Measurements of temperature distribution using an infrared optical fiber during radiofrequency ablation

적외선 투과 광섬유를 이용한 고주파 열치료 과정에서의 온도분포 측정

유욱재·서정기·조동현·장경원·신상훈·이봉수·탁계래·박병기*

^†

Measurements of temperature distribution using an infrared optical fiber during radiofrequency ablation

Wook Jae Yoo, Jeong Ki Seo, Dong Hyun Cho, Kyoung Won Jang, Sang Hun Shin, Bongsoo Lee, Gye-Rae Tack, Byung Gi Park*

^†

Abstract

In this study, we have measured temperature distribution using infrared optical fibers during radiofrequency ablation (RFA). Infrared radiations generated from the water around inserted electrode are transferred by silver halide optical fibers and are measured by a thermopile sensor. Also, the output voltages of a thermopile sensor are compared with those of the thermocouple recorder. It is expected that a noncontact temperature sensor using an infrared optical fiber can be developed for the temperature monitoring during RFA treatments based on the results of this study.

Key Words : fiber-optic sensor, infrared radiation, noncontact temperature sensor, radiofrequency ablation, silver halide optical fiber

1. 서 론

고주파 열치료 (radiofrequency ablation, RFA) ^{는 고주}

파 전류를 환자의 수술부위에 통하게 한 뒤 , 생체조직 내부 이온들의 진동을 유발하고 열을 발생시켜 , 치료부 위의 괴사를 일으키는 치료방법이다 . 고주파 전류는 넓

은 표면의 접지판 (ground plate) 으로부터 환자의 몸을

통하여 좁은 표면의 전극 (electrode) 으로 전도되며 이

때 , 전극의 좁은 면적을 따라 고밀도의 전류가 형성되

고 열이 발생하여 , 응고나 변성 등에 따른 기화 (vapori-

zation) ^{와 탄화} (carbonization) ^{를 통해 암 치료를 할 수}

있게 된다 ^[1] . 고주파 열치료는 골종양 (bone tumor) 과 간암 (liver cancer) 의 치료 등 다양한 의료 분야에서 활

용되고 있으며 , 실시간 온도 감시 하에서 시술을 하므 로 합병증이 적고 , 안전한 반복 시술이 가능하다는 장 점을 가진다 ^[2] .

고주파 열치료를 포함한 일반적인 온열치료 (hyper-

thermia) 시 , 42~45 ^o C 의 온도로 생체조직을 20~60 분 동안 가열하면 암세포가 손상되는 효과를 보게 되고 ,

50~55 ^o C 의 온도로 가열할 경우 , 암세포가 괴사되는

시간이 4~6 분으로 줄어들게 된다 ^[3,4] . 고주파 열치료는

괴사조직인 병변 (lesion) 을 만들고 , 병변의 크기는 시술 시간과 조직의 종류에 의해서 달라질 수 있으며 단극 성 전극 (mono-electrode) ^{의 경우} , ^{대개 직경} 3 cm ^{의 열}

성 병변 (thermal lesion) 을 유도할 수 있다 ^[5] . 하지만 고 주파 열치료에 의해 암세포 주변의 정상세포 역시 영 향을 받아 괴사할 수 있으므로 , ^{적절한 병변의 생성을}

위해서는 전극의 정확한 온도제어와 가열부위의 온도 분포를 정확하게 측정하는 것이 중요하다 .

일반적으로 고주파 열치료 시 , ^{온도분포를 측정하기}

위해 열전대 (thermocouple) 를 사용하지만 이는 침습적

인 방법으로 암세포와 피부조직에서의 출혈이 불가피 하고 , ^{고주파 전류의 영향으로 정확한 온도의 측정이}

불가능하게 된다 . 또한 피부암 (skin cancer) 과 같이 외

건국대학교의료생명대학의학공학부

,

(School of Biomedical Engineering, College of Biomedical & Health Science, Research Institute of Biomedical Engineering, Konkuk University, Chungju 380-701, Korea)

*

(Department of Energy &

Environment Engineering, Soonchunhyang University, Asan 336-745, Korea)

**

(Department of Energy & Environment System Engineering, Dongguk University, Gyeongju 780-714, Korea)

†

Corresponding author: [email protected]

(Received : August 28, 2008, Accepted : September 29, 2008)

측정할 수 있는 장점을 가진다 .

중·원적외선을 전송시킬 수 있는 실버 핼라이드 광 섬유 (silver halide optical fiber) 는 유연하고 불용해성이 며 무독성이므로 전극 주위의 온도분포 측정에 이용할 수 있고 , ^{원거리 전송이 가능하므로 적외선 광섬유를}

이용한 비접촉식 온도센서에 적합하다 . 또한 전자기장 의 영향을 받지 않으므로 고주파 열치료 및 자기공명 영상 (magnetic resonance imaging, MRI) ^{촬영실 내에}

서의 치료 및 수술 시 사용가능하다 ^[9,10] . A. Katzir 등 에 의해 발표된 적외선 광섬유에 대한 여러 논문을 살 펴보면 실버 핼라이드 광섬유를 이용하여 CO 2 레이저 의 전송 , 온열치료와 체온저하법 (hypothermia) 시술 시 의 온도측정 및 자기공명영상 장치 내에서의 온도측정 그리고 물속의 물체를 조사하기 위한 적외선 현미경

(scanning near-field infrared microscope) 등에 관한 실 험을 초전형 (pyroelectric) ^센서와 HgCdTe ^검출기 (mer- cury-cadmium-telluride, MCT) 등의 적외선 센서를 이

용하여 수행한 것을 확인할 수 있다 ^[11-13] .

본 연구는 A. Katzir ^{등에 의해 발표된 논문들의 실}

험을 응용하여 , 고주파 열치료 시 생성되는 병변의 크 기를 유추하기 위한 가열 온도분포의 정확한 측정을 목적으로 하는 기초연구로서 , ^{실험용 동물의 간} (liver)

이나 신장 (kidney), 근육을 이용한 생체외 실험 (ex-

vivo) 을 수행하기 이전에 체온 및 고주파 열치료에서

사용하는 치료온도를 포함하는 37~80 ^o C 의 물에서 방 출되는 적외선을 적외선 광섬유를 통해 전송시켜 , 전극 으로부터의 거리에 따른 온도분포를 측정하였다 .

2. 실험 방법

본 연구에 사용된 적외선 광섬유는 실버 핼라이드 광 섬유 (PIR 900/1000, JT Ingram Co.) 로서 자켓 (jacket) 을 포함한 광섬유의 외경이 1.3 mm, ^코어 (core) ^{의 직경은} 0.9 mm 이며 클래딩 (cladding) 의 두께는 0.05 mm 이다 .

코어의 굴절률은 2.15 이고 , 개구수 (numerical aperture, NA) 는 0.25 이며 광섬유의 녹는점은 415 ^o C ^이다 . ^그림

1 에 보인 실버 핼라이드 광섬유의 구조에서 코어와 클

래딩은 AgCl:AgBr 혼합물질이고 , 자켓은 폴리에테르

에테르케톤 (polyetheretherketone, PEEK) ^{폴리머로 구}

성되어 있으며 , 광섬유의 양 끝단은 SMA (subminia-

ture type A) 커넥터로 연결되어 있다 . 적외선 전송 파

장범위는 중적외선 영역인 4~18 ^µ m ^이고 , ^{유연한 기계}

적 성질을 갖는다 . 그림 2 는 실험에서 사용된 실버 핼 라이드 광섬유의 파장에 따른 전송률을 보여주고 있으 며 , 10~14 ^µ m ^{영역의 적외선 파장에서} 90 % ^이상의

전송률을 보이고 있다 .

적외선 센서로는 실온에서 적외선을 감지할 수 있는 써모파일 (thermopile) 센서 (A2TPMI334OAA060, Per- kin Elmer Inc.) 를 사용하였고 주위온도 25 ± 1 ^o C, 측정 물체의 방사율 (emissivity) 및 온도가 각각 99 % 이상 , 60 ± 0.3 ^o C 일 때의 교정점 (calibration point) 에서 ± 1.5 Structure and physical properties of a silver halide optical fiber.

그림 2. 실버 핼라이드 광섬유의 파장에 따른 전송률

Fig. 2. Transmission rate of a silver halide optical fiber.

K 의 정확도를 가진다 . 써모파일 센서의 적외선 필터

(infrared filter) ^로는 5.5~13.5 ^µ m ^{파장의 영역에서} 52

% 이상의 투과율을 보이는 G12 필터를 사용하였고 ,

그림 3 은 써모파일 센서에 사용된 G12 필터의 파장에

따른 투과율을 보여주고 있다 . ^{써모파일 센서는 열형}

검출기 (thermal detector) 로서 실온에서 작동하고 파장 의존성이 적은 장점을 가지며 , 초전형 센서 및

HgCdTe ^{검출기에 비해 검출능} (detectivity) ^{이 낮은 단}

점이 있지만 초퍼 (chopper) 를 사용하지 않고 냉각을 시

킬 필요가 없으며 , 경제적이고 간단하게 실험장치를 구 성할 수 있다는 장점을 가지고 있다 .

그림 4 는 고주파 열치료기 (radiofrequency surgical

unit) 의 전극에 의해 가열된 매질의 온도분포 측정을

위한 실험구성을 보여주고 있다 . ^{실험에 사용된 고주파}

열치료기 (M-2000H, Medsun Co., Ltd) 의 작동 주파수

는 3.9 MHz 이고 , 출력파워는 절개와 응고 모드 작동

시 , 각각 110 W 와 55 W 이다 . 실험에 사용된 고주파 열

치료기의 전극은 단극성 전극이고 , 전극의 끝부분이 창 모양 (single shaft electrode) ^{으로 매우 높은 전류밀도를}

형성하여 치료부위의 세포조직 자체에 열을 발생시킨 다 . 고주파 열치료기의 전극을 열 발생장치로 , 인체와 유사한 성질을 갖는 물질인 물을 매질로 각각 사용하 였고 , 접지판 위의 원통 (cylinder) 안에 물을 채워 넣어 고주파 전류가 흐를 수 있도록 하였다 . 원통의 중앙에 는 전극을 고정시켰고 5 mm ^{간격으로 열전대를 위치}

시켰으며 , 열전대의 끝부분이 물 표면에서 1 mm 깊이

에 잠기도록 하였다 . ^{전극의 끝부분 역시 수면에서}

1 mm 깊이에 잠기도록 하였으며 , 이는 대류에 의한 열

의 확산을 최소화하고 , 전도에 의한 물 표면의 온도분 포 변화를 측정하기 위해서이다 . ^{반대편에는 실버 핼라}

이드 광섬유를 물 표면에서 2 mm 높이 위에 위치시킨

뒤 , 원통 중앙의 전극으로부터 5 mm 간격으로 이동시 키며 실험을 진행하였다 .

그림 5 는 광섬유와 수면 사이의 거리에 따른 측정반

경의 변화를 나타낸다 ^[14,15] . 열원이 되는 물과 0.25 의

개구수 (NA) ^{를 가지는 실버 핼라이드 광섬유 사이의}

거리를 2 mm 로 하였을 때 , 아래의 식 (1) 에 따라서 최 대입시각 ( θ c ') 을 구할 수 있고 다시 , 식 (2) 를 이용하여 측정반경을 얻을 수 있다 . ^{이 경우} , ^{광섬유는 반경}

0.97 mm 의 수면에서 방출되는 적외선을 집광할 수 있

으며 , ^{거리가 가까워짐에 따라 측정반경도 작아진다} .

측정분해능 향상을 위하여 광섬유와 수면 사이의 거리

를 가깝게 할 수 있으나 거리를 2 mm 이하로 하였을

경우 , ^{수면에서 발생되는 기포의 영향으로 측정에 어려}

움이 생긴다 .

그림 3. G12 적외선 필터의 파장에 따른 투과율 Fig. 3. Transmission rate of the G12 filter on the

thermopile sensor.

그림 4. 매질의 온도분포 측정을 위한 실험구성

Fig. 4. Experimental setup for measuring temperature distribution.

그림 5. 광섬유와 수면 사이의 거리에 따른 측정반경의 결 Fig. 5. Determination of a measuring radius according to 정

the distance between an optical fiber and the

surface of water.

(1)

, (2)

,

여기서 NA는 개구수 , θ c ' 은 최대입사각 , n 1 과 n 2 는 각 각 코어와 클래딩의 굴절률 , z 는 광섬유와 수면 사이의 거리 , r ^{은 코어의 반지름 그리고} R ^{은 측정반경을 각각}

나타낸다 .

그림 6 은 고주파 열치료기와 열전대 및 실버 핼라이 드 광섬유를 이용한 전체 실험구성을 보여주고 있다 .

고주파 열치료기를 작동시키면 전극의 끝부분과 인접 하고 있는 물에서 열이 발생하고 , 차폐된 열전대 온도 기록장치 (MV-200, Yokogawa electric Co.) ^{는 전극으로}

부터 5 mm 간격으로 위치한 열전대로부터 측정된 온

도변화를 저장한다 . 또한 , 물에서 방출된 적외선은 실

버 핼라이드 광섬유를 통해 암실 (darkroom) ^{처리된 써}

모파일 센서부에 전송되고 , 써모파일 센서에서 적외선 신호를 전기 신호로 변환하면 , 증폭회로는 미세한 센서 의 출력전압을 증폭시키게 된다 .

3. 실험 결과

본 연구에서는 물의 온도분포를 열전대를 이용하여 접촉식으로 측정하였고 , ^{물의 표면에서 방출되는 적외}

선을 실버 핼라이드 광섬유를 통해 전송시켜 전극으로 부터 떨어진 거리에 따른 온도분포를 써모파일 센서를 이용하여 비접촉식으로 측정하였으며 , 물의 초기 온도 는 인체의 온도와 유사하게 37 ^o C 로 유지하였다 .

그림 7 ^{은 적외선 열화상 장치} (TVS-2000MK2, Nip-

NA = sin ( ) θ

' = n

– n

x z θ

' cos ( )

---

=

y x × sin ( ) θ

' z sin ( ) θ

'

θ

' cos ( )

---

= = ×

R r y + r z sin ( ) θ

'

θ

' cos ( )

--- + ×

= =

그림 6. 고주파 열치료기와 열전대 및 실버 핼라이드 광섬유를 이용한 전체 실험구성

Fig. 6. Experimental setup for measuring temperature using a silver halide optical fiber and a RFA surgical unit.

그림 7. 적외선 카메라를 이용하여 측정한 물 표면의 온도

Fig. 7. Thermal image of the heated water. 분포

pon Avionics Co.,Ltd) ^{를 이용하여 측정한 물 표면의}

온도분포를 보여주고 있고 , 전극의 끝부분에 인접한 물

부위에서 열이 발생하여 구 (sphere) 의 형태로 주변부위

로 퍼져가는 것을 확인할 수 있다 . ^{이와 같이 물의 표}

면에서 전극을 중심으로 원형의 온도분포를 보이기 때 문에 열전대 및 실버 핼라이드 광섬유를 이용한 온도 분포 측정 실험에서는 좌우대칭인 원을 이등분한 반원

(semicircle) 부위의 온도분포를 측정하였다 .

그림 8 은 열전대로 측정한 시간에 따른 온도분포의 변화를 보여주고 있다 . ^{각각의 그래프는 전극으로부터}

0, 5, 10 그리고 15 mm 떨어진 측점지점에서의 시간에

따른 온도변화를 나타낸다 . ^{고주파 열치료기의 작동 시} ,

고주파 전류가 전극과 접지판 사이의 물을 통과하면서 전극의 끝부분에 인접한 물 부위에 열이 발생하는 것

을 알 수 있고 , 물의 온도가 전극에서 멀어질수록 낮아 지는 것을 확인할 수 있다 .

그림 9 는 실버 핼라이드 광섬유를 이용하여 온도분 포를 측정한 시간에 따른 써모파일 센서 출력전압의

변화를 보여준다 . ^{그림에서 전극의 끝부분인} 0 mm ^에

서 측정한 온도에 따른 써모파일 센서의 출력전압 값 의 경우 , 변화가 심하게 나타나는데 이는 순간적 가열 에 의한 전도 및 대류현상에 의해 생성된 미세기포

(micro air bubble) 와 수면의 요동현상 (fluctuation) 에 의 한 영향 때문인 것으로 생각된다 . ^{하지만 그림} 8 ^에서

열전대로 온도를 측정한 것과 유사하게 물의 온도가 전극에서 멀어질수록 낮아지는 것을 확인할 수 있으며 ,

전극으로부터 멀어질수록 측정지점 사이의 온도차이가 작아지는 것을 알 수 있다 .

그림 10 은 거리에 따른 열전대의 평균 온도와 써모 파일 센서의 평균 출력전압을 보여주며 60~120 ^{초 사}

이의 데이터 각각의 평균값이다 . 측정지점에서의 시간 에 따른 온도 및 출력전압의 변화에 관한 데이터는 표

1 ^{에 나타내었다} . ^{그림에서 전극의 끝부분에 인접한 물}

부위에서 발생한 열의 온도는 거리에 따라 낮아지게 되어 음의 지수함수 (negative exponential function) 를 가지므로 고주파 열치료로 인한 병변의 크기는 제한적 이라는 것을 알 수 있고 적외선 광섬유를 이용한 온도 측정 장치의 출력전압 역시 유사한 경향을 보인다는

것을 확인할 수 있다 ^[2,16] . 또한 , 측정지점 0, 5, 10 그리

고 15 mm 에서의 평균온도는 각각 75, 64, 58 그리고

53 ^o C ^로서 , ^{치료중심부위의 온도가 약} 75 ^o C ^{일 때} , ^중

심에서 15 mm 떨어진 부위의 온도는 약 53 ^o C 가 된다 .

그림 8. 열전대로 측정한 시간에 따른 온도분포의 변화 Fig. 8. Measurements of temperature variation using the

thermocouples.

그림 9. 실버 핼라이드 광섬유를 이용하여 온도분포를 측 정한 시간에 따른 써모파일 센서 출력전압의 변 Fig. 9. Output voltage variation of a thermopile sensor 화

using a silver halide optical fiber.

그림 10. 거리에 따른 열전대의 평균 온도와 써모파일 센 서의 평균 출력전압

Fig. 10. Mean output voltages of a thermopile sensor and

the mean temperatures which are measured using

thermocouples according to the distance from the

electrode.

이를 통해 , ^{매질이 정상 조직의 물성특성을 가지고 구}

성 물질 및 구조적 배열이 동일하다고 가정할 경우 , 매 질 내에서의 중심온도가 약 75 ^o C 일 때 , 중심에서

15 mm ^{떨어진 부위의 온도는 약} 53 ^o C ^{로 예상할 수 있}

다 . ^{고주파 열치료를 포함한 일반적인 온열치료 시} ,

50~55 ^o C 의 온도로 암세포를 가열할 경우 , 암세포가

괴사되는 시간은 대략 4~6 분 정도이며 , 실험에서와 같

이 3 ^{분 동안 열을 가하였을 경우에 중심에서} 15 mm

72 76.7 2.41336 62.9 2.39640 56.9 2.38019 52.7 2.35666

74 73.0 2.41470 63.9 2.39274 58.2 2.37731 51.9 2.36139

76 75.7 2.41853 65.8 2.39055 57.4 2.37254 52.5 2.36136

78 78.0 2.43237 63.4 2.39374 57.5 2.37889 52.8 2.36390

80 76.7 2.42826 64.1 2.39578 58.7 2.36981 52.7 2.35732

82 74.0 2.42077 63.5 2.40130 59.3 2.38034 52.1 2.35433

84 73.9 2.44146 63.8 2.39781 58.3 2.38049 52.0 2.36190

86 76.1 2.42390 63.1 2.39701 58.9 2.37658 52.1 2.36101

88 77.1 2.43926 63.9 2.40555 59.2 2.37284 52.3 2.35328

90 75.7 2.43958 64.4 2.40297 59.3 2.37428 52.9 2.35854

92 73.5 2.42065 65.4 2.39905 58.9 2.37845 53.2 2.36160

94 74.9 2.41108 64.5 2.40082 57.5 2.37084 53.0 2.35868

96 70.1 2.40579 65.8 2.40149 58.6 2.37518 53.1 2.36333

98 78.9 2.40635 65.0 2.39564 58.8 2.37926 53.1 2.36472

100 74.6 2.42071 62.8 2.40328 58.4 2.37487 53.5 2.36079

102 77.3 2.42235 64.8 2.39077 59.3 2.37604 54.2 2.36419

104 74.3 2.42987 64.7 2.39651 58.4 2.37287 54.5 2.36402

106 75.3 2.43590 64.8 2.40308 59.0 2.37567 55.0 2.36611

108 75.8 2.40985 65.7 2.38827 58.7 2.37302 54.7 2.36428

110 78.1 2.42023 65.8 2.39355 59.0 2.37244 54.8 2.36570

112 73.1 2.40577 65.2 2.39178 58.5 2.37592 54.9 2.36416

114 76.9 2.44294 64.9 2.38951 58.7 2.37820 54.8 2.36572

116 74.5 2.42750 64.5 2.39454 58.8 2.37955 54.9 2.36166

118 75.1 2.41882 65.9 2.39248 58.6 2.37152 54.5 2.35934

120 76.8 2.42383 65.9 2.39415 57.8 2.38144 54.2 2.36055

평균 075.29 2.42178 064.48 2.39508 058.12 2.37532 053.34 2.36089

분산 4.50 0.00012 0.90 2.76808E-05 1.04 1.41117E-05 0.96 1.18561E-05

표준 편차 2.12 0.01113 0.95 0.00526 1.02 0.00376 0.98 0.00344

떨어진 부위의 온도가 약 53 ^o C 이므로 직경 3 cm 의 유 효범위를 가지는 열성병변이 생긴 것으로 판단할 수 있다 .

그림 11 은 측정지점에서 열전대의 평균 온도와 써모 파일 센서의 평균 출력전압과의 관계를 보여준다 . 실버 핼라이드 광섬유를 이용하여 측정한 온도분포에 따른 출력전압과 열전대를 이용하여 측정한 온도분포가 거 리에 따라 유사한 경향을 보이고 선형적 관계를 가진

다는 것을 확인할 수 있으며 정확도는 99.85 % ^이다 .

4. 결 론

본 연구에서는 고주파 열치료기의 전극에 의해 물로 부터 방출되는 적외선을 실버 핼라이드 광섬유를 이용 하여 전송시킨 뒤 , 물의 온도분포에 따른 써모파일 센 서의 출력전압 변화를 관찰하였다 . 체온과 고주파 열치 료에 사용되는 치료온도를 포함한 37~80 ^o C ^{의 물에서}

방출되는 적외선 최대 복사에너지의 파장인 9.35~

8.21 µ m 를 적외선 광섬유를 이용하여 전송시킬 수 있

음을 실험을 통하여 확인하였고 , ^{전극과의 거리에 따라}

방출되는 적외선 파장의 차이에 의해 온도분포를 측정 하였다 .

본 연구결과 , ^{비접촉식 적외선 광섬유 온도센서를}

이용하여 고주파 열치료 시에 고려해야할 가열부위의 온도분포를 정확하게 측정할 수 있을 것으로 보이며 또한 , 고주파 열치료와 레이저를 이용한 수술 , 진단 및 치료과정에서의 온도측정을 위한 비접촉식 적외선 광 섬유 온도센서의 개발이 가능할 것으로 기대된다 . ^앞으

로 더 수행해야 할 연구방향으로 첫 번째는 적외선 광

섬유 끝단에 열원으로부터 방출되는 적외선을 집광할 수 있는 광학계를 사용함으로써 신호 대 잡음비 (sig- nal-to-noise ratio, SNR) 를 높이는 것이고 , 두 번째는 온도분포의 용이한 측정을 위해 적외선 투과 광섬유 다발을 제작하는 것이며 , 세 번째는 본 실험에서 생체 장기를 대신하여 사용한 물의 경우 , 초기 온도를 체온 과 유사하게 37 ^o C 로 유지하여 생체조직에서 방출되는 적외선의 파장과 동일한 상태가 되도록 하였지만 , 구성 물질의 차이로 인한 방사율 오차가 발생할 것으로 생 각되므로 실험용 동물의 장기를 이용한 생체외 실험을 통해 온도분포를 측정하는 것이다 .

감사의 글

이 논문은 2008 년도 정부 ( 과학기술부 ) 의 재원으로

한국과학재단의 지원을 받아 수행된 연구임 (No. R01- 2006-000-11131-0).

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그림 11. 측정지점에서 열전대의 평균 온도와 써모파일 센 서의 평균 출력전압과의 관계

Fig. 11. Relationship between the mean temperatures and

the mean output voltages at the measuring points.

287-290, 2001.

[11] U. Bindig, M. Meinke, I. Gersonde, O. Spector, I.

Vasserman, A. Katzir and G. Muller, “IR-biosensor:

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Goldberg and S. N. Goldberg, “Radiofrequency ablation: variability in heat sensitivity in tumors and tissues”, J. Vasc Interv Radiol , vol. 18, pp. 647-654, 2007.

유 욱 재

• 2006년 2월 건국대학교 의학공학부 의용 전자전공 학사(공학사)

• 2008년 2월 건국대학교 일반대학원 의학 공학과 석사(공학석사)

• 2008년 3월~현재 건국대학교 일반대학 원 의학공학과 박사과정

• 주관심분야 : 의광학, 의료영상, 의료방 사선공학

서 정 기

• 2008년 2월 건국대학교 의학공학부 의용 전자전공 학사(공학사)

• 2008년 3월~현재 건국대학교 일반대학 원 의학공학과 석사과정

• 주관심분야 : 의광학, 의료영상, 의료방 사선공학

조 동 현

• [센서학회지 제 17권, 제 2호] pp. 19 참조

장 경 원

• 2005년 2월 건국대학교 의학공학부 의용 전자전공 학사(공학사)

• 2007년 2월 건국대학교 일반대학원 의학 공학과 석사(공학석사)

• 2007년 3월~현재 건국대학교 일반대학 원 의학공학부 박사과정

• 주관심분야 : 의광학, 의료영상, 의료방

사선공학

신 상 훈

• 2007년 2월 건국대학교 의학공학부 의용 전자전공 학사(공학사)

• 2007년 3월~현재 건국대학교 일반대학 원 의학공학과 석사과정

이 봉 수

• [센서학회지 제 16권, 제 5호] pp. 331 참조

탁 계 래

• [센서학회지 제 16권, 제 5호] pp. 331 참조

박 병 기

• [센서학회지 제 17권, 제 2호] pp. 19 참조

문 주 현

• 1990년 2월 서울대학교 원자핵공학과 학사(공학사)

• 1992년 2월 서울대학교 원자핵공학과 석사(공학석사)

• 1996년 2월 서울대학교 원자핵공학과 박사(공학박사)

• 2007년 11월~현재 동국대학교 에너지환경시스템학부 교수