KR101981733B1 - 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전 전류 측정 장치 - Google Patents

Abstract

본 발명은, 고주파 온열 암 치료기에 인가된 전류의 측정을 캘리브레이션 방식을 통하여 정확히 측정하기 위한 장치를 제공하기 위한 것으로, RF 제너레이터(21) 및 RF 매처(22)에 의해 고주파의 RF 파워를 환자 상부의 상부전극(23)에 인가하며 환자의 하부에 위치하는 대향전극(24) 및 케이블(25)을 통해 제너레이터 및 매처로 이어지는 RF 공급 회로의 고주파 방사 장치(20)와, 상기 제너레이터(21)를 제어하는 메인 컨트롤러(10)와, 상기 메인 컨트롤러(10)에 접속되어 각종 정보가 디스플레이되어지는 표시부(60)를 포함하는 온열 암 치료 장치의 통전전류를 측정하여 고주파 통전전류 출력량(Vout) 측정값을 상기 메인 컨트롤러(10)로 인가하게 되는 통전 전류 측정 장치(100)로서, 상기 대향 전극(24)으로 유도된 RF 전류를 루프안테나(Loop Antenna)를 통해 측정하는 루프 안테나부(110); 상기 루프 안테나부(110)로부터의 입력 RF 전류를 DC 출력으로 바꿔주는 로그 증폭기(Log Amplifier)(120); 상기 로그 증폭기의 출력 중의 고역 대역의 신호를 차단하는 제1 저역 통과 필터(140); 상기 입력된 DC 전압을 가변하기 위해 사용하는 DC 입력 가변기(150); 및 출력된 신호를 상기 메인 컨트롤러(10)에서 처리하기 쉬운 신호의 크기로 증폭하는 가변 이득 증폭기(Variable Gain Amplifier)(170); 를 포함하는 것을 특징으로 한다.

Description

온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전 전류 측정 장치{Apparatus for measuring an applied electric current through the calibration of a Hyperthermia Treatment}

본 발명은 온열 암 치료 장치의 통전 전류 측정 장치에 관한 것으로, 특히 캘리브레이션을 통한 온열 암 치료 장치의 통전 전류 측정 장치에 관한 것이다.

일반적으로 온열 암 치료는, 42~43℃의 온도에서 악성 세포의 단백질 변성을 일으키는 직접적인 효과와, 종양주변 미세환경의 pH, 산소농도, 대사율, 유전자/단백질 발현, 혈류변화를 초래하는 간접효과를 통해, 세포사를 유도해 암을 치료하는 방법이다.

나아가, 고주파 온열 암 치료기(Hyperthermia)는, 고주파를 이용해 인체 내부의 온도롤 높여 온열치료 효과를 발생시키는 기기로서, 혈액암을 제외한 모든 고체암이 대상이 되며, 암세포의 세포막을 약화시켜 방사선 치료나 항암약물치료의 상승효과가 있어 이에 대한 보조 요법으로도 활용되고 있으며, 암에 의한 극심한 통증을 개선시킴으로써 진통제 사용량을 줄일 수 있으며, 환자의 삶의 질을 개선하고, 기존 항암치료의 부작용(오심, 구토, 식욕부진, 체중감소, 소화장애)와 합병증(탈모, 팔과 다리 저림)이 없는 안전한 치료법이다.

일반적으로, 말기 폐암의 경우에, 1년 후 생존율이 일반치료의 경우보다, 온열 암 치료를 병행했을 때에 2배 가량 높다는 2011년 미국 'SEER 암센터'의 보고가 있으며, 항암제만 쓸 경우에 비해 항암제와 온열 암 치료를 병행했을 때에 14시간 후 종양세포의 활성이 2~3배 이상으로 낮아졌다는 1996년 'CellControl Biomedical Laboratories'의 보고가 있다.

온열 암 치료기(Hyperthermia)의 기본 원리는 도 1에서 보는 바와 같이, 상부 전극 (Electrode / Applicator)과 대향 전극(하부 전극, Counter Electrode) 사이에 환자가 위치하며, 치료 대상 환부가 그 사이에 들어갈 수 있도록 한다.

아울러, 고주파의 RF (Radio Frequency, 13.56MHz)가 인체를 통과하면서 인체가 가열되고, 특히 열에 약한 암세포가 먼저 괴사함으로써 암이 치료되는 원리이다.

온열 암 치료기(Hyperthermia)의 구성을, 환자를 중심으로 맨 위에서 바닥까지 회로 구성을 보다 구체적으로 살펴보면, 다음과 같다.

1) 상부 전극 (Electrode, Applicator) : RF가 방사되는 곳.

2) 물주머니 (Water Bolus) : 전극과 인체 사이의 공간을 채워주며, 피부의 화상을 방지할 수 있도록 냉각수가 순환됨.

3) 환자 (피부 - 지방층 - 내부 조직 - 암 조직(Tumor tissue) - 지방층 - 피부)

4) 물침대 (Water Bed) : 하부 전극과 인체 사이의 공간을 채워주며, 피부의 화상을 방지할 수 있도록 냉각수가 순환됨 (도 1 하부 참조).

5) 대향 전극 (하부 전극, Counter Electrode) : 그라운드 전위 ( 0 V )를 띠며, 상부 전극에서 방사된 전파는 하부 전극을 통해 RF 소스(Source)인 제너레이터(Generator)로 돌아가는 폐 회로로 구성됨.

그러나, 도 1에 도시된 바와 같은 제1 종래 기술의 온열 암 치료기는, 고주파의 RF 파워의 크기를 경험적으로 조절할 뿐이어서, 정확히 어느 정도의 파워가 적절한지 알 수 없을 뿐만 아니라, 인체의 현재 상태의 차이 등으로 인한 현재 조건에 적합한지 여부를 실시간으로 확인할 수 없다.

한편, 환자의 가열 부위에 적절한 온도를 인가하기 위한 온열 치료기로서, 파장의 변화를 꾀하는 방식으로, 대한민국 공개특허 제10-2015-0049678호 (다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기의 제어 방법) 가 있다.

상기 제2 종래기술에 따른 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기(1)는, 도 3 내지 도 5에서 보는 바와 같이, 본체(100), 전극(200), 어플리케이터(300) 및 영상 취득 장치(400)를 포함한다. 그리고, 본체(100)는 제어부(110), RF 발생기(RF Generator)(120), RF 매쳐(RF Matcher)(130), 영상 처리부(140)를 포함한다.

즉, 일반적으로 암을 치료하기 위한 치료법으로는, 온열 치료, 방사선 치료, 고주파 온열 치료 등이 사용되었는바, 먼저, 온열 치료는 조직에 약 40~43℃의 온도로 열을 가하여 암세포를 제거하는 치료법으로, 이때, 조직에 가해 주는 온도에 따라 세포의 생존율 저하속도가 가속되거나 감속되는데, 온도가 42℃보다 낮을 경우를 저온 온열치료, 높을 경우를 고온 온열치료라고 한다. 이와 같은 온열 치료의 가장 어려운 점은 원하는 부위가 균일한 온도가 되도록 열을 공급해주는 것인데, 치료부위가 넓을수록 일정한 온도를 유지하기가 대단히 어려우며 또한, 일부 치료부위의 온도가 저온으로 유지되면 치료 효과가 급격히 줄어들거나 없어지고 고온으로 유지되면 정상 조직에 심한 손상을 유발할 수도 있다는 문제점이 존재하였다.

그에 비해, 고주파 온열 암치료(Oncothermia Treatment)는 암 발생 부위나 전이 부위에 13.56㎒의 고주파를 통과시켜 암세포만 선택적으로 자연사(Apoptosis), 괴사(Necrosis)시키는 치료법이다. 기존 온열치료법에서 열을 직접 심부에 전달하는 것이 어려우므로, 조직에서 스스로 열을 낼 수 있도록 하는 방법을 고안하였으며 이를 위해 이용한 것이 고주파인 것이다. 13.56㎒의 전류를 적절히 흘리면 100㎒에서 반응하는 정상세포나 조직에서는 열 변화가 거의 없고, 암 조직에서만 열이 상승하는 현상으로부터, 고주파 온열 암치료가 암 치료에 특별하다는 결론에 도달했고, 임상시험을 거쳐 정식으로 사용되고 있다.

이와 같은 고주파 온열 암치료(Oncothermia Treatment)는 기존 기술에 비해 부작용이 비교적 적고, 조직 깊숙한 곳까지 열을 전달할 수 있으며, 암 자체의 크기를 줄이는 효과가 큰 것으로 보고되고 있다. 또한, 온열 암치료는 말기암 환자의 통증 완화에도 탁월하고, 방사선 요법과 화학 요법과 병행할 경우 재발암을 포함한 암 치료시, 치료 상승효과를 보이는 것으로 평가받고 있는바, 최근에는 이와 같은 고주파 온열 치료 또는 방사선 치료 중 어느 하나의 방법만을 사용하는 것보다는, 온열 치료에 방사선 치료를 결합하여 치료 효과를 극대화시키는 방법이 관심을 끌고 있다. 이는, 방사선과 온열을 동시에 가해주는 것이 치료 효과가 높을 뿐만 아니라 방사선 조사량을 줄일 수 있어서 방사선 과다 노출로 인한 정상 조직의 손상을 방지할 수 있기 때문이다. 그러나 이를 현실화하기 위해서는 환부가 균일한 온도가 되도록 열을 공급하거나 정상 조직의 방사선 피폭을 극소화해야 하는 등의 많은 기술적 난제를 해결해야 하였다.

이와 같은 문제점을 해결하기 위하여, 상기 제2 종래기술에 따른 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기는, 영상을 이용한 가열부위 확인이 가능하고 다채널 프로브를 결합한 새로운 방식의 세기 변조 온열치료 기술을 제공하여, 기존의 온열치료의 한계를 극복하고 두 치료법의 상승효과를 구현하는 것을 일 특징으로 한다. 이를 통해 넓은 부위에 균일한 온도를 가하기 매우 어려운 기존 온열 치료의 한계를 해결할 수 있을 뿐만 아니라 환부에 조사되는 방사선량을 적절히 줄이면서도 보다 효과적인 치료를 할 수 있는 것이다. 이와 같은 상기 제2 종래기술에서는 온열 치료 과정 동안 암 세포의 영역을 결정하고 세포가 가열되고 있는 동안 정상 조직의 손상을 최소화하고 종양세포를 죽이는 데 필요한 입력의 변화를 예측하는 것이 중요한 요소이며, 따라서 상기 제2 종래기술은 영상을 이용한 가열부위 확인을 위해, 온도 분포 및 병변 경계의 역학을 모니터링하고 예측하는 수학적 모델링 및 시뮬레이션과 빠른 자기 공명 영상 (MRI)을 결합하는 방법을 제안하고자, 상기 제2 종래기술에 따른 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기(1)는 본체(100), 전극(200), 어플리케이터(300) 및 영상 취득 장치(400)를 포함한다.

상기 제2 종래기술에서, 본체(100)는, 제어부(110), RF 발생기(RF Generator)(120), RF 매쳐(RF Matcher)(130), 영상 처리부(140)를 포함한다. RF 발생기(120)는 전극(200) 및 어플리케이터(300)에 연결되어, 외부 전원에 의하여 고주파 전류를 발생시켜 전극(200) 및 어플리케이터(300)로 공급하는 역할을 수행한다. 이러한 RF 발생기(120)는 제어부(110)의 제어에 의해 고주파 전류를 발생시키게 되며, 이렇게 발생된 고주파 전류는 고주파 증폭부(미도시)에서 증폭되어 전극(200) 및 어플리케이터(300)로 인가된다. 여기서 상기 제2 종래기술에 따른 RF 발생기(120)는 1채널 전극, 2채널 전극, 4채널 전극 등 다양한 다채널 전극(200)에 고주파 전류를 제공할 수 있도록 형성된다. 이러한 고주파 전류는 대전된 전극(200) 및 어플리케이터(300) 사이에 위치된 인체의 환부(C)에 유도된다. 여기서, 인체 중 고주파 전류가 인체를 흐를 때 대사가 활발한 부분, 즉 전리된 이온(나트륨 이온, 칼슘 이온 등)이 많은 부위는 전기전도도가 우수하여 전류가 집중적으로 흐르게 된다. 예를 들면, 상기 고주파 전류는 전리된 이온을 가지는 암 세포 하나하나의 세포막을 둘러싸고 있는 세포외액을 따라 흐르게 된다. 이때, 암 세포는 고주파 전류에 의하여 정상 세포와는 달리 섭씨 38.5~42.0도의 온도에 도달하게 되면, 자연적으로 파괴되어 괴사하게 된다.

즉, 상기 제2 종래기술에 의하면, 이와 같은 고주파를 이용한 치료에 의하여, 암조직과 같은 환부에 에너지가 집중되어 환부 조직을 따라 자동으로 암치료가 가능하게 된다. 나아가, 상기 제2 종래기술은 온열 치료를 방사선 치료와 병행하는 경우에도 치료효과를 상승시킬 수 있고, 방사선 치료가 어려운 경우에는 온열 치료만으로도 암 치료효과를 볼 수 있으며, 암에 의한 극심한 통증을 개선시킴으로써, 진통제 사용량을 줄일 수 있게 된다. 따라서, 상기 제2 종래기술은 RF 발생기(120)가 300W의 고용량의 파워를 가지도록 설계함으로써, 인체의 특성과 종양과 같은 환부의 위치에 따라 효율적인 에너지 제어를 수행할 수 있다. 이를 통하여 상기 제2 종래기술에 따른 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기(1)는 혈액암을 제외한 모든 종류의 고형암의 치료에 사용할 수 있고, 또한 부종 발생 등의 부작용이 없이 뇌종양의 치료에도 사용될 수 있다.

아울러, 이와 같은 상기 제2 종래기술에 따른 RF 발생기(120)는 신체 내 온도 변화에 추종되는 자동 전원 제어(Auto Power Control) 기능을 구비할 수 있으며, 나아가 인체의 안전을 위한 가변 전원 공급 제한 기능을 더 구비할 수도 있다. 또한, RF 발생기(120)는 임피던스(Impedance) 측정 모듈을 구비할 수 있다. 나아가 RF 발생기(120)는 안전성 향상을 위한 인터락(interlock) 설계가 적용될 수 있으며, 또한 빠르고 용이한 유지보수를 위하여 구성 장치별로 모듈화될 수 있다. 또한, 상기 제2 종래기술에 따른 RF 발생기(120)는 신체 내 정상 조직과 암세포 조직 간의 선택비를 최대한 높이기 위해 캐리어 주파수에 주파수 및 듀티(duty) 비를 가변할 수 있는 펄스 진폭 변조 장치를 구비할 수도 있다.

한편, RF 매쳐(RF matcher)(130)는 매칭 박스(Matching Box) 라고도 하며, 커패시터(Capacitor)를 이용해 임피던스(Impedance)를 조절하여 플라스마(Plasma)의 안정화를 수행하는 장치이다. 여기서, 상기 제2 종래기술에 따른 RF 매쳐(RF matcher)(130)는 개별 환자에 따라 자동 선택되는 초기 매칭 포인트(matching point) 설정 기능을 구비할 수 있으며, 이때 환자의 전기적 충격 및 불쾌감을 줄이기 위하여 RF matching이 되지 않았을 경우, 전원 공급을 자동 제한하는 기능을 더 구비할 수도 있다. 나아가 환자 신체의 RF 전원에 의한 전기적 상태를 도식적으로 쉽게 알 수 있도록 스미스 차트상에서 그림 및 숫자 값으로 표시하는 기능을 더 구비할 수 있다.

한편, 영상 처리부(140)는 영상 취득 장치(400)로부터 전송된 환자의 영상, 예를 들면 CT 영상이나 또는 MRI 영상을 수신하여 이를 처리하는 역할을 수행한다. 상세히, 영상 처리부(140)는 환자의 영상으로부터 가열 부위의 체내 온도를 분석하여 이를 디스플레이하는 역할을 수행할 수 있다. 이와 같이 환자 영상을 이용하여 가열 부위를 실시간으로 확인함으로써, 넓은 부위에 균일한 온도를 원하는 시간 동안 안정적으로 유지하는 효과를 얻을 수 있는 것이다. 이와 같이 상기 제2 종래기술은 영상을 이용한 가열부위 확인을 위해, 온도 분포 및 병변 경계의 역학을 모니터링하고 예측하는 수학적 모델링 및 시뮬레이션과 빠른 자기 공명 영상 (MRI)을 결합하는 방법을 제공한다.

제어부(110)는 상기 제2 종래기술에 따른 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기(1)의 각 구성요소 및 전반적인 시스템에 대한 제어를 수행하게 된다. 즉 제어부(110)는 전극(200) 및 어플리케이터(300)에 공급되는 고주파 전류를 제어한다. 또한, 제어부(110)는 영상 처리부(140)를 제어하여, 영상 취득 장치(400)로부터 전송된 환자의 영상으로부터 가열 부위의 체내 온도를 분석하여 이를 디스플레이하는 역할을 수행할 수 있다. 이와 같은 본체(100)는, 제어부(110)에 연결되어 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기(1)의 동작 상태, 환자 영상 및 치료 결과 등을 디스플레이하는 동시에 사용자로부터 작동 신호 입력을 받는 유저 인터페이스부(101), 치료에 관한 정보를 저장하는 메모리부(미도시) 등을 더 포함할 수 있다.

전극(200)은 본체(100)의 RF 발생기(120)와 연결되어 RF 발생기(120)에서 발생된 고주파 전류를 공급받는다. 여기서, 상기 제2 종래기술에 따른 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기(1)는 고주파 세기 변조 온열 치료용(IMHT: Intensity Modulated Hyperthermia Treatment)의 다채널 전극(200)을 구비하는 것이다. 즉, 피부, 어깨, 팔/다리 부위를 위한 1채널 전극, 유방 및 가슴 전용 2채널 전극, 머리(Head), 골반(Pelvis) 전용 4채널 전극 등, IMHT용 다채널 전극을 개발함으로써, 환자 및 치료부위에 따라 다양한 전극을 적용 가능하게 하는 것이다. 즉, 종양 부위 및 크기에 따라 치료 부위 변형이 가능하도록, 각 부위에 최적화된 크기 및 형태의 다채널 전극들을 교체 가능하도록 구비하여, 전극 크기 및 채널 수의 제한으로 넓은 부위에 균일한 온도를 가하기 어려웠던 종래의 문제점을 해결할 수 있는 것이다. 나아가, 종래에 비해 개선된 전극 재료를 개발하여, 더 높은 효율을 얻을 수도 있다.

추가적으로, 어플리케이터(300)는 본체(100)의 RF 발생기(120)와 연결되어 RF 발생기(120)에서 발생된 고주파 전류를 공급받는다. 즉, 고주파 전류는 대전된 전극(200)과 어플리케이터(300) 사이에 위치된 인체의 환부(C)에 유도되는 것이다. 이와 같은 어플리케이터(300)에는 냉각을 위해 수냉 방식이 적용될 수 있다. 또한, 환부 접착력 높이기 위한 환자 맞춤형 보정기(Compensator)가 적용될 수 있으며, 환자의 신체 부위에 따라 다양한 형상 및 크기로 구비될 수도 있다. 또한, 도면에는 도시되지 않았지만, 어플리케이터(300)를 고정할 수 있으며 벤딩(bending)이 가능한 어플리케이터 고정 장치(미도시)를 더 구비할 수도 있다.

마지막으로, 영상 취득 장치(400)는 환자의 영상을 촬영하여 본체(100)의 영상 처리부(140)로 전송하는 역할을 수행한다. 이와 같은 영상 취득 장치(400)는 일반적인 CT(Computed Tomography), MRI(Magnetic Resonance Imaging) 등이 적용될 수 있다.

상기와 같이 구성된 상기 제2 종래기술에 따른 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기(1)의 동작에 대하여 설명하자면, 우선 환자(H)는 장치의 치료 베드 위에 눕고 종양부위의 일 측에는 1채널, 2채널, 또는 4채널의 전극(200)을 배치하고, 다른 일 측에는 어플리케이터(300)를 배치하여 치료를 시작한다. 이때, 13.56MHz의 고주파가 종양 사이로 통과하면서 열을 발생하게 된다. 따라서, 암세포들이 특히 민감한 13.56MHz의 고주파를 이용하여 비침습적인 에너지 제어방식을 이용하여 암조직에만 선택적으로 종양에 민감한 섭씨 42도의 열을 가함으로써, 직접적으로 종양의 괴사 또는 자살사를 유도하여 대사 및 면역체계를 활성화할 수 있게 된다.

따라서, 상기 제2 종래기술에 따른 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기(1)는 종래의 온열 치료장치가 해결하지 못한 췌장암 등 심부 깊숙한 암에도 효과적이며, 암은 조직에 침윤되는 특성을 가진 만큼 암조직을 중심으로 양쪽에서 고주파를 발사함으로써, 보다 높은 열 효과(즉, 치료 효과)를 기대할 수 있다. 또한, 상기 제2 종래기술은 가열 부위의 체내 온도를 확인하고, 다채널 전극을 이용하여 넓은 부위에 균일한 온도를 가할 수 있도록 함으로써 치료 효과가 극대화되는 효과를 얻을 수 있다.

이제, 상기 제2 종래기술에 따른 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기의 제어 방법에 대해 도 5를 참조하여 설명하면, 상기 제2 종래기술에 따른 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기의 제어 방법은 환자 영상을 입력받는 단계(S110 단계), 상기 입력된 환자 영상으로부터 고주파 에너지 흡수량을 계산하는 단계(S120 단계), 상기 계산된 고주파 에너지 흡수량으로부터 신체 내 온도를 시뮬레이션하는 단계(S130 단계), 상기 시뮬레이션 된 신체 내 온도를 디스플레이하는 단계(S140 단계)를 포함한다. 이를 더욱 상세히 설명하면 다음과 같다.

먼저, 영상 취득 장치(400)로부터 전송된 환자의 영상, 예를 들면 CT 영상이나 또는 MRI 영상을 수신하여 이를 처리한다(S110 단계). 이때, CT 영상과 MRI 영상을 융합(fusion)할 수 있다. 즉, CT 영상과 MRI 영상을 입력받아 이를 분할(segmentation)하고, 이를 모델링(modeling) 한 후, 모델링된 데이터를 시뮬레이션 및 최적화(simulation and optimization)하여, 이를 3D로 시각화하는 단계를 포함할 수 있다. 이를 통해, 인체와 같은 비균질 매질에서의 고주파의 흡수 및 열전달을 시뮬레이션하여 온도분포를 얻을 수 있는 것이다. 또한, 전극 모양에 따른 고주파의 분포를 시뮬레이션할 수도 있고, RF 에너지 분포(distribution)를 계산하여 시뮬레이션 할 수도 있다. 이때 고주파 에너지로부터 신체 내 온도 추정을 위한 다양한 변환 요소(conversion factor)가 설정될 수 있다. 이와 같은 다양한 시뮬레이션을 통해 병변의 크기와 RF 에너지 흡수의 상관관계를 분석할 수도 있다.

한편, 이상의 온열 암 치료기의 고주파를 이용한 조직별 열 발생 메커니즘을 약술하면, 고주파로 인한 열 발생 메커니즘은, i) 유전분극에 의한 물리적 발열, ii) 종양 조직의 혈액순환 특성의 차이, 및 iii) 암 세포의 선택적 발열에 기인한다.

먼저, 유전분극에 의한 발열을 살펴보면, 도 2a에서 보는 바와 같이, 유전분극 (Dielectric Polarization)은 절연체에 전기장을 가할 때, 한쪽에는 양전하가 많게 되고 다른 한쪽에는 음전하가 많아져 양전하와 음전하가 나뉘는 현상을 말하는바, 이러한 분극 현상이 고주파 주파수 (13.56MHz)에 따라 1초에 13,560,000회 일어나면서 분자의 물리적인 마찰에 의한 발열이 일어나게 되는 것이다.

아울러, 인체에 열이 가해지면, 도 2b에서 보는 바와 같이, 정상 조직의 혈관이 확장되어 혈류가 증가하면서 방열이 이루어지게 되는데, 종양 조직의 혈관은 확장이 되지 않아 흡수된 열이 축적되어 온도가 빨리 상승하게 된다.

아울러, 종양세포와 건강한 세포의 구조적, 생리학적, 전기적 차이 및 정상 세포와 종양세포의 생물물리학적 차이로 인하여, 전자파에 노출되면 종양세포의 경우, 정상세포에 비해 선택적인 가열이 진행되고, 이에 따라 종양세포가 정상세포보다 먼저 42~43도에 이르게 되면서, 종양세포가 파괴되는 것이다.

그런데, 상기 제1 및 제2 종래기술은, 출력된 전자파 중 치료에 유효하게 활용된 전자파 측정이 불가하고, RF 전력과 환부 온도의 상관관계를 알 수 없으며, 단일 스틸형 전극을 활용한 한정적인 치료 방식은, 특정 부위 또는 다중 환부 치료 시 애로사항이 존재한다.

더욱이, 기술적 측면에서 온열 암 치료기는, 고주파를 방사시킨 후에, 그 전자파가 환부에 얼마나 통과했고, 환부 온도 상승에 어떻게 이용됐는지 실시간으로 파악해, 적절한 출력 조절이 필요하나, 상기 종래기술들은, 환부 온도 상승 결과를 추정할 수 있는 방법이 없어, 환자의 느낌을 통해 치료 출력을 조절하는 방식의 원시적인 운영 시스템에 불과하였는바, 이에 대한 개선이 필요하였다.

또한, 기존의 고주파 온열 암 치료기는 스틸형의 전극만을 가지고 있어 굴곡이 심한 신체 부위에 밀착시키기에 애로사항이 있으며 이에 따라 치료의 효과성이 감소했고, 환자의 안전을 위해 전체 시스템의 동작 상태나 온도제어 등의 이상 발생을 알려주는 방식의 다양성이 부족하며 자동 임피던스 매칭(Automatic Impedance Matching) 시스템이 필요하였다.

더욱이, 기존 기기는 출력값과 치료 시간을 변화시킬 때마다, 방사선사가 직접 기계를 조작해야 하는 불편함이 존재하였다.

특히, 고주파 온열 암 치료기는 무엇보다도 인가된 전류의 측정이 중요한바, 기존의 고주파 온열 암 치료기에서의 통전 전류의 측정은 주먹구구식으로 이루어지는 경향이 있었다.

대한민국 공개특허 제10-2015-0049678호 (다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기의 제어 방법)

본 발명은 상술한 바와 같은 종래 기술상의 제반 문제점들을 감안하여 이를 해결하고자 창출된 것으로, 본 발명은, 일방적인 전자파 방사가 아닌, 치료 상황에 대한 실시간 피드백을 이용해 목표 온도 도달에 있어 최적화를 추구하고, 다중 안전장치를 활용한 치료 안전성을 확보하며, 소프트웨어 개선을 통한 치료 편의성을 확보하기 위함이다.

더욱이, 본 발명은, ① 고주파 통전 전류 측정과 체온 피드백을 이용한 실시간 출력제어 시스템 개발, ② 플랙시블 전극(Flexible Electrode) 개발, ③ 토탈 집중 시스템(Total Integrated System)의 절대적 안전을 확보하는 안전 시스템 개발, 및 ④ 고주파 치료 프로토콜, 즉 시간대별 출력을 한번에 셋팅할 수 있는 유저 인터페이스(User Interface) S/W 개발 등 4가지 목표를 달성하여, 의료인의 편의성을 높이고, 기존 제품에 비해 효과성, 활용도, 편의성이 개선된 고주파 온열 암 치료 장치 및 방법을 제공하는데 그 목적이 있다.

더욱이, 본 발명은, 이상의 목적을 달성하기 위하여, 고주파 온열 암 치료기에 인가된 전류의 측정을 캘리브레이션 방식을 통하여 정확히 측정하기 위한 장치 및 방법을 제공하기 위한 것이다.

상기 본 발명의 목적을 달성하기 위한 본 발명의 제1 측면에 따른 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 장치는, RF 제너레이터(21) 및 RF 매처(22)에 의해 고주파의 RF 파워를 환자 상부의 상부전극(23)에 인가하며 환자의 하부에 위치하는 대향전극(24) 및 케이블(25)을 통해 제너레이터 및 매처로 이어지는 RF 공급 회로의 고주파 방사 장치(20)와, 상기 제너레이터(21)를 제어하는 메인 컨트롤러(10)와, 상기 메인 컨트롤러(10)에 접속되어 각종 정보가 디스플레이되어지는 표시부(60)를 포함하는 온열 암 치료 장치의 통전전류를 측정하여 고주파 통전전류 출력량(Vout) 측정값을 상기 메인 컨트롤러(10)로 인가하게 되는 통전 전류 측정 장치(100)로서, 상기 대향 전극(24)으로 유도된 RF 전류를 루프안테나(Loop Antenna)를 통해 측정하는 루프 안테나부(110); 상기 루프 안테나부(110)로부터의 입력 RF 전류를 DC 출력으로 바꿔주는 로그 증폭기(Log Amplifier)(120); 상기 로그 증폭기의 출력 중의 고역 대역의 신호를 차단하는 제1 저역 통과 필터(140); 상기 입력된 DC 전압을 가변하기 위해 사용하는 DC 입력 가변기(150); 및 출력된 신호를 상기 메인 컨트롤러(10)에서 처리하기 쉬운 신호의 크기로 증폭하는 가변 이득 증폭기(Variable Gain Amplifier)(170); 를 포함하는 것을 특징으로 한다.

바람직하게는, 상기 로그 증폭기의 신호가 약할 경우 노이즈 신호와 구분이 되지 않을 수 있기 때문에 감산기로서 사용되는 차동 증폭기(Differential Amplifier)(160); 및 상기 통전 전류 측정 장치(100)의 마지막 단에서 한번 더 필터링을 행하는 제2 저역 통과 필터(190); 를 더 포함하는 것을 특징으로 한다.

더욱 바람직하게는, 상기 로그 증폭기와 상기 제1 저역 통과 필터(Low Pass Filter)의 완충 역할을 하는 제1 버퍼(Buffer)(130); 및 상기 차동 증폭기와 상기 제2 저역 통과 필터의 완충 역할을 하는 제2 버퍼(180); 를 추가로 포함하는 것을 특징으로 한다.

한편, 상기 본 발명의 목적을 달성하기 위한 본 발명의 제2 측면에 따른 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 방법은, RF 제너레이터(21) 및 RF 매처(22)에 의해 고주파의 RF 파워를 환자 상부의 상부전극(23)에 인가하며 환자의 하부에 위치하는 대향전극(24) 및 케이블(25)을 통해 제너레이터 및 매처로 이어지는 RF 공급 회로의 고주파 방사 장치(20)와, 상기 제너레이터(21)를 제어하는 메인 컨트롤러(10)와, 상기 메인 컨트롤러(10)에 접속되어 각종 정보가 디스플레이되어지는 표시부(60)를 포함하는 온열 암 치료 장치의 통전전류를 측정하여 고주파 통전전류 출력량(Vout) 측정값을 상기 메인 컨트롤러(10)로 인가하게 되는 통전 전류 측정 장치(100)의 통전 전류 측정 방법으로서, (a) 유저가 원하는 초기 값으로 RF 파워를 세팅하는 단계(S11, S21); (b) 매칭(Matching) 작업을 행하되 매칭 작업이 완료되었는지 여부를 판단하여, 완료되지 않으면 계속해서 반복 수행하게 되고, 완료된 것으로 판단되면, 다음 단계로 진행하는 단계; (c) 상기 (b) 단계 이후, 통전 전류 측정 회로를 동작시켜, 루프 안테나(Loop Antenna)로 부터 신호를 인가 받는 단계; (d) 상기 (c) 단계에서 상기 루프 안테나(110)로부터 받은 측정 값을 상기 RF 파워로 표현하여 상기 (a) 단계에서의 초기 값(RF Power)과 비교하여 보상하게 되는 단계; 및 (e) 상기 (c) 단계에서 보상된 값이 적용되어 최종 출력되도록 하는 단계(S19, S29); 를 포함하는 것을 특징으로 한다.

바람직하게는, 상기 (a) 단계는, 자동 임피던스 매칭 공정을 시행함으로 자동으로 이루어지도록 하되, (a1) 먼저 반사파의 파워(Reflect Power)가 정해진 기준치 이하인지 여부를 판단하여, 판단 결과, 'No'이면 상기 (a1) 단계로 리턴하여 반복 수행하게 되고, 'Yes'이면, 다음 단계로 이행하며, (a2) 상기 (a1) 단계 이후, 반사파의 파워가 정해진 기준치 이하인 상태를 일정 시간 동안 유지하였는가 여부를 판단하여(S24), 판단 결과 'No'이면 역시 상기 (a1) 단계로 리턴하여 반복 수행하게 되고, 'Yes'이면, 상기 (b) 단계로 이행하게 되는 것을 특징으로 한다.

더욱 바람직하게는, 상기 (d) 단계는, (d1) 상기 (c) 단계에서 루프 안테나를 통해 인가받은 RF 전류 값을 DC 값으로 변환하여, 미리 저장된 통전 전류 측정 파워 값의 룩업 테이블(Look up Table)을 참조하여 RF 파워로 환산하고, (d2) 측정된 통전 전류 측정 파워와 상기 (a) 단계에서의 RF 파워 세팅값이 일치하는지 여부를 판단하여(S27), 일치하면 상기 (e) 단계로 진행하고, 일치하지 않으면, 통전 전류 측정 파워와 RF 파워의 차이값을 초기 RF 파워에 적용하고 나서(S28), 처음으로 리턴하여 다시 반복 수행하게 되는 것을 특징으로 한다.

본 발명에 따른 온열 암 치료 장치 및 방법에 의하면, 통전 전류 측정, 체온 피드백 및 실시간 출력제어 알고리즘 개발하고, 통전전류 측정으로 실제 치료에 활용된 전자파의 양을 측정, 전자파의 영향을 받지 않는 광섬유 온도센서를 이용해 피부 온도 측정, 상기 실측치를 통해 심부 온도를 추정하는 룩업테이블 작성, 및 목표온도에 도달을 위한 출력 제어 알고리즘 개발을 통해, 1) 제너레이터로부터의 출력이 환자를 통과해 유효하게 치료에 이용된 양을 측정함으로써 치료 효율에 대한 정보를 수집하여 피드백하고, 2) 대향 전극(Counter Electrode)의 형상에 따른 RF 회로의 효율적인 측정과 최적화 실시를 가능하게 하며, 3) 전자기장의 영향을 받지 않는 광섬유 온도측정 프로브를 이용해 피부 온도를 실시간 측정해 국소적 과열을 방지히고, 4) 피부 온도와 심부 온도의 관계 데이터 룩업테이블을 이용해 목표 온도 도달 여부를 알려주는 알고리즘을 적용할 수 있으며, 5) 제반 정보의 패드백으로 종합적인 안전성을 향상시킬 수 있다는 장점이 있다.

더욱이, 본 발명은, 고주파 온열 암 치료기에 인가된 전류의 측정을 캘리브레이션 방식을 통하여 행하기 때문에, 고주파 온열 암 치료기에 인가된 전류를 보다 정확히 측정하는 것이 가능하다.

본 발명의 추가적인 목적과 효과들은, 이하에서 도면을 참조하여 설명하는 본 발명을 실시하기 위한 구체적인 내용으로부터 보다 명확해질 것이다.

도 1은 일반적으로 온열 암 치료기(Hyperthermia)의 기본 원리를 설명하는 도면이고,
도 2a는 일반적인 온열 암 치료기에서 유전분극에 의한 발열 과정을 설명하기 위한 도면이고,
도 2b는 일반적인 온열 암 치료기에서 종양 조직의 혈액순환 특성에 의한 발열 특성을 설명하기 위한 도면이고,
도 3은 제2 종래기술의 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기의 개념도이고,
도 4는 도 3의 제2 종래기술의 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기의 블록도이며,
도 5는 도 3의 제2 종래기술의 다채널 고주파 세기 변조 온열 치료기의 제어 방법을 나타내는 흐름도이다.
도 6은 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료기의 전체 구성도이고,
도 7은 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료기 중에서 통전 전류 측정 및 체온 피드백을 위한 장치 구성도이고,
도 8은 도 7의 통전 전류 측정 회로 개념도이고,
도 9는 도 7의 체온 피드백을 위한 온도 센싱부의 회로 구성도이며,
도 10은 도 7의 광섬유를 이용한 온도 측정 원리를 설명하는 도면이고,
도 11은 본 발명과 관련된 선출원 발명의 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료를 위한 에너지-온도-표면 깊이에 대한 룩업테이블이고,
도 12는 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 방법을 출력 제어 알고리즘을 설명하는 흐름도이고,
도 13은 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 정치에서 안전 시스템을 설명하는 장치 구성도이고,
도 14는 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 온열 암 치료기 중에서 각종 전극의 예에 대한 변형예들을 나타내고,
도 15는 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 온열 암 치료기를 이중으로 구성하는 변형예들을 나타내고,
도 16은 본 발명에 관한 온열 암 치료 장치의 통전전류 측정 장치의 주요 구성도이고,
도 17은 도 16의 통전 전류 측정 회로의 블록도이고,
도 18은 본 발명에 관한 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전전류 측정 방법의 제1 실시예이며,
도 19는 본 발명에 관한 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전전류 측정 방법의 제2 실시예이다.

이하에서는, 첨부도면을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예에 관하여 설명한다.

본 명세서에서, 후술하는 실시예 및 실시 형태들은 예시로서 제한적이지 않은 것으로 고려되어야 하며, 본 발명은 여기에 주어진 상세로 제한되는 것이 아니라 첨부된 청구항의 범위 및 동등물 내에서 치환 및 균등한 다른 실시예로 변경될 수 있다.

참고로, 본 출원인은, "통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 장치 및 방법"에 대하여, 2017년 4월 19일자로 특허출원 제2017-50358호를 출원하였는바, 상기 출원 내용은 본 발명에서도 참작되어 진다.

우선, 본 발명의 설명에 앞서, 본 발명과 관련된 본 출원인의 상기 선출원의 기술 내용에 대하여, 도 6 내지 도 15를 참조하여 설명한다.

도 6은 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료기의 전체 구성도이고, 도 7은 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료기 중에서 통전 전류 측정 및 체온 피드백을 위한 장치 구성도이고, 도 8은 도 7의 통전 전류 측정 회로 개념도이고, 도 9는 도 7의 체온 피드백을 위한 온도 센싱부의 회로 구성도이며, 도 10은 도 7의 광섬유를 이용한 온도 측정 원리를 설명하는 도면이고, 도 11은 본 발명과 관련된 선출원 발명의 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료를 위한 에너지-온도-표면 깊이에 대한 룩업테이블이고, 도 12는 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 방법을 출력 제어 알고리즘을 설명하는 흐름도이고, 도 13은 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 정치에서 안전 시스템을 설명하는 장치 구성도이고, 도 14는 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 온열 암 치료기 중에서 각종 전극의 예에 대한 종류들을 나타내며, 도 15는 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 온열 암 치료기를 이중으로 구성하는 변형예들을 나타낸다.

(본 발명과 관련된 선출원 발명의 제1 실시예)

본 발명과 관련된 선출원 발명의 일 실시예에 따른 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 장치는, 도 6의 (a)에서 보듯이, 환자의 신체를 통과하는 통전 전류 측정 및 피부 온도 측정의 피드백을 통한 최적 실시간 출력제어를 행하고, 도 6의 (b)에서 보듯이, 환자의 물 침대 온도 측정을 통한 적절한 쿨링 시스템을 가동하여 안전을 확보하고, 도 6의 (c)에서 보듯이, 환자별 치료 데이터, 암 유형별 기본 치료 프로세스를 분석하여, 시간대 별로 출력량 조절이 가능하도록 하며, 도 6의 (d)에서 보듯이, 상부전극을 써멀(thermal) 전극이나 전도성 천을 사용한 플렉서블 전극으로 구성하고, 대향 전극을 전도성 천 소재의 하부 전극으로 제작하여 환자의 편의성 및 친화성을 증대시킨다.

먼저, 통전 전류 측정 및 피부 온도 측정의 피드백을 통한 최적 실시간 출력제어에 대하여, 도 7 내지 도 10을 참조하여 설명하면, 도 7에서는, RF 제너레이터(21) 및 RF 매처(22)에 의해 일례로 13.56 MHz의 RF 파워를 환자의 상부전극(23)에 인가하는바, 한편으로는 물침대에 누워있는 환자의 하부에 위치하는 대향전극(24) 및 케이블(25)을 통해 제너레이터 및 매처로 이어지는 RF 회로의 고주파 방사 장치(20)를 구성하게 된다.

아울러, 상기 제너레이터(21)를 메인 컨트롤러(10)가 제어하게 되며, 각종 정보가 메인 컨트롤러에 연결된 표시부(60)로 디스플레이되어 진다.

한편, 상기 케이블(25)에서 통전전류 측정부(30)가 통전전류를 측정하게 되는바, 도 8에서와 같은 통전전류 측정부(30)에 의해 측정된 고주파 통전전류 출력량(Vout)을 상기 메인 컨트롤러(10)로 내 보내게 되며, 그리하여, 통전전류 측정으로 실제 치료에 활용된 전자파의 양을 추정하게 되고, 이에 기초하여 메인 컨트롤러는 RF 제너레이터의 파워를 피드백 제어하게 된다.

일반적으로, 수 MHz 이상의 고주파를 다루는 전기장치는 회로이론(Circuit Theory)으로 해석할 수가 없으며, 전송선로 이론(Transmission Line Theory)에 입각한 해석을 해야 회로의 특성을 평가할 수 있는바, 본 발명과 관련된 선출원 발명의 주파수는 13.56MHz의 고주파이기 때문에, 회로에 흐르는 전압과 전류를 직접 측정하는 것이 불가능하므로, 도 8과 같은 커플링(Coupling) 원리를 이용해 CET (Capacitive Electric Transmission) 회로에 흐르는 전류를 측정할 수 있다.

즉, 상기 커플링 원리를 이용한 도 8의 회로를 이용함으로써, 인체를 통과한 전류의 양을 실시간으로 측정 가능하며, RF 제너레이터에서 발생하여 매칭 네트워크(Matching Network)를 통과한 전류가, 동축 케이블과 각종 커넥터(Connector)에서 손실되고, 전극(23, 24)에서 공간상으로 방사되어 손실된 전자파를 제외한, 실제 인체를 통과한 전류의 양을 측정할 수 있게 되므로, 치료에 활용된 전류의 과.부족을 알수 있게 되고, 그에 따른 출력 파워를 조절할 수 있게 되는 것이다.

상기 통전전류 측정부(30) 회로는, 크게 나누어 대향전극(24)에서 매칭 네트워크(Matching network)를 통해 제너레이터(21)로 돌아가는 신호 리턴용 전선 케이블(25)에 감겨 있는 커플링(Coupling) 소자(L)가 있으며, 이 장치는 13.56MHz의 주파수에 최적화된 검파 특성을 갖도록 설계되어 진다. 그 뒤에는 전류 픽업(Pick up) 회로(C, L)와 측정회로 사이의 전기적 절연을 위한 포토 커플러(32), 그리고, 증폭기(A)와 그 출력회로로 구성되는 출력부(33)로 구성되어 있다.

도 8에서 보듯이, 커플링 소자인 인덕터(L)로 이루어지는 전류 픽업회로(31)에서 유도된 기전력이 포토커플러(32)의 발광부인 램프(LP)를 발광시키게 되고, 역시 포토커플러의 수광부인 광 센서(PD)를 구동하며, 이는 출력부(33)의 증폭기(A)에서 증폭되어 고주파 통전전류 출력량(Vout)을 상기 메인 컨트롤러(10)로 내 보내게 된다. 미설명부호 'C'는 'L'과 함께 공진회로로서의 전류픽업 회로를 구성하기 위한 공진용 커패시터이다.

한편, 도 9 및 도 10은, 전자파의 영향을 받지 않는 광섬유 온도센서를 이용한 피부 온도 측정 시스템에 대해 도시하고 있는바, 온열 암 치료는 종양 조직의 온도를 42~43도로 가열하면 종양 세포를 괴사되는 원리를 이용하는 것인데, 정상세포도 고주파의 영향을 받아 온도가 올라갈 수가 있으며, 따라서 의도된 가온이 될 수 있도록 조직의 정확한 온도 분포를 측정하는 것이 매우 중요하다.

그러나, 현재 시장에 판매중인 온열 암 치료기는, 환부 또는 환자 피부의 온도를 측정하고 그것을 이용하는 방법에 대해 크게 두 가지로 구분이 된다. 시장점유율 70%이상(추정치)을 차지하는 'Oncotherm GmbH'(Germany)와 20%이상(추정치)을 차지하는 'Celsius GmbH'(Germany)는 환부 또는 피부 온도를 측정하는 시스템을 갖고 있지 않다. 이 두 장비는 치료 도중에 환자가 뜨겁다고 느끼고 있으면 출력을 줄이고, 참을 수 있다고 하면 출력을 높여주는 방법이다.

반면에 'Yamamoto Vinta'사 (Japan)의 제품은, 환부의 신체 내부에 침습적인 방법으로 온도센서를 삽입하여 종양의 온도를 측정하고 있는데, 일반적으로 열전대(Thermocouple)를 이용하지만, 이는 침습적인 방법으로 암세포와 피부조직에서의 출혈이 불가피하고, 고주파 전류의 영향으로 정확한 온도 측정이 불가능하게 된다.

한편으로는, 이상의 문제점을 방지하기 위해 온도 센서가 동작하는 시간 동안은 고주파를 정지시키는 편법을 이용하는 경우가 있는데, 이는 치료시간의 비효율성이라는 단점이 된다.

또한 피부암(Skin Cancer)과 같이 외피(Integument)조직에 대한 열치료는 적외선 열화상 카메라(Thermal Infraed Camera)를 이용하여 열의 확산에 의한 온도분포의 변화를 실시간 관찰할 수 있지만, 열화상 카메라의 경우, 치료시 방해받지 않기 위한 카메라의 위치선정 문제, 영상의 해상도의 한계, 측정 온도의 부정확성 등과 같은 단점을 가진다.

본 발명과 관련된 선출원 발명에서는, 상기 단점을 모두 극복하고자, 광섬유 센서를 이용한 피부 체온 정보 피드백 알고리즘을 적용하는바, 도 9의 온도 센싱 회로 및 관련 시스템 모식도에서 보듯이, 전자파를 발생시키는 RF 제너레이터(21)와 매처(22) 및 매칭 네트워크, 그리고 RF 전송선로로서 광축 케이블(25)이 있고, 최종적으로 상부전극(23)과 대향전극(24)으로 RF 시스템이 구성되어 있으며, 온도 측정 장비로서의 광섬유(54a)를 포함한 온도센서(Fiber Optic Thermo sensor)(54)와 그 컨트롤러 본체(53), 그리고 이 온도값을 피드백받는 입출력장치(52), 측정모니터(51) 및 감시장비(55)의 컴퓨터 시스템으로 구성된다.

참고로, 상기 컨트롤러 본체(53)는 광섬유 센서로 광 신호를 발생하고 광 신호를 전기 신호로 변환 및 증폭하며 ICS I/O 유닛으로 측정된 데이터를 전송한다. 상기 입출력장치(52)는 측정장비로 측정 지령을 발하고 측정 소프트웨어에 의한 데이터를 취득한다. 상기 온도 측정 장비(54)는, 상기 다채널 컨넥터를 구성하며, 상기 측정모니터(51)는 IO 유닛 및 OTMS 작동 상태 모니터이고, 상기 감시부(55)는 감시, 분석, 진단 소프트웨어에 의해 다양한 감시 모니터링을 행한다.

상기 광섬유 온도센서(54)는, 유연성과 전자기파에 대한 무간섭 및 신호의 원거리 전송능력 등의 특성을 갖고 있는바, 상기 광섬유를 이용한 온도 측정 원리를 설명하면, 도 10에서 보는 바와 같이, 일례로 적외선 광 펄스를 광섬유에 발하면, 구성 물질이 열 격자 분자 운동을 하게 되어 펄스파형이 변형된 광이 수신되는바, 이를 이용한 온도센서이다.

이제, 도 12 및 도 13을 참조하여, 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 방법에 대하여 설명한다. 먼저 여러 실측치를 통해 심부 온도를 추정하는 도 13에서와 같은 룩업 테이블을 작성하는바, 인체를 통과해 종양 조직의 가온에 이용된 전류의 양과, 피부 온도 값을 이용해 인체 내부 종양의 온도를 추정할 수 있는 룩업 테이블(LUT, Look Up Table)을 미리 구성한다.

참고로, 룩업 테이블은 컴퓨터 과학에서 일반적으로 배열이나 연관 배열로 된 데이터 구조로, 런타임 계산을 더 단순한 배열 색인화 과정으로 대체하는 데 자주 쓰인다. 처리 시간의 절약은 중요할 수 있는데, 이는 메모리로부터 값을 받아오는 것이 더 일이 많이 드는 계산이나 입출력 기능을 거치는 것보다 더 빠르기 때문이다. 테이블들은 정적인 프로그램 저장소에 미리 계산되어 저장하거나, 프로그램 초기화 단계(메모이제이션)의 일부로 계산(프리페치)할 수도 있다. 룩업 테이블은 배열에 위치한 일련의 (올바르거나 올바르지 않은) 값 항목들을 일치시키면서 입력값이 유효한지 확인하는 데 널리 쓰이기도 하며, 프로그래밍 언어에서는 포인터 함수를 포함(또는 레이블로 오프셋)하여 일치하는 입력을 처리할 수 있다.

본 발명과 관련된 선출원 발명에서는 도 13의 그림과 같이, 전달된 에너지와 피부 온도를 각각 X,Y축으로 하며, 피부에서의 깊이를 Z축으로 하는 3차원적 LUT를 작성하고자 한다. 도 13에서, X축의 에너지(Joule)는 통전전류와 시간의 곱(A×min)으로 구해지며, Y축의 피부 온도는 상기 도 9 및 도 10의 광섬유 온도계로부터 측정된 온도를 나타낸다. 이 테이블을 이용해 심부 온도를 추정할 수 있는 것이다.

상기 LUT의 완성을 위해서는 수 많은 팬텀 실험이 필요하고, 효과적인 실험을 위해 최소한 4 채널 이상의 광파이버 온도계가 필수적이다.

이제, 룩업 테이블이 완성되면, 상기 룩업 테이블과 도 6의 시스템을 이용하여, 통전전류와 피부 온도, 그리고 LUT에 의해 추정된 심부 종양 온도는, 목표 온도와 비교되면서 출력의 적정성을 판단하게 되고, 필요시 출력을 조정하도록 해 준다.

상기 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 방법을 도 12를 참조하여, 보다 구체적으로 설명하면, 먼저 통전전류를 측정하고(S11), 타이머 정보(S12)에 기하여, 이들을 승산함으로써 에너지를 계산한다(S13).

이후, 상기 계산된 에너지와 측정된 피부 온도 측정값(S14)으로 룩업 테이블을 참조하여(S15), 심부 온도를 추정하게 된다(S16).

그리하여, 추정된 심부온도가 목표온도와 일치하는가를 판단하여(S17), 일치하는 것으로 판단되면 그냥 처음으로 리턴하고, 그렇지 않으면 제너레이터의 출력을 조절한 후에(S18), 처음으로 리턴하게 된다.

그리하여, 심부온도가 실시간으로 추정되고 이를 피드백하여 제너레이터의 출력을 조절함으로써, 보다 실시간적으로 정확하며 효율적인 온열 암 치료가 가능하게 된다.

한편으로, 본 발명과 관련된 선출원 발명의 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 장치는 더욱 안전한 시스템을 위해, 도 13과 같은 과열 방지 안전 시스템(40)을 구축하는 것이 더욱 바람직하다.

즉, RF 제너레이터(21)와 매처(22) 및 RF 전송선로로서 광축 케이블(25)과 최종적으로 상부전극(23) 및 대향전극(24)으로 이루어진 매칭 네트워크 및 RF 시스템에 있어서, 환자의 바닥에 깔린 물침대(41)에서의 현재 침대 온도를 측정하는 물침대 온도 측정부(42)를 형성하고, 측정된 물침대 온도를 메인 컨트롤러(10)로 보내주며, 이에 응하여, 혹은 환자가 직접 제어하는 리모컨(43) 신호에 응하여, 메인 컨트롤러(10)는 RF 제너레이터의 파워나 동작을 제어하고, 혹은 쿨링부(44)를 구동함으로써, 혹시 발생할 수도 있는 과열로 인한 화상을 방지할 수 있도록 한다.

(본 발명과 관련된 선출원의 제1 실시예의 제1 변형예)

이제, 도 14를 참조하여, 본 발명과 관련된 선출원 발명에 관한 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 장치 중에서 각종 전극의 예에 대한 변형예들을 설명한다.

도 14의 (a)는, 상부전극(23)을 써멀 전극으로, 대향전극(24)을 플레이트 전극으로 형성한 예이고, 도 14의 (b)는, 상부전극(23)을 써멀 전극으로, 대향전극(24a)도 써멀 전극으로 형성한 예이고, 도 14의 (c)는, 상부전극(23a)을 플렉서블 전극으로, 대향전극(24b)도 플렉서블 전극으로 형성한 예이다.

도 14의 (d)는, 상부전극을 써멀 전극(23)과 플렉서블 전극(23a)의 이중으로 구성하되, RF 공급 케이블 커넥팅 단부에 RF 디바이더/실렉터(26)을 설치하고, 상기 써멀 전극(23)과 플렉서블 전극(23a)이 접속되도록 하며, 대향전극(24)을 넓게 구성한 플레이트 전극으로 형성한 또다른 변형예도 가능하다.

참고로, 본 발명자는, 2016년 1월 29일자로, 발명의 명칭이 "온열 치료기 및 그에 사용되는 패드 전극"인 특허출원 제10-2016-11974호를 출원하였는바, 상기 선출원의 명세서의 내용은 본 출원의 명세서에서도 참조되어 진다.

따라서, 상기 제1 변형예에 의하면, 특정 부위의 환부 치료에 적응성을 가지며, 치료하고자 하는 환자의 각 부위의 기하학적 형태에 맞추어서 다양한 형상의 전극을 사용할 수 있도록 한다.

(본 발명과 관련된 선출원의 제1 실시예의 제2 변형예)

마지막으로, 도 15를 참조하여, 본 발명에 관한 통전전류 피드백을 통한 온열 암 치료 장치를 이중으로 구성하는 변형예들을 설명한다.

도 15는, RF 공급 시스템을 이중으로 구성하여, 제1 매처 네트워크(Channel 1)에는 제1 제너레이터(21) 및 제2 매처(22)와 제1 상부전극으로서 써멀 전극(23) 및 대향 전극(24)을 플레이트 전극으로 형성하고, 제2 매처 네트워크(Channel 2)에는 제2 제너레이터(21') 및 제2 매처(22')와 제2 상부전극으로서 플렉서블 전극(23a)으로 구성하고, 대향 전극(24)으로서 상기 플레이트 전극을 공유하는 듀얼 시스템이 개시되어 있다.

따라서, 상기 제2 변형예에 의하면, 특정 부위 또는 다중 환부 치료에 적합한바, 치료하고자 하는 환자의 각 부위의 기하학적 형태에 맞게 다양한 형상의 전극을 사용하도록 하면서, 동시에 각 부위의 신체 특성에 따라서, 혹은 암 발생한 부위의 깊이에 따라서 상이한 파워를 갖는 RF를 공급할 수 있도록 한다.

이와 같은 상술된 본 발명과 관련된 선출원 발명의 온열 암 치료기는 기존에 비해서는 상당히 정확한 전류 측정이 이루어지기는 하지만, 그럼에도 불구하고 고주파 본래의 특성상, 인가된 통전 전류의 측정이 매번 바뀔 수 있다는 문제점들을 지니고 있었다.

본 발명은, 상기 본 발명과 관련된 선출원의 장점을 살리면서, 상기 본 발명과 관련된 선출원의 기술적인 문제점을 해결하기 위한 것이다.

(본 발명의 제1 실시예)

이제, 본 발명에 관한 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전 전류 측정 장치의 일 실시예에 대하여 도 16 내지 도 19를 참조하여 설명한다.

도 16은 본 발명에 관한 온열 암 치료 장치의 통전전류 측정 장치의 주요 구성도이고, 도 17은 도 16의 통전 전류 측정 회로의 블록도이고, 도 18은 본 발명에 관한 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전전류 측정 방법의 제1 실시예이며, 도 19는 본 발명에 관한 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전전류 측정 방법의 제2 실시예이다.

먼저, 본 발명에 관한 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전 전류 측정 장치(100)는, 루프 안테나(110)를 통해 대향 전극(24) 쪽에서 받아들인 고주파 전류 정보로부터 현재 통전 전류값을 측정하여, 메인보드(10)로 출력하게 된다.

보다 구체적으로는, 도 17의 블록도에서 보는 바와 같이, 대향전극으로 유도된 RF 전류를 루프안테나(Loop Antenna)를 통해 측정하는 루프 안테나부(110), 상기 루프 안테나부(110)로부터 입력 RF 전류를 DC 출력으로 바꿔주는 로그 증폭기(Log Amplifier)(120), 앞 단의 로그 증폭기와 뒷 단의 저역 통과 필터(Low Pass Filter)의 완충 역할을 하는 제1 버퍼(Buffer)(130), 로그 증폭기의 출력은 DC 이지만 13.56MHz의 노이즈로 인해 출력 신호가 왜곡되기 때문에 고역 대역의 신호를 차단하는 제1 저역 통과 필터(140), 입력된 DC 전압을 가변하기 위해 사용하는 DC 입력 가변기(150), 로그 증폭기의 신호가 약할 경우 노이즈 신호와 구분이 되지 않을 수 있기 때문에 감산기로서 사용되는 차동 증폭기(Differential Amplifier)(160), 출력된 신호를 MCU(10)에서 처리하기 쉬운 신호의 크기로 증폭하기 위해 사용되는 가변 이득 증폭기(Variable Gain Amplifier)(170), 앞 단의 차동 증폭기와 뒷 단의 저역 통과 필터의 완충 역할을 하는 제2 버퍼(180), 그리고 마지막으로 한번 더 필터링을 행하는 제2 저역 통과 필터(190)로 이루어진다.

한편, 이제, 도 18을 참조하여, 본 발명에 관한 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전전류 측정 방법의 제1 실시예에 대하여 설명한다.

먼저, 유저가 원하는 초기 값으로 RF 파워를 세팅하고(S11)(일례로, RF 파워를 100Watt로 세팅함), 다음, 매칭(Matching) 작업을 행하되 매칭 작업이 완료되었는지 여부를 판단하게 된다(S13). 참고로, 매칭 작업 완료는, '정재파비'라고도 하는 SWR(Standing Wave Ratio) 값이 ‘1’일 때, 즉, '반사계수'에 해당하는 '리플렉트(Reflect) 값'이 ‘0’일 때, 완료된 것으로 판단한다. 참고로, '(전압)정재파비(S)' 및 '(전압)반사계수(r)'는, 하기 <수학식1> 및 <수학식2>로 각각 표현되어 진다.

여기서, Vmax, Vmin은 정재파 전압의 최댓값, 최솟값이고, r은 수전단의 전압 반사 계수이다.

여기서, Z0는 선로의 특성 임피던스, Zr은 수전단의 부하 임피던스이다.

그리하여, 상기 S13 단계에서의 판단 결과 완료되지 않으면 계속해서 반복 수행하게 되고, 완료된 것으로 판단되면, 통전 전류 측정 회로를 동작시키는바, 루프 안테나(Loop Antenna)로 부터 신호를 인가받게 된다(S15).

다시, 상기 루프 안테나(110)로 부터 받은 값을 통전 전류 회로에서 처리하며 이값을 RF 파워로 표현하여 초기 값(RF Power)과 비교하여 보상하게 된다(S17) (일례로, 초기 값이 100Watt, 루프 안테나 값이 99Watt 이면, 1Watt를 보상하여 초기 값은 101Watt로 나타나며 루프 안테나 값은 100Watt가 되도록 한다).

마지막으로, 보상된 값이 적용되어 최종 출력되며 이러한 과정은 LCD에 나타나도록 한다(S19).

이제 마지막으로, 도 19를 참조하여, 본 발명에 관한 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전전류 측정 방법의 제2 실시예에 대하여 설명한다.

먼저, 유저가 원하는 초기 값으로 RF 파워를 세팅하는 단계(S21)는 제1 실시예의 그것(S11)과 동일하며, 이후 자동 임피던스 매칭 공정이 시행되어 지도록 한다(S22).

이후, 반사파('Ref.'으로 표기)의 파워(Reflect Power)가 0Watt인지 여부를 판단하여(S23), 상기 S23 단계에서의 판단 결과 'No'이면 상기 S22 단계로 리턴하여 반복 수행하게 되고, 'Yes'이면, 다음 단계로 이행하는바, 반사파의 파워가 0Watt인 상태를 10초 동안 유지하였는가 여부를 판단하여(S24), 상기 S24 단계에서의 판단 결과 'No'이면 역시 상기 S22 단계로 리턴하여 반복 수행하게 되고, 'Yes'이면, 다음 단계로 이행하게 된다.

이후, 통전 전류 측정 파워(Directed Power)를 측정하기 시작하는바, 이때는 DC 전압이 MCU로 인가되어 진다(S25). 이 경우, 루프 안테나를 통해 인가받은 RF 전류 값을, 일례로 AD8307을 통해, DC 값으로 변환되어 MCU로 인가되도록 하며, 이때, MCU에는 미리 저장된 통전 전류 측정 파워 값의 룩업 테이블(Look up Table)이 저장되어 있게 된다. 일례로, DC 1.2V는 50Watt로 디스플레이되며, 1.25V는 100Watt로 디스플레이되어 진다.

계속해서, MCU에 저장된 통전 전류 측정 파워 테이블 값을 RF 파워로 환산하게 되며(S26), 이제, 측정된 통전 전류 측정 파워와 RF 파워 세팅 값이 일치하는지 여부를 판단하여(S27), 일치하면 RF 파워를 출력하며(S29), 한편, 일치하지 않으면, 통전 전류 측정 파워와 RF 파워의 차이 값을 초기 RF 파워에 적용하고 나서(S28), 처음으로 리턴하여 다시 반복 수행하게 된다.

예를들어, RF 파워 세팅 값이 100Watt이고, 측정된 통전 전류 측정 파워 값이 99Watt이면, 초기 RF 파워 세팅 값을 자동으로 101Watt로 변경하고, 통전 전류 측정 파워 값을 100Watt로 출력되도록 한다.

이처럼, 앞에서 설명된 본 발명의 실시예들은 본 발명의 기술적 사상을 한정하는 것으로 해석되어서는 안 된다. 본 발명의 보호범위는 청구범위에 기재된 사항에 의하여만 제한되고, 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상을 다양한 형태로 개량 변경하는 것이 가능하다. 따라서 이러한 개량 및 변경은 통상의 지식을 가진 자에게 자명한 것인 한 본 발명의 보호범위에 속하게 될 것이다.

(본 발명과 관련된 선출원 발명)
10 : 메인 컨트롤러(main controller) 20 : 고주파 방사 장치
21 : 제너레이터(generator) 22 : 매처(matcher)
23 : 상부 전극 (Electrode, Applicator) 24 : 대향 전극 (Counter Electrode)
25 : 케이블 26 : RF 디바이더/실렉터
30 : 통전전류 측정부 31 : 전류픽업회로
32 : 포토 커플러 33 : 출력부
40 : 안전 시스템부 41 : 물침대 (Water Bed)
42 : 물침대 온도 측정부 43 : 리모콘
44 : 쿨링부
50 : 피부온도 측정/감시부 51 : 피부온도 측정 모니터
52 : 입출력장치 53 : 컨트롤러 본체
54 : 피부온도 측정장비 55 : 피부온도 감시부
60 : 표시부
(본 발명)
100 : 통전 전류 측정 장치 110 : 루프 안테나부
120 : 로그 증폭기(Log Amplifier) 130 : 제1 버퍼
140 : 제1 저역 통과 필터 150 : DC 입력 가변기
160 : 차동 증폭기 170 : 가변 이득 증폭기
180 : 제2 버퍼 190 : 제2 저역 통과 필터

Claims (6)

1. RF 제너레이터(21) 및 RF 매처(22)에 의해 고주파의 RF 파워를 환자 상부의 상부전극(23)에 인가하며 환자의 하부에 위치하는 대향전극(24) 및 케이블(25)을 통해 제너레이터 및 매처로 이어지는 RF 공급 회로의 고주파 방사 장치(20)와, 상기 제너레이터(21)를 제어하는 메인 컨트롤러(10)와, 상기 메인 컨트롤러(10)에 접속되어 각종 정보가 디스플레이되어지는 표시부(60)를 포함하는 온열 암 치료 장치의 통전전류를 측정하여 고주파 통전전류 출력량(Vout) 측정값을 상기 메인 컨트롤러(10)로 인가하게 되는 통전 전류 측정 장치(100)로서,
   상기 대향 전극(24)으로 유도된 RF 전류를 루프안테나(Loop Antenna)를 통해 측정하는 루프 안테나부(110);
   상기 루프 안테나부(110)로부터의 입력 RF 전류를 DC 출력으로 바꿔주는 로그 증폭기(Log Amplifier)(120);
   상기 로그 증폭기의 출력 중의 고역 대역의 신호를 차단하는 제1 저역 통과 필터(140);
   상기 입력된 DC 전압을 가변하기 위해 사용하는 DC 입력 가변기(150); 및
   출력된 신호를 상기 메인 컨트롤러(10)에서 처리하기 쉬운 신호의 크기로 증폭하는 가변 이득 증폭기(Variable Gain Amplifier)(170);
   를 포함하는 것을 특징으로 하는 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전 전류 측정 장치.
2. 제 1 항에 있어서,
   상기 로그 증폭기의 신호가 약할 경우 노이즈 신호와 구분이 되지 않을 수 있기 때문에 감산기로서 사용되는 차동 증폭기(Differential Amplifier)(160); 및
   상기 통전 전류 측정 장치(100)의 마지막 단에서 한번 더 필터링을 행하는 제2 저역 통과 필터(190);
   를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전 전류 측정 장치.
3. 제 2 항에 있어서,
   상기 로그 증폭기와 상기 제1 저역 통과 필터(Low Pass Filter)의 완충 역할을 하는 제1 버퍼(Buffer)(130); 및
   상기 차동 증폭기와 상기 제2 저역 통과 필터의 완충 역할을 하는 제2 버퍼(180);
   를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 온열 암 치료 장치의 캘리브레이션을 통한 통전 전류 측정 장치.
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