ISSN 1345-5354

医 学 物 20理
24
Japanese Journal of Medical Physics

Vol. 442

http://www.jsmp.org/

令和 6年

第44巻 2号

日本医学物理学会機関誌

目

次

技術報告
新しい電流源を用いた電位計の相互比較による感度比の不確かさの検証―放射線治療用線量計に用いられる電位計のガイドラインの方法と比較して―
津野隼人，松林史泰，佐々木浩二，酒井孝志，松本圭二，竹内 清 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
解

21

説
超高時間分解能検出器を用いた画像再構成不要陽電子放出イメージング
大田良亮，Sun Il Kwon，Eric Berg，橋本二三生，中島恭平，
小川 泉，玉川洋一，大村知秀，長谷川智之，Simon R Cherry. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

29

編集後記 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

36【複写される方へ】
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CONTENTSTECHNICAL NOTE
Veriﬁcation of Response Uncertainty in Electrometers through Cross-Comparison
with a Novel Current Source: A Comparative Study with Guidelines
for Electrometers Used in Radiation Therapy Dosimeters
Hayato TSUNO, Fumiyasu MATSUBAYASHI, Koji SASAKI,
Takashi SAKAI, Keiji MATSUMOTO, Kiyoshi TAKEUCHI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

21

REVIEW
Direct Positron Emission Imaging Using Ultrafast Timing Performance Detectors
Ryosuke OTA, Sun Il KWON, Eric BERG, Fumio HASHIMOTO,
Kyohei NAKAJIMA, Izumi OGAWA, Yoichi TAMAGAWA,
Tomohide OMURA, Tomoyuki HASEGAWA, Simon R CHERRY . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

29

EDITORʼS NOTE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

36

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 44 No. 2: 21–28 (2024)

医学物理 第 44 巻 第 2 号

技術報告
新しい電流源を用いた電位計の相互比較による感度比の不確かさの検証―放射線治療用線量計に用いられる電位計のガイドラインの方法と比較して―
津野隼人 *1，松林史泰 2，佐々木浩二 3，酒井孝志 4，松本圭二 4，竹内
1

群馬県立県民健康科学大学

2

がん研究会有明病院

3

群馬県立県民健康科学大学大学院

4

株式会社

清4

診療放射線学部

放射線治療部
診療放射線学研究科

川口電機製作所

Veriﬁcation of Response Uncertainty in Electrometers through Cross-Comparison witha Novel Current Source: A Comparative Study with Guidelines for Electrometers Usedin Radiation Therapy Dosimeters
Hayato TSUNO*1, Fumiyasu MATSUBAYASHI2, Koji SASAKI3, Takashi SAKAI4, Keiji MATSUMOTO4, Kiyoshi TAKEUCHI4

1

School of Radiological Technology, Gunma Prefectural College of Health Sciences

2

Radiation Oncology Department, Cancer Institute Hospital, Japanese Foundation for Cancer Research

3

Graduate School of Radiological Technology, Gunma Prefectural College of Health Sciences4

Kawaguchi Electric Works(Received November 22, 2023; Accepted March 21, 2024)
Background: A new quality assurance and control method for electrometers using a new current source, different from the method published in the guidelines for electrometers, has been reported. This current source uses dry batteries and exhibits excellent
performance in terms of voltage, temperature, and time characteristics. The electrometer sensitivity coefﬁcient can be calculated bycomparing the sensitivity of one electrometer with that of another on the electrometer calibration coefﬁcient that has been calibrated by a calibration laboratory in advance in both methods. The guideline method requires two or more sets of ionization chambers
and electrometers in the facility. In contrast, our method does not use ionization chambers; therefore, the sensitivity ratio of theelectrometer can be measured in any facility. This study compared the uncertainty of the electrometer sensitivity factor calculatedusing the new current source method (current method) with that calculated using a linear accelerator (LINAC) and ionizationchambers (LINAC method) described in the electrometer guidelines.
Method: In this study, we used a current source that we invented previously by Kawaguchi Electric Works in Japan. The sensitivity ratios of the electrometers were measured with three manufactureʼs electrometers. The electrometer sensitivity factor was
calculated by multiplying the electrometer calibration coefﬁcient. The ionization chamber was 30013 (PTW), and the current source
was the current obtained from 10 MV TrueBeam X-rays under calibration conditions. The mean value, standard deviation, and coefﬁcient of variation were calculated. The time required to set up the ionization chamber for calculating the sensitivity ratio of theelectrometer was also measured. The accuracy was conﬁrmed by calculating the expanded uncertainty of the electrometer sensitivity coefﬁcients.
Results: The LINAC method had a maximum coefﬁcient of variation of 0.072%. The gross time of the LINAC method was approximately 110 min. The current method had a maximum coefﬁcient of variation of 0.0055% and took less than half the time taken by
the LINAC method (35 min) because there was no waiting time for the ionization chamber to be set up and the applied voltage tostabilize under calibration conditions. The expanded uncertainties of the electrometer calibration coefﬁcients were 0.36% and0.36%, respectively.
Conclusion: The new cross-comparison method for electrometer sensitivity factors using a current source is more efﬁcient anduseful than the linear accelerator method described in the guidelines; furthermore, this method ensured accuracy for quality assurance and control of electrometers.
Keywords: measurement, electrometer, electrometer sensitivity, electrometer calibration coefﬁcient, gross time

* 連絡著者 (corresponding author) 群馬県立県民健康科学大学 診療放射線学部［〒371–0052 群馬県前橋市上沖町 323–1］

School of Radiological Technology, Gunma Prefectural College of Health Sciences, 323–1, Kamioki-machi, Maebashi, Gunma
371–0052, Japan
E-mail: hyt@gchs.ac.jp

21

医学物理 第 44 巻 第 2 号

1.

計の感度比を計測することを「電位計の相互校正」と表記はじめにする．この電位計の相互比較による感度比の計測から2018 年から公益財団法人医用原子力技術研究振興財団

kelec,user を求める方法は，実務的には「電位計の相互校正」（以下，医用原子力財団）によって電離箱線量計と電位計と「電位計の相互比較」は電位計の感度比を求めるというをそれぞれ個別に校正する方法（以下，分離校正）が開始

観点で同じである．

され ，2023 年 4 月から電離箱線量計と電位計の一体校正

これまでに，リニアックを用いた電位計の相互校正（LI-は廃止された．分離校正は計量法校正事業者登録校正サー

NAC 法）と簡易電流源による電位計の相互比較（Current

ビス制度 (Japan Calibration Service System: JCSS) の認法）による電位計感度係数の不確かさを比べた報告はな証を受けた医用原子力財団等が実施している．本論文ではい．この研究の目的は，新しい簡易電流源を用いた電位計

JCSS 認証を受けた機関による校正を JCSS 校正と表記す

相互比較方法（Current 法）の不確かさを，電位計ガイド

る．電位計は 3 年に 1 度に分離校正を受け，分離校正を受ラインに記載されたリニアックを用いた方法（LINAC 法）

けない期間は放射線治療施設の放射線治療品質管理を担当と比較検討することである．

1）

する者が電位計を点検しなければならない

2, 3）

．

2.

外部放射線治療に用いられる電位計のガイドライン 3）（以下，電位計ガイドライン）は電位計に関する品質管理

2.1

方

法

使用した電流源と電位計についての方法を示している．電位計ガイドラインで示された点検

LINAC 法 に は フ ァ ー マ 形 電 離 箱 TN30013 (PTW,

方法は，リニアックから出力される放射線を電離箱に照射

Freiburg, Germany) と，TrueBeam (Varian Medical Sys-

したときに得られる電流を電流源として使用する方法であtems, Palo Alto, CA) を使用した．水吸収線量を計測する

る．問題点として，リニアックの出力のばらつきを排除すための基準条件 5）において 10 MV X 線を電離箱に照射しるために電離箱と電位計が 2 セット以上必要であるため，て得られる電流を電流源とした．線量率は 600 MU (moni-

1 セットしか所有していない放射線治療施設は点検を実施

tor unit: MU)/min とした．また，Current 法には簡易電流源 SCG002（川口電機製作所，東京，日本）を用いた．

4）

できない点が指摘されている ．
電離箱と電位計を 1 セットしか所有していない施設がこ

SCG002 の電池電圧と電流値には高い直線性（決定係数の問題を解決するために，電位計ガイドラインに記載されが R2＝1.00）がある 4）ことがわかっているため，電池のている方法とは異なる新しい電流源（以下，簡易電流源）

劣化による電流値のばらつきは無視できるほど小さいと考された．

えてよい．恒温器を 15°C, 18°C, 23°C, 35°C に設定し，電この方法はリニアックを使用しないことから電離箱を必要

流源を庫内に投入してから 24 時間後の温度特性による電としない．加えて，交流電源を利用せず乾電池から得られ流値の変化は，5.968×10−5 nA, 1°C の変化に対する相対

る簡易的な直流電流を利用している．この簡易電流源は国

電流値の変化は最大で 0.013% である 4）．60 分経過時の相産で安価であることからより簡便に入手できる特徴があ

対電流値変化は最大−0.056% と報告されている 4）．以上を用いた方法が日本放射線技術学会雑誌に報告

4）

る．2024 年 1 月現在，この簡易電流源はおよそ 20 万円でのように，SCG002 の電池電圧と電流値の直線性は高く，販売されている．

温度特性，経時変化は無視できるほど小さい特徴がある．

これらの方法はあらかじめ校正機関によって校正を受けこの研究では，電位計ガイドラインに沿って JCSS 校正

た電位計の電位計校正定数 kelec を基準として，別の電位計を受けてから 3 カ月以上経過していない電位計（以下，リの感度比 relec を計測できる共通点がある．このとき，校正

ファレンス電位計）の電位計校正定数（以下，kelec,JCSS）

機関によって 3 カ月 3, 4）以内に校正を受けた電位計の kelec

を基準とし，試験対象とする電位計（以下，試験電位計，

を基準とする必要があり，この relec を kelec に乗じることにelectrometer under test: EUT）を相互比較することによより別の電位計を校正機関に校正を委託しなくても臨床利り，感度比を計測し，kelec,JCSS に乗じることで電位計感度係数を計算した．LINAC 法および Current 法による電位4）用できる ．
過去の論文ではこれを「電位計の相互校正」として位置

計相互校比較の詳細は，次の 2.2 項 および 2.3 項に示し，付けていた 4）．この概念は標準計測法 12 の第 7 章に掲載さそれぞれの方法により計算した電位計校正定数，電位計感れている「フィールド線量計の相互校正」5）を電離箱から度係数を kelec,LINAC および kelec,Current と表記する．

4）

RAMTECsolo (Toyo Medic, Tokyo, Japan) をリファレン

は「電位計の相互校正」ではなく「電位計の相互比較」にス 電 位 計 と し，UNIDOSwebline (PTW) と SuperMAX elec-

よって感度比 relec を計測し kelec に乗じることで電位計感度

trometer（Standard Imaging, Middleton, WI, USA, 以 下

係数 kelec,user を計算により求める方法である．誤解がない

SuperMAX）を試験電位計とした．また，これらの電位ように本論文では簡易電流源を用いて電位計の感度比を計

計の最小入力電荷 Qmin, 最大入力電荷 Qmax, Qmax の半値 Q0.5測することを「電位計の相互比較」，LINAC を用いて電位を事前に校正事業者のホームページで確認した 6）．

電位計に置き換えた考え方

224）である．つまり，この方法

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 44 No. 2 (2024)

2.2
2.2.1

LINAC 法による電位計相互校正について

リファレンス電位計と同様に，試験電位計のQmin, Qmax, お
よ び Q0.5 に お け る MUi (i＝min, max, 0.5) 値 を，MUEUT,min,kele,LINAC の計算方法

WP1D 型 水 フ ァ ン ト ム (IBA dosimetry) の 10 cm 深 に

MUEUT,max, MUEUT,0.5 と定義した．試験電位計においてもファーマ形電離箱を配置した．電位計の電源投入後は，電電荷量 MEUT,MUi (i＝min, max, 0.5) を計測し，σ および CV

位計内に配置された電気回路に電流が流れるため電気回路を計算した．

の温度が変化する．電気回路の温度が安定することで電位電位計校正定数 kelec,LINAC は，Mref,MUi (i＝min, max, 0.5) と計の動作が安定するまでをウォームアップとして 15 分のMEUT,MUi (i＝min, max, 0.5) から 計 算 する．まず，MEUT,MUi

時間をおいた．これは電位計の仕様書に記載されている時に対する Mref,MUi の感度比を relec,MUi (i＝min, max, 0.5) と定間で，一般的には 10 分から 15 分が必要であると言われて義した（式 3）．

いる 7）．下野らは使用間隔が異なることによるファーマ形
電離箱の電荷量がそれぞれ安定するまでにかかる時間への影響について報告しており ，安定時間は約 9 分間必要で
8）

relec,MUi ＝

M ref ,MUi
（i ＝ min, max, 0.5）
M EUT, MUi(3 )あるとしている．この約 9 分とは 6 MVX 線で 2700 MU，

次に，この試験電位計においても同様に relec,MUi を計算し，線量率 300 MU/min の照射によって電荷量のばらつきが式 4 により kelec,LINAC を計算した．

±0.05% 以内に安定するために必要な時間である．このため，ヒステリシス現象 8, 9）への対策として線量率 600 MU/

refkelec,LINAC ＝ relec,MU × kelec,JCSS,i （i ＝ min, max, 0.5） (4)min で 2700 MU の事前照射を行った後，300 MU をプリ

ここで，r̅elec,MU は各試験電位計の relec,MU , relec,MU , relec,MU

セットとして電荷量の計測を行った．リニアックのビームの平均値である．kelec,JCSS,iは，リファレンス線量計として出力が安定するために必要な反復計測回数を事前に文献に使用した RAMTEC Solo の JCSS 校正結果から得られた

示された方法により計算して10），リニアックを用いた計測の反復回数を 2 回とした．この方法は繰り返し 10 回計測した電荷量の変動係数を利用した方法である．収集電荷

min

max

0.5

ref

ref

ref

ref

k elec,JCSS,min , k elec,JCSS,max , および k elec,JCSS,0.5である．
2.2.2

kelec.LINAC の精度の確認方法

この研究で対象としたすべての電位計は JCSS 校正を受の平均値M
̅300MU, 標 準 偏 差 σ, 変 動 係 数 CV (coefﬁcient of

けており，kelec,JCSS が与えられている．kelec,LINAC と kelec,JCSS

variation) を計算した．式 1 に変動係数を計算するためのとの差を次に示す方法で確認した．kelec,JCSS の校正証明書

式を示す．M̅300MU はプリセット MU 値が 300 MU であるとには不確かさが表記されている．計算した試験電位計の電

きの収集電荷の平均値である．

位計校正定数 kelec,LINAC の精度を確認するために kelec,JCSS に

CV ＝



M

対する kelec,LINAC の相対誤差 d を式 5 から計算し比較した．

×100 (%)(1 )M
̅ は電位計の表示値 M
̅raw の平均値に温度気圧補正係数 kTPk
d ＝  elec,LINAC －1  ×100 (%)
k elec,JCSS
を乗じた値である．M
̅300MU と 300 MU を用いて電荷量が最2.3

小入力電荷 Qmin, 最大入力電荷 Qmax, Qmax の半値 Q0.5 となる

2.3.1

ようなプリセット MUmin, MUmax, MU0.5 を計算した．式 2に MUi (i＝min, max, 0.5) を計算するための式を示す．
300
MUi ＝
×Qi （i ＝ min, max, 0.5）
M 300MU(5 )Current 法による電位計相互比較について
kelec,Current の計算方法

ここでは Current 法により kelec,Current を計算する方法について説明する．簡易電流源を電位計に接続し通電した．
この測定に用いる通電時間 ti は電位計に流れた電流値 I と(2)

ここで，MUi は Qi (i＝min, max, 0.5) を得るために必要なプリセット MU 値で，電荷 Qi が最小入力電荷と最大入力

Qi を用いて式 6 から計算できる．
ti ＝

Qi(sec) （i ＝ min, max, 0.5）I

(6 )電荷に対して±10% 以内であれば許容される 3）ため小数

ti 時間に入力される電荷 Qi は，電位計ごとに定められてい部分を切り捨て整数とした．MUi は電位計固有である最る最小入力電荷と最大入力電荷の±10% 以内であれば許小入力電荷 Qmin, 最大入力電荷 Qmax, Qmax の半値 Q0.5 を電容される 3）ため小数桁を切り捨て整数とした．リファレン位計に入力するためのプリセット MU 値である．よって，

ス電位計に対して入力電流を通電する時間 tref,i (i＝min,

電位計 1 台あたり 3 つのプリセット MU 値 (MUmin, MUmax,

max, 0.5) を式 6 により計算した．そして，簡易電流源に

MU0.5) を計算し，MUref,min, MUref,max, MUref,0.5 と定義した．

より tref,i (i＝min, max, 0.5) 時間通電して得られたリファ

リニアックに MUref,i (i＝min, max, 0.5) をセットして得ら

レンス電位計の電荷量を qref,t (i＝min, max, 0.5) と定義しれたリファレンス電位計の電荷量 Mref,MUi (i＝min, max,

た．試験電位計の Qi (i＝min, max, 0.5) が qref,t の±10% 以0.5) を計測し，それぞれの σ および CV を計算した．

内であることを確認した後，試験電位計に簡易電流源から

i

i

23

医学物理 第 44 巻 第 2 号

tref,i (i＝min, max, 0.5) 時 間 通 電 し，得 ら れ た 電 荷 量 をあることとしている 13）．この研究では，RAMTEC solo,

qEUT,t (i＝min, max, 0.5) と定義した．

UNIDOSwebline，SuperMAX の 3 つの電位計を使用していi

試験電位計の電荷量 qEUT,t (i＝min, max, 0.5) に対するる．電圧を印加するタイミングは電離箱を電位計に接続す

リファレンス電位計の電荷量 qref,t (i＝min, max, 0.5) の感るときで，電離箱を RAMTEC solo に接続したとき，電離度比をそれぞれ relec,t (i＝min, max, 0.5) と定義し，式 7 よ

箱を RAMTEC solo から UNIDOSwebline に接続し直すとき，り計算した．

および UNIDOSwebline から SuperMAX に接続しなおすとき

i

i

i

の 3 回である．この印加電圧をかけた後に待機時間が発生

q
relec,ti ＝ ref ,ti （i ＝ min, max, 0.5）
qEUT,ti(7 )する．待機時間として IEC-60731 で示された 2 時間を採用
すると，全部で 4 時間（2 時間が 2 回）となる．これは日ref

この試験電位計の relec,ti と kelec,JCSS,i から kelec,Current を計算し常の品質管理を実施する中で，現実的ではないと判断した（式 8）．

た．以上の理由から，この研究では RAMTECsolo から電refkelec,Current ＝ relec,t × kelec,JCSS,i （i ＝ min, max, 0.5）

(8 )ここで，r̅elec,t は各試験電位計の relec,t , relec,t , relec,t の平均
min

max

0.5

ref

離 箱 に 印 加 電 圧 を か け た 後 の 待 機 時 間 を 2 時 間 と し，
UNIDOSwebline, SuperMAX から電離箱に印加電圧をかけた後の待機時間を 15 分とした．

値である．kelec,JCSS,iは，リファレンス線量計として使用し方法 2. 3 で示した Current 法の作業時間を次に示すよた RAMTEC solo の JCSS 校 正 結 果 か ら 得 ら れ たうに測定した．電位計のウォームアップの開始時刻を作業

kelec,JCSS,min, kelec,JCSS,max および kelec,JCSS,0.5 である．

開始時間と定義した．簡易電流源は電離箱と異なり印加電

2.3.2

圧を 0 V で使用するため，簡易電流源を電位計に接続をしkelec,Current の精度の確認方法

式 8 を用いて計算した試験電位計の kelec,Current と kelec,JCSSた後，測定を開始した．式 8 によって kelec,Current を計算し，との差を確認するために，JCSS 校正による電位計校正定

電位計を保管された位置に戻し終わった時刻を作業終了時

数 kelec,JCSS に対する kelec,Current の相対誤差 d を式 9 から計算間と定義した．

し，校正証明書の不確かさを比較した．

3.

k

d ＝  elec,Current －1  ×100 (%)
 kelec,JCSS

2.4

(9 )

3.1

結

果

kelec,LINAC の計算結果と精度について

水吸収線量計測の基準条件におけるプリセット MU を
̅300MU は 66.277
300 MU と し た と き，RAMTECsolo の M

作業時間の記録

方法 2.2 項 で示した LINAC 法の作業時間を次に示すよ

nC で，変 動 係 数 は 0.0053% で あ っ た．UNIDOSwebline のうに測定した．電位計のウォームアップの開始時刻を作業

̅300MU は 69.29 nC で，変動係数は 0.010% であった．SuM

開始時間と定義した．式 4 によって kelec,LINAC を計算し，水̅300MU は 69.08 nC で，変 動 係 数 は 0.072% でperMAX の M

ファントム，電離箱，電位計を保管された位置に戻し終あった．変動係数の最大値は SuperMAX を使用した場合

わった時刻を作業終了時間と定義した．この研究では線量で，0.072% であった．

率を 600 MU/min に設定したことから，約 5 分 (2700 MU)とリファレンス電位計を用いた基準条件における 10 MVを事前照射にかかる時間とした．
RAMTEC solo のユーザマニュアル

Table 1 に電位計ガイドラインの方法，つまり，電離箱

11）には，注意事項として電位計を最適な状態で使用するためには電離箱とケーブルに印加電圧をかけたあとに 2 時間のウォームアップがの X 線を照射して得た電流を電流源として，kelec,LINAC を計算するためのパラメータを示す．
MUmin, MU0.5, MUmax は そ れ ぞ れ 23, 453, 905 MU で必要であると記載されている．ここでいう最適という表現あった．これらの MU を照射したときの電荷量 Mref,MUmin,

は具体的に何が最適なのかどうか定義されておらず，なぜMref,MU0.5, Mref,MUmax はそれぞれ 5.081, 100.113, 200.006 nC

2 時間なのかどうかの根拠はマニュアル内に示されていなであった．リファレンス電位計である RAMTECsolo の電

い．UNIDOS

weblineユーザマニュアル

12）は，精度の高い測定で小さな電流による測定を実施するために，電離箱に印
加電圧をかけた後は，電離箱の表示値の安定を確保するた

位計校正定数は 1.0002 nC/rdg であった．
Table 2 に試験電位計を対象としたときの kelec,LINAC を計算するためのパラメータと kelec,LINAC を示す．

めに 15 分待機することを推奨しているが，具体的に電位UNIDOSwebline を 対 象 に し た MUmin, MU0.5, MUmax は そ

計のどのレンジでどのような有感体積の大きさをもつ電離

れぞれ 23, 453, 865 MU であった．これらの MU を照射し箱を接続した場合を指しているのかは曖昧である．IEC-

たときの電荷量 Mref,MUmin, Mref,MU0.5, Mref,MUmax はそれぞれ60731 では，電離箱に電位計から印加電圧をかけた後の

5.081, 100.0, 199.8 nC であった．kelec,LINAC は 1.0009 で校正15 分から 2 時間の間の電離箱の電荷量の変動が，印加電圧

機関によって校正された電位計校正定数は 0.9998 nC/rdg

をかけた後の 1 時間後に測定された電荷量の 0.5% 以下でで，相対誤差 d は＋0.11% であった．

24

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 44 No. 2 (2024)

SuperMAX を対象にした MUmin, MU0.5, MUmax はそれぞれ 23, 435, 869 MU であった．これらの MU を照射したと機関によって校正された電位計校正定数は 0.9987 nC/rdg
で，相対誤差 d は＋0.15% であった．

きの電荷量 Mref,MUmin, Mref,MU0.5, Mref,MUmax はそれぞれ 5.074,
100.150, 200.200 nC であった．kelec,LINAC は 1.0002 で校正

3.2

kelec,Current の計算結果と精度について

Table 3 に Current 法で kelec,user,t を計算するためのパラ
Table 1 The parameters and results for kelec,LINAC calculations
with the RAMTECsolo as a reference electrometer.
Parameters

RAMTEC solo

MUmin［MU］
MU0,5［MU］
MUmax［MU］
Mref,MUmin［nC］
Mref,MU0.5［nC］
Mref,MUmax［nC］
refk elec,JCSS,minrefk elec,JCSS,0.5
refk elec,JCSS,max

23
453
905
5.081
100.113200.006
1.00021.00021.0002

MUmin: Monitor unit required to measure the minimum input
charge of the reference electrometer.
MU0.5: Monitor unit required to measure the half of maximum
input charge of the reference electrometer.
MUmax: Monitor unit required to measure the maximum input
charge of the reference electrometer.
Mref,MUmin: Charge amount of reference electrometer when LINAC set MUmin.
Mref,MU0.5: Charge amount of reference electrometer when LINAC set MU0.5.
Mref,MUmax: Charge amount of reference electrometer when LINAC set MUmax.
ref
ref
ref
k elec,JCSS,min , k elec,JCSS,0.5 , and k elec,JCSS,max are the three electrometer
calibration factors reported on the calibration certiﬁcate forthe reference electrometer.
Table 2 The parameters and results for kelec,LINAC calculations
with the UNIDOSwebline and SuperMAX as a electrometer under
test (EUT)．
Parameters

UNIDOSwebline

SuperMAX

MUmin［MU］
MU0,5［MU］
MUmax［MU］
MEUT,MUmin［nC］
MEUT,MU0.5［nC］
MEUT,MUmax［nC］
̅relec,MU
kelec,LINAC
kelec,JCSS
d［%］

22
433
865
5.081
100.0
199.8
1.00071.00090.9998
0.11

22
435
869
5.074
100.150
200.200
1.00001.00020.9987
0.15

MUmin: Monitor unit required to measure the minimum input
charge of the reference electrometer.
MU0.5: Monitor unit required to measure the half of maximum
input charge of the reference electrometer.
MUmax: Monitor unit required to measure the maximum input
charge of the reference electrometer.
MEUT,MUmin: Charge amount of reference electrometer when
LINAC set MUmin.
MEUT,MU0.5: Charge amount of reference electrometer when LINAC set MU0.5.
MEUT,MUmax: Charge amount of reference electrometer when
LINAC set MUmax.
̅r elec,t: Charge amount of qEUT,ti with respect to qref,ti .

メータを示す．RAMTECsolo の Qmin, Q0.5, Qmax の電荷量を得るための通電時間 tref,min, tref,0.5, tref,max はそれぞれ，3, 65,
128 sec であった． qref,min と qref,0.5 および qref,max はそれぞれ
4.699, 101.699, 200.310 nC であった．kelec,JCSS は校正機関
による校正結果であるため，Table 1 の kelec,JCSS と同じ値であった．
試験電位計の kelec,Current を計算するために求めた各パラ
メータを Table 4 に示す．UNIDOSwebline の qref,min と qref,0.5
および qref,max は，それぞれ 4.708, 101.7, 200.7 nC であった．r̅elec,i は 0.9987 であった．簡易電流源を用いてリファレンス電位計を基準に相互比較を実施した結果，kelec,Current
は 0.9989 と な っ た．UNIDOSwebline の 校 正 機 関 に よ るkelec,JCSS は 0.9998 で あ っ た こ と か ら，kelec,JCSS に 対 す る
kelec,Current の相対誤差 d は−0.090% であった．
SuperMAX における結果を次に示す．qref,min と qref,0.5 お
よ び qref,max は そ れ ぞ れ 4.709, 102.1, 200.5 nC で あ っ た．
r̅elec,i は 0.9977 であった．簡易電流源を用いてリファレン
ス電位計を基準に相互比較を実施した結果，kelec,Current は0.9979 となった．SuperMAX の校正機関による kelec,JCSS は
0.9987 であったことから，kelec,JCSS に対する kelec,Current の相Table 3 The parameters and results for kelec,Current calculations
with the RAMTECsolo as a reference electrometer.
Parameters

RAMTEC Solo

tref,min［sec］
tref,0.5［sec］
tref,max［sec］
qref,min［nC］
qref,0.5［nC］
qref,max［nC］
krefelec,JCSS,minkrefelec,JCSS,0.5
krefelec,JCSS,max

3
65
128
4.699
101.699200.3101.00021.00021.0002tref,min: Energization time required to measure the minimum input charge of the reference electrometer．
tref,0.5: Energization time required to measure the average of theaverage the minimum input charge and the maximum input
charge of the reference electrometer．
tref,max: Energization time required to measure the maximum
input charge of the reference electrometer．
qref,min: Charge amount when the reference electrometer is energized for tref,min second．
qref,0.5: Charge amount when the reference electrometer is energized for tref,0.5 second．
qref,max: Charge amount when the reference electrometer is energized for tref,max second．
ref
ref
ref
k elec,JCSS,min , k elec,JCSS,0.5 , and k elec,JCSS,max are the three electrometer calibration factors reported on the calibration certiﬁcate for thereference electrometer.

25

医学物理 第 44 巻 第 2 号

Table 4 The parameters and results for kelec,Current calculations
with the UNIDOSwebline and SuperMAX as a electrometer undertest(EUT)．
Parameters

UNIDOSwebline

SuperMAX

4.708
101.7
200.7
0.99870.99890.9998−0.090

4.709
102.1
200.5
0.99770.99790.9987−0.080qEUT,min［nC］
qEUT,0.5［nC］
qEUT,max［nC］
̅r elec,tkelec,Current
kelec,JCSSd［%］tEUT,min: Energization time required to measure the minimum
input charge of the EUT．
tEUT,0.5: Energization time required to measure the average ofthe average the minimum input charge and the maximum input charge of the EUT．
tEUT,max: Energization time required to measure the maximum
input charge of the EUT．
qEUT,min: Charge amount when the EUT is energized for tref,min
second．
qEUT,0.5: Charge amount when the EUT is energized for tref,0.5
second．
qEUT,max: Charge amount when the EUT is energized for tref,max
second．
̅relec,t: Relative response ratio in the charge amount of qEUT,i withrespect to qref, i.

対誤差 d は−0.080% であった．
Table 5 に EUT の kelec,LINAC と kelec,Current を 計 算 す る ま での相対標準不確かさを示す．計測結果の相対標準不確かさ
は変動係数のワーストケースを代表値とした．kelec,JCSS は
リファレンス電位計が校正を受けたときに与えられた電位

Table 5 Estimate of the relative standard uncertainty associated with calculation kelec,LINAC and kelec,Current on the EUT (Electrometer under test)．
Relative standard uncertainty［%］

Performance
characteristic

Linac method

Current method

Display resolution
Zero drift
Stabilization time
Temperature response
Temperature zero drift
Mains voltage (Static)
Mains voltage (Variation)
qref
qEUT
kelec,JCSS

0.058
0.058
0.12
0.044
0.018
0.039
0.015
0.0071
0.051
0.080

0.058
0.058
0.12
0.044
0.018
0.039
0.015
0.00350.0039
0.080

uc
U k＝2

0.18
0.36

0.18
0.36

Linac method: electrometer calibrated with Linac
Current method: electrometer calibrated with current source
Display resolution: full scale in use.
Zero drift：residual leakage after zeroing.
Stabilization time: change in response per year.
Temperature response: change response per temperature.
Temperature zero drift: change in zero drift ±2 °C change after zeroing.
Mains voltage (Static): assume change supply voltage diurnal
variation.
Mains voltage (Variation): assume change supply voltage
during measurement.
Table 6 Estimate of gross time to calculation of kelec,LINAC andkelec,Current on the EUT(Electrometer under test)．

計校正定数の相対標準不確かさで，0.080% であった．電
荷 量 の 測 定 結 果 の 相 対 標 準 不 確 か さ は，LINAC 法 は0.0071%, 0.051% で，Current 法 は 0.0035%, 0.0039% でGross time tocalibrateelectrometer

Process

Linac
methodCurrent
methodElectrometer warmup［min］
Water phantom setup［min］
Previous-irradiation［min］
Measurement［min］
Stability high voltage for chamber［min］
Water phantom clear［min］

15
25
5
15
30
20

15
0
0
20
0
0

Σ

110

35

あった．Current 法の方が，電荷量の測定結果の相対標準
不 確 か さ は 小 さ か っ た．kelec,user の 合 成 標 準 不 確 か さ は，
LINAC 法とCurrent 法で 0.18% であり，包含係数 k＝2, 信頼の水準が 95.4%での拡張不確かさは0.36%で同じであった．
作業時間について

3.3

Table 6 に EUT の kelec,LINAC と kelec,Current を計算するまでの作業時間を示す．電位計のウォームアップは RAMTECsolo,
UNIDOSwebline, SuperMAX を同時に実施し，15 分が必要であった．水ファントムの設置，水ファントムの片付けは
LINAC 法に必要な時間で，それぞれ 25 分，20 分であった．
また印加電圧を 0 V にして電離箱に電位計を接続しなおし，

時間の半分以下であった．
4.

考

察

印加電圧を電離箱にかける工程が 2 回あり，その都度 15

Tsuno らは電荷量計測に関してリニアック 12 台の 1050

待機したため，合計 30 分を要した．LINAC 法は電離のサンプルサイズにおいて，反復計測回数 10 回の変動係

分

13）

箱のプレドーズとして約 5 分を必要とした．

数が 0.01% から 0.07% であったことを示し，2022 年現在

電 荷 量 の 測 定 に 必 要 な 時 間 は，LINAC 法 は 15 分 で，で普及しているリニアックを用いた校正条件におけるCurrent 法は 20 分であった．全ての工程を合計した合計

ファーマ形電離箱を用いた電荷量測定データの変動係数はの作業時間は LINAC 法，Current 法でそれぞれ 110 分，

0.1% 以下であることを報告している 10）．この研究で実施

35 分であった．Current 法の作業時間は LINAC 法の作業した LINAC 法および Current 法による電荷量測定の変動

26

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 44 No. 2 (2024)

係数はいずれも 0.1% 未満であったため，十分にばらつき

さが LINAC 法よりも小さいにもかかわらず，合成標準不の小さい電荷量の測定が実施できたと考えられる．

確かさが一致したのである．つまり，不確かさの要因を考試験電位計が JCSS 校正を受けて与えられた kelec,JCSS にえる場合，最も大きな不確かさ要因の 1/10 未満となる要

対する LINAC 法で計算した kelec,LINAC の相対誤差の最大値

因は合成標準不確かさの計算結果に影響を与えないと考えは＋0.15%（Table 2 の SuperMAX）で あ っ た．Table 5られる．ただし，合成標準不確かさ，拡張不確かさを有効から，この研究の電位計校正定数 kelec,LINAC の合成標準不数字 1 桁で表記する場合で，丸めにより切り捨てられて不確かさは 0.18% であり，拡張不確かさは 0.36% であった．

確かさの数値を 5% 以上低下させる場合には，切り上げを校正機関によって校正され電位計に付与された kelec,JCSS の行わなければならないことに注意すべきである．

拡 張 不 確 か さ は 同 じ 条 件 で 0.16% で あ る．Table 2 の

これらのことから，電位計の相互比較による計測では電SperMAX で示した kelec,JCSS に対する kelec,LINAC の相対誤差

荷量のばらつきを小さくしても，電位計校正定数および電の最大値である＋0.15% が 0.16% よりも小さいことと，合位計感度係数の合成標準不確かさを小さくする要因とはな

成標準不確かさが 0.18%（拡張不確かさ 0.36%）であるこ

らないことがある．すなわち，品質管理と品質保証のためとを考慮すると，kelec,LINAC は，校正機関による校正結果のの計測を行う場合には，電荷量の変動係数を小さくするこ

不確かさの範囲内であると考えることができる．また，とに注目するのではなく，電荷量の変動に起因する不確か

Current 法 (Table 4) の UNIDOSwebline で 示 し た kelec,JCSS にさが他の不確かさ要因と比較して 1/10 以下となり丸めに対する kelec,Current の相対誤差の最大値である−0.090% はより切り捨てられるかどうかを確認することが重要であ

0.16% よりも小さい．以上のことから，LINAC 法と Cur-る．簡便な方法として電荷量の変動係数が文献による変動

rent 法により得られた電位計校正定数 kelec,LINAC と電位計

係数 10）よりも大きくなっていないかどうかを確認するこ感 度 係 数 kelec,Current は，校 正 機 関 に よ っ て 校 正 さ れ たとも一例であると考える．

kelec,JCSS の校正結果の不確かさの範囲内であり，いずれも精度が確保されていると考えられる．

電位計には保護抵抗が入っているため，簡易電流源を電位計に接続することにより簡易電流源の抵抗と保護抵抗がTable 5 のリファレンス電位計の電荷量 qref と試験電位計

直列に配置され，合成抵抗値が変化する可能性がある．たの電荷量 qEUT の相対標準不確かさは，LINAC 法よりもCur-だし，電位計の仕様や設定変更および部品交換等がない限

rent 法で小さくなった．この理由は簡易電流源の電流出力のり保護抵抗は変化しない．加えて，この研究で使用した電変動がリニアックのビーム出力の変動よりも小さかったため

位計においては保護抵抗による影響は検出されなかったこと考える．しかし，合成標準不確かさはいずれも0.18%と同とから，同一型式の電位計に対して本方法は適用可能であじであり，電荷量の測定結果のばらつきによる不確かさ要因る．しかし，他の型式の電位計における保護抵抗の影響はとは別の要因が存在していることが考えられる．

明らかではないため，簡易電流源を用いた感度比較の結果

Current 法での qref と qEUT の相対標準不確かさが LINACが妥当であるかどうかを校正機関による校正結果をもとに法よりも小さいにも関わらず，合成標準不確かさが一致し確認しておく必要がある．このように測定結果の妥当性をた理由について考察する．JCSS 登録及び認定の一般要求評価することは水吸収線量の精度を担保するために必要な事項には，「校正証明書に記載する拡張不確かさの数値は，プロセスの一つであり，簡易電流源を使用した相互比較の多くとも 2 桁の有効数字で表記すること．数値の丸め方に場合だけの特別な確認作業ではない．

ついては，数値の丸めた方に関する一般的な基準を用いる

本論文には，以下の限界がある．リファレンス電位計のこと」と記載され，さらに，「その丸めにより不確かさの

電位計校正定数を基準に kelec,LINAC と kelec,Current を計算して数値を 5% 以上低下させるなら，切り上げられた値とするいるため，校正機関による校正結果に対するこの研究の計．一般的な基準として JIS Z8401 に

算結果の相対誤差の要因がリファレンス電位計，試験電位は，与えられた数値を丸める方法についての詳細が記され計のいずれに由来するのかを切り分けることはできない．

こと」とされている
ている

14）

15）

．この研究では電位計校正定数の校正証明書のここまで，kelec,LINAC と kelec,Current の拡張不確かさに差がな

有効数字が 2 桁であることから，合成標準不確かさおよびいことについて考察したが，ここからは Table 6 に示した

拡張不確かさは有効数字 3 桁目を丸めて有効数字 2 桁で表

作業時間に焦点を絞って考える．電位計ガイドラインに記記している．最も大きな不確かさの要因の相対標準不確か載された LINAC 法は標準計測法 12 に記載された基準条件

さを 1 とした場合，相対的に他の不確かさ要因が 1/10 未満に沿って水ファントム中に電離箱を設置する必要がある．

となると，合成標準不確かさの計算で二乗することにより米国医学物理学会 (American Association of Physicists in

1/100 となる．有効数字 3 桁目を丸めた場合，1/100 の桁

Medicine: AAPM) の タ ス ク グ ル ー プ (Task Group: TG)

は切り捨てられることとなる．Table 5 の qref と qEUT の相198 では，水ファントムを用いた基準条件におけるビーム

対標準不確かさは最も大きな不確かさ要因の 1/10 未満で出力不変性試験を行うに必要なネットタイム（正味時間）あることから，Current 法で qref と qEUT の相対標準不確かを 45〜60 分 16）と 見 積 も っ て お り，LINAC 法 は AAPM
27

医学物理 第 44 巻 第 2 号

TG-198 と同じ基準条件としていることから，同等の時間供給を受けている．酒井孝志，松本圭二および竹内清は株が必要であると予想される．使用するリニアックのビーム式会社川口電機製作所の社員である．

出力が安定している場合には，ビーム出力の変動による表

本論文で示した電源と本電源を用いた電位計の点検方

示値のばらつきを考慮せず，ビーム出力補正用の外部モニ法，ならびに本電源を用いた感度比較による電位計校正定

タ用電離箱線量計も不要な場合がある．外部モニタ用電離数算出方法に関して，津野隼人はがん研究会有明病院

箱線量計を用いない方法は，リニアックを用いた電位計相

射線治療部（現互比較の手順を簡素化する運用として報告 17）されている学部）所属時に，松林史泰と酒井孝志，松本圭二および竹が，作業時間がどの程度削減されるのかについては言及さ

内清が所属する企業と共同で特許を出願し承認された．使れていない．この研究では，作業工程の中で水ファントム

用機器 SuperMAX は株式会社千代田テクノルから無償での設置と片付けのための作業時間，および電離箱に電圧を借りたものを使用した．

印加した後に電離箱が安定するまでの待機時間によりCurrent 法に比べて Linac 法の作業時間が長くなったと考えられる．プレドーズとして 5 Gy 程度の照射を実施する
ことを推奨した報告

9）も あ る た め，2700 MU（約 5 分）

を 500 MU（約 1 分）に変更することで時間短縮が可能ではあるが，全体の作業時間に対する効果はわずかである．
また，水ファントムの設置時間は，校正条件に沿った電離箱等の設置確認作業があるため，片付けの時間よりも長くなったと考えられる．
LINAC 法は，患者の照射業務や他の品質管理業務と重ならない時間を選択する必要があり，限られた時間の中で効率的に実施する必要がある．Current 法はリニアックを使用しないため，通常の業務との重複を気にせずに任意の時間に実施できる利点がある．
以上のように Current 法は，LINAC 法と拡張不確かさが同じであるだけではなく，LINAC 法に比べて作業時間が半分以下に短縮でき，照射業務中に電位計の相互比較を実施することも可能であることから，作業効率の観点から有益であるといえる．
5.

結

論

この研究では，電位計相互比較に 2 つの方法を用い，電位計ガイドラインのリニアックを使用した方法から求めた
電位計校正定数と新しい簡易電流源を用いた方法から求めた電位計感度係数の不確かさを検討した．これら 2 つの方法の不確かさは校正機関による校正結果の不確かさの範囲内であり，簡易電流源を用いた方法はガイドラインの方法と同じ精度であることを示した．
これに加えて，新しい簡易電流源を用いた方法では，リニアック，水ファントム，電離箱を用いる必要がないので作業時間を短縮でき，患者の照射業務中等任意の時間に電位計相互比較を実施することができるため，作業効率という観点から有益であると考えられた．
付記
本研究の要旨は第 126 回日本医学物理学会学術大会（広島）において報告した．
津野隼人と松林史泰は株式会社川口電機製作所から資源
28

群馬県立県民健康科学大学

放

診療放射線

参考文献
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ニュース 6: 18–20, 20162） 清水森人：分離校正におけるリファレンス線量計の運用について．日本放射線治療専門放射線技師認定機構機関誌 13:
132–137, 20193） 日本医学物理学会：放射線治療用線量計に用いられる電位計のガイドライン，20184） 津野隼人，松林史泰，佐々木浩二，他：新たに開発した電流源を用いたユーザによる電位計点検の実施可能性についての検討．日本放射線技術学会雑誌 79：166–176, 2023
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団ホームページ．https://www.antm.or.jp/03_activities/pdf/
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Philadelphia, PA: Lippincott Williams & Wilkins, 20058） 下野哲範，南部秀和，松原孝祐，他：電離箱形状や使用頻度の違いによる事前照射の測定値への影響．日本放射線技術学会 68：986–996, 20129） 保科正夫，小川仁司，笹森浩司，他：放射線治療ビームにおける電離箱線量計のヒステリシス現象．日本放射線技術
学会誌 56：1348–1356, 2000
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11） RAMTEC solo/Duo: ユーザマニュアル第5 版．東洋メディック
12） UNIDOSwebline: ユーザマニュアル ﬁrmware 2.05 or higher．
PTW．
13） British Standards Institution (BSI): Medical electricalequipment̶Dosimeters with ionization chambers as
used in radiotherapy , IEC 60731: 2011–02
14） 独立行政法人製品評価技術基盤機構認定センター：JCSS 登録及び認定の一般要求事項（第 23 版），改正：2022 年 5 月
13 日15） JIS Z 8401：数値の丸め方，201916） Hanley J, Dresser S, Simon W. et al.: AAPM Task Group198 Report: An implementation guide for TG 142 quality
assurance of medical accelerators. Med. Phys. 48(10):e830–e885, 2021
17） 津野隼人，佐々木浩二，清水森人，他：電位計相互校正における電位計校正定数計測法の簡素化．医学物理 Supplement 38(3): 43, 2018

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 44 No. 2: 29–35 (2024)

医学物理 第 44 巻 第 2 号

解説
超高時間分解能検出器を用いた画像再構成不要陽電子放出イメージング
大田良亮 *1, †，Sun Il Kwon2, †，Eric Berg2, †，橋本二三生 1，中島恭平 3，小川

泉 3，玉川洋一 3，

大村知秀 1，長谷川智之 4，Simon R Cherry2
1

浜松ホトニクス株式会社中央研究所

2

Department of Biomedical Engineering, University of California, Davis, USA3

福井大学学術研究院工学系部門

4

北里大学医療衛生学部†

These authors contributed equally to this work.

Direct Positron Emission Imaging Using Ultrafast Timing Performance Detectors
Ryosuke OTA*1, †, Sun Il KWON2, †, Eric BERG2, †, Fumio HASHIMOTO1, Kyohei NAKAJIMA3, Izumi OGAWA3,
Yoichi TAMAGAWA3, Tomohide OMURA1, Tomoyuki HASEGAWA4, Simon R CHERRY2
1

Central Research Laboratory, Hamamatsu Photonics K.K.

2

Department of Biomedical Engineering, University of California, Davis, USA

3

School of Engineering, University of Fukui

4

School of Allied Health Sciences, Kitasato University†

These authors contributed equally to this work.

This is an explanatory paper on Sun Il Kwon et al., Nat. Photon. 15: 914–918, 2021 and some parts of this manuscript are translated from the paper. Medical imaging modalities such as X-ray computed tomography, Magnetic resonance imaging, positron emission tomography (PET), and single photon emission computed tomography, require image reconstruction processes, consequently
constraining them to form cylindrical shapes. However, among them, only PET can use additional information, so called time of
ﬂight, on an event-by-event basis. If coincidence time resolution (CTR) of PET detectors improved to 30 ps, which corresponds tospatial resolution of 4.5 mm, directly localizing electron-positron annihilation point is possible, allowing us to circumvent image reconstruction processes and free us from the geometric constraint. We call this concept direct positron emission imaging (dPEI). We
have developed ultrafast radiation detectors by focusing on Cherenkov photon detection. Furthermore, the CTR of 32 ps being
equivalent to 4.8 mm spatial resolution is achieved by combining deep learning-based signal processing with the detectors. In thisarticle, we explain how we developed the detectors and demonstrated the ﬁrst dPEI using different types of phantoms, how we will
tackle limitations to be addressed to make the dPEI more practical, and how dPEI will emerge as an imaging modality in nuclear
medicine.
Keywords: direct positron emission imaging, Time of Flight, Cherenkov photons, microchannel plate photomultiplier tube

1.

はじめに

本稿はKwon SI et al., Nat. Photon. 15: 914–918, 20211）

mography, PET)，単一光子放射コンピュータ断層撮影(Single Photon Emission Computed Tomography, SPECT)等に代表される医療イメージング装置は放射線やラジオ波の解説記事であり，本稿の 2 章の第 1 段落，3 章の第 7〜を利用して被写体の三次元形態画像もしくは機能画像を取

11 段落，4 章は文献 1）よりそれぞれ翻訳されている．加得することができる医療装置である．これら装置の役割はえて本稿では，文献 1）で使用されている検出器の開発背それぞれ異なるものの，物理的な視点に立ってみるといく景の解説を第 2 章の前半で述べることで，文献 1）で実証さつかの共通項が存在する．いずれの装置もセンサで取得された画像再構成不要イメージングの物理的背景について網れるデータは画像空間上の情報ではなく，例えば X 線 CT

羅的に解説する．

の場合は主にサイノグラム空間上の，MRI では周波数空
2.

背

景

間上の情報を収集しており，これらの情報は画像再構成を用いることで初めて画像空間上へ変換され，人間が認知でX 線コンピュータ断層撮影（X 線 Computed Tomogra-

きる断層画像が生成される．画像再構成の研究は古くから

phy, X 線 CT），磁 気 共 鳴 画 像 法 (Magnetic Resonance

行われており，断層撮影においてはラドン変換や最尤推定

Imaging, MRI)，陽電子断層撮影 (Positron Emission To-などの逐次近似法がよく利用されている 2, 3）．近年では画* 連絡著者 (corresponding author) 浜松ホトニクス株式会社中央研究所第 5 研究室 ［〒434–8601 浜松市浜名区平口 5000］

The 5th research Group, Central Research Laboratory, Hamamatsu Photonics K.K., 5000 Hirakuchi, Hamana-ku, Hamamatsu-shi, Shizuoka 434–8601, Japan
E-mail: ryosuke.ota@crl.hpk.cp.jp

29

医学物理 第 44 巻 第 2 号

像再構成に深層学習を利用する研究も多く進められており，その技術は急速に発展している

4, 5, 6）．MRI の場合は7）

フーリエ変換によって画像再構成が行われる ．いずれの能である．商用化されている TOF-PET 装置の同時計数分
解能 (Coincidence Time Resolution, CTR) は半値全幅 (Fullwidth at half maximum, FWHM) で 200–400 ピコ秒程度

装置の場合においても計測データ空間を十分に埋めなけれである 9）．これは LOR を 30–60 mm の範囲に限定するこば画像再構成が正しく行われず，画像上にノイズやアーチとを意味し，式 (1) に当てはめると D＝300 mm の時 2–3 倍

ファクトとして現れる．したがって，特に X 線 CT，PET，ほどの SNR の向上が期待される．

SPECT 等はすべての角度からのサンプリングを実施する

CTR が更に向上するとどうなるだろうか？

当然 SNRは式 (1) に従って向上することが期待されるが，実際にはためにリング形状を取らざるを得なくなる．
上記で述べた通り，各装置において検出されるイベント

それ以上の恩恵を受けることができる．例えば CTR が 30

（放射線やラジオ波）の一つ一つは空間情報を持たず，多（ピコ秒）ps にまで向上すると LOR は 4.5 mm まで制限で数のイベントを検出して計測データ空間を十分に埋め，そきる．この空間的制限は商用 PET 装置が画像再構成を経れらがある一定の統計量をもって初めて画像再構成が実施て得られる空間分解能と同等程度の情報量を持つ．すなわ

される．しかし PET においては消滅ガンマ線の飛行時間

ち一つのイベントで十分な空間情報を持つことができるた

差 (Time-of-Flight, TOF) を利用して各イベントの質を向め画像再構成処理が不要になり，更なる画質向上が期待さ上させる技術があり，2010 年代以降 TOF-PET として広れる 8）．このような原理で TOF 情報を利用することは超く普及している．従来の PET でリング上に配置された検音波検査の原理にも通ずる．しかし本研究では，我々は音出器のうち，対角にある検出器で同時に消滅ガンマ線を検速ではなく光速を利用してイメージングで実現する．ま出 す る こ と で，検 出 器 対 を 結 ぶ 線 (Line-of-Response,

た，繰り返しになるが各同時計数イベントが空間情報を持LOR) 上に陽電子放出位置があることがわかる．これにつ た め，装 置 が リ ン グ 形 状 で あ る 必 要 が な く も は や

TOF 情報を加えることによって，被写体内における陽電

Tomography ではない．そこで我々は，この手法を direct

子放出位置を LOR 上の一部に限定することが可能であり，Positron Emission Imaging (dPEI) と呼ぶ 1）．

時間分解能が良いほど陽電子放出位置を局所的に限定できでは，この dPEI というコンセプトを実現するために，る．重要なことは，TOF 情報はそれそのもので陽電子放CTR が 30 ps という究極的な値を一体どのようにして実現

出位置を特定するのではなく，LOR を限定することに利できるのか．次節以降でその手法について紹介する．

用される点である．TOF-PET の概念は Fig. 1(a)，(b) に示

3.

されるように，本来同時計数される検出器間を結ぶ LOR

方法の長さが TOF 情報により局所的に限定されるため，シグ

本章では高時間分解能を達成するために行った以下の三ナルノイズ比 (Signal to noise ratio, SNR) は向上する．しつの取り組みについて解説する． 1. チェレンコフ光利用，かし TOF 情報によって LOR 画像空間上の一点に限定され

2. チェレンコフ輻射体と光検出器の一体化，3. 深層学習

るわけではなく，LOR は依然の利用である．

線であるため画像再構成が必要となる．TOF-PET による SNR の向上については

近年の TOF-PET 装置に搭載される PET 検出器の多く

40 年以上前から研究されており 8），以下の式で表される．

は Lutetium (-yttrium) oxyorthosilicate (L(Y)SO) の よ う

2D
SNR non TOF－PET
cΔt

なルテチウムを含むシンチレータと半導体光検出器である

SNR TOF－PET ＝(1)

ここで D, c, ∆t はそれぞれ被写体の直径，光速，時間分解Fig. 130

Silicon Photomultiplier (SiPM) で構成される．ルテチウ
ムは原子番号が 71 と高く，またシンチレータとしても(a) 従来の TOF を利用しない PET 装置．LOR が同時計数された検出器間を一様に通る．(b)TOF-PET 装置．TOF 情報により，LOR を局所的に限定することが可能となり，PET 画像の SNR が向上する．ただし，例えば TOF-PET 装置の CTR が200 ピコ秒であったとしても限定された LOR は 30 mm の長さを持つため，LOR は未だ線であり画像再構成が必要となる．
(c)CTR が 30 ピコ秒程度以下になった場合の究極の TOF-PET 装置．TOF 情報で被写体内での対消滅位置が 4.5 mm 程度の精度で同定できるため画像再構成が不必要となり，更なる SNR の向上が期待される .

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 44 No. 2 (2024)

解説

7.4 g/cm3 と高密度な結晶化が可能であるため，消滅ガンtiplier Tube, MCP-PMT) に着目した．MCP-PMT とチェマ線に対する高い阻止能が得られることが特徴である．発レンコフ輻射体（フッ化鉛）の組み合わせによる CTR の光の減衰時間も 40 ナノ秒 (ns) 程度と比較的速く，これに評価自体は 2011 年に Korpar らによって実験が行われ，検出効率と単一光子時間分解能 (Single Photon Time Res-

30.4 ps σ の CTR が得られている 15）．この時用いられた

olution, SPTR) が高い SiPM を組み合わせることで，装置

MCP-PMT の SPTR は 27 ps σ で あ る．そ の 後 Ota ら は，レベルで〜200 ps という高時間分解能を達成している．

より SPTR の優れた MCP-PMT とフッ化鉛を用いて 46.9

シンチレータと SiPM を組み合わせた検出器の時間分解能

ps FWHM の CTR を得た 16）．フッ化鉛のような高屈折率

は，理 論 的，実 験 的 に 非 常 に 詳 細 な 研 究 が な さ れ て い

材料 (n〜1.8) はチェレンコフ輻射体として優れている反によると Ce ドープ LSO

面，接合される光検出器の窓材（合成石英など．n〜1.4

シ ン チ レ ー タ を 想 定 し（減 衰 時 間 40 ns, 発 光 量 40,000から 1.5 程度）との間に光学的な界面を生じてしまう．こる．例えば Gundacker ら

10, 11）12）

photon/MeV）, SiPM の検出効率を 33%（2016 年時点でのの光学界面が輻射体中の光の伝播を広げ，時間分解能の低現実的な値）とした場合，シンチレータの立ち上がり時間下を招く．更には光学界面が光の取り出しを困難にし，検や SPTR をどれだけ改善できたとしても達成可能な CTR

出効率が低下するという問題も生じうる．

の図 32,

上記の問題を解決するべく，Ota らはチェレンコフ輻射

33 等）．この限界の主な理由は，シンチレーション光がナ体である鉛ガラス (n 〜1.5) を MCP-PMT の窓材として利ノ秒スケールの発光現象であるからであり，より高時間分

用し光学界面を取り除くことを試みた 17）．しかし，鉛ガ解能を達成するためにはシンチレーション光以外の即発的ラスに直接光電面を蒸着すると化学反応により光電面が黒な発光メカニズムを利用する必要があるだろう．

くなり，光検出器として利用できない．そこで，鉛ガラスには限界があることがわかる（Gundacker ら

12）

即発的な発光メカニズムとしてチェレンコフ放射が選択肢として考えられる

13）と光電面の間に Al2O3 の膜を数 nm の厚みで堆積（原子堆．チェレンコフ光は電子などの荷積法）し保護膜として利用することで化学反応を防いだ．

電粒子が，ある媒質中をその媒質における光速よりも速い

この一体化により光学界面による光の伝播の広がりを抑え速度で進行した場合に放出される光である．数百 keV 程つつ，高い光の収集効率が期待される．更にその後 MCP

度のエネルギーの電子はシンチレータなどの結晶中で即座の 材 料 の 最 適 化 を 行 い，SPTR で 22 ps FWHM, CTR でに多重散乱を起こしエネルギーを失うため，511 keV のガ

35.4 ps FWHM が得られている 18）．Ota らは，このチェレンマ線が結晶と相互作用することによって生じる（光）電ンコフ輻射体が内蔵された MCP-PMT を Cherenkov-radi-子が結晶中での光速を超えている時間は極めて短く，チェ

ator-integrated MCP-PMT (CRI-MCP-PMT) と名づけた．

レンコフ光は 1 ps のオーダーで放射されシンチレーショ

近年の深層学習の発展により，PET 検出器の性能も向

ン光よりも高い時間分解能が期待できる．高時間分解能化上できることが報告されている．Berg らはオシロスコーが期待できる一方で，チェレンコフ光の発光量は以下の式

プで同時計数された検出器ペアの波形を 2 次元画像と見立で表され，て，畳 み 込 み ニ ュ ー ラ ル ネ ッ ト ワ ー ク (Convolutional
Neural Network, CNN) へ入力し，TOF を推定するネッ



d2 N
1
1 
＝ 2πα 2 1－
2dxdλλ  ( nβ ) 



(2)

トワークを構築し，従来の信号処理法と比べて 23% のCTR が向上したことを報告している 19）．CNN の利点は，その光量はシンチレーション光と比べるとおおよそ 3 桁程

検出器内で起こる物理現象をモデル化することなしに検出度低い．ここで N, x, λ, α, n, β はそれぞれ放射光子数，荷器内で起こるわずかな物理的変化を検出し，TOF 推定に

電粒子の進行距離，光子の波長，微細構造定数，媒質の屈利用することができる点である．

折率，荷電粒子の速度である．式 (2) より，紫外領域まで

我々は，Berg ら 19）の手法を Ota ら 18）の検出器に適用す透明であり屈折率が高い媒質が好まれることがわかる．例

ることで CTR を 10% 程度改善し，31.8 ps FWHM まで向えば BGO シンチレータは n＝2.15 でカットオフ波長（こ上させることに成功した．なお，CTR＝31.8 ps FWHM はこではカットオフ波長を透過率がほぼ 0 になる波長として空間分解能で 4.77 mm FWHM に相当するし，画像再構成

大まかに定義する．）も 310 nm と比較的透明な媒質であ処理が不要になる 4.5 mm をほぼ達成している．CNN のトる．しかし，そのような媒質でも実際に検出されるチェレ

レーニングには 100 万以上の TOF の真値が既知の同時計

ンコフ光の数は数光子程度である

14）．数光子しかない情

数イベントを利用している．次段落以降の実験では，上記報をいかに劣化させずに引き出すかを考えた場合，時間分

CRI-MCP-PMT と CNN による信号処理の両方を採用して解能という観点では光検出器に求められる性能は検出効率いる．

よりも SPTR のほうが重要視される．そこで我々は，SPTR

上述の CRI-MCP-PMT を用いて dPEI の実証実験を行っが最も優れている光検出器としてマイクロチャンネルプ

た．被写体は NEMA NU-4 ファントム，空間分解能ファレート内蔵光電子増倍管 (Microchannel Plate Photomul-

ントム，ホフマンファントムの 3 種類のファントムを用い31

医学物理 第 44 巻 第 2 号

Fig. 2

dPEI の実証実験のセットアップ．CRI-MCP-PMT の前面にコリメータを配置し対向配置する．陽電子放出核種を含む水溶液で満たされたファントムを検出器間に配置し，一定時間同時計数データ収集を行った後に x 軸方向に走査する．収集された同時計数データから時間差を算出し，その時間差から陽電子放出位置を推定する．走査位置毎の推定位置のヒストグラムを積層させることで dPEI 画像が生成される．文献 1）の図 3 より転載，一部改変．

た．実験は二拠点で行われ，NEMA NU-4 ファントムはにのみ配置した．同時計数された波形データは 20 ギガサ

浜松ホトニクス中央研究所と Department of Biomedical

ンプリング毎秒，帯域 4.2 GHz のオシロスコープで収集さEngineering, University of California, Davis (UC Davis)

れ，そこから TOF 情報を計算し対消滅位置の推定を行っそれぞれで，空間分解能ファントム，ホフマンファントム

た．18F の半減期が 110 分であることを考慮し，各走査点

は UC Davis で 行 わ れ た．NEMA NU-4 の よ う な 径 30での対消滅回数が同一になるように各走査点でのデータ収

mmϕ の小型なファントムからホフマンファントムのよう集時間を段階的に引き延ばした．70 走査で 5.5 時間のデー

な径 184 mmϕ のスケールまでそれぞれ実証結果を示し，

タ収集時間である．

dPEI の拡張性について示す．

次に，UC Davis での測定を順に述べる．NEMA NU-4

イメージングの実験手順は，Fig. 2 に示すようにいずれ

ファントムでは 847 MBq の 18F-FDG 溶液を用い，同様にの実験も同様である．CRI-MCP-PMT が対向配置されて各走査点でのデータ収集時間を増やしながら 1 mm 刻み 35

おり，その前面にコリメータが設置されている（コリメーステップとして画像を得た．コリメータは 38.1 mm 厚のタサイズは後述）．まず，被写体となるファントムを陽電

タ ン グ ス テ ン で 開 口 は 2（x 軸）×10（z 軸）mm2 と し た．

子放出核種である 18F を含む 18F-NaF もしくは 18F-FDG 溶

同時計数イベントは 50 ギガサンプリング毎秒，12.5 GHz

液で満たし，コリメータの視野外に配置する．その後ファの帯域のオシロスコープで収集された．空間分解能ファン

ントムを Fig. 2 に示されている x 軸方向に対してステップ

トムは外径 102 mmϕ で，内部は高さ 9.53 mm で，直径がごとに走査する．ファントム内の陽電子放出位置はランダそれぞれ 2, 3, 4, 5, 6, 7 mmϕ のロッドで構成されている．

ムであるため，ファントムがコリメータの視野内に入ると各ロッドに総放射能が 1025 MBq となる 18F-FDG 溶液で

CRI-MCP-PMT で同時計数されるイベントの時間差ヒス

満たし，1 mm 刻みで 82 回走査した．コリメータサイズはトグラムがファントムの形状を表すようになり，一定時間

NEMA NU-4 ファントムと同様であり，データ収集時間のデータ収集後に時間差ヒストグラムが dPEI 画像の一行

は 8 時間である．ホフマンファントムは 184 mmϕ であり，を構成する．ファントムの下段がコリメータの外にある状

灰白質：白質：脳室＝4:1:0 となるように 850 MBq の 18F-

態から，反対に，ファントムの上段がコリメータの外にあFDG 溶液を注入した．コリメータサイズは 8（x 軸）×10る状態までファントムを走査し，すべてのヒストグラムを（z 軸）mm2 と し 4 mm ス テ ッ プ で 44 回 走 査 し た．こ の一列に並べることで二次元の dPEI 画像が生成される．

4 mm ステップ 44 回走査を 8 回繰り返し，合計約 40,000

浜松ホトニクス中央研究所の実験では，NEMA NU-4

同時計数イベントを 48 時間かけて取得した．

ファントムに F-NaF 溶液を 2.04 GBq 注入した．ファン取得した dPEI 画像は生のデータであるため，画像生成

トム内部にある二つの 8 mmϕ のボイドには非放射能領域

後に吸収補正および平滑化を行っている．マニュアルでとしてそれぞれ水と空気を封入している．ファントムはス

ファントムの材質をセグメント化し，水，アクリルそれぞ

テージコントローラーで 0.5 mm 刻みで x 軸方向に 70 回走

れの線源弱計数を 0.0969，0.1120 cm−1 として補正を行っ査し，ファントムの全形状をカバーした．コリメータはた．NEMA NU-4 ファントムとホフマンファントムは一50 mm×2 mmϕ の鉛コリメータを片側の CRI-MCP-PMT

様に水で満たされているとし，空間分解能ファントムはア

18

32

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 44 No. 2 (2024)

Fig. 3

解説

3 種類のファントムを用いて得られた dPEI 画像およびそのファントムの実物．左から NEMA NU-4 ファントム (30 mmϕ)，
空間分解能ファントム (102 mmϕ)，ホフマンファントム (184 mmϕ) である．X 軸がファントムの走査方向で，Y 軸が検出時間差から推定された陽電子放出箇所である．画像再構成プロセスは一切使用していない．約 850〜1000 MBq 程の 18F-FDG
溶液でファントムを満たし，4〜24 時間かけて計測した．ただしホフマンファントムは 6 時間計測ごとに 850 MBq の溶液に置き換えて，それを 4 回行った．得られた生データに対して吸収補正，ガウシアンスムージング，アップサンプリングを行っている．文献 1) の図 4 より転載，一部改変．
Table 1

各ファントムでの実験条件 1）．ホフマンファントムの放射能，測定時間，およびステップ回数の×
8 は 8 回実験を繰り返したことを意味している．
空間分解能
ファントム

ホフマン
ファントム

12.5
50
847
〜4
2×10 mm2
1.0
35

UC Davis
102
12.5
50
1025
〜8
2×10 mm2
1.0
82

UC Davis
184
12.5
50
〜850×8〜6×8
8×10 mm2
4.0
44×8〜12000〜3800〜40000ファントム

NEMA NU-4

実験場所
外径 (mmϕ)
帯域 (GHz)サンプリングレート (GS/s)
放射能 (MBq)
測定時間 (h)コリメータサイズ
ステップサイズ (mm)
ステップ回数浜松ホトニクス
30
4.2
20
2040
〜5.5
2 mmϕ
0.5
70

UC Davis

検出イベント数〜5400

クリルのディスクとした．なお偶発同時計数や散乱線の補4.8 mm FWHM となる．一方，X 軸（走査軸）方向の空間

正は無視できるものとして行っていない．吸収補正を行っ分解能はおおよそコリメータのサイズの半分の値となる．

た後，NEMA NU-4 ファントムと空間分解能ファントム

今回の実験では 1 対の検出器ペアを 1 つの軸に対して走査に対しては σ＝1.4 ピクセル（1.4 mm 相当）の，ホフマン

したため得られる画像は二次元であるが，原理上はもう一ファントムは σ＝0.8 ピクセル（3.2 mm 相当）ガウシアン軸（z 軸）走査方向を増やすことで三次元画像を得ること

フィルタで平滑化処理を施した．最後にバイキュービック

が可能である．

による補間で画像サイズを 4 倍にした．
4.

結果と考察

dPEI のコンセプト実験は成功したが，実用化までに解決すべき課題は山積している．以下にその解決策および展望を示す．本実験ではデータの収集時間が 4〜24 時間とかFig. 3 に各ファントムの dPEI 画像を示す．なお，ホフ

なり長く，更に放射能も約 1 GBq と高いため，医療装置

マンファントムの画像は 20000 イベントのみを用いた画としては非現実的である．これは検出器の検出効率の低さ像である．これらの画像は画像再構成を一切行わず，陽電や実験のセットアップに大きく影響を受けている．この点

子放出核種の二次元分布を示した世界初の画像である．

について Hounsﬁeld が最初期に行った CT 画像実験に立ち

dPEI 画像の y 軸 (LOR) 方向の空間分解能は検出器ペアの返ってみたい．Hounsﬁeld の初期の原理実験では，CT 再

CTR で 決 ま り，CTR＝32 ps FWHM で あ る こ と か ら

構成に必要なデータを取得するために検出器の移動と回転
33

医学物理 第 44 巻 第 2 号が行われており（Translate/Rotate 方式），更にデータ収行氏，金澤奨勝氏，西山新吾氏に技術的なサポートをいた

集時間はおよそ 9 日であったとされる．しかし今日ではだ き ま し た．UC Davis の G. Burkett 氏，S. Lucero 氏 にCT スキャンは低線量でかつ 1 秒以内に行われていることは空間分解能ファントムとそのホルダーを製作していただが常識となっている．

きました．本研究は National Institutes of Health の R35

20）

さて，dPEI 検出器の感度や装置のジオメトリを改善で

CA197608 と R03 EB027268 の支援を受けています．

きる方法はいくつかあり，チェレンコフ輻射体材料の最適化，輻射体の厚みの増加，マルチチャンネルシステムの採用などが挙げられる．今回使用した CRI-MCP-PMT は，

付記
こ の 研 究 の 一 部 は IEEE Nuclear Science Symposium

鉛ガラスがチェレンコフ輻射体として使用されているが，and Medical Imaging Conference（2021 年 11 月ヴァーチャ

鉛ガラスは他のチェレンコフ輻射体と比べて光学特性が優ル 横 浜）および 第 63 回日本 核 医 学 会 学 術 大 会（2023 年

れているわけではない．近年では BGO シンチレータを

11 月大阪府大阪市）にて発表された．

チェレンコフ輻射体とみなして高時間分解能化を図る研究が進められており 21, 22），dPEI 検出器において，BGO を
チェレンコフ輻射体として採用することで高い発光量（チェレンコフ光）や高阻止能が期待できる．輻射体厚も現行の 3.2 mm を 4〜5 mm 程まで厚くすることで阻止能が向上する．更にはマルチチャンネルの MCP-PMT を採用することで，被写体から見た検出器の立体角が増加し検出効率が向上する．また，あらゆる角度の消滅ガンマ線を検出できるようになり走査回数を低減できる．これらすべてを組み合わせることで，今回行った実装実験と比べて 103
倍以上の検出効率が予想できる．これにより現行で 24 時
間かかっていた実験を 1 分程度の時間で実施，もしくは放射能を 1 MBq まで減らすことも可能となるかもしれない．
dPEI の 強 み は 装 置 の 形 状 に 制 約 が な い こ と で あ る．
dPEI は被写体の関心領域を挟むだけでイメージングが可能であるため，従来の断層像で問題となるトランケーショ
ンアーチファクトは原理的に発生しない．また，医療現場においては患者に対して小型で開放感のある形状を採用することもできる．さらに，コンパクトさを担保しながらもCT 不要で吸収補正を行う手法も提案されている 23）．dPEI
は上記のようなメリットを持ちながらも高い SNR とリア
ルタイムイメージングの可能性を秘めた全く新しいモダリ
ティとなり得るであろう．
5.

結

論

CTR が 30 ps FWHM の高時間分解能検出器を用いることで，画像再構成を使用しない陽電子放出核種の二次元イ
メージングが実現できる．CTR＝31.8 ps FWHM となる
CRI-MCP-PMT および深層学習を用いた信号処理法を開発し dPEI の実証実験を行った．サイズの異なる 3 種類のファントムを用い，すべてのファントムの二次元画像を画像再構成無しで得ることができた．dPEI は装置形状に制約がなく，これまでの核医学装置とは全く異なる新しい装置となり得る．
謝辞
今回の実証実験を行うにあたり浜松ホトニクスの大庭弘
34

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解説

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IEEE Trans. Med. Imag. 43: 1654–1663, 2024

35

編

集

後

記

私はこのたび，日本医学物理学会の編集委員長に就任いたしましたことを大変光栄に思っております．前委員長であった長谷川智之先生のご尽力に深く感謝申し上
げますとともに，新たな任務に対し，謙虚に取り組みたいと思っております．本誌が重要なコミュニケーションツールかつ交流の場となれるよう，編集委員長として積極的に，新たな視点やアイデアを取り入れ，学術的な探求を促進し，学会員の皆さまにとって有益な情報源となるよう努めてまいります．最後に，編集に携わる全ての皆さまに心からの感謝を申し上げます．皆さまの専門知識と熱意に支えられ，学会の発展に向けて共に歩んでいけることを楽しみにしております．皆さまのご支援とご協力を心よりお願い申し上げます．
（編集委員長Japanese Journal of Medical Physics

医

学

小澤修一）

物

理

Editorial Board
S. Ozawa (Chief)
N. Kadoya
R. Kohno
T. Sakae
S. SatoS. Sugimoto
Y. Takahashi
A. Nohtomi
M. Hashimoto
T. Hasegawa
T. Magome
N. Matsufuji
N. Mukumoto
Y. Murakami
Y. MoriR. YadaH. Watabe

編集委員長
小澤 修一（広島がん高精度放射線治療センター）
編集委員
角谷 倫之（東北大学）
河野 良介（国際医療福祉大学）
榮武二（筑波大学）
佐藤 清香（エレクタ株式会社）杉本聡（理化学研究所）
高橋豊（大阪大学）
納冨 昭弘（九州大学）
橋本 成世（北里大学）
長谷川智之（北里大学）
馬込 大貴（駒澤大学）
松藤 成弘（量子科学技術研究開発機構）
椋本 宜学（大阪公立大学）
村上 祐司（広島大学）
森 祐太郎（筑波大学）
矢田 隆一（浜松医科大学）
渡部 浩司（東北大学）

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Yamabukicho, Shinjuku-ku, Tokyo 162–0801, Japan
TEL: 03–6824–9384 FAX: 03–5227–8631

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ISSN: 1345–5354

ISSN: 1345–5354

Japanese Journal of Medical Physics [JJMP] is publishedfour times per annual volume by the Japan Society of
Medical Physics.

本誌は年 1 巻とし，1 号，2 号，3 号及び 4 号として発行します．

JJMP is indexed in Index Medicus and MEDLINE on the
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本誌の研究論文，資料，特集のレポート等は MEDLINE
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36

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Jpn. J. Med. Phys. Vol. 44 No. 2 (2024)

賛

助

会

員

名

エ

レ

ク

タ

株

式

会

社

東 洋 メ デ ィ ッ ク 株 式 会 社

株

式

会

社

応

用

技

研

長 瀬 ラ ン ダ ウ ア 株 式 会 社

加速器エンジニアリング株式会社

ユーロメディテック株式会社

住 友 重 機 械 工 業 株 式 会 社

公益社団法人

株 式 会 社 千 代 田 テ ク ノ ル

R T Q M シ ス テ ム 株 式 会 社

株 式 会 社 通 商 産 業 研 究 社

株 式 会 社 日 立 ハ イ テ ク

日本生体医工学会

Japanese Journal of Medical Physics
目

次

技術報告
新しい電流源を用いた電位計の相互比較による感度比の不確かさの検証―放射線治療用線量計に用いられる電位計のガイドラインの方法と比較して―
津野隼人，松林史泰，佐々木浩二，酒井孝志，松本圭二，竹内 清 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
解

21

説
超高時間分解能検出器を用いた画像再構成不要陽電子放出イメージング
大田良亮，Sun Il Kwon，Eric Berg，橋本二三生，中島恭平，
小川 泉，玉川洋一，大村知秀，長谷川智之，Simon R Cherry. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

29

編集後記 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

36【複写される方へ】
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医学物理

第44巻

第2号

令和 6 年 6 月 30 日発行 公益社団法人 日本医学物理学会 東京都新宿区山吹町358-5
平成 2 年 6 月 11 日第 4 種郵便物認可

定価 2,000円（株）国際文献社内