KR101968304B1 - 고주파 암 치료 장치 - Google Patents

Abstract

본 발명은 고주파 암 치료 장치에 관한 것이다.
상세하게는, 전원을 공급하는 전원부(110), 상기 전원부(110)와 연결되어 고주파 전류를 발진하는 발진부(120), 상기 발진부(120)와 연결되어, 발진부(120)에서 발진된 고주파 전류를 증폭하는 증폭부(130), 고주파 전류의 세기를 조절하는 레벨 조절부(140), 고주파 전류를 출력하는 출력부(150), 상기 전원부(110)와 발진부(120)와 증폭부(130)와 레벨 조절부(140)와 출력부(150)를 제어하는 제어부(160), 상기 출력부(150)와 연결되고, 고주파 전류를 신체에 인가하되, 신체와 접촉 가능하게 마련되는 제 1전극판(210)이 형성된 제 1전극부(200), 상기 제 1전극부(200)에 대응되며, 제 1전극부(200)와 반대의 극성을 가지도록 마련되고, 신체와 접축 가능하게 마련되는 제 2전극판(310)이 형성된 제 2전극부(300)로 이루어진,
고주파 암 치료 장치에 있어서,
제어부(160)는,
제 1전극부(200)와 제 2전극부(300) 사이에서 발생하는 고주파 전류가 0.45[MHz] 내지 0.5[MHz] 중, 특정 주파수로 제어되도록 하는 것을 특징으로 한다.
이때, 제 1전극부(200)는,
복수 개로 구비되되, 각기 다른 면적의 제 1전극판(210)으로 형성되어,
신체 내에 생성된 종양 세포가 위치한 응집영역(Da)에 맞는 면적의 제 1전극판(210)을 선택, 제 2전극부(300)와 역상(대향 전극)을 이루어, 종양 세포가 위치한 응집영역(Da)에 심부열이 집중적으로 발생되도록 할 수 있다.
또한, 제어부(160)는,
제 1전극부(200)와 제 2전극부(300) 사이에서 발생하는 고주파 전류가 0.46[MHz]로 제어되도록 하고,
또한, 제 1전극부(200)는,
신체 내에 생성된 종양 세포가 위치한 응집영역(Da)에 심부열이 발생될 수 있도록, 7[개]의 서로 다른 면적의 제 1전극판(210)으로 형성된, 7[개]의 제 1전극부(200)가 구비되도록 하여,
열을 발생시키고자 하는 응집영역(Da) 및 시술 부위별 용도에 따라 선택되어 사용되도록 하고,
또한, 고주파 암 치료 장치에는,
제 1전극부(200) 및 제 2전극부(300)를 거치, 보관할 수 있는 고주파출력모듈거치수단(13);이 구성되되,
고주파출력모듈거치수단(13)은,
조작부(12)의 상부에 결합, 고정되는 거치대고정브라켓(13a);과, 상기 거치대고정브라켓(13a)의 상부 및 하부에 결합, 고정되어 제 1전극부(200)가 거치되는, 제 1거치홈(H1) 내지 제 6거치홈(H6)이 형성된 상부거치블록하우징(UBH) 및 제 7거치홈(H7)이 형성된 하부거치블록하우징(BBH)으로 이루어진 고주파출력모듈거치대(13b);로 구성되고,
고주파출력모듈거치대(13b)에 제 2전극부(300)를 거치할 수 있는 제 2전극부거치삽입구(13c);가 형성되어,
제 1전극부(200) 및 제 2전극부(300)의 보관성 및 고주파 암 치료 장치의 이동성을 향상시키도록 하며,
또한, 응집영역(Da)의 온도는,
Gt는 추정된 응집영역(Da)의 온도,
C는 비례상수(C = 0.93333),
Ht는 제 1전극부(200)의 온도로서,
Gt = C * Ht의 관계식을 이용하여 추정하는 것을 특징으로 한다.
이로 인해, 상술한 바와 같이 특정범위 내의 고주파를 이용하여, 세포의 분자운동을 활발히 유발시켜서 신체 내에 발생된 암세포가 제거되도록 한다는 이점이 있다.

Description

고주파 암 치료 장치{A high frequency cancer treatment}

본 발명은 고주파 암 치료 장치에 관한 것으로서, 더욱 상세하게는, 고주파를 이용하여, 세포의 활발한 분자운동을 유발, 특정온도의 심부열을 발생시켜, 신체 내에 생성된 암세포를 제거할 수 있도록 하는 고주파 암 치료 장치에 관한 것이다.

일반적으로 고주파 전류가 인체 내에 통전되면, 전류의 방향이 바뀔 때마다 조직을 구성하는 분자들이 진동하면서 서로 마찰하게 되며, 그 결과, 해당 신체 조직에서 열이 발생하는데 이를 심부발열 또는 심부열이라 한다.

고주파 전류는, 다른 형태의 전류와 달리, 감각신경이나 운동신경을 자극하지 않고 근육 수축을 일으키지 않으면서도, 해당 신체 조직 내의 특정부위를 가열할 수 있다.

생체 열에너지로 변환된 고주파 에너지는, 해당 신체 조직의 온도를 상승시켜 세포의 기능을 증진시키고 동맥 및 모세혈관 확장을 통해 혈류량을 증가시킴으로써, 혈액 및 림프액의 순환을 촉진시킴과 동시에, 신진대사를 증진시키게 된다.

이에, 고주파 암 치료 장치에 관한 선행기술로서, 도 35의 (a)에 도시된 바와 같이, 대한민국 등록특허공보 제10-1734928호의 "고주파 온열암치료기"(이하, '선행기술 1'이라 함.)는,

직립배치되며 중앙이 전, 후방으로 개구되면서 내부에 치료공간이 마련되고, 상기 치료공간 하단에는 슬라이딩홈이 형성되며, 제어신호에 따라 고주파전류를 생성하여 출력하는 고주파모듈이 내장된 본체부, 수평배치되어 상부에는 매트가 장착되고 상기 슬라이딩홈에 삽입되어 전, 후방으로 슬라이딩 이동하는 베드부, 상기 본체부와 케이블로 연결되며 피시술자의 피부에 인가된 고주파전류를 통전시키는 접지부, 상기 본체부 상에서 상기 치료공간의 상부 위치에 장착되고, 제어신호에 따라 상기 매트에 누운 피시술자의 피부와 접촉하도록 상기 치료공간 내에서 X축, Y축, Z축을 따라 이동하며, 상기 고주파모듈과 전기적으로 연결되어 생성된 고주파전류를 피부에 인가하는 치료모듈 및 상기 치료모듈과 신호연결되어 각 축별 이동거리가 조절되도록 구동제어하고, 상기 고주파모듈과 신호연결되어 6[MHz] 내지 10[MHz]의 주파수범위를 갖는 고주파전류가 출력되도록 구동제어하는 제어모듈을 포함하는 고주파 온열암치료기에 관한 것이다.

또 다른 선행기술로는, 도 35의 (b)에 도시된 바와 같이, 대한민국 공개특허공보 제10-2010-0028761호의 "고주파 치료 장치용 전극 유닛 및 이를 포함한 고주파 치료장치"(이하, '선행기술 2'라 함.)로,

고주파 전류를 이용하여 발생된 심부열을 통하여 환부를 치료하는 고주파 치료 장치용 전극 유닛으로서, 금속 재료로 이루어지며, 가요성을 갖는 박막 형태의 전극판 및 상기 전극판의 일면에 형성되어, 상기 전극판을 신체 일부에 부착시키는 부착 부재를 포함하는 고주파 치료 장치용 전극 유닛 및 이를 포함한 고주파 치료 장치에 관한 것이다.

그러나, 상기 선행기술 1을 포함한 종래의 통상적인 고주파 치료 장치의 경우, 피부 치료용으로 주로 사용되고 있으며, 인가되는 주파수도 고주파 영역에서도 상대적으로 높은 주파수 영역 대의 주파수가 인가된다.

예를 들어, 인체에 인가되는 고주파 전류의 주파수가 크게는 13[MHz], 이보다 작게는 6[MHz] 내지 8[MHz]인 경우가 대부분으로, 이러한 경우, 피부의 표층에는 열이 발생되지만, 신체 내부 깊숙이까지는 열이 발생하지 못하여, 암세포가 위치하는 심부에는 큰 영향을 미칠 수 없다는 문제점이 있었다.

반면, 선행기술 2는, 식별번호 [0017]과, 식별번호 [0025]에 기재된 바와 같이, 본 발명과 유사한 주파수 범위인, 0.4[MHz] 내지 0.6[MHz]의 주파수 범위가 개시되어 있지만, 왜 이 주파수의 범위가 사용되어야 하는지에 대한 필연성이나, 그 임계적 의의는 전혀 기재되어 있지 않으므로, 본 발명의 핵심적인 기술적 특징과는 상이하다.

대한민국 등록특허공보 제10-1734928호(2017.05.04.) 대한민국 공개특허공보 제10-2010-0028761호(2010.03.15.)

이에, 본 발명은 상기 전술한 종래의 문제점을 해결하기 위하여 안출된 것으로서,

체내에서 종양 세포를 제거할 수 있으면서도, 신체에 큰 열부하를 주지 않는 심부열을 발생시킬 수 있는 고주파를 이용한 암 치료 장치를 제공하는 데 목적이 있다.

본 발명의 또 다른 목적은, 신체 내의 NK세포를 활성화시켜, 면역 기능을 강화할 수 있는 고주파를 이용한 암 치료 장치를 제공하는 데에 그 목적이 있다.

또한, 체내에 생성된 종양 세포의 위치를 고려, 종양 세포의 위치를 타깃(target)으로 집중적인 치료가 가능한 고주파를 이용한 암 치료 장치를 제공하는 데 목적이 있다.

상기 목적을 이루기 위한 본 발명은 해결하고자 하는 과제를 달성하기 위해 안출된 것으로서,

전원을 공급하는 전원부,

상기 전원부와 연결되어 고주파 전류를 발진하는 발진부,

상기 발진부와 연결되어, 발진부에서 발진된 고주파 전류를 증폭하는 증폭부,

고주파 전류의 세기를 조절하는 레벨 조절부,

고주파 전류를 출력하는 출력부,

상기 전원부와 발진부와 증폭부와 레벨 조절부와 출력부를 제어하는 제어부,

상기 출력부와 연결되고, 고주파 전류를 신체에 인가하되, 신체와 접촉 가능하게 마련되는 제 1전극판이 형성된 제 1전극부,

상기 제 1전극부에 대응되며, 제 1전극부와 반대의 극성을 가지도록 마련되고, 신체와 접축 가능하게 마련되는 제 2전극판이 형성된 제 2전극부로 이루어진,

고주파 암 치료 장치에 있어서,

제어부는,

제 1전극부와 제 2전극부 사이에서 발생하는 고주파 전류가 0.45[MHz] 내지 0.5[MHz] 중, 특정 주파수로 제어되도록 하는 것을 특징으로 한다.

이때, 제 1전극부는,

복수 개로 구비되되, 각기 다른 면적의 제 1전극판으로 형성되어,

신체 내에 생성된 종양 세포가 위치한 응집영역에 맞는 면적의 제 1전극판을 선택, 제 2전극부와 역상(대향 전극)을 이루어, 종양 세포가 위치한 응집영역에 심부열이 집중적으로 발생되도록 할 수 있다.

또한, 특히, 제어부는, 제 1전극부와 제 2전극부 사이에서 발생하는 고주파 전류가 0.46[MHz]로 제어되도록 하고,

제 1전극부는,

신체 내에 생성된 종양 세포가 위치한 응집영역에 심부열이 발생될 수 있도록, 7[개]의 서로 다른 면적의 제 1전극판으로 형성된, 7[개]의 제 1전극부가 구비될 수 있다.

또한, 고주파 암 치료 장치에는,

제 1전극부 및 제 2전극부를 거치, 보관할 수 있는 고주파출력모듈거치수단;이 구성되되,

고주파출력모듈거치수단은,

조작부의 상부에 결합, 고정되는 거치대고정브라켓;

상기 거치대고정브라켓의 상부 및 하부에 결합, 고정되어, 복수 개의 제 1전극부가 거치되는, 제 1거치홈 내지 제 6거치홈이 형성된 상부거치블록하우징 및 제 7거치홈이 형성된 하부거치블록하우징으로 이루어진 고주파출력모듈거치대;로 구성되고,

고주파출력모듈거치대에 제 2전극부를 거치할 수 있는 제 2전극부거치삽입구;가 형성되어,

제 1전극부 및 제 2전극부의 보관성 및 고주파 암 치료 장치의 이동성을 향상시키는 것을 특징으로 한다.

이때, 응집영역의 온도는,

Gt는 추정된 응집영역의 온도,

C는 비례상수(C = 0.93333),

Ht는 제 1전극부의 온도로서,

Gt = C * Ht의 관계식을 이용하여 추정할 수 있다.

한편, 이에 앞서 본 명세서는, 특허등록청구범위에 사용된 용어나 단어는 통상적이거나 사전적인 의미로 한정해서 해석되어서는 아니되며, 발명자는 그 자신의 발명을 가장 최선의 방법으로 설명하기 위해 용어의 개념을 적절하게 정의할 수 있다는 원칙에 입각하여, 본 발명의 기술적 사상에 부합하는 의미와 개념으로 해석되어야만 한다.

따라서, 본 명세서에 기재된 실시 예와 도면에 도시된 구성은, 본 발명의 가장 바람직한 일 실시 예에 불과할 뿐, 본 발명의 기술적 사상을 모두 대변하는 것은 아니므로, 본 출원시점에 있어서 이들을 대체할 수 있는 다양한 균등물과 변형 예들이 있을 수 있음을 이해하여야 한다.

이상의 구성 및 작용에서 상기 설명한 바와 같이 본 발명에 따르면,

체내에서 종양 세포를 제거할 수 있으면서도, 신체에 큰 열부하를 주지 않는 심부열을 발생시킬 수 있다.

또한, 신체 내의 NK세포를 활성화시켜, 면역 기능을 강화할 수 있다.

또한, 체내에 생성된 종양 세포의 위치를 고려, 종양 세포의 위치를 타깃(target)으로 집중적인 치료가 가능하다.

좀 더 상세하게는,

고주파 전류가 0.3[MHz] 내지 0.7[MHz]로 제어되도록 하여, 신체 내에서 섭씨 40[℃] 내지 45[℃] 이상의 심부열을 발생시켜서, 이 열을 이용하여, 종양 세포를 소멸시키거나 축소시킬 수 있다.

즉, 일반 세포의 경우, 혈관과 연결되어 열 부하가 가해지는 경우, 열이 혈관을 타고 다른 곳으로 방출되지만, 종양 세포의 경우, 혈관이 잘 발달되지 않아, 열 부하가 가해지게 되면 이를 종양 세포 외부로 방출하는 것이 느려, 열로 인해 괴사한다.

이러한 원리를 이용하여, 종양 세포를 효과적으로 제거하거나 축소시킬 수 있다.

또한, 본 발명은, 8[MHZ] 또는 13.56[MHz]와 같이, 상대적으로 높은 주파수를 사용하여, 피부 또는 피하에서만 집중적으로 열을 발생시키는 것을 방지하고, 심부에서도 높은 온도를 갖는 열을 발생시킴으로써, 치료 대상자의 피부 또는 피하에서의 화상을 방지할 수 있도록 한다.

더하여서, 고주파출력모듈거치수단으로 인해 제 1전극부 및 제 2전극부의 보관 및 이동의 용이성이 극대화된다.

즉, 고주파 전류가 출력되는 출력수단을 보관하거나 거치할 수 있는 구성요소의 부재로 인한 종래의 문제점(출력수단의 선들이 얽히거나, 출력수단이 떨어져 파손되는 점과, 보관 및 이동 시, 출력수단과 본체를 연결하는 선 및 커넥터를 모두 분리해야 하는 점, 또는, 출력수단 또는 본체 중, 한쪽만을 분리한 채 바닥에 끌리면서 보관 및 이동시켜야 하는 문제점)을 개선함과 동시에, 각각 제 1전극판의 면적이 상이한 복수 개의 제 1전극부 및 플레이트 형상의 제 2전극부가 각자의 자리에 위치, 거치되도록 함으로서, 시술 시, 즉각적으로 시술환경(시술 부위, 종양의 위치)에 맞는 제 1전극부와, 제 2전극부를 활용할 수 있도록 하여, 본 발명의 사용성 또한 극대화되도록 하는 매우 효과적인 발명이라 하겠다.

도 1은 본 발명인 고주파 암 치료 장치에 대한 사진이다.
도 2는 본 발명인 고주파 암 치료 장치에 대한 제어 블럭도이다.
도 3의 (a)는 종래 기술에 의한 고주파 치료 장치의 동작을 나타낸 도면이다.
도 3의 (b)는 본 발명인 고주파 암 치료 장치의 동작을 나타낸 도면이다.
도 4의 (a)와 (b)는 본 발명인 고주파 암 치료 장치에서 제 1, 2전극부의 극성의 전환에 따른 체내에서의 세포의 극성의 변화를 도시한 도면이다.
도 5의 (a)와 (b)는 신체의 회로도이다.
도 6의 (a)는 신체의 온도가 35[℃]인 경우, 열 화상 카메라로 촬영한 신체의 상태사진이다.
도 6의 (b)는 신체의 온도가 39[℃]인 경우, 열 화상 카메라로 촬영한 신체의 상태사진이다.
도 7은 온도별 시간의 변화에 따른 세포의 생존율 그래프이다.
도 8의 (a)는 혈류 유무에 따라서 43[℃]로 가열한 암세포와, 정상 세포의 생존율을 비교한 그래프이다.
도 8의 (b)는 암세포와 정상세포 가열시 혈류량의 변화를 나타낸 그래프이다.
도 9의 (a)는 정상 세포에 가열이 되는 경우, 변화 상태를 표시한 것이다.
도 9의 (b)는 암세포에 가열이 되는 경우, 변화 상태를 표시한 것이다.
도 10의 (a)와 (b)는 주파수와 발열 부위 깊이와의 관계를 도시한 그래프 및 관계식이다.
도 11은 본 발명인 고주파 암 치료 장치를 실제 실험한 장면을 촬영한 사진이다.
도 12는 도 11에 의한 실험에 의하여 얻은 데이터이다.
도 12의 (a)는 본 발명인 고주파 암 치료 장치를 사용하여 60[분] 동안의 각 체온 측정 부위에서 체온이 변화하는 것을 나타낸 그래프이다.
도 12의 (b)는 실험 종료 후, 잔열을 30[분] 동안 측정한 그래프이다.
도 13은 본 발명인 고주파 암 치료 장치를 사용하여, 60[분] 동안의 각 체온 측정 부위에서 체온이 변화하는 것을 나타낸 데이터 시트이다.
도 14는 실험 종료 후, 잔열을 30[분] 동안 측정한 데이터 시트이다.
도 15는 본 발명인 고주파 암 치료 장치를 이용한 신체와 유사한 특성을 갖는 시료에 대한 심부열 발생 상태를 측정하기 위한 실험 세트의 사진이다.
도 16은 도 15에서 나타난 실험 세트를 이용하여 돼지 근육 시료에 대해서 실험 세팅을 한 사진이다.
도 17은 도 16을 이용하여 도출된 실험 결과 데이터 그래프이다.
도 18은 도 15에서 나타난 실험 세트를 이용하여 두부 시료에 대해서 실험 세팅을 한 사진이다.
도 19는 도 18을 이용하여 도출된 실험 결과 데이터 그래프이다.
도 20은 도 15에서 나타난 실험 세트를 이용하여 한천 시료에 대해서 실험 세팅을 한 사진이다.
도 21은 한천에 NaCl 0.5[%]를 포함시킨 경우에 있어서, 도 20을 이용하여 도출된 실험 결과 데이터 그래프이다.
도 22는 한천에 NaCl이 포함되지 않은 경우에 있어서, 도 20을 이용하여 도출된 실험 결과 데이터 그래프이다.
도 23은 본 발명인 고주파 암 치료 장치에 의한 치료 성공 사례 1을 입증하는 환자의 치료 전후의 CT 사진이다.
도 24는 본 발명인 고주파 암 치료 장치에 의한 치료 성공 사례 1을 입증하는 환자의 치료 전후의 상태 데이터이다.
도 25는 본 발명인 고주파 암 치료 장치에 의한 치료 성공 사례 2을 입증하는 환자의 치료 전, 후의 NK세포 활성자극 인터페론 감마의 변화 수치를 나타낸 데이터이다.
도 26은 본 발명인 고주파 암 치료 장치에 의한 치료 성공 사례 3을 입증하는 환자의 치료의 CT 사진이다.
도 27은 본 발명인 고주파 암 치료 장치에 의한 치료 성공 사례 3을 입증하는 환자의 치료의 CT 사진이다.
도 28은 본 발명인 고주파 암 치료 장치에 의한 치료 성공 사례 3을 입증하는 췌장암 표식자의 변화 데이터 그래프이다.
도 29는 본 발명인 고주파 암 치료 장치에 의한 치료 성공 사례 2을 입증하는 환자의 치료 전, 후의 NK세포 활성자극 인터페론 감마의 변화 수치를 나타낸 데이터이다.
도 30은 본 발명인 고주파 암 치료 장치로 인해 생성되는 응집영역에 대한 개념도를 나타낸 것이다.
도 31은 본 발명인 고주파 암 치료 장치의 구성요소 중, 제 1전극부의 실시 예를 나타낸 것이다.
도 32는 본 발명인 고주파 암 치료 장치를 이용한 주파수 변화에 따른 온도 변화를 실시간 측정한 그래프를 나타낸 것이다.
도 33은 본 발명인 고주파 암 치료 장치를 이용하여 90[분] 가열 후의 주파수 변화에 따른 온도 변화를 측정한 그래프를 나타낸 것이다.
도 34는 본 발명인 고주파 암 치료 장치의 구성요소 중, 고주파출력모듈거치수단에 대한 실시 예를 나타낸 것이다.
도 35는 본 발명인 고주파 암 치료 장치에 대한 선행기술의 대표도를 나타낸 것이다.

이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명인 고주파 암 치료 장치에 대한 기능, 구성 및 작용을 상세히 설명하기로 한다.

본 발명은,

전원을 공급하는 전원부(110),

상기 전원부(110)와 연결되어 고주파 전류를 발진하는 발진부(120),

상기 발진부(120)와 연결되어, 발진부(120)에서 발진된 고주파 전류를 증폭하는 증폭부(130),

고주파 전류의 세기를 조절하는 레벨 조절부(140),

고주파 전류를 출력하는 출력부(150),

상기 전원부(110)와 발진부(120)와 증폭부(130)와 레벨 조절부(140)와 출력부(150)를 제어하는 제어부(160),

상기 출력부(150)와 연결되고, 고주파 전류를 신체에 인가하되, 신체와 접촉 가능하게 마련되는 제 1전극판(210)이 형성된 제 1전극부(200),

상기 제 1전극부(200)에 대응되며, 제 1전극부(200)와 반대의 극성을 가지도록 마련되고, 신체와 접축 가능하게 마련되는 제 2전극판(310)이 형성된 제 2전극부(300)로 이루어진,

고주파 암 치료 장치에 있어서,

제어부(160)는,

제 1전극부(200)와 제 2전극부(300) 사이에서 발생하는 고주파 전류가 0.45[MHz] 내지 0.5[MHz] 중, 특정 주파수로 제어되도록 하는 것을 특징으로 한다.

이때, 제 1전극부(200)는,

복수 개로 구비되되, 각기 다른 면적의 제 1전극판(210)으로 형성되어,

신체 내에 생성된 종양 세포가 위치한 응집영역(Da)에 맞는 면적의 제 1전극판(210)을 선택, 제 2전극부(300)와 역상(대향 전극)을 이루어, 종양 세포가 위치한 응집영역(Da)에 심부열이 집중적으로 발생되도록 할 수 있다.

즉, 본 발명은, 고주파 전류가 출력되는 제 1전극부(200)와 제 2전극부(300)를 이용, 신체 내 심부열을 상승시켜, 암세포가 제거되도록 한다.

이때, 제어부(160)는, 제 1전극부(200)와 제 2전극부(300) 사이에서 발생하는 고주파 전류의 특정범위 중, 특히, 0.46[MHz]로 제어되도록 한다.

이는, 0.3[MHz] 내지 0.7[MHz] 내에서의 주파수 변화에 따른 온도변화를 나타낸 도 32의 그래프에 도시된 바와 같이, 측정값들 중, 시간에 따라 온도가 상승되는 주파수 대역은, 0.45[MHz] 내지 0.5[MHz]이며, 그 중에서도, 0.46[MHz]의 경우, 가장 일정한 기울기가 형성, 리니어(linear)한 출력을 얻을 수 있어, 시간에 따라 상승하는 온도를 제어하기에 가장 안정적이고, 용이하므로, 임계적 의의가 있다.

즉, 본 발명과 같은 고주파 전류를 통해 신체의 심부열의 온도를 상승시키는 고주파 암 치료 장치는, 온도의 제어가 매우 중요하다.

이에, 본 발명은, 도 32에 도시된 바와 같이, 90[초] 이후의 온도 변화량을, 기울기를 통해 확실하게 예측할 수 있는 0.46[MHz]로 특정하여, 온도 제어의 안정성 및 장치의 안전성의 효과가 극대화되도록 하였다.

게다가, 0.46[MHz]는, 두 번째로 리니어(linear)한 결과를 보이는 0.5[MHz]보다 작은 주파수이므로, 발생 에너지를 최소화하여, 제조단가를 가장 적절하게 경제적으로 만들 수 있는 가장 적합한 주파수이다.

참고하여, 0.45[MHz] 및 0.5[MHz]는, 시간에 따라 온도는 상승하나, 기울기가 일정치 않아 온도의 제어가 다소 불안정하므로, 이를 제어하기 위해서는, 반드시 온도 제어의 안정성 및 장치의 안전성을 위한 별도의 필터, 장치 및 프로그램이 필요하다.

따라서, 시간에 따라 안정되게 온도를 제어할 수 있는 가장 최적의 주파수가 0.46[MHz]이므로, 본 발명은 이를 특정하여, 온도 제어의 용이성이 극대화된 고주파 암 치료 장치를 제공한다.

참고로, 여타의 주파수들은, 온도의 변화량이 현저히 적어, 신체의 심부열을 상승시키기 위한 고주파 암 치료 장치가 요망하는 주파수 범위에는 부적합하므로, 주파수 특정에 있어 제외시켰다.

본 발명에서 0.46[MHz]를 특정한 이유를 상기 선행기술 2와 대비하여 재차 상세하게 설명하면,

선행기술 2의 경우, 고주파 전류와 관련하여 0.4[MHz] 내지 0.6[MHz]를 사용한다는 것만 개시되어 있을 뿐, 이러한, 고주파 주파수의 범위가 갖는 의미나, 실제, 실험 예가 전혀 없다는 점에서, 그 주파수 활용을 위한 아이디어 시트(idea sheet)가 존재하지 않는다.

즉, 선행기술 2에는, 선행기술 2의 식별번호 [0017]과, 식별번호 [0025]에 0.4[MHz] 내지 0.6[MHz]의 주파수 범위는 개시되어 있지만, 왜 이 주파수의 범위가 사용되어야 하는지에 대한 필연성이나, 그 임계적 의의는 전혀 기재되어 있지 않다.

다시 말해, 당해 주파수 범위에 대한 심도 있는 연구나 개발이 이루어지지 않은 상태에서 단순한 기술적 추측을 통해 0.4[MHz] 내지 0.6[MHz]의 주파수 범위를 추정한 것에 지나지 않다.

또한, 선행기술 2의 기술의 목적과 효과를 살펴보면,

① 평평한 환부뿐만 아니라, 굴곡진 환부도 완벽하게 접착되어 치료 효과를 극대화시키고,

② 1회용으로 위생적으로 활용할 수 있으며,

③ 접착식으로 환부에 접착되어 사용자가 편리하게 치료를 받을 수 있도록 하는 구성으로, 이러한 목적과 효과를 달성하는 쪽에 기술의 포커스가 맞추어져 있다.

그러나, 본 발명은, 신체의 심부에 발생한 악성종양인 암 세포를 축소, 제거시키기 위한 고주파 암 치료 장치인 만큼, 사용의 용이성은 물론, 일정한 사용 주파수를 정하는 것이 매우 중요하고 예민한 핵심적인 기술적 특징이기에, 많은 연구와 반복된 실험을 통한 가장 최적의 사용 주파수로 0.46[MHz]를 도출, 특정하였다.

즉, 선행기술 2에 공지된 주파수의 범위(0.4[MHz] 내지 0.6[MHz]) 내에서 탄력적으로 가변시키는 것보다, 신체의 심부에 통전되는 것으로 가장 효율적이고 안전을 도모할 수 있는 최적의 주파수를 특정하는 것이 무엇보다 중요하기 때문이다.

한편, 신체 내로 고주파 전류를 전달하는 제 1전극부(200)는,

도 31에 도시된 바와 같이, 7[개]의 서로 다른 면적의 제 1전극판(210)으로 형성된, 7[개]의 제 1전극부(200)가 구비되어, 열을 발생시키고자 하는 응집영역(Da) 및 시술 부위별 용도에 따라 선택되어 사용되도록 한다.

이는, 에너지가 응집되는 영역을 응집영역(Da)이라 할 때, 심부열은 바로 이 응집영역(Da)에서 가장 빈번하게 발생하며, 종양의 위치에 응집영역(Da)을 위치시키는 것이 가장 효과적이기 때문이다.

이를 좀 더 구체적으로 살펴보면,

전극의 양 전극부의 면적과 에너지가 응집되는 영역은, 양 전극부의 전극판 면적과 관련이 있다.

그러므로, 본 발명에서는, 이론적으로 응집영역(Da)의 가장 중앙에 있는 점을 응집점(Dp)이라 정의하고, 각각 제 1전극판(210)의 면적이 다른 다수의 제 1전극부(200)를 제공하여, 응집영역(Da)을 가변할 수 있도록 하였다.

즉, 제 1전극판(210)과 제 2전극판(310)의 고주파 발생 면적은, 심부열이 발생되는 위치(깊이, depth)와 밀접한 관계를 가진다.

도 30에 도시된 바와 같이, 제 1전극부(200)와, 제 2전극부(300) 사이에 인체가 있으며, 제 1전극부(200)와 심부열이 발생하는 영역은, 제 2전극부(300)와의 사이에 위치한다.

제 1전극판(210)의 면적을 'A1'이라 하고, 제 2전극판(320)의 면적을 'A2'라 하면, 비례식에 의해 A1 : A2 = d1 : d2의 관계식을 가지게 된다.

따라서, 응집점(Dp)의 위치는, 제 1전극판(210)과 제 2전극판(310)의 면적을 알면 결정된다.(d1은, 제 1전극판(210)과 응집점(Dp)과의 거리이고, d2는, 제 2전극판(320)과 응집점(Dp)과의 거리이다.)

이에, 본 발명에서는,

신체 내에 생성된 종양 세포가 위치한 응집영역(Da)에 심부열이 발생될 수 있도록, 7[개]의 서로 다른 면적의 제 1전극판(210)으로 형성된, 7[개]의 제 1전극부(200)를 구비하여, 에너지를 응집하고자 하는 응집점(Dp)의 위치에 따라 적절하게 결정할 수 있도록 하였다.

또한, 이에 대응하여, 본 발명인 고주파 암 치료 장치에는, 각기 다른 면적의 제 1전극판(210)으로 형성된 7[개]의 제 1전극부(200)를 거치할 수 있는, 고주파출력모듈거치수단(13);이 더 포함되어 구성될 수 있으며,

좀 더 상세하게 예를 들어 설명하면,

도 34에 도시된 바와 같이,

고주파출력모듈거치수단(13)은,

조작부(12)의 상부에 결합, 고정되는 거치대고정브라켓(13a);

상기 거치대고정브라켓(13a)의 상부 및 하부에 결합, 고정되어 제 1전극부(200)가 거치되는, 제 1거치홈(H1) 내지 제 6거치홈(H6)이 형성된 상부거치블록하우징(UBH) 및 제 7거치홈(H7)이 형성된 하부거치블록하우징(BBH)으로 이루어진 고주파출력모듈거치대(13b);로 구성되고,

고주파출력모듈거치대(13b)에 제 2전극부(300)를 거치할 수 있는 제 2전극부거치삽입구(13c);가 형성되어,

제 1전극부(200) 및 제 2전극부(300)의 보관성 및 고주파 암 치료 장치의 이동성을 향상시킨다.

즉, 고주파출력모듈거치수단(13)에 의해, 종래의 문제점(출력수단의 선들이 얽히거나, 출력수단이 떨어져 파손되는 점과, 보관 및 이동 시, 출력수단과 본체를 연결하는 선 및 커넥터를 모두 분리해야 하는 점, 또는, 출력수단 또는 본체 중, 한쪽만을 분리한 채 바닥에 끌리면서 보관 및 이동시켜야 하는 문제점)을 개선, 각각 제 1전극판(210)의 면적이 상이한 제 1전극부(200) 및 플레이트 형상의 제 2전극부(300)를 각자의 자리에 위치, 거치되도록 함으로서, 시술 시, 즉각적으로 복수 개의 제 1전극부(200) 및 제 2전극부(300)를 사용자가 활용할 수 있도록 하여, 보관성 및 이동성은 물론, 본 발명의 사용성 또한 극대화되도록 한다.

도 34는 고주파출력모듈거치수단(13)의 일 실시 예로, 이를 참조하면, 상부거치블록하우징(UBH)에는, 6[개]의 각기 다른 면적으로 형성된 제 1전극판(210)이 형성된 제 1전극부(200)가, 하부거치블록하우징(BBH)에는, 나머지 1[개]의 제 1전극부(200)가 안착되도록 구성되어, 상술한 바와 같이, 고주파 발생 면적인 제 1전극판(210)이 각각 다른 면적(A1)으로 형성된 다수 개의 제 1전극부(200)가 구비된 것을 알 수 있다.

이때, 고주파출력모듈거치대(13b)가, 상부거치블록하우징(UBH)과, 하부거치블록하우징(BBH)으로 나뉘어져 형성된 이유는, 조작부(12)의 상부에 위화감 없이 설치되도록 함과 동시에, 복수 개의 제 1전극부(200) 및 제 2전극부(300)가 안치되는 면적의 크기를 고려, 안치 및 장치의 이동에 방해가 되지 않도록 하기 위함이며, 또한, 제 1전극부(200)의 크기 및 종류별로 상부거치블록하우징(UBH) 및 하부거치블록하우징(BBH)에 분산되어 안치되도록 함으로서, 제 1전극판(200)의 사용이 혼동되지 않도록 하기 위함이다.

한편, 응집영역(Da)의 온도는,

Gt = C * Ht의 관계식을 이용하여 추정할 수 있으며,

이때, Gt는, 추정된 응집영역(Da)의 온도,

C는, 비례상수(C = 0.93333),

Ht는, 제 1전극부(200)의 온도로 정의된다.

또한, 종양을 제거하거나 종양의 크기를 감소시키기 위하여 심부열의 온도가 42[℃]로 작동되는 것이 중요하다.

이는, 심부열의 온도가 42[℃] 이상으로 작동하게 되면, 종양의 주변에 있는 정상세포에도 영향을 미치기 때문이다.

따라서, 본 발명에서는, 상기와 같은 관계식을 통하여, 응집영역(Da)의 온도를 추정하고 있다.

실제로 실험에 의해, 응집영역(Da)의 온도와 제 1전극부(200)의 온도와의 비례관계를 도출하여, 비례상수(C)를 산출, 상기와 같은 '응집영역(Da)의 온도(Gt) = C * 제 1전극부(200)의 온도(Ht)'라는 관계식을 정의하였다.

즉, 제 1전극판(200)의 온도가 45[℃]일 때, 응집영역(D)의 온도는 42[℃]도로 추정된다.

이러한, 온도의 추정은, 제 1전극부(200)에 온도센서(미도시)를 설치하여, 제 1전극판(210)의 온도를 인식할 수 있도록 하며, 온도센서로 인식되는 온도에 따라 제어부(160)에서 발진부(120)의 온-오프가 제어되도록 한다.

예를 들어, 제어부(160)는, 온도센서에 의해 제 1전극판(210)의 온도가 45[℃]로 인식될 경우, 발진부(120)를 정지시키고, 이와 반대로, 44[℃]로 인식될 경우에는, 발진부(120)를 작동시킨다.

또한, 도 33은, 90[분] 가열한 후, 측정된 온도를 나타내는 것으로, 다수의 측정에 의하여 가장 많이 올라간 온도를 Top으로, 가장 낮았던 온도를 Bottom, 평균값을 Middle로 나타낸 것이다.

도 33에 도시된 바와 같이, 0.45[MHz] 또는 0.50[MHz]에서 온도가 가장 많이 상승되며, 0.46[MHz]에서는 이에 비해 미세하게 낮은 값이 측정되었지만, 온도의 변화를 시간에 따라 여러 번 측정한 결과, 측정값의 변화가 일정하여 제어하기가 가장 쉽고 안정적인 주파수가 0.46[MHz]인 것을 도출해내었다.

도 32 내지 도 33은 실험에 의한 것이므로, 인체에 적용하면 인체의 평균온도가 36.5[℃]인 것을 감안하면, 도 32 내지 도 33의 그래프보다 훨씬 높게 나타남은 자명하다.

한편, 본 발명의 기술적 배경 및 원리에 대해 좀 더 구체적으로 설명하면,

도 1과 도 2에서 도시한 바와 같이, 본 발명인 고주파 암 치료 장치는, 본체(10)와, 본체(10)와 연결되고 치료 대상자의 신체에 밀착되는 제 1전극부(200)와, 제 1전극부(200)에 대응되면서 치료 시, 제 1전극부(200)와 정반대 위치에 배치되는 제 2전극부(300)를 포함한다.

제 1전극부(200)와 제 2전극부(300)는 주기적으로 극성이 바뀌는 특성을 가지며, 고주파 전류를 신체에 통전시키고, 이에 의하여 신체 내부의 세포 분자를 움직여서 신체의 심부(예, 피부 표면에서 약 7[cm] 내지 15[cm]) 안에서 고온의 열을 발생시키는 동작을 한다.

본체(10)는, 하우징(11)과, 하우징(11)에 마련되어, 여러 가지 버튼이나 노브가 마련되는 조작부(12)와, 치료 장치의 작동상태와 치료 대상자의 치료 영역의 상태를 표시하는 디스플레이부(미도시)와, 하우징(11)과 연결되어 제 1전극부(200)로 전원 및 신호를 송수신하는 제 1연결선 및 제 2전극부(300)로 전원 및 신호를 송수신하는 제 2연결선을 포함한다.

본체(10)에는, 제 1연결선이 꽂히는 제 1연결포트(21)와, 제 2연결선이 꽂히는 제 2연결포트(22)가 더 마련된다.

제 1전극부(200)는 치료자가 파지할 수 있는 핸들부(220)와 핸들부 하면에 마련되는 제 1전극판(210)을 포함하고, 제 1연결선 단부에는 제 1연결포트(21)에 삽입되는 제 1커넥터(230)가 마련된다.

제 2전극부(300)는 넓은 플레이트 형태로 마련되는 제 2전극판(310)을 포함하여 마련되며, 도면부호 330은 제 2연결선 단부에 마련되어 제 2연결포트(22)에 삽입되는 제 2커넥터를 지시한다.

제 1전극판(210)과 제 2전극판(310)은 사람의 신체 표면에 직접 닿아 밀착되어야 한다.

도 2는 본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치의 블록도이다.

본 발명의 일 실시 예에 따른 고주파 암 치료 장치는, 고주파 전류를 발생시키고 발생한 고주파 전류를 출력하는 전원부(110), 발진부(120), 증폭부(130), 레벨 조절부(140) 및 출력부(150)를 포함한다.

전원부(110)는 고주파 발생 유닛(100)의 각 구성요소에 필요한 전원을 공급하며, 발진부(120)에서는 고주파 전류를 발진하며, 증폭부(130)는 발진부(120)에서 발진된 고주파 전류를 증폭하는 역할을 수행한다.

레벨 조절부(140)에서는 고주파 전류의 세기를 조절하며, 출력부(150)는 소정 세기의 고주파 전류를 출력하는 역할을 수행한다.

출력부(150)에서 출력되는 고주파 전류의 범위는 0.45[MHz] 내지 0.5[MHz](상세하게는, 0.46[MHz])이며, 이러한 대역의 고주파 전류는 제 1전극부(200)와 제 2전극부(300)을 통해 신체에 내부로 인가된다.

그리고, 상기 구성요소들은 제어부(160)의 제어를 받아서 동작한다.

본 발명의 경우, 주파수 약 0.45[MHz] 내지 0.5[MHz](상세하게는, 0.46[MHz])이다.

이에 반하여, 종래의 기술에 따른 고주파 치료 장치의 경우, 8[MHz]의 주파수와, 13.56[MHz]의 주파수로 동작된다.

또한, 70[MHz]의 주파수를 갖는 종래의 치료 장치도 있다.

한편, 본 발명의 제 2전극부(300)는, 바닥에 안정되게 깔려 위치될 수 있도록 상술한 바와 같이 플레이트 형상으로 형성되는 것이 바람직하며, 제 1전극부(200)와 역상(대향 전극)으로 작동한다.

또한, 제 1전극부(200)의 제 1전극판(210)을 통해 신체로 인가되는 고주파 전류와 대응하여 제 1전극부(200)를 통해 (+)전류가 인가되는 경우, 제 2전극부(300)의 제 2전극판(310)은 (-)단자로 작동하며, 제 1전극부(200)의 제 1전극판(210)을 통해 (-)전류가 인가되는 경우, 제 2전극부(300)의 제 2전극판(310)은 (+)단자로 작동한다.

도 3의 (a)는, 종래의 기술에 의하여 고주파를 이용하여 RF방식(Capacitive)으로 신체에 열을 발생시키는 방식을 도시한 것이고,

도 3의 (b)는, 본 발명에 의하여 고주파 전류를 이용하여 신체 내부에 심부열을 발생시키는 것을 나타내는 도면이다.

신체는 캐피시터(capacitor) 특성과 저항체(resistor)의 특성을 모두 갖추고 있으며, 종래의 기술과 같이 8[MHz] 또는 13.56[MHz]와 같은 고주파를 사용하는 장치의 경우, 어플리케이터(A, 본 발명의 제 1전극부에 해당)가 신체의 일방향에만 배치된다.

이 방식은 RF(Radio Frequency)를 인체에 가하여 체내에 심부열을 발생시키는 방식이다.

이 경우 심부(피부에서 깊이 7[cm] 내지 15[cm]까지 이르는 지점)보다는 피부표면 또는 피하에 온도 상승이 현저하게 발생하므로 심부의 온도를 올리기 위해서는 불가피하게 피부의 온도를 낮춰줄 필요가 있고, 이를 위해서 별도의 냉각 장치(예, 물주머니)가 어플리케이터(A, 본 발명의 제 1전극부에 해당)에 부착되어야 한다.

그런데, RF가 이 냉각 장치를 통과해야 하므로 출력이 감쇠되는 역효과가 나타나므로 기기가 고출력이 되어야 하는 문제점이 있다.

게다가, 도 3의 (a)에서 나타난 바와 같이, 어플리케이터(A, 본 발명의 제 1전극부에 해당)가 한쪽 방향에만 배치되어 어플리케이터(A, 본 발명의 제 1전극부에 해당)를 중심으로 하여, 방사방향으로 전기장을 발생시켜서 열을 발생시킨다.

즉, 피하층부터 열을 발생시켜서 심부방향으로 열이 전도되는 방식을 취하고 있다.

전기장에 의하여 발생하는 전류의 흐름이 상술한 바와 같이, 피부 내지 피하층에 집중되기 때문에 심부열이 높은 온도(예, 40[℃] 내지 43[℃])까지 올리기 어려우며, 이러한 온도까지 심부열을 끌어올리기 위해서는 고출력이 되어야 해서 피부 또는 피하가 급격한 열이 제공되어 화상의 위험이 있다.

반면, 도 3의 (b)에서 나타난 본 발명은 제 1전극판(210) 및 제 2전극판(310)을 이용한 극성 전환 방식을 채택하였다.

이러한, 극성 전환 방식은, 전극이 신체에 직접 접촉하여 교류를 인가하되, 신체의 특성을 이용, 전극 간에 발생하는 전류의 흐름 및 극성의 주기적인 전환 및 이에 의한 전류 흐름 방향의 전환에 의하여, 도 4와 같이 신체 내의 극성을 띤 세포 내의 이온 및 분극분자가 빠른 속도로 진동, 회전운동, 뒤틀림 , 충돌 운동을 하면서 마찰열을 발생시킨다.

도 4에 명시된 '도자'는, 본 발명에서 제 1전극부(200)이고, '전극패드'는 제 2전극부(300)에 해당한다.

본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치에서 발생하는 고주파는 0.45[MHz] 내지 0.5[MHz]이며, 더욱 상세하게는, 0.46[MHz]를 갖는 것이 바람직하다.

본 발명에 의한 방식은 신체에 통전되는 부위에 골고루 가열이 이루어지기 때문에 피부층 또는 피하층의 냉각이 요구되지 않고 상대적으로 낮은 출력으로도 환자의 고통을 발생시키지 않으면서 신체의 심부의 온도를 상승시킬 수 있다.

100[kHz] 이상의 고주파 전류는 신체에 열을 발생시키는 효과가 있고, 300[kHz] 이상은 세포 내를 통과할 수 있으며, 또한 20[kHz] 이하에서 종양조직의 저항은 정상 조직의 저항에 비해 절반 정도로 낮고 700[kHZ] 이상의 주파수에서는 비슷하다고 알려져 있다.

그리고, 인체의 전기 저항은 100[kΩ] 내지 1[kΩ], 커패시턴스는 100~100[pF]이므로, 차단 주파수는 최소 약 800[kHz]가 된다.

이를 종합하면, 암치료를 위해서는 세포 내에까지 직접 영향을 줄 수 있는 300[kHz] 이상과 종양 조직의 극성전환이 정상 조직의 극성전환에 비해 활발하므로 700[kHz] 사이의 주파수를 사용하는 것이 적합하다.

이는, 종양 조직의 극성전환이 정상 조직에 비해서 활발할수록 종양에 열이 더 잘 발생하기 때문이다.

즉, 종양 세포는 정상 조직의 세포에 비해 신생 조직이므로 조직의 밀도가 덜하고 액체 성분이 많다고 여겨진다.

도 5의 (a)와 같이, 사람의 신체는 복잡한 저항과 캐패시터로 이루어진 직병렬 복합회로로 모델링될 수 있고, 암세포와 정상세포는 병렬 회로로 해석되며, 암세포의 저항은 정상세포의 저항보다 낮다.

도 5의 (b)에서 도시한 바와 같이, 전기적으로 병렬회로에서 저항이 낮으면 발열량이 높으므로 동일한 전류가 인가되어도 정상세포보다 암세포에서의 발열량이 높게 나타난다.

본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치에 의한 치료 방법은, 면역 치료와 온열 치료의 효과를 동시에 구현하는 것으로서, 체온이 1[℃] 상승하게 되면 인체 자가면역세포(NK세포)가 5[배] 내지 15[배] 증가하는데, 강화된 면역력이 암세포를 공격하고, 그로 인해 암세포가 점차 사멸하는 원리를 이용한 것이 면역치료이다.

이때, 암세포를 세포 괴사점 이상의 온도보다 높은 온도에 노출시켜 암세포를 파괴하는 치료방법을 온열치료라고 한다.

정상세포는 혈관을 확장하여 열을 분산하지만, 암세포는 혈관을 확장하지 못해 열을 분산하지 못하고 그 열로 인해서 암세포가 점차 사멸하는 원리를 이용한 것이다.

본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치는 심부의 온도를 42[℃] 이상으로 상승시켜서 면역력을 증가시키는 한편, 암세포를 열에 의하여 사멸시키는 원리를 이용하여 환자를 치료하는데 사용될 수 있다.

도 6의 (a)는 체온이 35[℃]인 경우를 열화상 카메라로 촬영한 상태이고, 도 6의 (b)는 체온이 39[℃]인 경우를 열화상 카메라로 촬영한 상태이다.

체온이 35[℃] 이하로 떨어지면, 무기력증과 소화불량을 유발하고, 근육 수축으로 인한 저림과 통증이 발생하며, 혈액순환이 느려져서 신진 대사가 떨어진다.

암환자의 평균 체온은 35[℃] 정도이다.

이 경우, 면역력은 정상체온(36.5[℃])인 경우의 30[%]에 불과하다.

한편, 체온이 37[℃] 이상이 되는 경우에 면역력은 평균적인 면역력의 5[배] 이상이 된다.

이 상태에서는 혈액 순환이 원활하고, 세포 활동 촉진으로 인하여 신진 대사가 활발해진다.

그리고, 신체의 각종 장기 기능이 활발하며, 세포 활성화로 인하여 이미 손상된 세포가 복구될 수 있다.

도 7은 온도별 시간의 변화에 따른 세포의 생존률 그래프이며, 이의 출처는 [Dewey WC, Hopwood LE, Sapareto LA, et al. Cellular responses to combinations of hyperthermia and radiation.Radiology.1997;123:463-474, with permission.] 이다.

주위와 연결되지 않은 상태에서 모든 세포는 42.5[℃]에서 50[분]이 지나면 괴사하기 시작한다.

다만, 정상세포에서는 온도가 상승하면 정상세포와 연결된 혈관의 혈류를 이용하여 열을 외부로 분산하여 괴사를 방지하지만, 암세포는 혈류를 이용하여 외부로 열을 분산 또는 발산시킬 수 없기 때문에 괴사한다.

도 8의 (a)는 혈류 유무에 따라서 43[℃]로 가열한 암세포와 정상세포의 생존률을 비교한 그래프이고, 도 8의 (b)는 암세포와 정상세포 가열시 혈류량의 변화를 나타낸 그래프이다.

도 8의 (a)의 좌측 그래프에서 혈류가 흐르지 않는 상태에서 43[℃]의 정상세포나 암세포는 시간이 경과되면 모두 열에 의하여 괴사한다.

그러나, 도 8의 (a)의 우측 그래프에서 나타난 바와 같이, 혈류가 흐를 때는 43[℃]인 정상세포는 혈류를 통해서 열을 외부로 방출하고 분산하기 때문에 지속적으로 생존하지만, 암세포는 혈류를 활용하기 불가능하기 때문에 사멸하게 된다.

도 8의 (b)에서 도시한 바와 같이, 암세포는 가열시 오히려 혈류량이 감소하나, 정상세포는 가열시 혈류량이 증가하기 때문에 상술한 바와 같이, 가열에 의하여 암세포는 사멸하고, 정상 세포는 생존할 수 있다.

도 9의 (a)는 정상세포에 가열이 되는 경우 변화 상태를 표시한 것이고, 도 9의 (b)는 암세포에 가열이 되는 경우 변화 상태를 표시한 것이다.

도 9의 (a)에서 도시한 바와 같이, 정상 세포에 있는 혈관은 신생 혈관과 연결되기 때문에 정상세포에 가열이 되는 경우, 정상세포의 혈관 및 이와 연결된 혈관이 팽창하여 혈류량이 증가하고, 이에 따라서 정상세포에 인가된 열이 혈관을 타고 외부로 빠져나가고, 가열이 중단되면, 다시 수축하여 정상상태로 복귀할 수 있다.

그러나, 도 9의 (b)에서 도시한 바와 같이, 암세포가 갖고 있는 혈관은 신생 혈관과 이어질 수 있는 상태이기 때문에, 암세포에 가열이 되는 경우, 열을 외부로 방출할 수 없다.

따라서, 암세포는 열로 인하여 괴사할 수밖에 없다.

또한, 고주파 전류를 가하는 경우, 상술한 바와 같이, 정상세포보다 암세포의 저항이 작기 때문에, 암세포의 발열량이 정상세포보다 크다. 따라서, 이러한 점도 암세포가 온열에 의하여 신속하게 괴사하도록 유도하는 특징이 될 수 있다.

도 10은 주파수과 발열 부위 깊이와의 관계를 도시한 그래프 및 관계식으로서, 주파수가 낮을수록 침투 대상이 되는 대상물(예, 신체)에 대해서 감쇄가 크고 침투 깊이는 얕으며 심부에 대한 발열 효과는 제한적이라는 것을 알 수 있다.

여기서, 발열이 되는 부위의 깊이의 기준은 42[℃]의 온도가 측정되는 깊이를 의미하며, 도 10의 (b)에 의한 계산식에 의하여 그 깊이가 계산될 수 있다.

온열치료에 통상적으로 사용되는 13.56[MHz]의 경우, 그 침투 깊이는 채 10[mm] 내지 20[mm]에 불과한데, 이는 실제 의미 있는 발열 온도가 피하 쪽에서 집중적으로 상승할 뿐 그 아래의 심부까지는 전달되지 못함을 알 수 있다.

또한, 다른 제품에서 사용되는 8MHz의 경우에도 그 침투 깊이는 50[mm] 내지 70[mm] 정도로서, 13.56[MHz] 정도로 13.56[MHz]의 경우보다는 상대적으로 깊이가 깊지만, 100[mm] 이상의 심부에 대해서는 그 효과가 제한적이라는 것을 명확히 알 수 있다.

그러나, 본 발명에서 사용하는 0.46[MHz]의 경우, 그 침투 깊이가 150[mm]를 초과하기 때문에 다른 제품에 비하여 의미가 있는 온도(42[℃])가 신체 내에서 깊숙히 발생하고, 따라서 심부에 있는 세포에 까지 온열 치료를 효과적으로 수행할 수 있음을 의미한다.

도 11은 본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치(제품명 remission 1℃)가 심부열을 발생시킬 수 있는지 여부를 실제 실험한 장면을 촬영한 사진이고, 도 12는 그 실험에 의하여 얻은 데이터이다.

이 실험은 고려대학교 의과대학 본관 동물 실험센터에서 무균돼지 3마리를 이용하여 이루어졌으며, 본 발명에 따른 고주파 암 치료 장치를 이용하여 심부열이 의미있는 정도까지 상승하는지 여부를 측정하였다.

도 11에서 도시한 바와 같이, 실험 대상이 되는 돼지를 마취시킨 후,

① 돼지의 혈류량을 측정하되, 실험전, 실험 중, 실험 후 초음파를 통해 간문맥과 대정맥의 혈류 속도 및 혈류량을 측정하고,

② 실험 시작 전 온도센서를 간 부근의 우상부 사분면(RUQL), 위 부근의 좌상부 사분면(LUQS), 소장 부근의 복부 중앙(MA), 복부 중앙의 피하 지방층(ScM), 하복부 방광 부근(LAU)에 삽입하였다.

③ 본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치에 의한 실험 전 온도 측정 결과, 위 부근은 36.4[℃], 간 부근은 36.6[℃], 복부 중앙은 36.9[℃], 복부 중앙의 피하 지방층은 36.1[℃], 방광 부근은 35.9[℃]로 나타났다.

④ 이후, 본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치를 60[분] 동안 작동시키고,

⑤ 10[분] 간격으로 심부열 상승 체크를 위해서 체온의 변화를 측정하였더니. 60[분]이 경과 되었을 때, 최종적으로 평균적으로 39.4±2.8[℃]로 측정되었다.

⑥ 그 이후에는 추가 잔여열의 하락 추이를 측정하였다.

도 12의 (a)는 본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치를 사용하여 60[분] 동안의 각 체온 측정 부위에서 체온이 변화하는 것을 나타낸 그래프이고,

도 12의 (b)는 실험 종료 후 잔열을 30[분] 동안 측정한 그래프이다.

그리고, 도 13은 본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치를 사용하여 60[분] 동안의 각 체온 측정 부위에서 체온이 변화하는 것을 나타낸 데이터 시트이고, 도 14는 실험 종료 후 잔열을 30[분] 동안 측정한 데이터 시트이다.

도 12의 (a) 및 도 12의 (b) 그리고, 도 13 내지 도 14에서 얻은 결과값을 토대로 얻은 결과는 다음과 같다.

산소헤모글로빈 포화도는 항상 99[%] 이상이였고, 심박수와 호흡수는 실험이 진행되는 동안 정상 범위를 벗어나지 않았다.

실험을 하는 동안 실험 후에 모두 산소포화도, 심박수 등 생체징후에서 이상소견이 발견되지 않았다.

실험을 하는 동안 3[마리]의 돼지는 정상적인 세포기능을 보여줬다.

평균 기준치 체온은 36.4±1.1[℃]였고, 본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치를 60[분] 시술한 후에는 39.4±2.8[℃]였다(도 13 참조).

복부 중앙의 피하 지방층(ScM) 체온은 위 부근의 좌상부 사분면(LUQS)(p=0.039; 평균값차(MD), 3.86[℃]; 95[%] 신뢰구간(CI), 0.1864-7.5279) 또는 하복부 방광 부근(LAU)(p=0.009; MD 4.88[℃]; 95[%] CI, 1.2102-8.5517)와 비교했을 때 유의미한 상승을 나타냈다.

복부 중앙의 피하 지방층(ScM)에서의 체온 변화는 간 부근의 우상부 사분면(RUQL)(p=0.077; MD, 3.36[℃]; 95[%] CI, -0.3136-7.0279) 이나 소장 부근의 복부 중앙(MA)(p=0.21; MD, 2.61[℃]; 95[%] CI, -1.0612-6.2803)에서의 체온과 비교했을 때 유의미한 차이를 보이지 않았다.

본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치를 시술하는 60[분] 간 동일한 양상의 체온 상승이 실험을 통해 관찰되었다.(도 12의 (a) 및 도 13 참조)

본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치의 제 1전극부(200)를 제거한 후, 30[분] 간 체온은 39.6±3.13[℃]에서 38.5±2.0[℃]으로 1.1[℃]만 하락했다.(도 12의 (b) 및 도 14).

본 실험을 토대로 본 발명에 따른 고주파 암 치료 장치가 복강 내 위, 간, 소장, 방광 부근에서 열치료 기능을 할 수 있다는 결과를 얻었다.

도 15 내지 도 22는 제주대학교에서 본 발명에 따른 고주파 암 치료 장치를 이용하여 신체 근육 조직과 유사한 돼지의 근육 시료(돼지 뒷다리살)와, 두부, 그리고 한천에 본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치에서 제공하는 고주파 전류를 인가하였을 때의 각 시료 내부에서의 온도를 측정한 자료이다.

여기서, 돼지의 근육 시료, 두부, 한천 덩어리는 길이 5[cm] X 폭 5[cm] x 높이 3[cm]의 크기를 갖도록 하였다.

도 15에서 도시한 바와 같이, 본 발명에서는 측정 시료(S)의 온도 변화 측정의 정밀도를 도모하고, 고주파 간섭에 의한 측정 오차를 줄이기 위해서 하나의 시료에 3[개]의 온도 측정부(제1써모커플러(온도센서, 도 16 이하 401), 제2써모커플러(온도센서,도 16 이하 402), 알콜 온도계(도 16 이하, 403))를 삽입하여 온도를 측정하였다.

그리고, 각 시료는 제 2전극부(300)의 제 2전극판(310) 위에 놓여지고, 시료의 상부에는 제 1전극부(200)의 제 1전극판(210)이 얹혀져 배치되어 있다.

우선, 도 16과 같이, 돼지의 근육 시료에 상술한 3[개]의 온도 측정부(401, 402, 403)를 서로 다른 위치에 삽입하고, 돼지 근육 시료(S1)를 제 1전극부(200)와 제 2전극부(300) 사이에 놓은 후 전원을 인가하였다.

그 결과, 도 17과 같이, 50[분] 후에 3[개]의 온도 측정부에서 모두 40[℃]가 초과하는 온도가 측정되었다.

도 18과 같이, 두부 시료(S2)에 상술한 3[개]의 온도 측정부(401, 402, 403)를 서로 다른 위치에 삽입하고, 두부 시료(S2)를 제 1전극부(200)와 제 2전극부(300) 사이에 놓은 후 전원을 인가하였다.

그 결과, 도 19과 같이, 50[분] 후에 3[개]의 온도 측정부(401, 402, 403)에서 모두 50[℃]에 근접하는 온도가 측정되었다.

도 20과 같이, 0.5[%] 농도의 NaCl이 첨가된 한천 시료(S3)에 상술한 3[개]의 온도 측정부(401, 402, 403)를 서로 다른 위치에 삽입하고, 두부 시료(S3)를 제 1전극부(200)와 제 2전극부(300) 사이에 놓은 후 전원을 인가하였다.

그 결과, 도 21과 같이, 50[분] 후에 3[개]의 온도 측정부(401, 402, 403)에서 모두 45[℃] 이상의 온도가 측정되었다.

한편, 도 22는 0[%] 농도의 NaCl의 한천 덩어리 시료의 경우 온도를 측정하였는바, 이 경우에도 50[분] 후에 3[개]의 온도 측정부에서 모두 45[℃] 이상의 온도가 측정되었다.

위 실험 결과에서도 본 발명에 의한 고주파 암 치료 장치가 신체와 유사한 특징을 갖는 돼지 근육, 두부, 한천에 대해서 50[분] 동안 고주파 전류를 가하는 경우, 최소 40[℃] 이상의 열을 유발시킬 수 있음을 알 수 있고, 이러한 온도를 갖는 열이 신체의 심부에서 발생하는 경우, 상술한 바와 같이 암세포 사멸에 효과적임을 알 수 있다.

이하에서는 본 발명에 따른 이하에서는 본 발명에 의한 고주파를 이용한 암 치료 장치를 실제 암환자에게 사용하여 그 증상이 호전된 사례를 위주로 본 발명의 우수성을 설명하기로 하겠다.

▶ 치료 성공 사례 1

치료 성공 사례 1에서 치료 기관은 대전대학교 둔산 한방병원 동서암센터에서 이루어졌다.

본 환자는 간암 진단 후 간암절제술을 한 이후에, 간암이 재발판정된 경우이다.

본 발명에 의한 고주파 치료 장치를 이용하여 주 2[회] 내지 3[회] 그리고, 1[회]당 70[분] 간 고주파 치료를 수행하였으며, 총 20[회]에 걸쳐서 치료를 수행하였다.

본 환자의 경우, 0.46[MHz]의 양방향 통전 방식의 고주파 온열 치료를 시행하였으며, 제 1전극부(200)에 온도측정기를 내장하여 실시간으로 환자의 피부 온도가 모니터에 표시되는 방식으로 종양의 표면 온도를 측정하였다.(39[℃] 내지 41[℃])

위 환자의 경우, 도 23에서 도시한 바와 같이, 고주파 온열치료를 수행한 결과 치료 전에 시행한 CT사진(A,B)과 고주파 온열 치료 7차 완료 후, CT(C,D)를 비교해보았을 때, 종양의 크기 변화가 간우전구역의 종양 크기 5.5[cm] X 6[cm]에서 3.7[cm] X 4[cm]로 감소하고, 간좌내구역의 종양 크기가 3[cm] X 3.2[cm]에서 2[cm] X 2.3[cm]로 각각 감소하였다.

그리고, 고주파 온열치료 18[차] 완료 후, CT에서 감소된 종양의 크기가 그대로 유지됨을 알 수 있어서, 간암 치료에 현저한 효과가 있음을 나타내고 있다.

그리고, 혈액검사도 수행하였는바, 고주파 온열치료 시작전과, 고주파 온열치료 7[차]를 완료한 때, 그리고, 고주파 온열 치료 20[차]를 완료한 때에 각각 혈액검사를 수행하였다.

도 24에서 가장 좌측열은 테스트 항목이고, 두 번째와 세 번째 열은 치료 전 테스트된 항목들의 수치이며, 가장 우측열은 20[차] 치료 완료 후 테스트된 항목들의 수치이다.

혈액 검사 결과 20[차] 치료 완료 후, NK세포(자연 살해 세포(natural killer cell)의 활성화 수치가 468.9에서 2000 이상이 됨을 명확히 알 수 있어서, 본 발명에 의한 치료에 의하여 암세포를 공격하는 NK세포도 활성되어 면역기능이 개선됨을 알 수 있다.

▶ 치료 성공 사례 2

4[cm] 크기의 유방암과 림프절 전이로 수술하기에는 종양의 크기가 커서 수술 전 종양의 크기를 줄일 목적으로 항암제 투여 중 면역기능 저하와 전신 상태 불량으로 입원한 환자를 치료한 사례이다.

이 치료의 경우, BioMed 요양병원에서 수행된 결과이다.

이 환자의 경우, 셀레나제 100[ug] 퍼오랄액을 600[mcg/day] 및 셀레나제 티프로 주사 2000[cmg/day]로 주 2[회] 투입하였으며, 본 발명에 의한 고주파 열치료를 주 2[회](1[회]당, 70[분]) 수행하였고, 싸이모신알파1 주사를 주 2[회] 투여하였다.

도 25과 같이, 이를 통해 치료 시작 시점에 NK세포의 활성자극 인터페론 감마를 측정한 결과 4.5였으나, 치료 3[주] 경과 후인 때에는 그 수치가 2000 이상이 되어 면역지수가 400[배] 이상 증가함을 알 수 있었고, 4[cm] 크기의 유방암 사이즈가 2[cm]로 축소됨으로써 본 발명에 의한 고주파 열치료를 통해서 환자의 상태가 현저하게 호전되었음을 알 수 있다.

▶ 치료 성공 사례 3

본 사례의 환자는 60[세] 여자환자로 상복부의 심한 통증으로 삼성 서울 병원에 내원한 결과 췌장암 3[기]로 '수술 불가능' 판정을 받은 후 항암제 치료로 인한 백혈구 감소 및 면역 기능 저하를 보이면서 BioMed 요양병원에 입원하였다.

위 환자의 경우, 치료 전 사진인 도 26에서 도시한 바와 같이, PET/CT검사 결과 종괴가 있고, 주위 혈관들이 침습되어 잘 보이지 않아서 수술 불가능 판정을 받은 상태였다.

BioMed 요양병원에서는 위 환자에 대해서 아래와 같은 치료를 수행하였다.

셀레나제 100[ug] 퍼오랄액을 600[mcg/day] 및 셀레나제 티프로 주사 2000[cmg/day]로 주 3[회] 투입하였으며, 본 발명에 의한 고주파 열치료를 주 2[회](1[회]당, 70[분]) 수행하였고, 싸이모신알파1 주사를 주 3[회] 투여하였다.

그리고, 리포토신, 글루타치온 주사를 주 3[회] 투여하였다.

치료 결과 3.5[cm]로 측정되었던 췌장암 종괴가 수술 후 조직 검사상 0.6[cm] X 0.5[cm] X 0.2[cm]로 축소되었다.

수술이 불가능했던 원인인 종양에 의한 주변 혈관 침습이 수술 후 조직 검사 결과 암에 의한 혈관 침범이 완치되어 주변 혈관에서 암세포가 전혀 발견되지 않았다.

이는, 도 27에서 나타난 CT사진에서 나타나는데 좌측의 종래 사진에서 노란색 원안의 종괴 사진이 우측 사진과 같이 대부분 없어지고, 종양으로 인하여 침습된 혈관들도 정상모양으로 보임을 알 수 있다.

그리고, 도 28과 같이, 췌장암 표식자(Tumor marker CA 19-9)가 정상수치(37 이하) 인 0.9로 판정되어 정상 수치로 측정되었고, 도 29와 같이 NK세포 활성화 검사에서도 정상수치(500)를 상회하는 851.5로 측정되었다.

본 환자의 경우, 위 치료를 완료함으로써, 제거된 조직 주변에서 암세포가 발견되지 않아서 암이 완전히 제거되었다고 조직 병리학적으로 확인 판정을 받았다.

상기 살펴 본 바와 같이, 본 발명에 따른 고주파 암 치료 장치의 경우, 0.3[MHz] 내지 0.7[MHz]의 고주파를 사용하여 신체의 심부 영역에서의 온도를 최소 40[℃] 이상으로 증가시킬 수 있음이 명백하고, 이를 통해서 정상세포에는 악영향을 끼치지 않는 반면에, 암세포에 대해서는 열부하의 지속 제공을 통해서 궁극적으로 사멸시킬 수 있음을 알 수 있고, 위의 치료 사례 1 내지 3에서 살펴본 바와 같이, 실제적으로도 위중한 암 환자의 증세를 현저하게 호전시킬 수 있음이 명백하다고 할 수 있다.

한편, 본 발명의 제어부(160)는, 온도를 제어할 뿐만 아니라, 관계식(청구항 6 참조.)이 적용된 온도의 범위를 설정하는 고주파전류출력수단온도범위설정부(TRS); 및 상기 고주파전류출력수단온도범위설정부(S1)에 의해 설정된 온도 범위 내에서 발진기(120)의 작동(온-오프)을 자동으로 제어하는 고주파발진기자동전원제어부(APC);를 더욱 포함하여, 총괄적으로 본 발명인 고주파 암 치료 장치를 제어하여, 본 발명의 안정된 운용이 이루어지도록 할 수 있다.

참고하여, 본 발명을 기재함에 있어 사용된 대괄호는, 단위를 나타내기 위함이며, 예들 들어, '[개]'는 수량(개수)으로 표현된다.

또한, 하기의 [표 1]은, 본 발명의 온도 변화를 예측하는 산술식으로,

SAR(Specific Absorption Ratio)를 이용하여, 각 organ에 대한 dielectric properties는 중요한 parameter로 적용되도록 한다.

따라서, 0.46[MHz]에 대한 각 organ의 dielectric properties data를 반영하여 온도 변화를 예측할 수 있다.

[표 1]

또한, 도 31에서 알 수 있듯이, 제 1전극부(200)는, 밀착범위와, 환부의 깊이에 따라 적합한 크기의 제 1전극판(210)이 형성된 제 1전극부(200)가 선택되어 시술되도록 한다.

즉, 예를 들어, 밀착될 범위가 좁거나 굴곡이 있는 경우에는, 제 1전극판(210) 전체가 밀착될 수 있도록 제 1전극판(210)의 면적이 작은 제 1전극부(200)가, 또 환부의 깊이가 깊을수록 제 1전극판(210)의 면적이 큰 제 1전극부(200)가 선택되어 시술되도록 하는 것이 바람직하다.

또한, 도 32 내지 도 33은,

본 출원인 측에서 서울성모병원 방사선종양학과에 의뢰한 연구용역 결과인, 주파수 변화에 따른 임상적 유용성 평가로부터 도출된 것으로,

실험에 사용된 팬텀 물질은, 한천 가루를 적절하게 물에 녹인 후에 굳혀, 실험에 원하는 모양과 형태로 자유롭게 구현하였다.(한천 함유량을 조절하면 수분 70[%] 이상의 인체등가물질로 제작될 수 있다.)

더욱 상세한 팬텀 비율은, 증류수(5300[mL])에, agar분말(2.20[%] (W/V)) 및 NaCl(0.36[%] (W/V))을 섞어 가열교반기로 혼합물이 투명해질 때까지 가열 및 교반한 뒤, 주형틀에 부어 실온에서 굳혀 인체 조직과 유사한 등가물질로 제작하였으며,

이때, NaCl은, 팬텀의 전기적인 특성을 가변시킬 수 있는 물질로써 생체 조직(돼지 안심)과 같은 전기적 특성을 가지는 비율(0.36[%] (W/V))을 선정하여 팬텀을 제작하였다.

주파수의 가변은, 주파수 가변장치(GWINSTEK, AFG-2015)를 이용하여, 0.3[MHz] 내지 0.7[MHz]까지 0.05[MHz]씩 주파수를 가변하였다.

도 32는, 자장에 영향을 받지 않는 알콜 온도계를 이용하여 실시간으로 온도 변화를 측정한 테이블이며, phantom의 중심에서 측정한 값을 그래프로 나타낸 것이며,

도 33은, 충분히 온도가 상승되었을 때(90[분] 가열 후), reference 온도계(Luffut, XP 100)를 이용하여 온도를 측정한 테이블이며, phantom의 중심축으로 3 point(Top, Middle, Bottom)에서 측정한 값을 그래프로 나타낸 것이다.

여기서, 한천은, 해조류인 우뭇가사리(gelidium amansii)로 40[℃] 이하 온도에서는 고체 형태를 유지하고 있지만, 85[℃] 이상의 온도를 가하면 용융되는 성질을 가지며,

한천의 화학적 특성은, 대부분의 아가로오스(agarose) 다당류와 소량의 아가로펙틴 (agaropectin) 으로 구성되어 있다.
또한, 특히, 본 발명의 기술적 특징을 부각하기 위해서는,
상술한 발명의 해결수단을 바탕으로,
전원을 공급하는 전원부(110),
상기 전원부(110)와 연결되어 고주파 전류를 발진하는 발진부(120),
상기 발진부(120)와 연결되어, 발진부(120)에서 발진된 고주파 전류를 증폭하는 증폭부(130),
고주파 전류의 세기를 조절하는 레벨 조절부(140),
고주파 전류를 출력하는 출력부(150),
상기 전원부(110)와 발진부(120)와 증폭부(130)와 레벨 조절부(140)와 출력부(150)를 제어하는 제어부(160),
상기 출력부(150)와 연결되고, 고주파 전류를 신체에 인가하되, 신체와 접촉 가능하게 마련되는 제 1전극판(210)이 형성된 제 1전극부(200),
상기 제 1전극부(200)에 대응되며, 제 1전극부(200)와 반대의 극성을 가지도록 마련되고, 신체와 접축 가능하게 마련되는 제 2전극판(310)이 형성된 제 2전극부(300)로 이루어진,
고주파 암 치료 장치에 있어서,
제어부(160)는,
제 1전극부(200)와 제 2전극부(300) 사이에서 발생하는 고주파 전류가, 0.3[MHz] 내지 0.7[MHz] 범위 내에서 시간에 따라 변화하는 주파수에 따른 온도변화의 기울기가 선형적(linear)으로 상승하는 0.46[MHz]로 제어되도록 하여,
응집영역(Da)의 온도를 안정적이고 용이하게 제어할 수 있도록 함으로서, 온도 제어의 안정성 및 장치의 안전성의 효과가 극대화되도록 함은 물론, 온도변화의 기울기가 형성되는 특정 주파수(0.5[MHz]) 보다 발생되는 에너지를 최소화하여, 제조단가에 있어 경제적인 효과가 발휘되도록 하는 것과,
Gt는 추정된 응집영역(Da)의 온도,
C는 비례상수(C = 0.93333),
Ht는 제 1전극부(200)의 온도라 할 때,
심부열이 집중적으로 발생되는 응집영역(Da)의 온도를,
Gt = C * Ht의 관계식을 이용하여,
종양의 주변에 있는 정상세포에 영향을 미치지 않고, 종양을 제거하거나 종양의 크기가 감소되도록 하는 것을 특징으로 하는 것으로,
특정 주파수와, 특정 주파수에 의해 응집영역(Da)의 온도를 도출할 수 있는 관계식을 구체적으로 정의하여 표현할 수 있다.

이상에서와 같이, 본 발명은 기재된 실시 예에 한정되는 것이 아니고, 본 발명의 사상 및 범위를 벗어나지 않고 다양하게 수정 및 변형할 수 있음은 이 기술의 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 자명하다.

따라서, 기술적 사상 또는 주요한 특징으로부터 벗어남이 없이 다른 여러가지 형태로 실시될 수 있으므로, 본 발명의 실시 예들은 모든 점에서 단순한 예시에 지나지 않으며 한정적으로 해석되어서는 아니되며 다양하게 변형하여 실시할 수 있다.

본 발명은 고주파 암 치료 장치에 관한 것으로서, 이를 제작하는 제작업 및 판매업, 특히, 이러한 치료 장치가 적용되는 병원 및 재활센터, 요양원 등, 암과 관련된 다양한 의료 산업분야 증진에 기여하는 데에 적용할 수 있다.

10: 본체 13: 고주파출력모듈거치수단
13a: 거치대고정브라켓 13b: 고주파출력모듈거치대
13c: 제 2전극부거치삽입구
110: 전원부 120: 발진부
130: 출력부 140: 레벨 조절부
150: 출력부 160: 제어부
200: 제 1전극부 210: 제 1전극판
300: 제 2전극부 310: 제 2전극판
401: 제1온도센서 402: 제2온도센서
403: 알콜 온도계
H1: 제 1거치홈 H2: 제 2거치홈
H3: 제 3거치홈 H4: 제 4거치홈
H5: 제 5거치홈 H6: 제 6거치홈
H7: 제 7거치홈
Da: 응집영역 Dp: 응집점
UBH: 상부거치블록하우징 BBH: 하부거치블록하우징
TRS: 고주파전류출력수단온도범위설정부
APC: 고주파발진기자동전원제어부

Claims (6)

1. 전원을 공급하는 전원부(110),
   상기 전원부(110)와 연결되어 고주파 전류를 발진하는 발진부(120),
   상기 발진부(120)와 연결되어, 발진부(120)에서 발진된 고주파 전류를 증폭하는 증폭부(130),
   고주파 전류의 세기를 조절하는 레벨 조절부(140),
   고주파 전류를 출력하는 출력부(150),
   상기 전원부(110)와 발진부(120)와 증폭부(130)와 레벨 조절부(140)와 출력부(150)를 제어하는 제어부(160),
   상기 출력부(150)와 연결되고, 고주파 전류를 신체에 인가하되, 신체와 접촉 가능하게 마련되는 제 1전극판(210)이 형성된 제 1전극부(200),
   상기 제 1전극부(200)에 대응되며, 제 1전극부(200)와 반대의 극성을 가지도록 마련되고, 신체와 접축 가능하게 마련되는 제 2전극판(310)이 형성된 제 2전극부(300)로 이루어진,
   고주파 암 치료 장치에 있어서,
   제어부(160)는,
   제 1전극부(200)와 제 2전극부(300) 사이에서 발생하는 고주파 전류가, 0.3[MHz] 내지 0.7[MHz] 범위 내에서 시간에 따라 변화하는 주파수에 따른 온도변화의 기울기가 선형적(linear)으로 상승하는 0.46[MHz]로 제어되도록 하여,
   응집영역(Da)의 온도를 안정적이고 용이하게 제어할 수 있도록 함으로서, 온도 제어의 안정성 및 장치의 안전성의 효과가 극대화되도록 함은 물론, 온도변화의 기울기가 형성되는 특정 주파수(0.5[MHz]) 보다 발생되는 에너지를 최소화하여, 제조단가에 있어 경제적인 효과가 발휘되도록 하는 것과,
   Gt는 추정된 응집영역(Da)의 온도,
   C는 비례상수(C = 0.93333),
   Ht는 제 1전극부(200)의 온도라 할 때,
   심부열이 집중적으로 발생되는 응집영역(Da)의 온도를,
   Gt = C * Ht의 관계식을 이용하여,
   종양의 주변에 있는 정상세포에 영향을 미치지 않고, 종양을 제거하거나 종양의 크기가 감소되도록 하는 것을 특징으로 하는 고주파 암 치료 장치.
2. 제 1항에 있어서,
   제 1전극부(200)는,
   복수 개로 구비되되, 각기 다른 면적의 제 1전극판(210)으로 형성되어,
   신체 내에 생성된 종양 세포가 위치한 응집영역(Da)에 맞는 면적의 제 1전극판(210)을 선택, 제 2전극부(300)와 역상(대향 전극)을 이루어, 종양 세포가 위치한 응집영역(Da)에 심부열이 집중적으로 발생되도록 하는 것을 특징으로 하는 고주파 암 치료 장치.
3. 제 1항에 있어서,
   제 1전극부(200)는,
   신체 내에 생성된 종양 세포가 위치한 응집영역(Da)에 심부열이 발생될 수 있도록, 7[개]의 서로 다른 면적의 제 1전극판(210)으로 형성된, 7[개]의 제 1전극부(200)가 구비되는 것을 특징으로 하는 고주파 암 치료 장치.
4. 제 1항에 있어서,
   고주파 암 치료 장치에는,
   제 1전극부(200) 및 제 2전극부(300)를 거치, 보관할 수 있는 고주파출력모듈거치수단(13);이 구성되되,
   고주파출력모듈거치수단(13)은,
   조작부(12)의 상부에 결합, 고정되는 거치대고정브라켓(13a);
   상기 거치대고정브라켓(13a)의 상부 및 하부에 결합, 고정되어, 복수 개의 제 1전극부(200)가 거치되는, 제 1거치홈(H1) 내지 제 6거치홈(H6)이 형성된 상부거치블록하우징(UBH) 및 제 7거치홈(H7)이 형성된 하부거치블록하우징(BBH)으로 이루어진 고주파출력모듈거치대(13b);로 구성되고,
   고주파출력모듈거치대(13b)에 제 2전극부(300)를 거치할 수 있는 제 2전극부거치삽입구(13c);가 형성되어,
   제 1전극부(200) 및 제 2전극부(300)의 보관성 및 고주파 암 치료 장치의 이동성을 향상시키는 것을 특징으로 하는 고주파 암 치료 장치.
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