목 적 : 고주파 온열치료 시 약물투여 및 혈액채취에 사용되는 케모포트로 인한 열적 변화를 알아보고자 한다. 대상 및 방법 : 전극 크기 20 cm인 고주파 온열치료기(EHY-2000, Oncotherm Kft, Hungary)를 이용하여 현재 본원에서 사용 중인 케모포트 중 재질이 플라스틱인 소재, 티타늄을 둘러싼 에폭시 소재와 티타늄 소재 케모포트를 자체 제작한 직경 20 cm, 높이 20 cm 원통형 한천(Agar)팬텀에 삽입하여 온도를 측정하였다. 온도측정기(TM-100, Oncotherm Kft, Hungary) 그리고 Sim4Life(Ver2.0, ZMT, Zurich, Switzerland) 프로그램을 사용하여 실제 측정된 온도변화와 비교 분석하였다. 측정위치는 전극 중심축 및 중심축 측면 1.5 cm지점에 각각 0 cm(표면), 0.5 cm, 1.8 cm, 2.8 cm 깊이별로 하였다. 측정조건은 온도 $24.5{\sim}25.5^{\circ}C$, 습도 30 ~ 32%, 출력 전력 100 W로 5분 간격으로 총 60분을 측정 하였다. 결 과 : 케모포트 미사용, 플라스틱, 에폭시 그리고 티타늄 케모포트를 사용한 경우의 최고온도는 전극 중심축 2.8 cm 깊이에서 측정값 $39.51^{\circ}C$, $39.11^{\circ}C$, $38.81^{\circ}C$, $40.64^{\circ}C$와 모의실험값 $42.20^{\circ}C$, $41.50^{\circ}C$, $40.70^{\circ}C$, $42.50^{\circ}C$이며, 전극 중심축 1.5 cm 측면 2.8 cm 깊이에서 측정값 $39.51^{\circ}C$, $39.32^{\circ}C$, $39.20^{\circ}C$, $39.46^{\circ}C$와 모의실험값 $42.00^{\circ}C$, $41.80^{\circ}C$, $41.20^{\circ}C$, $42.30^{\circ}C$이다. 고안 및 결론 : 고주파 전자기장에 의한 케모포트 주위의 열적 변화량은 부도체 물질인 플라스틱과 에폭시 소재에서 미사용의 경우보다 낮게 나타났으며, 도체 물질인 티타늄 케모포트에서는 약간의 차이를 보였다. 이는 케모포트내 금속 함유량 및 기하학적 구조에 의한 것과 이용 장비의 낮은 고주파 대역를 사용함에 있는 것으로 여겨진다. 즉 본 연구에 사용된 케모포트는 열 변화가 미미하여 장해를 고려하지 않아도 된다고 사료된다.
목 적 : 고주파 온열치료 시 약물투여 및 혈액채취에 사용되는 케모포트로 인한 열적 변화를 알아보고자 한다. 대상 및 방법 : 전극 크기 20 cm인 고주파 온열치료기(EHY-2000, Oncotherm Kft, Hungary)를 이용하여 현재 본원에서 사용 중인 케모포트 중 재질이 플라스틱인 소재, 티타늄을 둘러싼 에폭시 소재와 티타늄 소재 케모포트를 자체 제작한 직경 20 cm, 높이 20 cm 원통형 한천(Agar)팬텀에 삽입하여 온도를 측정하였다. 온도측정기(TM-100, Oncotherm Kft, Hungary) 그리고 Sim4Life(Ver2.0, ZMT, Zurich, Switzerland) 프로그램을 사용하여 실제 측정된 온도변화와 비교 분석하였다. 측정위치는 전극 중심축 및 중심축 측면 1.5 cm지점에 각각 0 cm(표면), 0.5 cm, 1.8 cm, 2.8 cm 깊이별로 하였다. 측정조건은 온도 $24.5{\sim}25.5^{\circ}C$, 습도 30 ~ 32%, 출력 전력 100 W로 5분 간격으로 총 60분을 측정 하였다. 결 과 : 케모포트 미사용, 플라스틱, 에폭시 그리고 티타늄 케모포트를 사용한 경우의 최고온도는 전극 중심축 2.8 cm 깊이에서 측정값 $39.51^{\circ}C$, $39.11^{\circ}C$, $38.81^{\circ}C$, $40.64^{\circ}C$와 모의실험값 $42.20^{\circ}C$, $41.50^{\circ}C$, $40.70^{\circ}C$, $42.50^{\circ}C$이며, 전극 중심축 1.5 cm 측면 2.8 cm 깊이에서 측정값 $39.51^{\circ}C$, $39.32^{\circ}C$, $39.20^{\circ}C$, $39.46^{\circ}C$와 모의실험값 $42.00^{\circ}C$, $41.80^{\circ}C$, $41.20^{\circ}C$, $42.30^{\circ}C$이다. 고안 및 결론 : 고주파 전자기장에 의한 케모포트 주위의 열적 변화량은 부도체 물질인 플라스틱과 에폭시 소재에서 미사용의 경우보다 낮게 나타났으며, 도체 물질인 티타늄 케모포트에서는 약간의 차이를 보였다. 이는 케모포트내 금속 함유량 및 기하학적 구조에 의한 것과 이용 장비의 낮은 고주파 대역를 사용함에 있는 것으로 여겨진다. 즉 본 연구에 사용된 케모포트는 열 변화가 미미하여 장해를 고려하지 않아도 된다고 사료된다.
Purpose : This study evaluate the thermal changes caused by use of the chemoport for drug administration and blood sampling during radiofrequency hyperthermia. Materials and Methods : 20cm size of the electrode radio frequency hyperthermia (EHY-2000, Oncotherm KFT, Hungary) was used. The materials o...
Purpose : This study evaluate the thermal changes caused by use of the chemoport for drug administration and blood sampling during radiofrequency hyperthermia. Materials and Methods : 20cm size of the electrode radio frequency hyperthermia (EHY-2000, Oncotherm KFT, Hungary) was used. The materials of the chemoport in our hospital from currently being used therapy are plastics, metal-containing epoxy and titanium that were made of the diameter 20 cm, height 20 cm insertion of the self-made cylindrical Agar phantom to measure the temperature. Thermoscope(TM-100, Oncotherm Kft, Hungary) and Sim4Life (Ver2.0, Zurich, Switzerland) was compared to the actual measured temperature. Each of the electrode measurement position is the central axis and the central axis side 1.5 cm, 0 cm(surface), 0.5 cm, 1.8 cm, 2.8 cm in depth was respectively measured. The measured temperature is $24.5{\sim}25.5^{\circ}C$, humidity is 30% ~ 32%. In five-minute intervals to measure the output power of 100W, 60 min. Results : In the electrode central axis 2.8 cm depth, the maximum temperature of the case with the unused of the chemoport, plastic, epoxy and titanium were respectively $39.51^{\circ}C$, $39.11^{\circ}C$, $38.81^{\circ}C$, $40.64^{\circ}C$, simulated experimental data were $42.20^{\circ}C$, $41.50^{\circ}C$, $40.70^{\circ}C$, $42.50^{\circ}C$. And in the central axis electrode side 1.5 cm depth 2.8 cm, mesured data were $39.37^{\circ}C$, $39.32^{\circ}C$, $39.20^{\circ}C$, $39.46^{\circ}C$, the simulated experimental data were $42.00^{\circ}C$, $41.80^{\circ}C$, $41.20^{\circ}C$, $42.30^{\circ}C$. Conclusion : The thermal variations were caused by radiofrequency electromagnetic field surrounding the chemoport showed lower than in the case of unused in non-conductive plastic material and epoxy material, the titanum chemoport that made of conductor materials showed a slight differences. This is due to the metal contents in the chemoport and the geometry of the chemoport. And because it uses a low radio frequency bandwidth of the used equipment. That is, although use of the chemoport in this study do not significantly affect the surrounding tissue. That is, because the thermal change is insignificant, it is suggested that the hazard of the chemoport used in this study doesn't need to be considered.
Purpose : This study evaluate the thermal changes caused by use of the chemoport for drug administration and blood sampling during radiofrequency hyperthermia. Materials and Methods : 20cm size of the electrode radio frequency hyperthermia (EHY-2000, Oncotherm KFT, Hungary) was used. The materials of the chemoport in our hospital from currently being used therapy are plastics, metal-containing epoxy and titanium that were made of the diameter 20 cm, height 20 cm insertion of the self-made cylindrical Agar phantom to measure the temperature. Thermoscope(TM-100, Oncotherm Kft, Hungary) and Sim4Life (Ver2.0, Zurich, Switzerland) was compared to the actual measured temperature. Each of the electrode measurement position is the central axis and the central axis side 1.5 cm, 0 cm(surface), 0.5 cm, 1.8 cm, 2.8 cm in depth was respectively measured. The measured temperature is $24.5{\sim}25.5^{\circ}C$, humidity is 30% ~ 32%. In five-minute intervals to measure the output power of 100W, 60 min. Results : In the electrode central axis 2.8 cm depth, the maximum temperature of the case with the unused of the chemoport, plastic, epoxy and titanium were respectively $39.51^{\circ}C$, $39.11^{\circ}C$, $38.81^{\circ}C$, $40.64^{\circ}C$, simulated experimental data were $42.20^{\circ}C$, $41.50^{\circ}C$, $40.70^{\circ}C$, $42.50^{\circ}C$. And in the central axis electrode side 1.5 cm depth 2.8 cm, mesured data were $39.37^{\circ}C$, $39.32^{\circ}C$, $39.20^{\circ}C$, $39.46^{\circ}C$, the simulated experimental data were $42.00^{\circ}C$, $41.80^{\circ}C$, $41.20^{\circ}C$, $42.30^{\circ}C$. Conclusion : The thermal variations were caused by radiofrequency electromagnetic field surrounding the chemoport showed lower than in the case of unused in non-conductive plastic material and epoxy material, the titanum chemoport that made of conductor materials showed a slight differences. This is due to the metal contents in the chemoport and the geometry of the chemoport. And because it uses a low radio frequency bandwidth of the used equipment. That is, although use of the chemoport in this study do not significantly affect the surrounding tissue. That is, because the thermal change is insignificant, it is suggested that the hazard of the chemoport used in this study doesn't need to be considered.
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문제 정의
13) 이러한 보철물 중 케모포트는 항암치료와 시너지 효과(Synergy effect)를 기대하는 온열치료환자에 있어 그 빈도수가 많으며, 고주파 온열 치료시 케모포트의 발열 정도에 대하여 예측할 수 있다. 본 연구는 13.56 MHz에서의 항암제 투여 및 혈액채취에 보편적으로 사용되는 케모포트 인공삽입물에 대한 열 분포를 연구하여 발열 변화 정도를 알아보고자 한다.
본 연구는 페네스 방정식의 체순환 상수인 신진대사 열과 혈액 열전도가 배재되어 인체 온도 상승률 보다 높은 열 변화를 보여 상대적인 결과를 이용 유추한 것으로 인체에 대한 정확한 열 전달 측정이 다소 미미하다. 하지만 팬텀 특성의 체순환을 감안한다면 인공 삽입물 1℃의 증감율은 미미하다 할 수 있으며, 국제 비전리 방사선 보호위원회(International Commission for Non-Ionizing Radiation Protection)가 제시한 온도 이하이므로 금속에 의한 영향은 없을 거라 여겨진다.
제안 방법
14) 반고체형 인체팬텀은 Kato 등15)의 기록을 참조 고형화 강도에 직접적 영향을 주는 한천(Agar): 4%, 방부기능 및 전도율(Conductivity, σ)와 관련된 아지화나트륨(NaN3): 0.1%, 전도율 및 유전율(Permittivity, ε)을 조절하는 증류수(DWater) : 95.9%를 혼합하여 직경 20 cm, 높이 20 cm 원통형으로 제작하였다.
7 cm 사이에 케모포트를 삽입한다. 다음으로 온도측정기(TM-100, Oncotherm Kft, Hungary)의 온도감지기(Temperature sensor)를 한천 팬텀 중심축과 중심축 1.5 cm된 지점의 0 cm(표면), 0.5 cm, 1.8 cm, 2.8 cm 깊이에 삽입한 후 직경 20 cm인 전극(Electrode)을 올린다[그림 2]. 마지막으로 측정조건은 케모포트가 없는 경우와 종류별 케모포트를 삽입한 경우로 시간에 따른 전기적 특성 오차를 줄이기 위해 각각의 팬텀을 제작하고 안정적인 강도 및 온도를 유지하기 위해 제작된 지 24시간된 팬텀을 사용하며,온도 24.
8 cm 깊이에 삽입한 후 직경 20 cm인 전극(Electrode)을 올린다[그림 2]. 마지막으로 측정조건은 케모포트가 없는 경우와 종류별 케모포트를 삽입한 경우로 시간에 따른 전기적 특성 오차를 줄이기 위해 각각의 팬텀을 제작하고 안정적인 강도 및 온도를 유지하기 위해 제작된 지 24시간된 팬텀을 사용하며,온도 24.5 ～ 25.5℃, 습도 30 ～ 32%, 출력전력 100 W를 5분 간격으로 총 60분을 측정한다.
다음으로 Kato 등15)의 자료를 바탕으로 한천 팬텀 σ=0.20 S/m, ε=78, k=0.75 W/(m·℃), c=4200 J/kg/℃과 티타늄 σ =2.38e6 S/m, ε=1.00과 플라스틱 및 에폭시 σ=0 S/m, ε =3.00을 입력하여 열 해석에 필요한 전자파 인체 흡수율(Specific Absorption Rate, SAR)을 계산하였다.
측정치와 동일 조건을 만들기 위한 한천팬텀, 냉각수, 보루스, 침대, 그리고 주변온도는 23℃, 21℃, 22℃, 30℃, 그리고 25℃로 설정하였으며, 전력은 100 W 하였다.
대상 데이터
고주파 전자기장의 측정 모의 인체팬텀은 일반적으로 액체, 반고체, 그리고 고체 형태 등이 있으나 본 연구에서는 인체 장기의 형태 유지가 용이하고 측정 및 오차가 작은 반고체형 팬텀을 사용하였다.14) 반고체형 인체팬텀은 Kato 등15)의 기록을 참조 고형화 강도에 직접적 영향을 주는 한천(Agar): 4%, 방부기능 및 전도율(Conductivity, σ)와 관련된 아지화나트륨(NaN3): 0.
본 연구에 사용된 기기는 Oncothermia사의 EHY-2000으로 출력 주파수 13.56 MHz, 최대 출력전력 250 W, 유용 출력전력 60 W ～ 150 W이다. 인공삽입물로 사용된 케모포트는 반복적인 항암제 투여 및 혈액 채취 시 일반적으로 사용되는 기구로 재질은 크게 금속성과 비금속성으로 나뉘며, 사용 위치에 따라 형태 및 크기도 다양하다.
인공삽입물로 사용된 케모포트는 반복적인 항암제 투여 및 혈액 채취 시 일반적으로 사용되는 기구로 재질은 크게 금속성과 비금속성으로 나뉘며, 사용 위치에 따라 형태 및 크기도 다양하다. 이들 중 본원에서 사용 중인 플라스틱 소재, 티타늄을 둘러싼 에폭시 소재와 그 외 티타늄 소재를 사용하였다[그림 1]. 측정 방법은 다음과 같다.
3℃ 상승에 대한 유사성과 잠재적 장해 고려인자를 배재 할 수 있다는 기준을 만들어 주었다. 기존 인공삽입물에 대한 온열치료 연구는 극 초단파에 대한 것으로 본 실험은 13.56 MHz 단파를 대상으로 하였다. 이에 결과에 대한 차이는 인공 삽입물과 가온 주파수와의 상호작용으로 설명 되어질 수 있다.
이론/모형
전자파 수치적 해석방법은 유한차분 시간영역(Finite-Difference Time-Domain, FDTD)과 모멘트법(Method ofMoment, MOM) 등이 있으며, 본 연구에서 구현이 간단하고 전자기장 전파의 직관적 이해 및 시간영역 데이터에서 광대역 주파수 영역특성 획득이 가능한 FDTD법을 이용하였다.16) Sim4Life(Ver2.
본 연구의 신뢰성을 높이기 위해 측정과 시뮬레이션 해석기법을 사용하였으며, Xu R 등19)과 권정태 등20)이 제시한10% 내외에 대한 해석 값 신뢰성을 입증하였다.
성능/효과
그러므로 와이어,인공관절, 심박기, 케모포트, 달팽이관 이식 등 금속 또는 전기적 보철물을 삽입한 환자는 주의해야 한다고 권고 하고있다.13) 이러한 보철물 중 케모포트는 항암치료와 시너지 효과(Synergy effect)를 기대하는 온열치료환자에 있어 그 빈도수가 많으며, 고주파 온열 치료시 케모포트의 발열 정도에 대하여 예측할 수 있다. 본 연구는 13.
[표 1]은 60분 동안의 깊이별 최대 온도를 측정과 시뮬레이션 해석 값으로 나타낸 것이다. 측정과 시뮬레이션의 일치성은 0 cm(표면)에서 90%, 0.5 cm에서 90.5%, 1.8 cm에서 96%, 2.8 cm에서 94%를 보였다. 포트가 없는 경우, 에포시, 플라스틱, 그리고 티타늄 소재 각각의 전극판 중심 온도변화율은 온열 가온 전 23℃ 기준 측정값에서 0 cm(표면)은 7.
8 cm에서 각 물질 중심축과 외곽축의 온도 변화율을 비교한 것이다. 모든 물질의 측정값과 시뮬레이션 값은 약 6%의 오차로 유사한 증가율을 보이고 있다. 포트가 없는 경우와 티타늄 사용 실험에서 중심축이 외곽측보다 0.
마지막으로 심부보다 표면 온도가 9℃ 저감됨으로 보루스에 의한 냉각효과를 확인 할 수 있었다. 이로써 온열치료의 문제점 중 하나인 열전달 방식에 의한 피부 장해를 보완10)을 확인 할 수 있었다.
본 연구를 통해 고주파 전자기장에 의한 케모포트 주위의 열적 변화량은 부도체 물질인 플라스틱과 에폭시 소재에서 미사용의 경우보다 낮게 나타났으며, 도체 물질인 티타늄 케모포트에서는 약간의 차이를 보였다. 이는 인공 삽입물의 크기, 형태, 경사도 등 기하학적 구조 및 금속 함유량과 가온 장비의 낮은 고주파 대역을 사용함에 있는 것으로 판단되며, 본 연구에 사용된 13.
질의응답
핵심어
질문
논문에서 추출한 답변
고주파 온열치료은 어떻게 기존 열 치료의 문제점을 보완하였는가?
3-5) 이에 자기장, 마이크로파, 고강도 초음파 집속 방식 같은 여러 열 발생 치료기가 개발되어 종양세포에 효과적으로 온도를 전달할 수 있게 되었다.6-9) 그 중 고주파 온열치료는 피부표면온도 저감 및 방사선치료 선량(Gy)과 유사한 에너지양(kJ/kg)으로 환자가 수용할 수 있는 최대에너지를 투여 하고 심부까지 치료 영역을 확대하는 등10) 기존 열 치료의 문제점을 보완하였다. 하지만 고주파는 전자기적 특성으로 환자 주변 인공삽입물에 열전달 및 발열시켜 주변온도를 높일 수 있다.
온열치료의 열 발생 치료기의 종류에는 어떠한 것들이 있는가?
온열치료는 종양세포 온도를 41 ~ 45℃ 상승시켜 괴사,사멸 시키거나 종양부위에 빠른 혈액순환으로 손상을 주는 치료법1-2)으로 최근 많은 연구에서 방사선과 항암치료의 유효성을 증가시키고 있음이 보고되었다.3-5) 이에 자기장, 마이크로파, 고강도 초음파 집속 방식 같은 여러 열 발생 치료기가 개발되어 종양세포에 효과적으로 온도를 전달할 수 있게 되었다.6-9) 그 중 고주파 온열치료는 피부표면온도 저감 및 방사선치료 선량(Gy)과 유사한 에너지양(kJ/kg)으로 환자가 수용할 수 있는 최대에너지를 투여 하고 심부까지 치료 영역을 확대하는 등10) 기존 열 치료의 문제점을 보완하였다.
온열치료란 무엇인가?
온열치료는 종양세포 온도를 41 ~ 45℃ 상승시켜 괴사,사멸 시키거나 종양부위에 빠른 혈액순환으로 손상을 주는 치료법1-2)으로 최근 많은 연구에서 방사선과 항암치료의 유효성을 증가시키고 있음이 보고되었다.3-5) 이에 자기장, 마이크로파, 고강도 초음파 집속 방식 같은 여러 열 발생 치료기가 개발되어 종양세포에 효과적으로 온도를 전달할 수 있게 되었다.
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