阻抗檢測部，選擇性地測定向上述離子電滲透電極之間供給電流并利用上述離子電滲透電極檢測因上述離子電滲透電極之間的負載電阻而產生的電壓之后所計算的離子電滲透電極之間的負載電阻值或向上述離子電滲透電極之間供給電流并利用上述比電阻測定電極檢測因上述生物體比電阻測定電極之間的生物體比電阻而產生的電壓之后所計算的上述生物體的比電阻值；控制部，基于在上述阻抗檢測部中計算的負載電阻或生物體比電阻值，決定上述藥劑的投入量或投入與否，來控制上述可編程電流部；以及無線通信部，將上述控制部的信息轉換為無線信號，來與外部設備進行無線通信。

一種離子電滲透給藥裝置，具有多個離子電滲透電極及通過調節向上述離子電滲透電極供給的電流來調節藥劑的投入量的可編程電流部，向與被手術者的身體部位相接觸的上述離子電滲透電極供給電流，利用與上述離子電滲透電極按物理方式隔開的生物體比電阻測定電極檢測因施加的上述電流的生物體負載而產生的電壓，來計算生物體比電阻值，基于上述生物體比電阻值，檢測上述藥劑的累積給藥量，來控制上述可編程電流。

根據本發明，離子電滲透給藥裝置具有多個電極，通過阻抗檢測部計算負載電阻值和生物體比電阻值，從而可正確地監控且控制手術過程中投入的藥劑的量。

即，控制部通過由阻抗檢測部所計算的負載電阻值開測定投入到人體的皮膚的藥劑的瞬間投入量，若藥劑的瞬間投入量發生變化，則控制部對可編程電流部進行控制，來規定化注入到皮膚的藥劑的瞬間給藥量，從而可向皮膚穩定地投入規定量的藥劑。

并且，控制部通過由阻抗檢測部所計算的生物體比電阻值來測定投入到皮膚的藥劑的累積投入量，根據藥劑的累積投入量，控制部對可編程電流部進行控制，由此可穩定地投入規定量的藥劑。

并且，若當前的負載電阻值被減少或者負載電阻值經常發生變化，則控制部判斷為人體的皮膚與電極部之間的接觸狀態異常，并以停止可編程電流部的電流供給的方式進行控制，從而可向被手術者的皮膚穩定地投入規定量的藥劑。

并且，控制部為了防止因電極之間的負載電阻而導致電極部發熱，造成被手術者的皮膚灼傷的事故，當溫度傳感器部測定的體溫值超過預先設定在控制部的溫度的范圍時，能夠以停止可編程電流部的電流供給的方式進行控制。

并且，無線通信部向外部設備傳送被手術者的狀態信息，由此可通過外部設備掌握被手術者的離子電滲透手術狀態，并可通過外部設備遠程控制離子電滲透手術。

附圖說明

圖1為表示本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置的框圖。

圖2至圖6為表示本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置的電極部的俯視圖。

圖7為表示本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置的檢測模式當中處于藥劑投入模式時的電極部的連接狀態的俯視圖。

圖8為表示本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置的檢測模式當中處于瞬間給藥量檢測模式時的電極部的連接狀態的概略結構圖。

圖9為表示本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置的檢測模式當中處于累積給藥量檢測模式時的電極部的連接狀態的概略結構圖。

圖10為表示構成本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置的藥劑貼片的俯視圖。

圖11為表示構成本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置的藥劑貼片的側面剖視圖。

圖12為表示構成本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置的藥劑貼片的變形例的側面剖視圖。

圖13為表示本發明的實施例的離子電滲透給藥測定方法的流程圖。

圖14為表示本發明的實施例的離子電滲透給藥測定方法的第一監控步驟中基于負載電阻值調節藥劑的投入的步驟的流程圖。

圖15為表示本發明的實施例的離子電滲透給藥測定方法的第二監控步驟中基于生物體比電阻值調節藥劑的投入的步驟的流程圖。

附圖標記的說明

100：電極部 110：離子電滲透電極

120：生物體比電阻測定電極 200：電極開關部

300：可編程電流部 400：阻抗檢測部

410：交流電流產生部 420：電壓傳感器部

500：溫度傳感器部 600：控制部

700：無線通信部 800：外部設備

900：被手術者的皮膚

具體實施方式

以下，參照附圖說明本發明的實施例。

如圖1及圖2所示，本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置可包括電極部100。

該電極部100可構成為多個電極，以便與被手術者的皮膚900相接觸而使電流流動在皮膚中。

另一方面，電極部100可包括離子電滲透電極110及生物體比電阻測定電極120。

離子電滲透電極110為了將藥劑投入到皮膚，與被手術者的皮膚900相接觸，由此一對電極可相互隔開而成，使得在以下要說明的可編程電流部300所供給的電流流動在皮膚中。

此時，離子電滲透電極110可由一對以上的多個電極構成。

并且，離子電滲透電極110根據在以下要說明的阻抗檢測部400中被選擇的檢測模式，可向被手術者供給低頻或高頻的交流電流。

當以下要說明的阻抗檢測部400計算被手術者皮膚的生物體比電阻值時，以通過被手術者的皮膚900測定被離子電滲透電極110所產生的電流而被丟棄的電壓的方式相互隔開的一對離子電滲透電極110之間，一對生物體比電阻測定電極120可相互隔開而進行配置。

此時，生物體比電阻測定電極120可由一對以上的多個電極構成。

并且，電極部100可包括電極開關部200。

該電極開關部200為了將藥劑投入到被手術者的皮膚900，供給電流，或者以下要說明的阻抗檢測部400為了計算負載電阻或生物體比電阻值，可選擇性地將離子電滲透電極110和生物體比電阻測定電極120連接在阻抗檢測部400。

例如，就電極開關部200而言，當阻抗檢測部400計算離子電滲透電極110之間的負載電阻時，以向離子電滲透電極110供給低頻的交流電流的方式相互連接阻抗檢測部400的交流電流產生部410和離子電滲透電極110，以阻抗檢測部400的電壓傳感器部420測定離子電滲透電極110之間的電壓的方式相互連接離子電滲透電極110和電壓傳感器部420。

并且，就電極開關部200而言，當阻抗檢測部400計算生物體比電阻值時，以向離子電滲透電極110之間供給高頻交流電流的方式相互連接阻抗檢測部400的交流電流產生部410和離子電滲透電極110，以阻抗檢測部400的電壓傳感器部420檢測生物體比電阻測定電極120之前的電壓的方式連接電壓傳感器部420和生物體比電阻測定電極120。

其中，電極開關部200可選擇性地變換電流的振幅、周期及占空比中的一種以上的值。

并且，就電極開關部200而言，當向離子電滲透電極110供給電流來投入藥劑時，以能夠向離子電滲透電極110供給穩定的電流的方式相互連接離子電滲透電極110和可編程電流部300，并能夠選擇性地變換向離子電滲透電極110傳遞的電流的極性。

另一方面，電極部100可包括溫度傳感器部500。

該溫度傳感器部500為了預防藥劑給藥時，因離子電滲透電極110之間的負載電阻或藥劑的副作用等而導致電極部100發熱，發生造成被手術者灼傷的事故，測定受試者的藥劑投入的部分的皮膚溫度，并可將測定的溫度值提供給以下要說明的控制部600。

如圖2至圖6所示，電極部100以與被手術者的皮膚900相接觸而使電流流動在皮膚的方式可構成為多種形態的電極部100。

此時，電極部100可根據其大小來調節給藥量。

例如，若電極部100的面積較寬地形成，則可加快給藥速度，并可增加投入到皮膚的給藥量，若電極部100的面積較窄地形成，則可減慢給藥速度，并可減少給藥量。

如圖2所示，電極部100可構成為在一對離子電滲透電極110之間配置一對生物體比電阻測定電極120或者在一對生物體比電阻測定電極120之間配置一對離子電滲透電極110的形態。

如圖3及圖4所示，就電極部100而言，離子電滲透電極110和生物體比電阻測定電極120相互隔開而交替地配置為多個，配置于離子電滲透電極110之間的生物體比電阻測定電極120或配置于生物體比電阻測定電極120之間的離子電滲透電極110可構成為一對。

如圖5及圖6所示，電極部100可構成為離子電滲透電極110和生物體比電阻測定電極120在具有不同直徑的同心圓上徑向配置為多個的形態。

如圖1所示，本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置可包括可編程電流部300。

該可編程電流部300為了將藥劑投入到被手術者的皮膚900，向離子電滲透電極110供給電流，可通過調節向離子電滲透電極110供給的電流的振幅、頻率、占空比值來調節藥劑的投入量或藥劑的瞬間投入量。

其中，可編程電流部300向離子電滲透電極110供給的電流可具有規定的振幅、頻率及占空比中的一種以上的值。

并且，從可編程電流部300供給到離子電滲透電極110的電流可以是直流電流或者正弦波或矩形波形態的交流電流。

如圖1所示，本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置可包括阻抗檢測部400。

阻抗檢測部400具有選擇性地計算離子電滲透電極110之間的負載電阻值或生物體比電阻測定電極120之間的生物體比電阻值的檢測模式，以便監控輸入到以下要說明的控制部600的藥劑的投入量，由此可將計算的值傳送至控制部600。

如圖7至圖9所示，阻抗檢測部400的檢測模式可由藥劑投入模式、瞬間給藥量檢測模式及累積給藥量檢測模式構成。

在瞬間給藥量檢測模式中，阻抗檢測部400為了計算藥劑的瞬間投入量，計算離子電滲透電極110之間的負載電阻值，在累積給藥量檢測模式中，阻抗檢測部400為了計算累積于皮膚的藥劑的累積投入量，計算生物體比電阻測定電極120之間的生物體比電阻值。

而且，藥劑投入模式，以藥劑投入到皮膚的方式將電流供給到離子電滲透電極110。

此時，阻抗檢測部400能夠以監控藥劑給藥時投入到被手術者的皮膚900的量穩定投入的方式，在預先設定的時間內依次由控制部600選擇檢測模式，更具體為瞬間給藥量檢測模式、累積給藥量檢測模式、藥劑投入模式來運作。

另一方面，阻抗檢測部400可包括交流電流產生部410及電壓傳感器部420。

該交流電流產生部410具有以向離子電滲透電極110供給交流電流的方式產生交流電流的振蕩器，當處于瞬間給藥量檢測模式時，將低頻的交流電流供給到離子電滲透電極110之間，當處于累積給藥量檢測模式時，將高頻的交流電流供給到離子電滲透電極110。

而且，電壓傳感器部420由為了測定電極部100的電壓值而檢測電壓的電壓傳感器構成，當檢測模式為瞬間給藥量檢測模式時，測定離子電滲透電極110之間的電壓值，當檢測模式為累積給藥量檢測模式時，測定生物體比電阻測定電極120之間的電壓值。

即，就阻抗檢測部400而言，當阻抗檢測部400的檢測模式為瞬間給藥量檢測模式時，交流電流產生部410向離子電滲透電極110供給低頻交流電流，電壓傳感器部420測定離子電滲透電極110之間的電壓來計算負載電阻值。

而且，就阻抗檢測部400而言，當阻抗檢測部400的檢測模式為累積給藥量檢測模式時，交流電流產生部410向離子電滲透電極110供給高頻交流電流，電壓傳感器部420測定生物體比電阻測定電極120之間的電壓，來計算生物體比電阻值。

如圖1所示，本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置可包括控制部600。

該控制部600選擇預先設定在阻抗檢測部400的檢測模式，基于按照所選擇的檢測模式測定的負載電阻值和生物體比電阻值，可控制可編程電流部300。

即，當控制部600選擇藥劑投入模式時，控制部600向離子電滲透電極110供給具有規定的振幅、頻率及占空比值的電流，以將藥劑投入到受試者的方式可控制可編程電流部300。

其中，可編程電流部300向離子電滲透電極110供給的電流可具有規定的振幅、頻率及占空比中的一種以上的值。

此時，可編程電流部300根據預先存儲于可編程電流部300的程序來設定電流值，由此可將藥劑給藥到被手術者。

其中，預先設定的程序可以是根據藥劑的種類、被手術者的狀態、藥劑的量以及給藥所需時間等，通過任意的計算式計算給藥量來改變為電流值的程序。

這種程序是公知的技術，由于適用多種變數而發生多種變化，故而省略詳細說明。

當控制部600選擇瞬間給藥量檢測模式時，控制部600阻斷可編程電流部300的電流供給，并控制阻抗檢測部400，使得阻抗檢測部400計算離子電滲透電極110之間的負載電阻值。

而且，通過比較存儲于控制部600的最初計算的負載電阻值和當前的負載電阻值，若當前的負載電阻值增加到預先設定的基準值以上或者被減少，則判斷為藥劑的瞬間投入量減少或增加，由此以能夠維持最初計算的負載電阻值的方式控制可編程電流部300，來改變向離子電滲透電極110提供的電流值。

并且，若當前的負載電阻值比存儲的最終計算的負載電阻值更超過預先設定的范圍，則控制部600判斷為給藥異常，由此阻斷從可編程電流部300提供到離子電滲透電極110的電流。

當控制部600選擇累積給藥量檢測模式時，控制部600以停止可編程電流部300的電流供給的方式控制可編程電流部300，以使阻抗檢測部400計算生物體比電阻測定電極120之間的生物體比電阻值的方式控制阻抗檢測部400。

而且，控制部600按照換算為生物體比電阻值的換算式，將輸入到控制部600的藥劑的投入量換算為目標生物體比電阻值，比較該目標生物體比電阻值和當前的生物體比電阻值，若當前的生物體比電阻值比目標生物體比電阻值更增加為預先設定的基準值以上，則判斷為當前累積于皮膚的藥劑的量小于輸入到控制部600的藥劑的投入量，控制部600以維持或增加從可編程電流部300向離子電滲透電極供給的電流的值的防止控制可編程電流部300。

并且，當前的生物體比電阻值與目標生物體比電阻值相同或者被減少，則控制部600判斷為當前累積于皮膚的藥劑的量與輸入到控制部600的藥劑的投入量相同或者超過輸入的藥劑的投入量，以阻斷從可編程電流部300提供到離子電滲透電極110的電流的方式控制可編程電流部300。

另一方面，控制部600為了預防因電極的溫度上升而造成被手術者的皮膚900灼傷的事故，當溫度傳感器部500所提供的電極的溫度值超過預先設定在控制部600的溫度的范圍時，阻斷從可編程電流部300供給到離子電滲透電極110的電流。

如圖1所示，本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置可包括無線通信部700。

該無線通信部700將控制部600獲得的離子電滲透手術的狀態信息轉換為無線信號，并利用無線信號與外部設備800進行無線通信，由此可通過外部設備800告知被手術者的離子電滲透手術的狀態信息。

其中，離子電滲透手術的狀態信息可以是電流的大小、頻率、占空比、負載電阻值、生物體比電阻值、被手術者的皮膚溫度值、藥劑的瞬間投入量、藥劑的累積投入量以及給藥時間等。

而且，雖然說明為無線通信部700，但是無線通信部700與外部設備800有線連接，可進行有線通信是當然的。

另一方面，外部設備800具有視覺上表示與無線通信部700進行無線通信的離子電滲透手術的狀態信息的顯示器，由此能夠以文字、數字、圖表、圖片等多種形態，將離子電滲透手術的狀態信息告知觀察者。

尤其是，當控制部600判斷為離子電滲透手術的狀態信息發生異常時，可通過外部設備800警告觀察者發生異常。

并且，外部設備800具有可輸入藥劑的種類、藥劑的投入量以及藥劑的投入時間等給藥信息的輸入單元，無線通信部700接收通過輸入單元輸入的給藥信息，基于接收的給藥信息，以控制部600控制可編程電流部300的形態，在外部設備調節藥劑的種類、藥劑的投入量以及投入時間等。

例如，在外部設備800設置可控制離子電滲透裝置的應用程序(Application)，通過該應用程序，輸入到藥劑的種類、藥劑的投入量以及藥劑的投入時間等給藥信息來進行傳送，無線通信部700結束所傳送的信息，基于該信息，控制部600可對可編程電流部300進行控制。

此時，設置于外部設備800的應用程序接收離子電滲透手術的狀態信息，以文字、數字、圖表、圖片等多種形態可告知觀察者是當然的。

如圖10及圖11所示，本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置可包括藥劑貼片150。

該藥劑貼片150可包括要給藥的藥劑，藥劑貼片150可由多孔性材質形成，使得一部分或整體浸漬藥劑。

此時，由藥劑貼片150的藥劑浸漬的多孔性材質形成的部分151能夠與離子電滲透電極110的配置、形狀、數量等對應地形成。

并且，藥劑貼片150中由多孔性材質形成的部分151可由具有導電性的材質形成，使得電流可供給到藥劑。

另一方面，藥劑貼片150可包括粘結層155，以便可附著分離地結合在電極部100，更具體地結合在離子電滲透電極110，還可以附著分離地附著于被手術者的皮膚900。

該粘結層155可設在附著于離子電滲透電極110的藥劑貼片150的面和附著于身體的藥劑貼片150的面當中的任一個面或者均設在兩個面，粘結層155還可以僅設在由多孔性材質形成的部分151的周圍。

其中，粘結層155也如同藥劑貼片150地包括導電性材質，由此可進行通電。

而且，藥劑貼片150可包括藥劑信息存儲部157。該藥劑信息存儲部157可存儲浸漬于藥劑貼片的藥劑的信息，例如，藥劑的名字、藥劑的成分、藥劑的副作用、藥劑的給藥方法等。

尤其是，藥劑信息存儲部157存儲有藥劑的給藥電流基準值，基于該給藥電流值，控制部600控制可編程電流部300，從而可根據藥劑，以適當的電流值調節藥劑的給藥量。

此時，將藥劑貼片150附著于離子電滲透電極110時，藥劑信息存儲部157當然可以與控制部600進行電連接。

另一方面，作為藥劑貼片150’的變形例，藥劑貼片150’由具有導電性的導電片(sheet)構成，而不是由多孔性材質構成，在與身體相接觸的一面可包括藥劑形成層的藥劑層151’。

如圖12所示，還可以構成為如下形態，在具有藥劑層151’的一面，藥劑層151’的周圍和與離子電滲透電極110相接觸的另一面分別包括與離子電滲透電極110及身體相接觸的粘結層155’。此時，在藥劑貼片150’可具有存儲有藥劑的信息的藥劑信息存儲部157’。

此時，藥劑層151’與離子電滲透電極110的形狀、配置、數量等對應地可設在導電片。

下面要說明以上說明的各結構之間的作用和效果。

首先，本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置除了電極部100的所有結構可由一個芯片(SoC)體現，并可構成為在由膜片形態形成的電極部100具有該芯片的形態。

而且，在電極部100具有使藥劑浸漬的多孔性材質的貼片，該貼片可包括粘結層或粘結劑，以便可容易地附著分離于被手術者的皮膚900。

本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置能夠與驅動離子電滲透給藥裝置的可攜帶的電源例如便攜式電池一體形成，或者還可以附著分離地具有便攜式電池。

此時，便攜式電池可具有無線通信部700。

如上所述構成的本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置，電流流動在被手術者的皮膚900中，由此包括離子電滲透電極110和生物體比電阻測定電極120的電極部110與皮膚相接觸，使得藥劑投入到皮膚。

此時，設在電極部100的貼片處于藥劑浸漬的狀態。

另一方面，控制部600以從外部輸入的藥劑的量投入到皮膚的方式選擇藥劑投入模式，以使可編程電流部300向離子電滲透電極110供給具有規定振幅、頻率及占空比值的電流的方式控制可編程電流部300，從而在預定的時間內，向離子電滲透電極110供給預先設定的電流。

其中，可編程電流部300向離子電滲透電極110供給的電流可具有規定的振幅、頻率及占空比中的一種以上的值。

即，可編程電流部300在規定時間t內，向離子電滲透電極110流入規定量的電流I，并以根據電荷量Q＝I×t的關系，將與適當的Q值對應的藥劑的量投入到被手術者的皮膚900的方式供給電流。

如此，向離子電滲透電極110供給規定量的電流，向皮膚內部浸透的離子化的藥劑，向存在于人體內部的移動自如的電解物質傳遞離子，并蓄積于皮膚內，或者流入到如同血液一樣移動自如的液體內，由此給藥到被手術者。

另一方面，若經過預先設定的時間，控制部600為了檢測離子電滲透電極110之間的瞬間給藥量的變化，在阻抗檢測部400中選擇瞬間給藥量檢測模式。

其中，瞬間給藥量根據電荷量Q＝I×t的公式，與流動在離子電滲透電極110之間的電流I值相同。

此時，電流I根據歐姆定律I＝V/R式，當電壓恒定時，電流I和負載電阻R值相互形成成反比例關系，由此控制部600測定負載電阻R的值，若檢測其值的變化，則可檢測瞬間給藥量的變化。

另一方面，負載電阻R劃分為電極與皮膚之間的接觸電阻R_CONT和生物體的電阻R_TIS，并表示為R＝(2×R_CONT)+R_TIS。

一般而言，R_CONT為幾KOhm，與此相比，R_TIS只不過是幾十Ohm，存在約100倍左右的差異，因此利用2個電極測定負載電阻時，大部分的成分為R_CONT，而R_TIS成分可忽略，故而負載電阻有可能與電極和皮膚之間的接觸電阻即，離子電滲透電極110之間的電阻值相同。

根據這種關系，若控制部600選擇瞬間給藥量檢測模式，則控制部600為了檢測負載電阻值的變化，阻斷可編程電流部300的電流供給，阻抗檢測部400以計算離子電滲透電極110之間的負載電阻值的方式控制阻抗檢測部400。

此時，阻抗檢測部400以交流電流產生部410向離子電滲透電極110之間供給4Hz的低頻交流電流，電壓傳感器部420測定離子電滲透電極110之間的電壓的形態計算負載電阻值，由此將計算的負載電阻值向控制部600傳送。

而且，控制部600比較存儲于控制部600的最初計算的負載電阻的值和當前計算的負載電阻值，若當前的負載電阻值比最初計算的負載電阻值更超過預先設定的基準而被增加，則根據歐姆定律I＝V/R，檢測為電流的值被減少，由此判斷為藥劑的瞬間投入量被減少，為了增加藥劑的瞬間投入量，以增加可編程電流部300中產生的電流值增加的方式進行控制。

相反，比較存儲于控制部600的最初計算的負載電阻值和當前計算的負載電阻值，若當前的負載電阻值比最初計算的負載電阻值更減小為小于預先設定的基準，則根據歐姆定律I＝V/R，檢測為電流的值被增加，由此判斷為藥劑的瞬間投入量增加，為了減少藥劑的瞬間投入量，以減少可編程電流部300中產生的電流值減少的方式進行控制。

如此，在離子電滲透手術中，也計算離子電滲透電極110之間的負載電阻，由此測定藥劑的瞬間投入量，若藥劑的瞬間投入量發生變化，則以控制部600控制可編程電流部300的形態，規定化注入到皮膚的藥劑的瞬間投入量，從而可向被手術者的皮膚900穩定地投入輸入到控制部600的給藥量。

并且，若當前的負載電阻值超過預先設定的范圍而被增加，或者負載電阻值經常發生變化，則控制部600判斷為被手術者的皮膚900與電極部100之間的接觸狀態和藥劑的給藥狀態不良，以停止可編程電流部300的電流供給的方式進行控制，從而可向被手術者的皮膚900穩定地投入輸入到控制部600的藥劑的量。

另一方面，瞬間給藥量檢測模式之后，控制部600為了測定經過預先設定的時間而蓄積于皮膚的藥劑的量，選擇累積給藥量檢測模式。

其中，根據控制部600的藥劑投入模式的選擇，浸透到皮膚內部的藥劑，向存在于人體內部的移動自如的電解物質傳遞離子化的藥劑，并蓄積于皮膚內，或者流入如同血液一樣移動自如的液體，由此向人體的另一部分移動。

此時，蓄積于皮膚的藥劑的時間增加量，當將從外部流入的藥劑的流量設定為F時，可表示為dQ/dt＝F-(Q/τ)之類的式(Q/τ為藥劑溶解于血液，向其他地方移動的速度，Q為注入到被手術者的皮膚900的藥劑的量，τ為時間常數)。

就普通的藥劑而言，由于是F>Q/τ，因此在離子電滲透手術期間，相當多的藥劑蓄積于離子電滲透電極110之間，若終止手術，則根據血液的作用而蓄積的藥劑隨著時間的經過全部消失。

因此，由于手術中藥劑蓄積于皮膚，且根據該量，生物體比電阻減少或增加，因此求得生物體比電阻，即可求得相反地蓄積的藥劑的量。

根據這種關系，若控制部600選擇累積給藥量檢測模式，則控制部600以阻斷電流從可編程電流部300供給到離子電滲透電極110的方式控制可編程電流部300，并以阻抗檢測部400計算生物體比電阻測定電極120之間的生物體比電阻值的方式控制阻抗檢測部400。

此時，交流電流產生部410向生物體比電阻測定電極120之間供給16Hz的高頻電流，電壓傳感器部420測定離子電滲透電極110之間的電壓，由此阻抗檢測部400計算生物體比電阻值，將計算的生物體比電阻值傳送至控制部600。

而且，控制部600根據將輸入到控制部600的藥劑的投入量換算為生物體比電阻值的換算式，來換算為目標生物體比電阻值，比較該目標生物體比電阻值和當前的生物體比電阻值，若當前的生物體比電阻值比該目標生物體比電阻值更增加為預先設定的基準值以上，則判斷為小于輸入到控制部600的藥劑的投入量，為了維持或增加瞬間給藥量，控制部600以維持或增加從可編程電流部300供給到離子電滲透電極110的電流的值的方式控制可編程電流部300。

相反，若當前的生物體比電阻值與目標生物體比電阻值相同或者減少，則控制部600判斷為與輸入到控制部600的藥劑的投入量相同或者超過輸入的藥劑的給藥量，來結束離子電滲透手術，為了實現這些，以阻斷從可編程電流部300提供到離子電滲透電極110的電流的方式控制可編程電流部300。

如此，在離子電滲透手術當中也測定累積于被手術者的皮膚900的藥物的量，由此掌握被手術者的皮膚900狀態，可向被手術者的皮膚900穩定地投入輸入到控制部600的藥劑的量。

而且，在各檢測模式中，控制部600比較輸入到控制部600的藥劑的投入量和目前為止投入的藥劑的投入量，若藥劑的投入量與輸入的藥劑的投入量相同或者以上，則以停止可編程電流部300供給電流的方式控制可編程電流部300，由此可結束離子電滲透手術。

另一方面，控制部600將檢測模式及被手術者的離子電滲透手術的狀態信息傳送至無線通信部700，無線通信部700將該狀態信息變換為無線信號，來傳送至外部設備800。

因此，觀察者可通過外部設備800的顯示器，遠程觀察被手術者的離子電滲透手術的狀態信息。

并且，通過外部設備800的輸入單元和設置于外部設備800的應用程序，輸入藥劑的種類、藥劑的投入量及投入時間等，還可遠程調節被手術者的離子電滲透手術。

以下，說明本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置的離子電滲透給藥方法。

如圖10所示，本發明的離子電滲透給藥方法還可包括第一監控步驟S100。

該第一監控步驟S100為向上述離子電滲透電極110供給交流電流，基于上述離子電滲透電極110之間所測定的負載電阻值，監控藥劑的投入狀態的步驟。

即，控制部600為了檢測負載電阻值的變化，阻斷電流從可編程電流部300供給到離子電滲透電極110，以阻抗檢測部400計算離子電滲透電極110之間的負載電阻值的方式控制阻抗檢測部400。

此時，交流電流產生部410向離子電滲透電極110之間供給4Hz的低頻交流電流，電壓傳感器部420檢測離子電滲透電極110之間的電壓，阻抗檢測部400計算負載電阻值，將計算的負載電阻值傳送至控制部600。

而且，控制部600比較存儲于控制部600的最初計算的負載電阻值和當前計算的負載電阻值，若當前的負載電阻值比最初計算的負載電阻值更超過預先設定的基準而被增加，則根據歐姆定律I＝V/R，檢測為電流的值被減少，由此判斷為藥劑的瞬間投入量被減少。

相反，比較存儲于控制部600的最初計算的負載電阻值和當前計算的負載電阻值，若當前的負載電阻值比最初計算的負載電阻值更減少為小于預先設定的基準，則根據歐姆定律I＝V/R，檢測為電流的值被增加，由此判斷為藥劑的瞬間投入量被增加。

其中，若存儲于控制部600的最初計算的負載電阻值和當前的負載電阻值相同，則根據歐姆定律I＝V/R，檢測為電流的值恒定，由此判斷為藥劑的瞬間投入量恒定。

如此，在離子電滲透手術中計算離子電滲透電極110之間的負載電阻，由此測定藥劑的瞬間投入量，從而可檢測如藥劑的瞬間投入量變化的藥劑的投入狀態。

并且，若當前的負載電阻值超過預先設定的范圍而被增加，或者負載電阻值經常發生變化，則通過第一監控步驟S100，可判斷為被手術者的皮膚900與電極部100之間的接觸狀態及藥劑的投入不良。

如此，第一監控步驟S100為了穩定地給藥輸入的藥劑的量，比較存儲于控制部600的最初計算的負載電阻值和當前的負載電阻值，由此即使在手術中也能測定瞬間給藥量來掌握給藥狀態，并根據給藥狀態來控制可編程電流部300，由此可自動調節瞬間給藥量，還可從外部設備800遠程調節瞬間給藥量。

本發明的離子電滲透給藥方法可包括第二監控步驟S200。

該第二監控步驟S200為向離子電滲透電極110供給交流電流，基于上述生物體比電阻測定電極120之間所測定的生物體比電阻值，監控藥劑的投入狀態的步驟。

即，控制部600阻斷從可編程電流部300供給到離子電滲透電極110的電流，并以阻抗檢測部400計算生物體比電阻測定電極120之間的生物體比電阻值的方式控制阻抗檢測部400。

此時，交流電流產生部410向生物體比電阻測定電極120之間供給16Hz的高頻電流，電壓傳感器部420檢測離子電滲透電極110之間的電壓，阻抗檢測部400計算生物體比電阻值，由此將計算的生物體比電阻值傳送至控制部600。

而且，控制部600按照換算為生物體比電阻值的換算式，將輸入到控制部600的藥劑的投入量換算為目標生物體比電阻值，比較該目標生物體比電阻值和在阻抗檢測部400計算的當前的生物體比電阻值，若當前的生物體比電阻值比目標生物體比電阻值更超過預先設定的基準值而被增加，則判斷為目前為止投入到皮膚的藥劑的量小于輸入到控制部600的藥劑的投入量。

相反，控制部600比較存儲于控制部600的目標生物體比電阻值和當前的生物體比電阻值，若當前的生物體比電阻值與目標生物體比電阻值相同或者減少為小于預先設定的基準，則判斷為輸入到控制部600的藥劑的投入量以上。

如此，第二監控步驟S200為了穩定地投入藥劑，比較存儲于控制部600的目標生物體比電阻值和當前的生物體比電阻值，由此手術過程中也自動測定投入到皮膚的累積給藥量，通過投入到受試者的給藥量和輸入到控制部600的藥劑的投入量的關系，自動控制可編程電流部300，由此可調節瞬間給藥量。此時，還可從外部設備800遠程調節瞬間給藥量。

另一方面，第一監控步驟S100或第二監控步驟S200還可包括向外部告知藥劑給藥的異常狀態的步驟。

即，當最初的負載電阻值或目標生物體比電阻值超過預先設定的范圍時，阻斷向離子電滲透電極110供給電流，并通過警告單元向外部告知藥劑給藥的異常狀態，使觀察離子電滲透手術的觀察者快速認知藥劑給藥的異常狀態，并通過外部設備800確認藥劑是否穩定地進行給藥，從而可預防離子電滲透裝置的誤操作引起的事故。

其中，警告單元可以是使設置于離子電滲透給藥裝置的LED閃爍或者通過設置于離子電滲透給藥裝置的音響發出警告音，或者具有與離子電滲透給藥裝置進行無線通信的顯示器的外部設備800，外部設備800通過顯示器，可向觀察者警告離子電滲透手術的異常狀態。

本發明的離子電滲透給藥方法可包括調節藥劑的投入的步驟S300。

該調節藥劑的投入的步驟S300，基于在第一監控步驟S100及第二監控步驟S200中測定的當前的負載電阻值或生物體比電阻值，調節藥劑的投入量。

即，在第一監控步驟S100或第二監控步驟S200中，當最初的負載電阻值或目標生物體比電阻值超過預先設定的范圍時，調節向離子電滲透電極110供給的電流的大小或者阻斷電流的供給，由此可調節藥劑的投入量或者阻斷藥劑的投入。

例如，在第一監控步驟S100中，判斷為瞬間給藥量被減少時，為了增加按每小時投入到皮膚900的瞬間給藥量引起如下的變化，增加可編程電流部300供給的電流的振幅及占空比中的一種以上的值或者減少頻率，從而可向被手術者的皮膚900穩定地投入輸入到控制部600的藥劑的量。

相反，在第一監控步驟S100中判斷為瞬間給藥量被增加時，為了減少瞬間給藥量，減少可編程電流部300供給的電流的振幅及占空比值中的一種以上的值或者增加頻率，從而可向被手術者的皮膚900穩定地投入輸入到控制部600的藥劑的量。

另一方面，在第二監控步驟S200中判斷為累積給藥量小于輸入到控制部600的藥劑的投入量時，以累積給藥量達到輸入到控制部600的藥劑的投入量以上的方式維持可編程電流部300供給的電流的大小，由此維持瞬間給藥量或者增加電流的大小，來增加瞬間給藥量，從而可向被手術者的皮膚900穩定地投入輸入到控制部600的藥劑的投入量。

相反，在第二監控步驟S200中判斷為累積給藥量達到輸入到控制部600的藥劑的投入量以上時，阻斷可編程電流部300供給的電流來結束離子電滲透手術，從而可向被手術者的皮膚900穩定地投入輸入到控制部600的藥劑的量。

并且，調節藥劑的投入的步驟S300還可包括終止藥劑的投入的步驟。

該終止藥劑的投入的步驟中，在溫度傳感器部500中測定的溫度超過預先設定的溫度的范圍時，阻斷向離子電滲透電極110供給的電流，由此可終止藥劑的投入。

即，為了預防因電極的溫度上升而造成被手術者的皮膚900灼傷的事故，當溫度傳感器部500提供的電極的溫度值超過預先設定在控制部600的溫度的范圍時，控制部600阻斷可編程電流部300的電流供給，由此可終止藥劑的投入。

因此，本發明的實施例的離子電滲透給藥裝置及給藥方法，具有離子電滲透電極110及生物體比電阻測定電極120，通過阻抗檢測部400，基于負載電阻值和生物體比電阻值，正確監控離子電滲透手術的狀態信息，基于該狀態信息，投入藥劑，由此可恒定而穩定地投入藥劑。

并且，具有溫度傳感器部500，測定被手術者的投入藥劑的部分的溫度，由此可防止因電極部100加熱而造成被手術者灼傷的事故。

并且，具有無線通信部700，與外部設備800進行無線通信，由此部件能夠容易掌握離子電滲透手術的狀態信息，而且在遠程也能掌握離子電滲透手術的狀態信息，并可控制離子電滲透手術。

以上，說明了本發明的實施例，但本發明的權利范圍并不局限于此，本發明所屬技術領域的普通技術人員，通過本發明的實施例容易變更，并包括被認為等同的范圍的所有變更及修改。

產業上的可利用性

本發明可利用于健身管理領域、醫療器械領域等與健康相關的產業領域。