ISSN 1345-5354

医 学 物 20理
23
Japanese Journal of Medical Physics

Vol. 434

http://www.jsmp.org/

令和 5年

第43巻 4号

日本医学物理学会機関誌

目
総

次

説

MR-Linac の磁場下における水吸収線量法に関する調査研究佐藤優樹，阿部幸太，恒田雅人，安居虹希，
河内 徹，遠山尚紀，水野秀之，藤田幸男 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

107〈連載：教育委員会企画〉
解説
外部放射線治療における水吸収線量計測の変遷［第 1 部］
齋藤秀敏 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

125

施設紹介
神戸大学医学部附属病院医学物理グループの紹介
椋本成俊 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

136

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

140【複写される方へ】
本誌に掲載された著作物を複写したい方は，（社）日本複写権センターと包括複写許諾契約を締結されている企業の方でない限り，著作権者から複写権等の行使の委託を受けている次の団体から許諾を受けて下さい．
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CONTENTS
REVIEWA Survey of Dosimetry in the Magnetic Field of MR-Linacs
Yuuki SATO, Kota ABE, Masato TSUNEDA, Kohki YASUI, Toru KAWACHI,
Naoki TOHYAMA, Hideyuki MIZUNO, Yukio FUJITA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

107〈Special Issue Series: Educational Committee〉
REVIEW

Transition of Standard Dosimetry of Absorbed Dose to Water in External BeamRadiotherapy [Part 1]
Hidetoshi SAITOH . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

125

INTRODUCTION OF RESEARCH FACILITY
Introduction of the Medical Physics Group at Kobe University Hospital

Naritoshi MUKUMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

136

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

140

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4: 107–124 (2023)

医学物理 第 43 巻 第 4 号

総説
MR-Linac の磁場下における水吸収線量法に関する調査研究佐藤優樹 1, 2，阿部幸太 3，恒田雅人 3，安居虹希 2, 4，河内 徹 5，遠山尚紀 6，水野秀之 7，藤田幸男 *2, 3
1

東京医科歯科大学病院

2

駒澤大学

3

千葉大学大学院医学研究院 MR 画像誘導即時適応放射線治療学寄附講座

4

がん・感染症センター 都立駒込病院

5

千葉県がんセンター 放射線治療部 物理室

6

東京ベイ先端医療・幕張クリニック

放射線治療品質管理部医学物理室

7

量子科学技術研究開発機構 QST 病院

放射線品質管理室

放射線部

医療健康科学部
放射線物理室A Survey of Dosimetry in the Magnetic Field of MR-Linacs
Yuuki SATO1, 2, Kota ABE3, Masato TSUNEDA3, Kohki YASUI2, 4, Toru KAWACHI5, Naoki TOHYAMA6,
Hideyuki MIZUNO7, Yukio FUJITA*2, 3
1

Department of Radiology Center, Tokyo Medical and Dental University Hospital2

Department of Radiological Sciences, Komazawa University

3

Department of Radiation Oncology, MR-Linac ART Division, Graduate School of Medicine, Chiba University

4

Department of Radiotherapy, Tokyo Metropolitan Cancer and Infectious Diseases Center Komagome Hospital

5

Department of Radiation Oncology, Chiba Cancer Center

6

Tokyo Bay Makuhari Clinic for Advanced Imaging, Cancer Screening, and High-Precision Radiotherapy

7

QST Hospital, National Institutes for Quantum Science and Technology(Received March 13, 2023; Accepted November 10, 2023)
In recent years, MR-Linac, a radiotherapy linear accelerator (linac) equipped with magnetic resonance (MR) imaging, has been
deployed in clinical facilities across Japan. Because of the magnetic ﬁeld of MR-Linac, which can affect the dose distributions and dose
response of ionization chambers, conventional reference dosimetry for absorbed dose to water using an ionization chamber becomes
impractical. Consequently, the magnetic ﬁeld effect should be considered in the reference dosimetry for MR-Linac. Although numerous
studies have delved into this matter and several magnetic ﬁeld correction methods have been proposed to extend the conventional
formalism, a practical protocol for reference dosimetry for MR-Linac remains elusive.
The purpose of this review are as follows: (i) to summarize and evaluate literature and existing datasets as well as identify any gapsthat highlight areas for the future research on this topic; (ii) to elucidate dosimetric challenges associated with ionization chamber
dosimetry in magnetic ﬁelds; and (iii) to propose a formalism for reference dosimetry for MR-Linac based on available literature anddatasets. This review focuses on studies based on commercially available MR-Linacs and datasets, speciﬁcally tailored forreference-class cylindrical ion chambers.
Keywords: reference dosimetry, MR-Linacs, magnetic ﬁeld, ionization chambers, Monte Carlo simulation

1.

背景・目的

画を用いて照射を行う時点で新たな変化が発生している可能性があり，照射時の状況に合った最適な治療計画とは限

近年，リニアックを使用した外部放射線治療は目覚ましらないことである．この短所を補う方法として，現在ではい発展を遂げており，放射線治療技術はより高精度化して治療直前に治療寝台上で取得された画像を用いて，その場いる．高精度化の一つとして治療期間中または治療中に標で再計画を行う On-line 適応放射線治療（即時適応放射線

的体積および周囲の正常組織の位置と形状の変化が生じた

治療）が普及しつつある．この主な要因は，MRI 装置がときに，治療計画の再計画を行う適応放射線治療が注目を

リニアックに統合された MR リニアックシステムの登場で集めている．この治療技術は以前から行われていたが，一ある．MR 画像は CT 画像と比較して優れた軟部組織の抽

定期間後もしくは著しい標的体積および周囲の正常組織の出能力を持ち，治療中に MR 画像をリアルタイムで取得す位置と形状の変化が生じた場合に CT 画像を新たに取得ることで標的体積とリスク臓器の動きを被ばくすることなし，再計画を行う Off-line 適応放射線治療が主流であっ

く追跡可能である．したがって，MR リニアックは即時適た．Off-line 適応放射線治療の短所は，再計画した治療計

応放射線治療などの放射線治療技術のさらなる高精度化へ*

連絡著者 (corresponding author) 駒澤大学 医療健康科学部［〒154–8525 東京都世田谷区駒沢 1–23–1］
Department of Radiological Sciences, Komazawa University, 1–23–1 Komazawa, Setagaya, Tokyo154–8525, Japan
E-mail: yfujita@komazawa-u.ac.jp107医学物理 第 43 巻 第 4 号の応用が期待されている．このような背景から，世界中でTable 1Comparison of commercially available MRI-linacs

MR リニアックの臨床導入数が急速に増えており，本邦においても臨床導入が進んでいる．
高磁場が常時発生している MR リニアックでは，電離箱による従来の水吸収線量の標準計測法をそのまま使用することができず，電離箱に対する磁場の影響を補正する新たElekta Unity

ViewRay MRIdian

Beam energy
7 MV FFF
6 MV FFF
Magnetic ﬁeld strength
1.5 T
0.35 T
Source-axis distance (SAD)
143.5 cm
90.0 cm
Maximum ﬁeld size
57.4 cm × 22.0 cm 27.4 cm × 24.1 cm(at isocenter)

な補正係数（磁場補正係数）を導入した水吸収線量計測法に拡張する必要がある．磁場下での電離箱による水吸収線量計測に関する研究はこれまでに数多く報告されてきた．
しかし，MR リニアックの臨床導入が進む現在でも MR リ
ニアックにおける水吸収線量の標準計測法の確立は未だ実現していない．国外では MR リニアックにおける水吸収線量の標準計測法の開発を行うため，de Pooter らにより磁場下において電離箱を用いて行われた水吸収線量計測やこれ に 関 す る Monte Carlo 計 算 の 先 行 研 究 を ま と め た レ
ビュー論文が先行して報告されている 1）．この報告は磁場下における線量計測についての論文を数多く調査しており，標準計測法の基盤となるデータがまとまっている．しFig. 1

かし，市販化された MR リニアックにおける線質ではない
データが数多く含まれており，市販化された MR リニアックを使用した研究成果についてのさらなる調査が求められFront (a) and side view (b) of the geometry for
Elekta Unity using the standard coordinate systemof linacs (IEC61217). B, Φ and FL show a static
magnetic ﬁeld, an ﬂuence of the photon beam andLorentz force, respectively.

ている．
本研究の目的は，MR リニアックにおける水吸収線量の標準計測法を確立するために先行研究のデータをまとめて

磁場強度，線源回転軸間距離 (SAD: Source Axis Distance)
および最大照射野サイズである．

評価し，不足しているデータを洗い出すことである．さらFig. 1 に Elekta Unity の正面像および側面像におけるに今後 MR リニアックを導入するユーザーに向けて，磁場構造物の幾何学的配置を示す．現在，市販されている MR

下における電離箱を用いた線量計測を行う際の注意点を示

リニアック (Elekta Unity および ViewRay MRIdian) におし，現在利用可能なデータを基に MR リニアックにおけるける静磁場の方向は yf 軸 (IEC61217) に対して平行である

水吸収線量計測法および基準条件を提案する．本報告では，が，磁場方向が異なる．Elekta Unity では−yf 方向であり，

より新しい知見（de Pooter の論文以降に出版された論文）

ViewRay MRIdian では＋yf 方向である．直線加速器は yfを取り入れ，市販化された MR リニアック（ViewRay 社製

軸を中心に回転可能なガントリーリングに取り付けられて

MRIdian および Elekta 社製 Unity）に関するデータに注おり，入射ビームは xf – zf 軸平面を回転する．このとき磁目し，調査対象を円筒型電離箱のみとした．磁場下での電場および入射ビームは常に垂直関係にあるため，ローレン

離箱を用いた線量計測や Monte Carlo 計算では，磁場下特ツ力の働く方向は入射ビーム軸に対して垂直な同平面にお有の影響についても十分な注意が必要であり，この影響にいて回転する．

ついても詳細をまとめた．また，先行研究で報告されている磁場補正係数 kB,Q の表記が，磁場下での電離箱応答比
kB,M,Q と混合している場合があるため，本報告ではこれらの標記を明確にした．
2.

MR リニアックの装置特性

2.1

Elekta Unity

Elekta Unity は 7 MV FFF の定在波型加速管と磁場強度 1.5 T およびボアサイズ 70 cm の Philips 社製 MRI 装置
を組み合わせて構成されている 2, 3）．7 MV FFF の定在波型加速管はガントリーリングに取り付けられており，単方MRリニアックの磁場強度は装置によって異なるため，水向において最大 6 RPM で連続回転が可能である．SAD は吸収線量計測を行う前に各装置の特性を正確に把握してお143.5 cm であり，アイソセンターでの線量率は 4.25 Gy/

く必要がある．ここでは，現在市販されているMRリニアッ

min である．Unity における最大照射野はアイソセンター

ク で あ る Elekta 社 製 Unity（以 下，Elekta Unity と す る）

平面で 57.4 cm × 22.0 cm であり，プライマリーコリメー

および ViewRay 社 製 MRIdian（以 下，ViewRay MRIdian

タによって形成される．またビーム毎の照射野は，Jaw コとする）の 2 つ装置の特性について説明する．ここで，両リメータおよび MLC によって形成される．MLC は 160 枚装置の相違を Table 1 に示す．主な違いは，エネルギー，

リーフからなる Agility 設計であり，アイソセンター平面

108Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

における投影リーフ幅は 7.1 mm である．1.5 T の均一な静磁場は超伝導磁石により生成される．静磁場は−yf 方向（Fig. 1 参照）に向けられており，ビームに対して垂直である．クライオスタット内には液体ヘリウムが充填されており，磁石の超伝導特性が提供される．X 線ビームはクライオスタットを通過する構造となっているため，液体ヘリ
ウムの充填レベルがビーム出力に影響を与える．特に，ガントリー角度 0 度付近で照射を行う場合に充填レベルの影
響を受ける可能性があるため注意が必要である．またクラFig. 2

イオスタット内での相互作用により追加の混入電子が発生する．
2.2

ViewRay MRIdian

ViewRay MRIdian は 6 MV FFF の 定 在 波 線 形 加 速 管（従来は 60Co 線源）と磁場強度 0.35 T およびボアサイズ

Trajectories of electrons subject to a transverse
magnetic ﬁeld in a medium with a homogeneousmass density according to the continuous slowing
down approximation. The electron beam is incident in the horizontal direction (from left to right).
The effect of ERE depend on the magnetic ﬁeld
strength and incident electron beam energy.
The ﬁgure was reproduced from de Pooter et al.1)

70 cm の MRI を組み合わせて構成されている 4, 5）．以前のバージョンではガントリーリングに 3 つの 60Co 線源が等間子が戻る．この現象を電子偏向効果 (ERE: Electron Re-

隔に配置されていた．現在のバージョンでは，60Co 線源がturn Effect) という．Fig. 2 に電子偏向効果の影響を受け

6 MV FFF の定在波型リニアック装置に置き換わっていた媒質中での電子の運動を示す．Fig. 2 では電子の入射方

る．SAD は 90 cm であり，アイソセンターでの線量率は向が横軸方向（左から右の方向）となっており，電子が入6.0 Gy/min である．最大照射野はアイソセンター平面で射してきた方向に戻っていることがわかる．電子偏向効果

27.4 cm × 24.1 cm であり，プライマリーコリメータにの大きさは，電子が磁場内で回転運動をする際のジャイロよって形成される．またビーム毎の照射野は MLC のみに

半径に依存する．ジャイロ半径は媒質の質量密度，磁場強よって形成される．MLC は 138 枚リーフからなるダブル

度および入射エネルギーに依存する 1）．特に電子偏向効果

フォーカスの MLC であり，2 段組みで搭載されているの影響について注意が必要なのは，媒質の密度が大きく異（リーフ対は上段が 34 組，下段が 35 組）．アイソセンター

なる境界面である．例えば，水ファントムのビーム射出領

平面における投影リーフ幅は 4.15 mm である．0.35 T の域では水ファントム内で発生した電子が空中に放出される均一な静磁場は超伝導磁石により生成される．超電導磁石

とき，電子偏向効果によって電子が再度水ファントム内へ

はガントリーリングを挟むように配置されているため，入射する．そのため，ビーム射出領域で高線量領域を生じ

ビームパスが遮られない．静磁場は＋yf 方向に向けられててしまう 6 9）．

おり，ビームに対して垂直である．

3.1.2

3.

磁場下での電子の運動および
MR リニアックのビーム特性–

電子流効果 (ESE: Electron Streaming Effect)

磁場方向と入射ビーム方向が垂直の場合，空気中で生成された電子は磁力線に沿って，照射野外へ移動する．このとき，ローレンツ力によって電子の運動はらせん軌道とな

MR リニアックでは，電子の運動が磁場の影響を受け

る．こ の 現 象 を 電 子 流 効 果 (ESE: Electron Streaming

る．これにより MR リニアックのビーム特性は，従来のリ

Effect) という．MR リニアックでは，入射ビームがリニ

ニアックと比較して 1. 深部線量分布におけるビルドアッ

アックヘッドの構造物（MR リニアックのクライオスタッ

プ領域およびビーム射出領域，2. 軸外線量比における照トを含む）や空気中を通過する際に混入電子が発生す

射野内および半影領域の両方が変化する．

る 10 12）．Fig. 3 に磁場下において電子流効果の影響を受け–た混入電子の運動を示す．混入電子は静磁場方向に向かっ3.1

磁場下における電子の運動て照射野から排除されていることがわかる．そのため，照磁 場 下 に お け る 電 子 の 運 動 は，電 子 偏 向 効 果 (ERE:

射野内の表面線量が減少するが，照射野外での表面線量がElectron Return Effect) および電子流効果 (ESE: Electron

増加する．また電子流効果は体内から放出された二次電子

Streaming Effect) の 2 つの影響により変化する．しかし，にも作用するため，ビーム入射側だけでなく，ビーム射出

電子の経路長は磁場がない場合と同じである．

側における照射野外での表面線量も増加する 13 15）．

3.1.1

–

電子偏向効果 (ERE: Electron Return Effect)

磁場下での媒質中における電子の運動はローレンツ力との相互作用によって円軌道となり，入射してきた方向に電

3.2

MR リニアックにおけるビーム特性

MR リニアックにおける深部線量分布はビルドアップ領109医学物理 第 43 巻 第 4 号

Fig. 3

Trajectories of contamination electrons producedin the air under the magnetic ﬁeld. Contaminant
electron spirals along the magnetic ﬁeld lines anddeposits dose on the patient skin outside the primary radiation beam.
The ﬁgure was reproduced from Hackett et al.11)

Fig. 4

Depth-dose curves per incident photon with andwithout a 1.5 T magnetic ﬁeld and the percentage
differences between them, calculated with the
GEANT4 point-source model at an SSD of
133.5 cm. Negative differences indicate a lower
dose with the magnetic ﬁeld than without it.
The ﬁgure was reproduced from OʼBrien et al.16)

Fig. 5

Calculated central dose proﬁles in the x direction
at 5 cm depth for 1 cm × 1 cm (solid lines) and5 cm × 5 cm ﬁeld (dashed lines) with EGSnrc. Bothwith (thick lines) and without (thin lines) the presence of 1.5 T. The proﬁle is shifted in the cross-line
direction (transverse axis direction) when a magnetic ﬁeld. The shift depends on the ﬁeld size.

域が狭くなり，最大線量が高くなる．さらにビーム射出領域では線量が増加する．また軸外線量比は線量プロファイ
ル形状のシフトが起こり，半影領域が拡大する．
3.2.1

深部線量分布Fig. 4 に汎用モンテカルロコード GEANT 4 を用いて計算された磁場下（静磁場強度 1.5 T）および磁場なしにおける点線源での深部量百分率 (PDD) を示す 16）．また Fig. 4の下部には，深さに対する各 PDD の相違を示す 16）．磁場下での PDD は磁場がないときと比較して，ビルドアップ
領域とビーム射出領域で大きな差が生じることがわかる．
ビルドアップ領域では電子偏向効果によるファントム内
での電子の運動の変化と電子流効果による混入電子の除去
によって線量分布が変化する．ファントム内で発生した二次電子はローレンツ力によって円軌道となり 1），エネル
ギー付与は表面近くとなるため表面線量が増加する．一方で，ファントム表面に向かう混入電子は電子流効果によっ–て照射野外へ除去されるため表面線量が減少する 10 12）．この 2 つの影響により，ビルドアップ領域は磁場なしと比較して狭くなり，最大線量 Dmax は大きくなる 1, 6, 9）．この影
響は磁場強度および照射野サイズに依存する

2, 6, 8）．

水ファントムにおけるビーム射出領域では，電子偏向効果
によってファントム外での電子の運動が変化するため，線量分布が変化する．水ファントム内で発生した電子が水ファン
トム外へ放出される際，電子偏向効果によって大きく曲げら–れ，再びファントム内に入射する 6 9）．そのため，ビーム射向）に向かって線量プロファイルが変位するため，プロ出領域に高線量が生じる．この影響は磁場強度，照射野サイ

ファイルの形状が非対称となる 6, 8, 9, 17）．この非対称性は–

ズおよびファントム出口の表面曲率に依存する 6, 10, 13, 17 19）．

Fig. 5 に示すように，照射野が小さいほど影響が大きくな

3.2.2

る．また磁場強度にも依存し，磁場強度が強いほどシフト

軸外線量比Fig. 5 に EGSnrc を用いて計算された中心軸における磁量が大きくなる 6）．線量プロファイルは非対称となるが，場 下（静 磁 場 強 度 1.5 T）お よ び 磁 場 な し に お け る 深 さプロファイル全体がシフトするため，50 % 等線量線で定5 cm での軸外線量比を示す．このときの照射野は，1 cm

義される放射線照射野は磁場がない場合と比較して変化し× 1 cm および 5 cm × 5 cm である．軸外線量比は Cross-ない．

line 方向のローレンツ力が働く方向（横軸のマイナス方
110

Fig. 6 に Fig. 5 の GEANT4 によって計算された軸外線

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)4.

磁場による電離箱水吸収線量計測への影響

磁場下では電子の運動がローレンツ力によって変化し，
この変化は電離箱応答に大きな影響を与える．磁場下において電離箱を用いた線量計測または Monte Carlo 法（MC法）による電離箱シミュレーションを行う場合，1. 磁場および入射ビームに対する電離箱長軸の設置方向，2. 電
離箱周囲の空気層の存在，3. 電離空洞内の不感体積に注意が必要である．本章では，磁場下において水吸収線量を決定するために新たに導入された磁場補正係数の決定方法
および先行研究において報告されている磁場補正係数をま
とめる．
4.1
4.1.1

磁場方向に対する電離箱の設置方向
電離空洞内の二次電子の運動

磁場および入射ビームに対する電離箱長軸の設置方向を
Fig. 7 に示す．電離箱長軸の向きは磁場に対して垂直（Fig.
7 (a) および (b)）または平行（Fig. 7 (c) および (d)）に配置されることが考えられる．多くの先行研究では，ローレ
ンツ力と同じ方向に電離箱長軸が向けられる垂直の Fig. 7(a) および磁場方向と反対に電離箱長軸が向けられる平行の Fig. 7 (d) の幾何学的配置において電離箱応答の磁場影
Fig. 6

Calculated the 80 – 20 penumbra as function of
depth for both a 1 cm × 1 cm and a 5 cm × 5 cm
ﬁeld with and without the presence of 1.5 T. The
solid lines and dash line show the 0 T and the 1.5
T cases, respectively. The penumbra at the left
hand side is in thin lines, the right hand side in
thick lines. For the ﬁeld size of 1 cm × 1 cm, thepenumbra increases by 1.0 – 1.5 mm when themagnetic ﬁeld is present. There is a difference of
0.5 mm between right and left penumbra.
The ﬁgure was reproduced from Raaymakers andRaaijmakers.19)

響に関する調査が行われている．このとき，入射ビームは磁場および電離箱長軸に対して垂直関係となっている．また磁場と入射ビームの関係は常に垂直であるため，ローレ
ンツ力はこれらに対して垂直に作用し（Fig. 7 では左から右へ作用する），この方向に二次電子が偏向される．ここで，Fig. 7 の幾何学的配置での電離空洞内の二次電子の運動を Fig. 8 に示す．磁場に対して電離箱長軸を垂直に配置
した Fig. 8 (a) および (b) では，二次電子が電離箱長軸に沿って偏向される．一方，磁場に対して電離箱長軸を平行に配置した Fig. 8 (c) および (d) では，二次電子が電離箱
半径方向に沿って偏向される．
4.1.2

電離箱の設置方向による応答変化量比における深さによる半影の変化を示す 6）．Fig. 6 (a)磁場に対して電離箱長軸を垂直（Fig. 8 (a) または (b)）

および (b) は，それぞれ照射野サイズが 1 cm × 1 cm およに設置したとき，同じ垂直配置にもかかわらず，Fig. 8 (a)び 5 cm × 5 cm のときの半影領域である．半影領域は磁および (b) の電離箱応答が異なる．この不一致の原因は，場の存在によって増加し，照射野サイズが小さいとき半影

ローレンツ力の働く方向に対する電離箱ステムの位置関係の左右差が生じる ．側方電子平衡が成立しない照射野サにある．Fig. 8 (a) の場合，ローレンツ力の働く方向が電イズの場合 (Fig. 6 (a))，磁場がない場合と比較して半影

離箱先端側に向けられており，ステムで発生した二次電子

6）はおよそ 1 – 1.5 mm 増加する．このときローレンツ力がが電離箱空洞内に入射することとなる．そのため，この配働く方向に向かって半影が大きくなるため，半影の左右差

置における電離箱応答は電離箱型式のステム設計に大きくがおよそ 0.5 mm 生じる．一方，側方電子平衡が成立する

依存し，電離箱の種類によって 2.4 – 4.4 % の変動が生じ

照射野サイズ (Fig. 6 (b)) では，磁場がない場合と比較しる 16）．磁場に対して電離箱長軸を垂直に配置する場合，電て半影はおよそ 1 mm 増加するが，半影の左右差は生じな

離箱ステムの位置に注意して測定および MC 計算を行う必い．

要がある．一方，磁場に対して電離箱長軸を平行（Fig. 8(c) または (d)）に設置したとき，ローレンツ力は電離箱半径方向に働くため電離箱応答の変化＜1 % となり 16），磁場
111

医学物理 第 43 巻 第 4 号

また Fig. 9 (a) に示した磁場なしにおける電離箱空洞内の線量分布は一様であることから，磁場に対して電離箱長軸を垂直に配置した場合，電離箱空洞内の線量分布は大きく変化することがわかる 20）．
磁場に対して電離箱長軸を平行に設置した時の電離箱空洞内の線量分布を Fig. 10 に示す．ここで，Fig. 10 (a) およ び (d) は 磁 場 な し，Fig. 10 (b) お よ び (e) は 磁 場 強 度
1.0 T（マイナス方向），Fig. 10 (c) および (f) は磁場強度

1.0 T（プラス方向）の線量分布である．また Fig. 10 (a)–(c)Fig. 7

Beamʼs eye view of an ionization chamber longaxis positioned relative to the magnetic ﬁeld. Thelong axis of the ionization chamber is oriented perpendicular ((a) and (b)) or parallel ((c) and (d)) to
the magnetic ﬁeld. The photon beam then is perpendicular to the magnetic ﬁeld and the long axisof the ionization chamber.

は電離箱長軸断面，Fig. 10 (d) – (f) は電離箱短軸断面の線量分布を示している．磁場に対して電離箱長軸を平行（Fig. 8 (c) または (d)）に設置したとき，二次電子は電離
箱半径方向に移動する．そのため，Fig. 10 (b) および (c)に示すように，中心電極およびガードリング付近で高線量領域が生じる．また Fig. 10 (a) に示した磁場なしにおける線量分布においても，中心電極とガードリング付近でわ
ずかに高線量領域が生じている．したがって，磁場に対して電離箱長軸を平行に配置したとき，磁場に対して電離箱
長軸を垂直に配置した場合と比較して，磁場なしの線量分布に対して大きな相違がないことがわかる．したがって，磁場下での線量計測は，磁場に対して電離箱長軸を平行に配置することが推奨される 16, 20, 21）．
4.1.4

磁場に対する電離箱長軸の設置角度誤差

磁場に対して電離箱長軸を正確に垂直または平行に配置
Fig. 8Inﬂuence of the magnetic ﬁeld on electron trajectories at the four conﬁgurations shown in Fig. 7. The
photon beam is incoming from above in all panels.
On the left of each of the panels shows a cross section along the length of the ionization chamber.
The right panel is a cross section with the chamber tip oriented out of the page.

されなかった（設置角度誤差がある）場合，電離箱応答は変化する．磁場に対する電離箱長軸の 3°の設置角度誤差による kQmag（磁場補正係数と線質変換係数の積，5.1 項を参照）の影響は，XY 平面では各設置方向で 0.3 % 未満である．しかし，Z 軸方向（電離箱を入射ビームに向かって近づけるまたは遠ざける）に対する設置角度誤差の場合，磁場に対して電離箱長軸を平行に配置したときは 0.4 % 未に対する配置によって電離箱応答の差は小さい 16, 20, 21）．

満であるが，垂直に配置した場合では 1.0 % と大きくなる

4.1.3

ことが報告されている 21）．ただし，この調査は MC 法によ

電離空洞内の線量分布

磁場に対して電離箱長軸を垂直に設置した時の電離箱空るものであり，MC 法を用いて磁場下での電離箱応答を計

洞内の線量分布を Fig. 9 に示す．ここで，Fig. 9 (a) およ

算する場合，後述する電離箱構造や不感体積（4.4 節を参び (d) は磁場なし，Fig. 9 (b) および (e) は磁場強度 1.0 T照）の影響を大きく受ける．そのため，磁場に対する電離（マイナス方向），Fig. 9 (c) および (f) は磁場強度 1.0 T（プ

箱長軸の設置角度誤差による影響は実測においてさらなるラス方向）の線量分布である．また Fig. 9 (a)–(c) は電離調査が求められるが，磁場下において測定を行う際には設

箱長軸断面，Fig. 9 (d) – (f) は電離箱短軸断面の線量分布

置角度誤差の影響に留意し，磁場に対して電離箱長軸を正を示している．磁場に対して電離箱長軸を垂直（Fig. 8 (a)確にセットアップする必要がある．

または (b)）に設置した場合，二次電子はローレンツ力に

4.1.5

磁場強度に対する電離箱設置方向

より電離箱長軸に沿って移動するため，ステム側と電離箱

電離箱応答は磁場強度の関数として変化し，この変動の．Fig. 8 (a) では二次電子がス

大きさは磁場に対する電離箱長軸の設置方向に依存する．

テム側から電離箱先端側へ移動するため，Fig. 9 (b) のよ

磁場に対して電離箱長軸を垂直（Fig. 8 (a) または (b)）に

うにステム側で高線量領域，電離箱先端側で低線量領域が設置したとき，磁場強度に対する電離箱応答の変化は各設

先端側で線量差が生じる

20）

生じる．一方で Fig. 8 (b) の場合，二次電子が電離箱先端

置方向によって最大値に達する磁場強度はほとんど変化し側からステム側へ移動するため，Fig. 9 (c) のように電離ないが，最大値は Fig. 8 (a) における配置の方が大きくな

箱先端側で高線量領域，ステム側で低線量領域が生じる．

る 20）．この相違は上述したように，ステムで発生した二112

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

Fig. 9Spatial dose distribution within the air volume of the PTW 30013 for 0.0 T (panels of (a) and (d)), −1.0 T (panels of (b)and (e)) and is ＋1.0 T（panels of (c) and (f)）when the ionization chamber long axis is perpendicular to the magnetic
ﬁeld. Spatial dose distribution for −1.0 T (panels of (b) and (e)) and ＋1.0 T (panels of (c) and (f)) are corresponding to
Fig. 8 (a) and (b), respectively. Panels (a) – (c) show the dose scored in azimuthal rings around the chamber axis, whilepanels (d) – (f) show the dose scored in discretized azimuthal segments around the reference point (located at Y ＝ 0 in
panel (a) – (c)). Doses are normalized to the mean dose at 0.0 T.
The ﬁgure was reproduced from Spindeldreier et al.20), used under CC BY 4.0/Cropped and resized from original.

Fig. 10

Spatial dose distribution within the air volume of the PTW 30013 for 0.0 T (panels of (a) and (d)), −1.0 T (panels of (b)and (e)) and is ＋1.0 T (panels of (c) and (f)) when the ionization chamber long axis is parallel to the magnetic ﬁeld.
Spatial dose distribution for −1.0 T (panels of (b) and (e)) and ＋1.0 T (panels of (c) and (f)) are corresponding to Fig. 8(c) and (d), respectively. Panels (a) – (c) show the dose scored in azimuthal rings around the chamber axis, while panels (d) – (f) show the dose scored in discretized azimuthal segments around the reference point (located at Y ＝ 0 in
panel (a) – (c)). Doses are normalized to the mean dose at 0.0 T.
The ﬁgure was reproduced from Spindeldreier et al.20), used under CC BY 4.0/Cropped and resized from original.

113

医学物理 第 43 巻 第 4 号

次電子が電離箱空洞内に入射するか否かによる．一方，磁4.3.1

磁場補正係数の決定方法

場に対して電離箱長軸を平行（Fig. 8 (c) または (d)）に設

磁場補正係数は，1. カロリーメータやアラニン線量計

置したとき，磁場強度に対する電離箱応答の変動は小さくなどの水吸収線量を直接決定できる検出器を用いる直接測なり，最大値は生じない 22）．また設置方向による変動も定法，2. MC 法，3. 実測と MC 法を組み合わせたハイブ

ない．磁場強度に対する電離箱応答の挙動および変動の大リッド法によって決定される．また，相互校正によってもきさは，電離箱空洞に入射する二次電子数とその電子の運決定可能である．磁場補正係数は磁場の有無による水吸収動の平均経路長の積によって決定できる 23）．

線量校正定数の比として，以下の式で決定される．

4.2

電離箱周囲の空気層が電離箱応答に与える影響

B
N D,w,Q
N D,w,Q

kB,Q ＝

電離箱を用いた線量計測を固体ファントムや防水鞘と組(1 )

み合わせて行う場合，電離箱周囲に小さな空気層が発生す

ここで，ND,w,Q および N BD,w,Q はユーザーが使用する線質 Q

る．磁場下ではこの空気層により，電離箱応答が低下するにおける磁場なし，および磁場下での水吸収線量校正定数

ことが報告されている

24–28）．この影響は，固体ファントム

内に電離箱を挿入した際の電離箱周囲の空気分布および空である．
4.3.1.1

直接測定法による磁場補正係数の決定

気層の厚さに大きく依存する．したがって，磁場下での線直接測定法は，カロリーメータやアラニン線量計などの水量計測は水ファントム中で防水鞘を使用しないで実施する吸収線量を直接決定できる検出器を用いて行われる29, 30, 31）．

ことが推奨される．

直接測定法による磁場補正係数は，以下の式で決定される．

磁場下では電離箱周囲に空気層が存在する場合，電離箱
応答が低下する．円筒型電離箱と固体ファントムを組み合わせて測定を行う場合，電離箱周囲には 0.1 – 0.3 mm の

k B,Q ＝B
B
N D,w,Q
Dw,Q/ M QB＝N D,w,Q
Dw,Q / M Q(2 )空気層が存在する 24）．標準計測法 12 などの水吸収線量計

ここで，Dw,Q および DBw,Q はそれぞれ磁場なしと磁場下で測プロトコルでは，空気層による電離箱応答への影響はの水吸収線量であり，MQ および M QB はそれぞれ磁場なし

0.2 % 以下であったため，空気層の影響が無視されていと磁場下での補正された電離箱からの出力電荷である．

た 25, 26）．しかし，磁場下では電離箱応答が 0.7 – 1.2 % 減

4.3.1.2

少するため，空気層への対策が必要となる

24）．

空気層による影響は電離箱周囲の空気分布および空気層の厚さに依存する．空気層が電離箱と入射ビームの間のみ

MC 法は，EGSnrc などの汎用モンテカルロコードによるシミュレーションを用いて決定される 16, 21, 32）．MC 法による磁場補正係数は以下の式で決定される．

（非 対 称）に 存 在 す る 場 合，最 も 電 離 箱 応 答 が 変 化 し，0.2 mm 厚の空気層によって電離箱応答は 1.5 % 以上減少

MC 法による磁場補正係数の決定

kB,Q ＝する 27, 28）．一方，空気層が電離箱に対して 1 周（対称）存B
B
B
N D,w,Q
Dw,Q/ Dcavity,Q＝
N D,w,Q
Dw,Q / Dcavity,Q(3 )在する場合，1.4 mm 厚以下の空気層であれば電離箱応答

ここで，Dw,Q および DBw,Q はそれぞれ磁場なしと磁場下での変動は 0.5 % 以下となる．空気層による電離箱応答のの 基 準 点 に お け る 水 吸 収 線 量 で あ り，Dcavity,Q お よ び

減少は，特に非対称な空気層の場合，電離箱壁近傍で生成

DBcavity,Q はそれぞれ磁場なしと磁場下での電離箱有感体積される二次電子が減少することが主な原因である．また，の空気吸収線量である．MC 法によって磁場補正係数を決空気層による電離箱応答への影響は電離箱の種類，磁場強定する際には，正確な電離箱構造の再現と電離箱有感体積度にも依存する

28）

24, 27, 28）．

また水ファントムを使用した場合においても電離箱周囲

内の不感体積の正確な評価が求められる（4.3.2 項を参照）．
4.3.1.3

実測と MC 法を組み合わせたハイブリッド法によの気泡に注意が必要である．気泡による電離箱応答への影る磁場補正係数の決定

響は，空気層が存在する場合と同等である 28）．装置の定ハイブリット法は電離箱による実測と MC 法による水吸期的品質管理や強度変調放射線治療の患者個別線量検証な

収線量の決定を組み合わせて磁場補正係数を決定する方法

どで固体ファントムと電離箱を組み合わせて測定を実施すである 33）．この方法では，磁場補正係数は 2 つの係数に分る際には，空気層を水で満たすなどの対策が必要となる．

解して，以下の式で決定される．

4.3

磁場補正係数kB,Q＝cB · kB,M,Q(4 )磁場下において水吸収線量を決定するために新たに導入

こ こ で，cB は 磁 場 の 有 無 に よ る 水 吸 収 線 量 の 計 算 比，

された磁場補正係数の決定方法および先行研究において報kB,M,Q は磁場の有無による電離箱の測定値の比である．し告されている磁場補正係数をまとめる．

たがって，cB および kB,M,Q は以下の式で決定される．

114

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

義する必要がある．不感体積の推定方法には，実験値とDB
cB ＝ w,Q
D w,Q

kB,M,Q ＝(5)

MC 計 算 値 の 比 較 か ら 決 定 す る 方 法 お よ び 有 限 要 素 法(FEM: Finite element method) に よ る 電 場 シ ミ ュ レ ー

MQ
M QB

ションを用いて決定する方法がある．

(6)

電離箱の有感体積内での応答は均一ではなく，ガード電極
付近で低感度を示す領域（不感体積）が存在する．Butler

ハイブリット法では水吸収線量の決定のみに MC 計算がらは極小円形照射野のシンクロトロン放射光を用いて，使用されるため，電離箱の形状や材質の詳細な情報を必要

様々な電離箱における有感体積内の検出器応答の空間分布としない．つまり，シミュレーションを簡易化できるうえ，を取得し，ガード電極付近（またはステム付近）の応答低磁場補正係数を MC 法のみで決定する従来の方法と比較し下を明らかにしている 35）．McNiven らは，micro-CT を用て，電離箱構造や不感体積のモデリングの正確さに影響をいて電離箱の有感体積を計測し，その計測値の電離箱応答

受けない利点をもつ．

から設計上の空洞との違いを検討した．そのなかで，実際

4.3.1.4の有感体積が設計上の空洞よりも小さいという結果を報告

相互校正法による磁場補正係数の決定

相互校正法は磁場補正係数が与えられている電離箱に対している 36）．これら 2 つの報告は共に電離箱の設計上の空

して相互校正を行い，磁場補正係数を決定する方法であ洞と有感体積が異なり，有感体積は設計上の空洞から不感る

34）．磁場補正係数が既知である電離箱（リファレンス

体積を引いたものであることを示している．一方，Delf ら

線量計）を有する場合，任意の電離箱（フィールド線量計）

が極小円形照射野の陽子線を用いて行った調査では，Sunにおける磁場補正係数は線質 Q1（磁場強度：0.35 T また

Nuclear Cooperation SNC125c には不感体積がないことをは 1.5 T）および線質 Q2（磁場強度：0 T）を用いた相互報告している 37）．これは電離箱空洞内にガード電極が入り校正により，以下の式で決定される．

込まないように設計されているためであり，不感体積が存

(M

B,Q1

(k

N D,w,Q0 kQ1 ,Q0 kB,Q1 )

B,Q 1

field

(M N
) ＝
(M N
field

B,Q 1

＝ ( M B,Q1 N D,w,Q0 kQ1 ,Q0 kB,Q1 )D,w,Q 0

B,Q 1

kQ 1 ,Q 0 kB,Q 1 )D,w,Q 0

k Q 1,Q 0 )ref

在しない電離箱型式も存在する．

(7)

MC 法による磁場補正係数の算出には，不感体積の考慮の有無が計算結果に大きな差を生じさせる．MC 法は水吸ref

収線量計測法における線質変換係数の決定に使用されてお

(8)

field

り 38），その結果は水吸収線量計測プロトコル 25, 26）にも採用されている．不感体積は MC 計算時にガード電極付近の

ここで，水吸収線量校正定数の比である (ND,w,Q )ref ⁄ (ND,w,Q )ﬁeld

計算領域を除外して考慮するため，不感体積の大きさは磁は，以下の式で決定される．

場補正係数の算出に大きく影響を与える．特に磁場に対し

0

(N
(N

D,w,Q 0

D,w,Q 0))reffield ＝

(M
(M

B ＝0 T,Q 2
B ＝0 T,Q 2

k Q 2 ,Q 0 )k Q 2,Q 0 )0て電離箱長軸を垂直（Fig. 8 (a) または (b)）に設置したと

ref

(9)

field

きに不感体積の影響を大きく受ける．これは 4.1.3 項で示したように，磁場に対して電離箱長軸を垂直に設置した場

したがって，式 8 は最終的に式 10 へ書き換えられる．

(k

B,Q 1

(M k
) ＝
(M k
field

B,Q 1

Q 1,Q 0

B,Q 1

M B＝0 T,Q 2 k Q 2,Q 0 k B,Q 1 )Q 1,Q 0

M B＝0 T,Q 2 k Q 2 ,Q 0 )

field

ref

合，ローレンツ力が電離箱長軸に沿って作用するため，有感体積内の線量分布が不均一となるためである．また，不(10)感体積の大きさは電離箱型式に強く依存し，有感体積が小
さいほど不感体積が占める割合が大きいため影響を受けやリファレンス線量計とフィールド線量計が同じ型式の電離すい．一方，磁場に対して電離箱長軸を平行（Fig. 8 (c)箱である場合，2 つの線質変換係数の比は定数となる．つまたは (d)）に設置した場合，不感体積に対する感度は低まり，相互校正法では 2 つの線質（MR リニアック装置とくなることが報告されている 39）．

ref
汎用リニアック）における電離箱の測定値の比 (M B,Q⁄
1

M) お よび (M

field
B,Q1

ref
B＝0 T,Q2⁄M) を測定することでフィー

ﬁeld
B＝0 T,Q2

不感体積を推定する方法には，1. 実験値と MC 計算値の比較から決定する方法 20, 39）と 2. 有限要素法による電場シ

ルド線量計の磁場補正係数を決定できる．

ミュレーションを用いて決定する方法 39）がある．磁場下

4.3.2

では測定値と設計上の電離箱空洞を用いた MC 計算値の不磁場下における MC 法による電離箱シミュレー

ションの課題一致が見られるため，MC 計算時にはいずれかの方法で不電離箱のガード電極付近には不感体積が存在するため，

感体積を評価する必要がある．前者の方法では不感体積を

実際の有感体積（電荷収集体積）は設計上の空洞よりも小スラブ形状と仮定し，0.01 cm 厚ずつ有感体積（計算領域）

さくなる．そのため，有感体積は設計上の空洞から不感体から除外していき，測定値との比較から不感体積を評価す積を引いたものとなる．MC 法によって磁場補正係数を算る．この方法で評価されたPTW 30013の不感体積は，Spin-

出する際には，この不感体積を推定し正確な有感体積を定

deldreier et al. の報告 20）ではスラブ厚を 0.11 cm としたが，115

医学物理 第 43 巻 第 4 号

算出値の不確かさは低減できる．また，実験的手法においても様々な不確かさの因子がある．例えば，Elekta Unityに は ア イ ソ セ ン タ ー の レ ー ザ ー が な く，EPID に よ る
MV-X 線画像を用いて検出器のセットアップを行うため，検出器の設置精度には限界がある．これらより，両者の方法を比較して磁場補正係数を決定することは有用であると考えられる．
4.3.3.1
Fig. 11

Elekta Unity

Table 2 お よ び Fig. 12 に PTW 30013，Table 3 お よ びCalculated electric ﬁeld lines by the ﬁnite element method (left) and adjusted ionization chamber model by Monte Carlo (right). The region excluded from the sensitive volume is shown in red.
The x coordinates correspond to the sagittal distance to the chamber axis and the y coordinates
represent the longitudinal distance from the baseof the guard ring.
The ﬁgure was reproduced from Pojtinger et al.40)

Fig. 13 に FC65-G の先行研究において報告された磁場補正係数を示す．各 Table の最終行は磁場補正係数の報告における加重平均値とその不確かさを示した．またここで示したデータは，磁場に対して電離箱長軸を垂直（Fig. 8(a)）または平行（Fig. 8 (d)）に配置されたときの磁場補正係数である．磁場に対して電離箱長軸を平行に配置した場
合では磁場補正係数による補正量はおよそ 1 % 以下であるが，磁場に対して電離箱長軸を垂直に配置した場合では最Malkov and Rogers の 報 告 39）で は 0.1 cm（有 感 体 積 の

大 4.6 % の補正量となる．磁場に対して電離箱長軸を平行

1.8 %）以上になると報告している．一方，後者の方法はに配置した場合に補正量が小さくなるのは，電離箱空洞内有限要素法の計算を行うソフトウェアを使用して電場シにおける線量分布に偏りが小さいためである（4.1.3 項参

ミュレーションを行い，測定値に依存しない方法で不感体照）．しかし，この配置の場合であっても，水吸収線量は積を決定する．Pojtinger et al. が有限要素法を用いて決定

1.5 T の静磁場により約 0.5 % 変化するため 33），磁場補正した不感体積の分布を Fig. 11 に示す．先行研究での結果係数を適用する必要がある．

と同様に，ガードリング付近に不感体積が存在することが磁場補正係数に関する報告間のばらつきは電離箱型式とわかる．また Pojtinger et al. は PTW 30013 の不感体積が磁場に対する電離箱長軸の設置方向で異なる．PTW30013

0.04 cm であり，有感体積の 7 % を占めると報告した
3

40）

．

における磁場補正係数は磁場に対して電離箱長軸を垂直

このように算出方法によって同じ電離箱型式であっても異（Fig. 8 (a)）に配置した場合，各決定方法において MC 法

なる大きさの不感体積が報告されているため，不感体積のを除きほぼ一定の磁場補正係数が得られている．しかし，固体差についても注意が必要である．したがって，MC 法

磁場に対して電離箱長軸を平行（Fig. 8 (d)）に配置した場を用いて磁場補正係数を決定する場合，MC 法のみではな

合では磁場補正係数の値にばらつきがある．PTW30013

く実測と組み合わせて算出するべきである（4.3.1.3 項をでは磁場に対して垂直に配置した場合は他の算出方法から参照）．

大きく乖離しており，また平行に配置した場合にはそれぞ

4.3.3

れの報告によって値が大きく異なっている．このことから先行研究で報告された磁場補正係数

これまでに様々な電離箱タイプにおいて磁場補正係数が4.3.2 で触れたように，MC 法のみで決定された磁場補正

算 出 さ れ て お り，そ の な か で も 円 筒 型 電 離 箱 の PTW係数を使用する際には注意が必要であると考えられる．一30013 および FC65-G における磁場補正係数が多く報告さ

方，FC65-G における磁場補正係数は，磁場に対する電離れている．4.3.1 で示した方法により決定された磁場補正

箱長軸を垂直または平行に配置した場合の各決定方法にお係数を市販されている 2 つの MR リニアック装置別にまとけるばらつきは小さいことがわかる．

めた．円筒型電離箱の磁場影響に対する補正は，磁場に対4.3.3.2

して電離箱長軸を垂直に配置した場合よりも平行に配置した場合の方が小さくなる．

ViewRay MRIdian

0.35 T の磁場強度を持つ MRIdian では Unity と比較して磁場による線量分布の変化は小さいが，電離箱を用いた

MC 法による磁場補正係数の算出においては，メーカー

水吸収線量計測においては磁場補正係数を導入する必要性が提供した一般的な電離箱の材質と寸法を再現して求めらが示唆されている 30, 41）．従来の MRIdian は 60Co 線源を用れており，さらに不感体積も完全には考慮することが困難

いた MRIdian コバルトシステムであったが，近年では直であるため，これらが算出される磁場補正係数における不線加速器を用いた MRIdian リニアック（6 MV FFF ビー

確かさの要因となる．しかし，磁場に対して電離箱長軸をム）へのアップグレードがされている．ここで，現在報告

平行に配置できるのであれば，電離箱の特性より不感体積

されている MRIdian リニアックにおける磁場補正係数おの影響が小さくなるため，MC 法における不感体積によるよび報告値の加重平均値を Table 4 に示す．Table 4 に示

116

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

Methods

Table 2

kB,Q values for PTW 30013 in Elekta Unity (B ＝ 1.5 T)

Reference

Perpendicular
Orientation（Fig. 8 (a)）29)

Calorimeter
AlanineMonte Carlo

HybridCross Calibrationde Prez
Billas30)/Directa
Pojtinger31)
OʼBrien16)
Malkov21), b
Pojtinger32)
vanAsselen33)
Woodings34)

Weighted average

Anti-Parallel
Orientation（Fig. 8 (d)）

kB,Qu(kB,Q)kB,Q

u(kB,Q)

0.96300.96260.34 %
0.31 %

0.97600.15 %

0.96300.96100.21 %
0.42 %

0.98500.99420.9901
0.99400.9881
0.99630.99200.99000.34 %
0.46 %
0.73 %
0.15 %
0.10 %
0.16 %
0.20 %
0.40 %

0.96900.10 %

0.99110.07 %

a: The magnetic ﬁeld correction factor was based on the directly measured the ND,w,Q calibration coefﬁcient with and without a magnetic ﬁeld30）.
b: Magnetic ﬁeld correction factor is determined including a dead volume.

Fig. 12Magnetic ﬁeld correction factor kB,Q for PTW 30013 in Elekta Unity (B ＝ 1.5 T). (a): perpendicular orientation (Fig. 8(a)), (b): parallel orientation (Fig. 8 (d)). The dashed line in each ﬁgure is the average of all data and corresponds tothe last column of Table 2.

すように，MRIdian リニアックにおける磁場補正係数は，

磁場補正係数の電離箱タイプ内の変動は，磁場に対してカロリーメータおよびアラニン線量計を用いた直接測定法

電離箱長軸を垂直または平行に配置した場合において，磁によるデータのみである．また Table 4 に示す磁場に対し場補正係数決定の標準不確かさよりも低いため電離箱タイて電離箱長軸を平行に配置する場合が Fig. 8 (c) となって

プ固有の磁場補正係数を使用可能であると報告されていいるが，Unity と磁場方向が異なるため電離箱長軸の設置

る 34）．磁場補正係数の電離箱タイプ内の変動は，12 個の方向は磁場に対して同様である．MRIdian リニアックにPTW 30013 および 13 個の FC65-G に対して相互校正法

おいても磁場影響に対する補正量は，Unity と同様に磁場（4.3.1.4 項を参照）を用いて評価が行われた．相互校正法に対して電離箱長軸を垂直に配置した場合よりも平行に配によるリファレンス線量計の磁場補正係数は，ハイブリッ

置した場合のほうが小さくなる．しかし，MRIdian リニド法によって決定されている．相互校正法によって決定さ

アックにおける磁場補正係数のデータが非常に限られてい

れ た 2 つ の 電 離 箱 の 磁 場 補 正 係 数 の 標 準 偏 差 は PTWるため，さらなる磁場補正係数のデータに関する研究報告

30013 の場合，磁場に対して電離箱長軸を垂直に配置したが求められる．

とき 0.13 %，磁場に対して電離箱長軸を平行に配置した

4.3.4

とき 0.19 % であった．また FC65-G の場合，磁場に対し磁場補正係数の同一型式内変動

磁場補正係数は特定の磁場-ビーム-電離箱長軸方向におて電離箱長軸を垂直に配置したとき 0.17 %，磁場に対しいて，電離箱タイプ固有の値を使用できることが報告されて電離箱長軸を平行に配置したとき 0.15 % であった．こているが，同じシリアルナンバーの電離箱であっても磁場れは磁場補正係数決定の標準不確かさである 0.24 % より

補正係数の決定方法によって異なる値が報告されているたも小さい 34）．

め注意が必要である．

ここで注意しなければならないことは，同じシリアルナ
117

医学物理 第 43 巻 第 4 号

Methods

Table 3kB,Q values for IBA FC65-G in Elekta Unity (B ＝ 1.5 T)

Reference

Perpendicular
Orientation (Fig. 8 (a))29)

Calorimeter
AlanineMonte Carlo
HybridCross Calibrationde Prez
Billas30)/Directa
Malkov21),b
vanAsselen33)
Woodings34)

Weighted average

Anti-Parallel
Orientation (Fig. 8 (d))

kB,Qu(kB,Q)kB,Q

u(kB,Q)

0.95600.95660.34 %
0.27 %

0.95200.95600.21 %
0.42 %

0.99500.9994
0.99170.99701.00000.34 %
0.56 %
0.10 %
0.20 %
0.40 %

0.95440.14 %

0.99330.08 %

a: The magnetic ﬁeld correction factor was based on the directly measured the ND,w,Q calibration coefﬁcient with and without a magnetic ﬁeld39）.
b: Sensitive volume in the simulation geometry was adjusted for the potential dead volume region.

Fig. 13

Magnetic ﬁeld correction factor kB,Q for IBA FC65-G in Elekta Unity (B ＝ 1.5 T). (a): perpendicular orientation (Fig. 8(a)), (b): parallel orientation (Fig. 8 (d)). The dashed line in each ﬁgure is the average of all data and corresponds tothe last column of Table 3.
Table 4

Methods

Calorimeter
AlaninekB,Q values for PTW 30013 and IBA FC65-G in ViewRay MRIdian (B ＝ 0.35 T)
Reference

PTW 30013
Krauss41）
Billas30）/ Directa
Weighted average

Calorimeter
Alanine

IBA FC65-G
Krauss41）
Billas30）/ Directa
Weighted average

Perpendicular Orientation(Fig. 8 (a))

Parallel Orientation(Fig. 8 (c))

kB,Qu(kB,Q)kB,Q

u(kB,Q)

0.9706
0.97140.78 %
0.34 %

0.9936
0.99710.79 %
0.34 %

0.97130.31 %

0.99650.31 %

0.96680.96500.78 %
0.34 %

0.9936
0.99140.79 %
0.34 %

0.96530.31 %

0.99650.31 %

a: The magnetic ﬁeld correction factor was based on the directly measured the ND,w,Q calibration coefﬁcient with and without a magnetic ﬁeld39）.

ンバーの電離箱における磁場補正係数が決定方法によって合には 0.8 %，磁場に対して電離箱長軸を平行に配置した異なる値が報告されていることである 29, 30, 33）．Table 5 に場合には 1.6 % の差があることがわかる．また，アラニン

33）

線量計による直接測定法を用いて行われた多施設での磁場によって決定された FC65-G (SN 3129) の磁場補正係数を補正係数の調査では，同じシリアルナンバーの電離箱にも示す．Table 5 より，2 つの異なる方法で決定された磁場かかわらず施設間で異なる磁場補正係数が報告された 30）．

補正係数は，磁場に対して電離箱長軸を垂直に配置した場

これらの報告値をまとめたものを Fig. 14 に示す．Fig. 14

カロリーメータによる直接測定法

118

29）

とハイブリット法

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

Table 5Comparison of kB,Q values determined by different method for IBA FC65-G (SN 3129) in Elekta Unity (B ＝ 1.5 T)
Perpendicular Orientation(Fig. 8 (a))

IBA FC65-G: SN 3129
Methods
Calorimeter
HybridReference

kB,Qu(kB,Q)k(⃗
B ,Q)u(kB,Q)de Prez
Woodings34）

0.96300.95530.34 %―

0.98501.00110.34 %―

29）

Difference

Anti-Parallel Orientation(Fig. 8 (d))

0.8 %

1.6 %

Cross-line のビームプロファイルはわずかに異なる．しかし，Elekta Unity においてビームプロファイルから決定された円筒型電離箱の体積平均補正は磁場下では1.0022(5)，磁場がないとき 1.0023(5) であるため，体積平均効果補正 kvol は磁場影響を受けない 29）．TRS-483 によって与えられた FFF ビームに対する kvol の算出式 43）を式 16
に示す．
2

2
 100 k vol ＝1＋ 6.2 × 10 －3 ⋅ TPR 20, 10－3.57 × 10－3 ⋅  ⋅ (L) SDD ()(16)
ここで SDD (cm) は線源–検出器間距離であり，L (cm) はFig. 14

Magnetic ﬁeld correction factor for IBA FC65-G
and PTW 30013 at different facility determinedby the direct measurement using alanine dosimeters in Elekta Unity. The long axis of the ionization chamber is oriented parallel (Fig. 8 (d)) to
the magnetic ﬁeld. Measurements at RMH/ICR
and Christie are performed on separate days.

電離箱の空洞長である．式 16 を用いて計算された kvol は
1.0019 となり，電離箱空洞の長さ全体にわたるビームプ
ロファイルの積分によって得られた kvol とよく一致した．
また式 16 を用いて算出された ViewRay MRIdian における kvol は 1.0028 となり 30），Unity における kvol と比較して大きくなる．これは Elekta Unity のほうが長い焦点距離を有するため，ビームプロファイルがわずかに平坦になる

より，電離箱の磁場補正係数は電離箱型式だけでなく，各施設の MR リニアック装置にも依存することが示唆される．これらについては今後のさらなる調査が求められる．

ためである．
5.

磁場下での高エネルギー光子線の水吸収線量計測

磁場下において水吸収線量を決定するために磁場補正係
4.4

電離箱の出力電荷に対するその他の補正係数への磁場影響数が導入された．この磁場補正係数は磁場による水吸収線
量校正定数の変化を補正する．磁場下における水吸収線量

従来の水吸収線量計測法において使用されていた電離箱

計測法においても線質指標は TPR20,10 を用いることで従来の出力電荷に対する補正係数は，磁場影響が無視できる．

の水吸収線量計測法との互換性を担保することができる．

そのためこれまでの算出式を使用することが可能であり，

現在，磁場補正係数は円筒型電離箱の PTW 30013 および

極性効果およびイオン再結合補正に対する磁場影響は

FC65-G において多く報告されているが，磁場補正係数の0.1 % 未満である 29, 42）．NE2571 を用いたイオン再結合補決定方法によって値が大きく異なる場合があるので，使用正係数の磁場影響の調査では，磁場下においても 25 –の際には注意が必要 29, 30, 33）である．また従来の水吸収線

400 V の範囲での Jaffe plot（電圧の逆数に対する電荷の逆量計測法において使用されていた電離箱の出力電荷に対す数のプロット）において直線性を確認されている 42）．しる補正係数は，磁場影響が無視できるためこれまでの算出

たがって，これまでの水吸収線量計測法で使用されている式を使用することが可能である．

算出式を用いて決定することができる．また極性効果におこれまでの章において，電離箱応答の磁場影響や磁場下

いても磁場影響が無視できるため，従来の算出式が使用可

での水吸収線量の決定方法に関する先行研究のデータをま能である 42）．

とめた．この章では利用可能な先行研究のデータに基づ

体積平均効果補正係数においても磁場影響が無視できるき，MR リニアックに対する水吸収線量計測の基準条件おため，TRS-483 による FFF ビームに対する算出式を用い

よび磁場下における水吸収線量の決定手順について提案すて決定することができる 29, 30）．磁場により In-line およびる．
119

医学物理 第 43 巻 第 4 号

5.1

概論

式 1 を利用して磁場下における水吸収線量の決定すること

MR リニアックの磁場下における高エネルギー光子線の水吸収線量は，次の式で決定される

．
5.2

(1)

DBw,Q＝MQB ND,w,Q kQ,Q kB,Q
0を推奨する．

16）

0

5.2.1

測定の使用機材
電離箱

ここで，M は校正深 dc に置かれた磁場下における電離箱

MR リニアックからの高エネルギー光子線の水吸収線量

線量計の補正済み指示値（温度気圧補正係数 kTP，イオン

計測は，円筒型電離箱を用いて行う．またここで使用する

再結合補正係数 ks，極性効果補正係数 kpol，電位計校正定

円筒型電離箱は PTW 30013 と FC65-G を推奨する．上述

数 kelec および体積平均補正係数 kvol 補正）である．kB,Q は電したように，これらの電離箱に対する磁場補正係数は先行離箱型式および磁場に対する電離箱長軸の設置方向におい研究において様々な方法で決定され，多くの報告値があて決定されているため，測定ジオメトリーに合わせた適切

る．円筒型電離箱の基準点は電離箱空洞の幾何学的中心とな kB,Q を使用する必要がある．

し，電離箱の基準点を測定深に一致させて設置する．

B
Q

また Malkov は線質変換係数と磁場補正係数を組み合わ

ここで，Table 6 および 7 に先行研究で報告された PTW．したがって，式 130013 と FC65-G 以外の電離箱における kB,Q および kQmag を

mag

せた kQ

＝kQ,Q kB,Q を提案している

21）

0

は式 2 に書き換えられる．

示す．さらにそれぞれの加重平均値も示した．もしユー
ザーが PTW 30013 もしくは FC65-G を所持していない場(2 )DBw,Q＝M BQ ND,w,Q kQmag
0合，Table 6 および 7 に示す電離箱も使用できる．ここで示

kQmag はすでに線質変換係数 kQ,Q0 が加味されているため，した電離箱は，標準計測法 1244）に線質変換係数が記載され

式 2 を利用するときには kQmag が算出された際の TPR20,10ており，磁場中での使用がメーカー 45, 46）によって認められとユーザー施設の TPR20,10 との乖離に注意する必要があている MR 対応電離箱である．Table 6 および 7 におけるる．そのため，安易に kQmag を使うべきではなく，まずは

kB,Q および kQmag は磁場に対して電離箱長軸を平行に配置しTable 6 kB,Q values for the other MR-compatible ionization chambers in Elekta Unity (B ＝ 1.5 T). The ionization chamber isoriented parallel to the magnetic ﬁeld.
Malkov21）
MCkB,Qu(kB,Q)

Exradin
A1SL
A19
A12
A12S
PTW

0.99661.00070.99830.99840.10 %
0.10 %
0.10 %
0.10 %

30010
31010

0.9872
0.99330.10 %
0.10 %OʼBrien16）
MCkB,Qu(kB,Q)

1.00500.25 %

0.99600.25 %

Pojtinger31）
AlaninekB,Q0.9955Weighted
averageu(kB,Q)

0.72 %kB,Q

u(kB,Q)

0.99661.00130.99830.99840.10 %
0.09 %
0.10 %
0.10 %

0.98730.99330.10 %
0.10 %

Table 7 kQmag values for the other MR-compatible ionization chambers in Elekta Unity (B ＝ 1.5 T)*. The ionization chamber isoriented parallel to the magnetic ﬁeld.
Malkov21）/ MC
TPR20,10＝0.695

Viktor47,48）/ Cross Calibration―

Weighted average

kQmagu(kQmag)

kQmag

u(kQmag)

kQmag

u(kQmag)

A1SL

0.98570.10 %

0.98001.24 %

0.98570.10 %

A19

0.98820.10 %

0.98201.24 %

0.98820.10 %

A12

0.99820.10 %

0.99820.10 %

A12S

0.98670.10 %

0.98670.10 %

0.9731
0.98170.10 %
0.10 %

0.9731
0.98170.10 %
0.10 %

Exradin

PTW
30010
31010

*kQmag is available in Equation 2.
120

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

たときに算出された値であり 16, 21, 33, 47, 48），この配置では MC影響を受けない線質指標を選択する必要がある．先行研究

法における不感体積の影響を最小にできる．PTW 30010

よ り MR リ ニ ア ッ ク に お け る 最 適 な 線 質 指 標 と し ては非防水電離箱であるため，防水鞘と組み合わせて使用す

TPR20,10 が推奨されている 9, 16, 21）．ビルドアップ領域よりる場合には電離箱周囲の空気層に注意が必要である．

も下流である 5 – 25 cm 深では，磁場の有無による深部線

5.2.2

量の変化が 0.5 % 以下となり，この変化が各深さでキャン

ファントムと防水鞘

水吸収線量と線質の測定には，基準ファントムとして水セルされるため磁場下での TPR20,10 の変動は 0.3 % 未満とが推奨される．また固体ファントムは電離箱周囲の空気層なる 16）．これは線質変換係数に対して 0.03 % 未満の影響が生じることにより電離箱応答が変動するため，使用すべを与える．また磁場強度 0 – 2.0 T の範囲における線質指きではない．さらに，非防水電離箱と防水鞘を組み合わせ

標の最大変化は，TPR20,10 が 0.36 %±0.10 % であるのに対た場合にも，電離箱と防水鞘の間に空気層が生じるため，して，%dd(10)x が 1.89 %±0.10 % である 21）. このことから
TPR20,10 は，磁場強度が異なる Elekta Unity および View

使用を避けるべきである．
使用する水ファントムは臨床において多く使用されておRay MRIdian の両装置において最適で利用可能な線質指り，従来の水吸収線量計測法と同様の垂直ビーム用を推奨標である．

する．垂直ビーム用の水ファントムを用いることで，磁場5.3.2

線質指標の定義と測定方法

MR リニアックにおいても TPR20,10 は，照射野サイズ

に対して電離箱長軸を平行に配置することが容易になり，磁場の影響を抑えることができる．

10 cm×10 cm において水中 10 cm 深に対する 20 cm 深で5.2.3の吸収線量（または補正された電離箱の出力電荷）の比とガントリー角度

測定時のガントリー角度は，Elekta Unity および View

して定義される 44）．

Ray MRIdian と も に 0 度 と す る．2021 年 に 発 行 さ れ た()
D ( d ＝10 g cm , A ＝10 cm × 10 cm )M ( d ＝ 20 g cm , A ＝10 cm × 10 cm )＝M ( d ＝10 g cm , A ＝10 cm × 10 cm )Elekta Unity の 磁 場 下 で の 水 吸 収 線 量 計 測 に 関 す る 報
告49）

TPR 20,10 ＝では，ガントリー角度が 0 度のときに管内のヘリウ

ム充填レベルにより線量出力が最大 0.9 % 影響を受けるとD d ＝20 g cm－2 , A ＝10 cm × 10 cm－2－2

報告された．しかし，現在 Elekta Unity が導入されてい－2

る施設において，線量出力に影響を与えるヘリウム充填レ(3 )ベルに達する装置は確認されていない．そのため，測定時

TPR20,10 は測定時に照射野サイズ 10 cm×10 cm が保たに使用するガントリー角度 0 度もしくは 90 度（または 270れる場合，TPR20,10 の値は SCD に依存しない利点をもつ度）のどちらを使用してもヘリウム充填レベルによる出力

ため，SCD を 100 cm にできない MR リニアックに適して変動の影響を受けることはない．もし，ガントリー角度をいる 44）．TPR20,10 の測定方法は MR リニアックであっても90 度（または 270 度）とする必要がある場合，水ファン

標準計測法 12 の方法に準ずることが可能であり，測定条

トムの側壁を通過する照射となるため，側壁の水等価厚を件を Table 8 に示す．

考慮する必要がある．
5.4
5.3
5.3.1

線質指標

5.4.1

MR リニアックにおける最適な線質指標

従来の水吸収線量計測法との互換性を保つために，磁場
Table 8

水吸収線量の決定
基準条件

水吸収線量計測における基準条件を Table 9 に示す．電離箱やファントム，ガントリー角度については 5.2 項で述Reference conditions for the measurement of beam quality speciﬁer in the MR-linacs
Inﬂuence quantity

Reference value or reference characteristics

Phantom material
Ionization chamber
Chamber orientation with respect to magnetic ﬁeld
Chamber orientation with respect to incident photon beam
Magnetic ﬁeld strength
Measurement depth (dc)
Effective point of measurement
Source to chamber distance (SCD)

Water
MR-compatible ionization chamber
Parallel
Perpendicular
0.35 T or 1.5 T
10 g cm−2 and 20 g cm−2
Geometric center of ionization chamber
ViewRay MRIdian: 90 cm
Elekta Unity: 143.5 cm
10 cm × 10 cm
ViewRay MRIdian: 0°
Elekta Unity: 0°

Field size at SCD
Gantry angle setting

121

医学物理 第 43 巻 第 4 号

べた理由により決定した．

て測定を実施する．測定した TPR20,10 より kQ,Q は標準計測

5.4.2

法 12 の Table 3.3 から求めることが可能である．最後に0

水吸収線量の決定

磁場存在下での MR リニアックからの光子線（線質 Q）

kB,Q は 4.3.3 項で示した Elekta Unity の場合は Table 2 おBにおける校正深 dc での水吸収線量 Dw,Q(dc) は，式 1 で与えよび 3 の加重平均値，ViewRay MRIdian の場合は Table 4られる．式 1 の M は Table 9 の測定条件下において，校の加重平均値を用いる．

BQ

正深 dc に設置された電離箱線量計の指示値であり，M に

また kQmag (＝kQ,Q kB,Q) を利用する場合は，式 2 を用いては温度気圧補正係数 kTP，電位計校正定数 kelec，極性効果

水吸収線量を決定される．上述したように，kQmag を利用す

補正係数 kpol，およびイオン再結合補正係数 ks による補正る際には，kQmag が算出された際の TPR20,10 とユーザー施設

を標準計測法 12 の方法で実施する．また，4.4 項に示したの TPR20,10 との乖離に注意する必要がある．kQmag は 5.2.1

とおり，市販の MR リニアックでは体積平均効果の影響は項で示した Table 7 の加重平均を用いる．

B
Q

0小さく，設置位置が正確であれば kvol の補正は省略できる．
次に，ND,w,Q0 は 60Co γ 線に対する水吸収線量校正定数で5.5

基準条件における水吸収線量計測の不確かさあり，校正により与えられた校正定数をそのまま使用すMR リニアックからの高エネルギー光子線による磁場下る．また，TPR20,10 は 5.3.1 項で説明したように磁場の有での水吸収線量計測の測定例とそのときの不確かさの見積

無での変化が小さいため，磁場下の MR リニアックに対しもりを Table 10 に示す．これらの結果は 5.4. 項に示した

Table 9Reference conditions for the determination of absorbed dose to water in the MR-linacs
Inﬂuence quantity

Reference value or reference characteristics

Phantom material
Ionization chamber
Chamber orientation with respect to magnetic ﬁeld
Chamber orientation with respect to incident photon beam
Magnetic ﬁeld strength
Measurement depth (dc)
Effective point of measurement
Position of effective point of measurement
Source to chamber distance (SCD)

Water
PTW 30013 or IBA FC-65 G
Parallel
Perpendicular
0.35 T or 1.5 T
10 g cm−2
Geometric center of ionization chamber
Measurement depth (dc)
ViewRay MRIdian: 90 cm
Elekta Unity: 143.5 cm
10 cm × 10 cm
ViewRay MRIdian: 0°
Elekta Unity: 0°

Field size at SCD
Gantry angle setting

Table 10

Calibration uncertainty of beam monitor unit (MU) in a magnetic ﬁeld

Uncertainty component
Calibration coefﬁcient: ND,w,Q
Long term stability of user dosimeter0

Establishment of reference conditions
Dosimeter
reading: MQB
Electrometer calibration coefﬁcient: kelec
Beam quality correction: kQ,Q

0

Magnetic ﬁeld correction: MQB
Correction for inﬂuence quantities: ki

Value

FC65-G
Reference class ionizationchamber

48.13 mGy nC−1

JSMP electrometer
guideline50）
RAMTEC solo,
TOYO MEDIC
Table 3.3, Standard
Dosimetry 1244）,
TPR20,10＝0.705
Table 4 Elekta Unity,
B＝1.5 T

42.44 rdg*

0.4 %0.06 %

1.001 nC rdg−1

0.15 %

0.990

1.0 %

0.99330.08 %

0.997

0.06 %

0.795/0.923
2.008 Gy / 200 MU (dr＝5 cm)

0.1 %
1.3 %

1.730 Gy / 200 MU

1.3 %
2.6 %

TMR(dc)/TMR(dr)DBw,Q(dr)Absorbed dose to water: DBw,Q(dc＝10 cm)
Expanded uncertainty (k＝2)*: rdg: reading degree.
122

Relative standard
uncertainty

Description

Combined uncertainty

0.50 %
0.3 %Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

方法により水吸収線量を決定している．またその際に磁場補正係数は Table 3 の値を使用した．磁場下での基準条件における水吸収線量計測の相対標準不確かさは 1.3 % (k＝1) であった．
6.

結論・まとめ

本論文では，これまでに報告された MR リニアックまたは磁場下における電離箱を用いた線量計測およびモンテカ
ルロ計算に関する先行研究をまとめた．磁場下における電離箱の応答は，磁場に対する電離箱長軸の設置方向や固体
ファントムを使用した際に発生する電離箱周囲の空気層に影響を受ける．また磁場下においてモンテカルロ計算を行う際には，電離箱のガード電極付近に存在する不感体積により，実際の有感体積は設計上の空洞から不感体積を引いたものになることに注意が必要である．さらに本論文では，MR リニアックにおける水吸収線量計測法を確立するために，現在利用可能なデータを基に電離箱を用いた水吸収線量計測法および基準条件の提案を行った．新しい水吸収線量計測法では磁場下において水吸収線量を決定するた
めに，従来の水吸収線量計測法に対して磁場補正係数が導入される．しかし，5.3.2.1 項で説明したように，Elekta
Unity に対する磁場補正係数がこれまでに多く報告されている電離箱は，円筒型電離箱の PTW 30013 および IBA
FC-65G に限られている．MR リニアックにおける水吸収
線量計測法を安全に確立するためには，この 2 つの電離箱に対する磁場補正係数の追加調査およびその他の電離箱における磁場補正係数のデータが必要となる．さらに 6 MV
FFF の直線加速器が搭載されアップデートされた View
Ray MRIdian においては，データが非常に限られているのが現状であるため，こちらについてもさらなる研究が必要である．
謝辞
本論文は 2021・2022 年度研究課題援助「MR リニアックの強磁場下における水吸収線量計測法の確立」の助成による研究成果の一部である．
また本論文の作成にあたり，磁場下での水吸収線量の決定に関する不確かさについてご助言をいただきました国立
研究開発法人ター

産業技術総合研究所

分析計測標準研究部門

計量標準総合セン

放射線標準研究グループ清水森人様に深く感謝申し上げます．
付記
著者のうち，藤田幸男および恒田雅人，阿部幸太はエレク
タ株式会社からの寄付金を財源とした寄附講座に所属しています．その他の著者は開示すべき利益相反はありません．

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医学物理 第 43 巻 第 4 号

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Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4: 125–135 (2023)

医学物理 第 43 巻 第 4 号

解説〈連載：教育委員会企画〉

外部放射線治療における水吸収線量計測の変遷［第 1 部］
日本医学物理学会

齋藤秀敏 *
東京都立大学名誉会員

名誉教授

Transition of Standard Dosimetry of Absorbed Dose to Water
in External Beam Radiotherapy [Part 1]
Honorary Member of JSMP

Hidetoshi SAITOH*

Tokyo Metropolitan University (Professor emeritus)

The radiotherapy is performed with the aim of delivering the optimal dose to the target volume with minimal side effect of surrounding normal tissue. For this purpose, quality assurance is essential to ensure that the target volume is correctly irradiated in
the optimal geometrical arrangement, and the absorbed dose evaluation is essential to ensure that the prescribed dose is correctly
delivered. The absorbed doses are generally evaluated using a small cavity ionization chamber that utilizes gas ionization. For theevaluation of absorbed dose to water using ionization chambers, the national dose and charge standards, ionization chambers andelectrometer calibration systems are required. And it is also required standard dosimetry protocol that recommend conditions suchas ﬁelds, depths, and optimal ionization chambers for the measurement, as well as reliable physical data. This manuscript reviews
the transition of standard dosimetry of absorbed dose to water in external beam radiotherapy, including the background of dosestandards, ionization chamber calibration systems, units, and physical constants.
Keywords: dosimetry, radiation therapy, external beam, ionization chamber, absorbed dose to water

1.

はじめに

Dw ＝

放射線治療は周囲の正常組織の障害を最小にし，標的体

q Wair  S 
m e  ρ  w,air(1 )積に対して最適な線量を投与することを目的として実施さ

ここで，Wair は空気中で 1 イオン対生成に費やされる平均れている．この目的のため，最適な幾何学的配置で標的体エネルギー，e は電気素量，(S/ρ)w,air は空気に対する水の積に正しく照射するための幾何学的質保証，そして処方線

質量阻止能比である．

量が正しく投与されていることを保証するための吸収線量計測が必須である．

式 1 で正しく水吸収線量を評価するためには，右辺第 1項では微小な電離空洞内の正しい空気の質量評価，電位計

吸収線量計測には放射線照射による物質の温度上昇を利の表示と電荷標準と比較するための国家標準，電離箱およ用するカロリメータ，化学変化を利用する化学線量計も使

び電位計校正の体系が必要となる．また，第 1 項では線量用されるが，やはり気体の電離を利用した小型の空洞電離評価のための統一された照射野，深さ，推奨される電離箱箱の使用が一般的である．

などの基準条件，第 2，3 項では国際的に評価されたデー

空洞電離箱を物質中に配置して，その電離電荷から周囲タの提供が必要となる．このことは，外部放射線治療におの物質の吸収線量を評価する基本は Bragg と Gray の空洞

ける水吸収線量の標準計測法（標準計測法 12）第 1 章で，理論である．Bragg-Gray の空洞理論では多くの場合，電次の 4 項目として簡潔に記述されている 1）．

離空洞内の媒質および周囲の媒質をそれぞれ g および m の添え字を使用して記述される．しかし，ここでは放射線治a）線量標準の確立

療分野での実際を反映し電離空洞内の媒質を空気 air，周b）線量標準による電離箱線量計校正

囲の媒質を水 w とし，電離空洞内の質量 m の空気に生じc）線量計測のための標準計測法

た電離電荷 q から，Bragg-Gray による水吸収線量 Dw の評

d）第三者による線量評価

価を次式のように置き換える（注 1）．
本稿では，線量標準，電離箱校正体系，単位，物理定数* 連絡著者 (corresponding author)
E-mail: saitoh@tmu.ac.jp（注 1）

年代によって用語，表記法，記号などが変更されているため，読者の混乱が少なく解釈が容易になるよう，可能な個所は現在の用法で記述するよう心がけた．

125

医学物理 第 43 巻 第 4 号などの背景を含め，外部放射線治療における水吸収線量標

施設は線量計の検定，校正を強く希望していることが準計測の変遷を振り返る．

判明した．

2.

さらに，これらの施設のうち，主要な施設 40 カ所

標準測定法 72 と標準測定法 74を選び 60Co γ 線による測定器の感度比較を行ったとこ
ろ，感度のばらつきは大部分が 10 % 以内に収まるが，

2.1 医療用線量準標準センター設立と標準測定法72の刊行

中には 30 % を超えるものもあり，測定器の感度校正

図 1 に，わが国の一次線量標準，ユーザ施設の電離箱線の重要性を痛感した．

量計校正を担当する二次線量標準，国内外の線量計測プロ
トコル，そして日本医学物理学会の変遷の概略を示す．
日本では，1971 年に日本医学物理学会の前身である医のように，線量評価の状況を憂慮し，測定器校正に関する学 放 射 線 学 会 (Japan Radiology Society: JRS) 物 理 部 会

体系の確立，そして吸収線量計測法標準化の必要性が述べが， Co γ 線に対する線量計の比較校正と出力線量の測定られている．

60

を行う医療線量準標準センターの設置を発表した 2）．同時に，日本医学放射線学会物理部会編「放射線治療における60

図 3 に，大規模な 60Co γ 線線量の相互比較が行われた当時に使用されていた電離箱線量計の例を示す．

Co γ 線および高エネルギー X 線の吸収線量の標準測定法」を発表し 3），翌年にこれを図 2(a) に示す冊子体 4）（標準測定法 72）として刊行している．
ここに至るまでの経緯を標準測定法 72 の「はじめに」の頁から引用すると，

2.2

医療用線量準標準センター

1971 年，表 1 に示す 11 の医療線量準標準センターが設置され，60Co γ 線による線量計の比較校正と出力線量の測定を行う，現在でたとえるならば二次線量標準と第三者評価に相当する事業が開始された．同時期には AAPM の認

さきに，全国の病院のうち放射線治療装置，照射器

定校正施設 (accredited dosimetry calibration laboratory:

具，RI 取扱室のいずれかをもつ 1,392 施設を対象としADCL) の 前 身 と な る Radiological Physics Center (RPC)

た放射線測定器に関するアンケートの結果，線量測定が設立されている．

器を所有する施設は約 32 % あり，そのうちの 2/3 の

図1

126

それぞれの医療線量準標準センターには，図 4 に示す

一次線量標準，二次線量標準，国内外の標準計測プロトコル，日本医学物理学会の変遷の概略

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

解説(a) JAPM 準標準電位計(b) JAPM 準標準電離箱

図 4 医療用線量準標準センターに設置された電離箱と電位計
表2(a) 標準測定法 72
図2

標準測定法 72 と標準測定法 74 の表紙(a) Model 575 電位計（Radocon 社）

図3
表1(b) 標準測定法 74(b) 5 cm3 電離箱（Siemens 社），(c) 1 cm3 電離箱（Siemens 社），(d) 2500 3B（Ionex 社）

1960 年台後半に使用されていた電位計，電離箱の例

1971 年発足当時の JRS 医療用線量準標準センター名と担当
機関

センター名

担当機関名

北海道
東北北部
東北南部
北陸
関東
東京
中部
関西
中国
四国
九州

北海道大学医学部放射線医学教室 *岩手医科大学放射線医学教室
福島県立医科大学放射線医学教室
新潟大学医学部放射線医学教室 *放射線医学総合研究所物理研究部
癌研究所第 6 研究室
愛知がんセンター研究所放射線部 *神戸大学医学部放射線医学教室 *広島大学原医研障害基礎研究部門
徳島大学医学部放射線医学教室
長崎大学医学部原医研放射線生物物理学部門* は 1971 年度末から

線量計研究会の活動

回

年

主催センター回

年

主催センター

1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
13
14

1976
1977
1978
1979
1980
1981
1982
1983
1984
1985
1986
1987
1988
1989

放射線医学総合研究所
放射線医学総合研究所
放射線医学総合研究所
愛知県がんセンター
放射線医学総合研究所
広島大学
神戸大学
癌研究会癌研究所
新潟大学
放射線医学総合研究所
癌研・放医研岩手医科大学
癌研・放医研
京都大学

15
16
17
18
19
20
21
22
23
24
25
26
27

1990
1991
1992
1993
1994
1995
1996
1997
1998
1999
2000
2001
2002

愛知県がんセンター
徳島大学
九州大学
放射線医学総合研究所
新潟大学
慶應大学・放医研
福島医科大学
京都大学
北海道大学
広島大学
徳島大学
愛知県がんセンター
放射線医学総合研究所

電離箱線量計と相互比較することによって照射線量のト
レーサビリティが確保されていた．表 2 に示すように，各センターの持ち回りで開催された線量研究会は 2004 年の校正事業移管の直前まで継続された．
一次と二次の話題が前後するが，1960 年に電総研に111 TBq の 60Co γ 線照射装置が設置され，1967 年に法令単位として照射線量が制定された．これによって，グラファイト壁の空洞電離箱を特定標準器として 100 nC kg−1
から 0.1 C kg−1 の範囲の照射線量の一次線量標準が日本に
確立した．
2.3

標準測定法 72 発刊当時の単位

図 1 に示すように，国際度量衡総会 (Générale des Poids
et Mesures: CGPM) による吸収線量の単位グレイ (Gy) や
放射能の単位ベクレル (Bq) の採用は 1975 年であったことから，当時は単位系の移行期であったことがわかる．
若い読者に標準測定法 72 を理解していだたくため，こ

JAPM

（注 2）

準標準器と称していた電位計と 2 本の電離箱，そして長期安定性を確認するための 90Sr チェッキング線源が備えられていた．

の項では当時の単位について簡単に説明する．
国 際 度 量 衡 委 員 会 (Comité International des Poids etMesures: CIPM) によって 1946 年，メートル (m)，キログ

毎年 8 月末または 9 月初めの金曜日と土曜日に線量計を

ラム (kg)，秒 (s) およびアンペア (A) に基づいた MKSA 単

持ちより，電子技術総合研究所（電総研，現在の産業技術位系が承認され，1954 年の第 10 回 CGPM で熱力学温度総合研究所）での依頼試験により校正された放射線医学総ケルビン (K) と光度カンデラ (cd) を加えた 6 つの基本単合研究所（放医研，現在の量子科学技術研究開発機構）の位 の 採 用 が 決 定 さ れ た．1960 年 の 第 11 回 CGPM で この 6 つの基本単位からなる単位系に国際単位系 (Système

JAPM の語源は不明．

（注 2）International dʼUnités) という名称と SI という略称が与127

医学物理 第 43 巻 第 4 号

えられた．さらに 1971 年，物質量モル (mol) が追加され標準測定法 72 のフォーマリズム

2.4

5）

て，7 つの基本単位からなる SI として現在に至っている ．

標準測定法 72 に先行する光子線の吸収線量計測法につしかし 1970 年台までは，1874 年に英国科学振興協会

い て は，英 国 病 院 物 理 学 者 協 会 (Hospital Physicistsʼ

(British Association for the Advancement of Science:

Association: HPA) による 137Cs と 60Co γ 線および 2 MV か

BAAS) が導入した，3 つの力学系単位，センチメートル

ら 8 MV までの X 線に対応したプロトコル 7），35 MV X 線(cm)，グラム (g)，秒 (s) に基づく，CGS 単位系が多くのまでに拡張された改訂版 8），50 MV X 線までに対応した物理量の単位として利用されていた．

ICRU Report 149）などがある．

こ の よ う な 状 況 か ら，1962 年 に 発 行 さ れ た ICRU

標準測定法 72 ではリファレンス線量計表示値が R (rdg)

Report 10a では吸収線量は次のように定義されている ．

である場合の校正深吸収線量（注 3）Dc (A) を次式で求めるこ

6）ととしている．
吸収線量 D は，ΔED をΔm で除した商である．ここで，ΔED は電離放射線が体積要素中の物質に付与するエネ

Dc(A)＝Cλ N0 k1 R

(6 )ルギー，Δm は体積要素中の物質の質量であり，次式

ここで，Cλ はラド変換係数 (rad R−1)，N0 はコバルト校正で求められる．

定数 (R rdg−1) である．k1 は大気補正係数と呼ばれていた

ΔE D
D＝
Δm

(2 )

が，式や英文 (temperature-pressure correction factor) から現在の温度気圧補正係数と同じであることがわかる．
式 1 の右辺第 1 項の微小な電離空洞内の空気の質量当た

吸収線量の単位の固有の名称はラド，記号は rad でありの電離電荷 q/m を評価する方法として 60Co 照射線量校る．

正定数 (exposure calibration factor for 60Co) がある．標準測定法 72 では省略してコバルト校正定数 N0 の名称が使用

1
1 rad ＝100 erg g ＝
J kg－1
100

(3 )

－1

され，次のように紹介されている 3）．

CGS 単位系におけるエネルギーの単位はエルグ (erg) で測定器の感度補正法としては，60Co γ 線を用い照射線あり，ギリシャ語で仕事を意味する εργον (ergon) に由来

量 (R) について校正を行うこととする．その方法は，する．1 erg は 1 ダイン (dyn＝g cm s

電子技術総合研究所に校正を依頼するか，または全国−2) の力で物体を 1 cm

動かすときのエネルギーと定義されていることから 1 ergの各地区測定センターに配置されている準標準線量計＝10−7 J であり，1 rad＝10−2 Gy の換算ができる．モニ(JAMP Sub Standard Dosimeter Model 1) と 相 互 比

タ設定値 (MU) 当たりの水吸収線量 (DMU) を 1 cGy MU−1

較して校正定数を求めるかすればよい ．

とするのは，この当時からの名残と考えられる．
照射線量は水銀柱 760 mmHg が示す気圧 (101.3 kPa) に

すなわち，照射線量標準が X (R) である空中の点に，ビおいて，0 °C の乾燥空気 1 cm (0.001293 g) に生じる電荷

ルドアップキャップを装着して設置した電離箱線量計の表

1 esu (electrostatic unit) (1 esu＝3.335641×10−10 C) と示値が R (rdg) である場合の N0 (R rdg−1) は次式で与えらいうのがそもそもの定義で，ICRU Report 10a では次の

れる．

3

6）

ように定義されている ．
照射線量 X は，ΔQ をΔm で除した商である．ここで，

N0 ＝

X
R

(7 )

ΔQ は光子によって質量Δm の空気中で開放されたすべ

したがって，式 6 の R，N0，k1 の積によって電離空洞内のての電子（陰・陽）が空気中で完全に停止するまでに空気の質量当たりの電離電荷 q/m が求められるとしてい発生させた一方の符号のイオンの電荷の合計である．

る．

X＝

ΔQ
Δm

(4 )

ラド変換係数 Cλ は，校正線質での空気衝突カーマへの変換，ビルドアップキャップによる測定点の変位補正，空気衝突カーマから水吸収線量へ変換，そして線質による電照射線量の単位の固有の名称はレントゲン (roentgen)，

離箱の応答の補正によって最終的に線質 λ での水吸収線量

記号は R である．

へ変換するための係数である．具体的には，次式で計算さ

1 R＝2.58×10−4 C kg−1

(5 )以上の状況を勘案して次からを読み進めていただきたい．

128

（注 3）

標準測定法では水吸収線量と明らかな記述がない場合が多い
が，本稿では，ことわりのない限り吸収線量とは水吸収線量と解釈して記述した．

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

解説

表3
項

目

基準条件

線 質
ファントム
電離箱

電離箱の基準点
校正深 dc（水中）図5

標準測定法 72 の基準条件

60
Co γ 線および 2 MV から 35 MV X 線
水リファレンス線量計（電離空洞の内径 0.6 cm
以下，長さ3 cm 以下，チェッキング線源が付属していること）
電離空洞の幾何学的中心
5 cm (60Co, 2 MV–10 MV)
7 cm (11 MV–25 MV)
10 cm (26 MV–35 MV)

標準測定法 72 で採用された Cλれている 10, 11）．
Cλ ＝
＝

Wair
λ
［(Scol / ρ )w, air ］
d［( μen / ρ )w, air ］
60
Co
e
60
［( Scol / ρ )w, air ］
Co
2.58×10－4 C kg－1
102 rad⋅ d ⋅ 33.73 J C－1 ⋅R
J kg－1
λ［( Scol / ρ )w, air ］
60［( μ en / ρ )w, air ］
×
Co ⋅
60
［(Scol / ρ )w, air ］
Co［( Scol / ρ )w, air ］
λ⋅ ( μ en / ρ )w, air ］
60＝ 0.87 ⋅ d ［Co ⋅60［(Scol / ρ )w, air ］
Co

(8 )

図6

日本の外部放射線治療装置数の年次推移

ここで，33.73 J C−1 は当時使用されていた Wair/e，d はビ
ルドアップキャップによる変位補正係数，［(μen/ρ)w,air］60Co
は校正線質である 60Co γ 線での空気に対する水の質量エネ

ルギー吸収係数比，［(S̅col/ρ)w,air］60Co および［(S̅col/ρ)w,air］λ はそれぞれ校正線質および線質 λ での空気に対する水の平均
質量衝突阻止能比である．
図 5 に 標 準 測 定 法 72 で 提 供 さ れ た 公 称 の X 線 エ ネ ル
ギーを線質指標とした Cλ を示す．Cλ の出典は英国国立物理学研究所 (National Physical Laboratory; NPL) の 2 MV
X 線 の 照 射 線 量 標 準 に 対 す る 電 離 空 洞 体 積 0.6 cm3 のFarmer-Baldwin 電離箱に対する Greene らのデータであ図7

水ファントム中の防浸鞘に挿入された電離箱る 11）．ICRU Report 14 で は 60Co γ 線 と 2 MV X 線 を 等 価な線質とし，外径 が 1 cm 以下の電離箱に適応できるとし

年に 6 MeV ベータトロンの試験運用が始まり，1967 年にている 9）ことから，標準測定法 72 でもこのデータが採用

は 32 MeV の装置が病院に導入されていた 13）．

44されたと考えられる．

測定の基準条件としては，水ファントムの使用，線量最大深を考慮した公称エネルギーごとの校正深，リファレン

2.5

標準測定法 72 の基準条件

ス線量計を使用することが推奨されている．当時は防浸性

表 3 に標準測定法 72 の基準条件を示す．線質は Co γ 線

能をもつ電離箱が少なかった状況から，図 7 のように電離および 2 MV から 35 MV X 線までに対応している．標準計

箱を挿入できるアクリルの防浸鞘が設けられた水ファント

測法 12 が TPR20,10 で 0.8，およそ 24 MV までとしているのムを使用していた．また，図 5 に示す Cλ を適応できるよに対して，標準測定法 72 のエネルギー範囲は 35 MV までう，内径 0.6 cm 以下，長さ 3 cm 以下と電離空洞のサイズ

60と広い．これは図 6 の治療装置数の年次推移

12）

が示すよ

うに，1970 年には 30 台が導入されていたベータトロンにが推奨され，チェッキング線源が付属し，校正で N0 が与えられた電離箱をリファレンス線量計としていた．

対応する必要があったためと考えられる．日本では 1955129

医学物理 第 43 巻 第 4 号

2.6

標準測定法 74

電子線の吸収線量に関して先行する計測法としては
1966 年の AAPM の Sub-committee on Radiation Dosimetry (SCRAD) の報告がある．この報告では照射野の定義，
原子核反応のしきいエネルギーを利用した加速エネルギー
校正，フリッケ線量計による水収線量計測などに重点がおかれていた 14）．しかし，測定の基準条件，吸収線量変換
係数の記載がないなど，電離箱による吸収線量計測プロト
コルとしては内容が不十分であった．
1963 年から 1964 年にかけて日本に初めてのリニアック
3 台が輸入され，1967 年には国産リニアックの導入も開始
された 13）．この結果，図 6 が示すように 1970 年にはリニ

図8

アック 32 台，ベータトロン 30 台が稼働し 12），さらに増加

標準測定法 74 で採用されたラド変換係数 CE傾向にあったことから，当然ながら日本においても電子線

電子線の線質指標としては，ファントム表面に入射するに対する吸収線量計測法の取りまとめが必要となってい電子の最頻エネルギー (Ep)0 が採用されている．(Ep)0 は加た．

速エネルギー Ea から体表面に到達するまでの平均のエネ

標準測定法 72 の発刊から 2 年後の 1974 年，図 2(b) の表

ルギー損失ΔEcol を差し引いたエネルギーである．標準測紙の日本医学放射線学会物理部会編「放射線治療における定法 74 では，電離量百分率 (PDI) 曲線が直線的に下降す

高エネルギー電子線の吸収線量の標準測定法」（標準測定る部分を延長した直線と，制動 X 線による電離を表す直線

法 74）が刊行されたの交点を電子線の実用飛程 Rp (cm) として，次式で (Ep)015）．

(MeV) が求められるとしている．
2.7

標準測定法 74 のフォーマリズム

標準測定法 74 でもフリッケ線量計と電離箱線量計をリ( E p )0 ＝

ファレンス線量計として推奨している．しかし，フリッケ
溶液の調製が難しいこと，適応の線量範囲が 30 Gy から

Rp － 0.2
0.52

(11)

また，電子は深さが増すほど減速し (S̅col/ρ)w,air が増大する

500 Gy と通常の 1 回投与線量より大きいこと，分光光度ため，(Ep)0 と深さによって異なる CE を算出する必要があ

計が必要なことなどの理由から，やはり電離箱線量計による．具体的には図 8 に示す，pw,g を 1 とみなした平行平板

る吸収線量評価が一般的であった．このため，この項でも形電離箱に対する Kessaris の CE16）が採用されている．

電離箱線量計での計測法について記述する．
標準測定法 74 では電位計の表示値が M (rdg) である場合の校正深吸収線量 Dc (A0) は次式で求めることとしている．
Dc(A0)＝CE NC k1 K1 M

(9)

2.8

標準測定法 74 の基準条件

表 4 に標準測定法 74 での校正深水吸収線量測定の基準条件を示す．線質は日本で使用されていた装置を考慮して
5 MeV から 35 MeV までのエネルギー範囲としている．電ここで，NC は標準測定法 72 の N0 であり，ICRU Report

離空洞の内径 0.6 cm 以下，長さ 3 cm 以下の円筒形電離箱

21 と同じ記号に置き換えられた．k1 は温度気圧補正係数

をリファレンス線量計とし，内径 2 r の電離空洞の幾何学である．K1 は考慮しなければならない補正として Boag の的中心から 2r/3 線源側の点を校正深に一致させる半径変方法によるイオン再結合補正，極性効果補正などが付録で説明されている．
CE は電子線に対するラド変換係数で，式 8 を修正した次式で算出された．

目(10)

ここで，式 8 の変位補正係数 d はビルドアップキャップによる減衰補正係数とし記号 A に置き換えられている．また，電離空洞による電子擾乱補正 pw,g が追加されている．
130

項

線 質
ファントム
電離箱

CE ＝ 0.87 ⋅ A ［⋅ ( μ en / ρ )w, air ］
60
CoE［(Scol / ρ )w, air ］⋅ pw, air×60［(Scol / ρ )w, air ］
Co

表4

電離箱の基準点
校正深 dc（水中）標準測定法 74 の基準条件
基準条件
電子線 5 MeV ≤ (Ep)0 ≤ 35 MeV）
水リ フ ァ レ ン ス 線 量 計（電 離 空 洞 の 内 径
0.6 cm 以下，長さ 3 cm 以下，チェッキン
グ線源が付属していること）
内径 2 r の円筒形電離箱では幾何学的中心から 2 r/3 線源側の点
1.0 cm（5 MeV ≤ (Ep)0 ≤ 10 MeV）
1.5 cm（10 MeV ≤ (Ep)0 ≤ 20 MeV）
2.0 cm（20 MeV ≤ (Ep)0 ≤ 35 MeV）

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

図9

解説

図 11

電子線に対する校正深でのラド変換係数 CE

標準測定法 86 の表紙

標準測定法 86 のフォーマリズム

3.1

標準測定法 86 では，医療用線量標準センター（注 4）で使用していた JARP（注 5）形電離箱またはこれに類似した電離箱をリファレンス線量計として推奨している．その仕様
は，電離空洞の直径 6 mm，長さ 20 mm±2 mm，電離箱
壁 お よ び 60Co 用 ビ ル ド ア ッ プ キ ャ ッ プ と も ア ク リ ル(PMMA) で，そ れ ぞ れ 厚 さ が 0.5 mm お よ び 3.9 mm±
0.1 mm，かつチェッキング線源を備えていることである．
標準測定法 86 では，水とは異なる PMMA のビルドアッ
プキャップを装着した状態での照射線量による校正を以下のように厳密に解釈している．
60

図 10 電子線の平均エネルギーと電離空洞の半径 r による擾乱補正係数 pw,g の変化位法を採用している．また，標準測定法 74 では ICRU Re-

Co γ 線による自由空間での照射線量が Xair である点におかれた荷電粒子平衡がちょうど成立する質量Δm の水の中心の吸収線量，すなわち空中組織吸収線量 DΔm は次式で求められる．

port 2117）とは異なる校正深を推奨していることから，図8 に示す点線上で内挿することによって，図 9 に示すような (Ep)0 をより細分化して CE を算出し提供している．ただし，pw,g を 1 とみなした CE を採用しているため，円筒形電離箱では図 10 に示す擾乱に対する補正
3.

18）が欠落していた．

標準測定法 86

1971 年に GCPM によって 7 つの基本単位からなる現在

DΔm ＝ X air

Wair
60［( μen / ρ )w, air ］
Co ( β Δm ) w ( A Δm ) we

ここで，(βΔm)w は水衝突カーマに対する水吸収線量の比，(AΔm)w は質量Δm の水に対する吸収と散乱の補正係数である．Xair は校正時の電位計の表示値 M とコバルト校正定数
NC の積であり，式 12 は次のように置き換えることができ
る．

の単位系 SI が採択された．さらに，1975 年には吸収線量の単位として J kg−1，固有の名称としてグレイ，記号 Gyが採択された．また，ラド，レントゲンなどの単位については暫定的な使用が認められていたが，期限の 1985 年が過ぎようとしていた．

(12)

DΔm ＝ M N C

Wair
(13)
60
［( μen / ρ )w, air ］
Co ( β Δm ) w ( A Δm ) we

一方，PMMA のビルドアップキャップが装着された状
態での校正で，電離空洞内で空気の質量当たりに生成されこのような SI への移行や物理データの更新などを背景た電離電荷を q/m とすると，DΔm は次式で求められることに，図 11 に示す日本医学放射線学会物理部会編「放射線治療における高エネルギー X 線および電子線の吸収線量の標準測定法」（標準測定法 86） が 1986 年に発刊された．
19）

標準測定法 74 までの医療用準線量標準センター，標準測定法
86 から改称．
（注 5）
日本医学放射線学会物理部会の略称，のちに日本医学物理学会（Japan Association of Radiological Physics）も同じ略称
JARP を使用．
（注 4）

131

医学物理 第 43 巻 第 4 号になる．

されている．

q Wair
DΔm ＝［( L / ρ )PMMA, air ］［( μen / ρ )w, PMMA ］60 Co
60 Co
m e
( β Δm )w( A Δm )w(14)× Pc( β Δm )PMMA ( A Δm )PMMA

電子に対する乾燥空気の Wair/e について ICRU Report3120）の 33.85±0.15 J/C の採用が検討された．しかし，わが国では気候的に乾燥空気の条件で測定する機会が少ない
こと，湿潤空気から乾燥空気への補正法が確立されていな
いこと，国家標準を維持している電総研をはじめ他国でもここで，［(L / ρ)PMMA,air］60Co は校正線質での空気に対する従来の数値を採用し続けていることなどから，Wair/e としPMMA の平均制限質量衝突阻止能比，Pc はビルドキャッて 1977 年 の 電 離 放 射 線 諮 問 委 員 会 (Comité Consultatif

プによる擾乱補正係数，(βΔm)PMMA および (AΔm)PMMA はそれ

des Rayonnements Ionisants; CCRI) に よ る 33.73 J/C が

ぞれ PMMA のビルドアップキャップに対する βΔm および標準測定法 86 でも引き続き採用されている 19）．

AΔm である．
式 13 と式 14 から q/m を求める過程で，次式のように電離箱壁とビルドアップキャップによる吸収と散乱に対する補正に関する項を Ac に，空気との不等価性に対する補正［( μen / ρ )PMMA, air ］60 Co
Aw ＝［( L / ρ )PMMA, air ］60 Co

表 5 に示す水吸収線量計測の基準条件では，水ファント
ムおよび JARP 形電離箱の使用を推奨している．
の関係を示した Cunningham らのデータが採用されてい(15)る 21）ため，TPR20,10 および TMR（注 7）が 0.7 の深さとなる
d0.7 (cm) か ら，次 式 で 線 質 指 標 で あ る X 線 エ ネ ル ギ ー(16)

λ(MV) を算出している．
λ＝−778.93＋3660.7 · TPR20,10−5737.0· (TPR20,10)2＋3015.0 · (TPR20,10)3以上から，q/m は次式で求められることになる．
q＝ M N C Ac Awm

光子線吸収線量計測の基準条件

Cλ の算出には，加速電圧および TPR20,10（注 6）と (L /ρ)w,air

係数 Aw にまとめる．

(β )( A Δm )PMMA
Ac ＝ Δm PMMA
Pc

3.2

(21)

(3 MV ≤ λ ≤ 15 MV)(17)

λ＝0.5493 · exp(0.1787 · d0.7)

よって，ビルドアップキャップを取り除いた JARP 形線(22)(3 MV ≤ λ ≤ 30 MV)

量計を水ファントムに設置し，PMMA の電離箱壁は水等価とみなせるとすると，線質 Q による照射で電位計の表示

図 12 に JARP 形電離箱に対する吸収線量変換係数 Cλ

値が M である場合の水吸収線量 Dw は次式で求められること，SI に換算した標準測定法 72 のリファレンス線量計にとになる．

対する Cλ を比較して示す．2 つの Cλ の差は，式 8 と式 18

W
Dw ＝ M N C Ac Aw air［( L / ρ )w, air ］
Q Pd Pfeから，Ac，Aw，Pd，Pf の寄与もあるが，エネルギーが大(18)

ここで，Pd は変位補正係数，Pf は電子フルエンス補正係数である．式 18 の右辺，第 3 項以降をまとめて線質 Q に対する吸収線量変換係数 CQ とする．

CQ ＝ Ac Aw

Wair
Q Pd Pf［( L / ρ )w, air ］
e

表5

標準測定法 86 の光子線吸収線量計測の基準条件

項

目

線 質
ファントム
電離箱

(19)

補正前の電位計の表示値 Mraw に温度気圧補正係数 k1, イオ

電離箱の基準点

ン再結合補正係数 Pion を乗じ，さらに NC と CQ を乗じると
水吸収線量 Dw が算出できる．
Dw＝Mraw NC CQ k1 Pion

校正深 dc（水中）

(20)

基準条件
Co γ 線および 2 MV から 35 MV X 線
水
JARP 形またはこれに準ずる電離箱（電離空洞の直径 6 mm, 長さ 20 mm±2 mm, 電
離 箱 壁 厚 PMMA 0.5 mm, 60Co 用 ビ ル ド
アップキャップ PMMA 3.9 mm±0.1 mm）
電離空洞の幾何学的中心（Cλ を使用）
電離空洞の幾何学的中心から 2 mm 線源側の点（C ′λ を使用）
5 cm (60Co, 2 MV–10 MV)
7 cm (11 MV–25 MV)
10 cm (26 MV–35 MV)
60以上が標準測定法 86 で統一されたフォーマリズムとなる．
式 14 以 降 で 示 さ れ て い う よ う に 標 準 測 定 法 86 で はSpencer-Attix の空洞理論が導入され，標準測定法 74 までの質量衝突阻止能 Scol/ρ が制限質量衝突阻止能 L/ρ に修正
132

（注 6）

原著では TMR20,10 としているが，同義であるのでここではTPR20,10 と記述する．
（注 7）
原著では組織ピーク線量比（tissue-peak [dose] ratio; TPR）としているが，同義であるのでここでは TMR と記述する．

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

解説

表6

標準測定法 86 の電子線吸収線量計測の基準条件

項

目

線 質
ファントム
電離箱

電離箱の基準点
図 12

標準測定法 86 と標準測定法 72 での円筒形電離箱に対する吸収線量変換係数 Cλ の比較

校正深 dc（水中）きくなるにつれての乖離については Scol/ρ から L/ρ への修正の寄与が大きい．
変位法による測定では，JARP 形電離箱の電離空洞の中基準条件
電子線 2 MeV ≤ E0 ≤ 30 MeV
水
5 MeV ≤ E0 ≤ 30 MeV: JARP 形またはこれに準ずる電離箱（電離空洞の直径 6 mm,
長さ 20 mm±2 mm, 電離箱壁厚 PMMA
0.5 mm, 60Co 用ビルドアップキャップ
PMMA 3.9 mm±0.1 mm）
2 MeV ≤ E0 ≤ 10 MeV: 平行平板形（電離空洞の直径 2 cm, 高さ 2 mm 以下，集電極の直径 1 cm 以下）（JARP 形）電離空洞の幾何学的中心から
2 mm 線源側の点（平行平板形）電離空洞内前面の中心
0.5 cm（2 MeV ≤ E0 ≤ 8 MeV）
1.0 cm（5 MeV ≤ E0 ≤ 10 MeV）
1.5 cm（10 MeV ≤ E0 ≤ 20 MeV）
2.0 cm（10 MeV ≤ E0 ≤ 30 MeV）
2.5 cm（20 MeV ≤ E0 ≤ 30 MeV）
3.0 cm（20 MeV ≤ E0 ≤ 30 MeV）

心から 2 mm 線源側の実効中心を校正深に一致させ，式19 から Pd と Pf を除いた C ′λ を使用して吸収線量を評価す

形（平行平板形）電離箱を追加したことである．
標準測定法 86 では電子の線質指標として平均入射エネ

る．
JARP 形電離箱とは異なる電離箱壁およびビルドアップ
キャップ材質，厚さ，電離空洞のサイズの電離箱に対してもユーザ自身が Cλ を計算できるよう，さらに固体ファン
トムによる測定から水吸収線量に変換するために必要な式で求められるとしている．
E̅0＝2.33 R50(24)

R50 を求めるためには PDI の測定から (L /ρ)w,air による PDD

データと例題が提供されている．
AAPM TG-21 では，電位計の温度気圧補正後の表示値が M である場合の物質 med の吸収線量 Dmed を次のフォーマリズで求められるとしている

ルギー E̅0 (MeV) が採用され，線量半価深 R50 (cm) から次

22）．

Dmed＝M Ngas［(L /ρ)med, gas］Q Pion Prepl Pwallへの変換が必要となるが，電離量半価深 I50 からI50 ≤ 51 mm(E̅0 ≤ 12 MeV) の範囲では，
R50＝I50(23)

ここで，Ngas は Co γ 線校正線質での照射線量校正定数 NX
60(R rdg−1) から算出される表示値あたりの気体の吸収線量(25)

I50 ＞ 51 mm (12 MeV ≤ E̅ ≤ 30 MeV) では，
R50＝−5.4719＋1.1886 · I50−0.001872
×(I50)2＋0.000008114 · (I50)3

校 正 定 数，cavity-gas calibration factor (Gy rdg−1)，Prepl(26)

はファントム中に電離箱を設置することによる置換補正係の近似式を利用することで，E̅0 を決定できるとしている．

数 (Prepl＝Pd · Pf)，Pwall は電離箱壁とファントムの材質のCE の算出には Berger の (L /ρ)w,air（注 8）が採用され，E̅0 と違いに対する補正係数である．TG-21 でも多様な電離箱と深さ d をパラメータとした表が用意されている．

ファントムでの吸収線量計測に必要なデータが図または表

電子線については，JARP 形では電離空洞の幾何学的中で提示されている．また，水吸収線量計算のためのワーク

心から 2 mm 線源側の点，平行平板形では電離空洞の線源

シートが提供され，ワークシート 1 では NX から Ngas への側前面の中心を校正深に一致させるように配置する変位法

変換，ワークシート 2 では TPR20,10 から線質指標である加を採ることとして，Pd を 1 としている．また，Pf について

速電圧の評価，ファントムの吸収線量計算，そしてファン

は平行平板形電離箱に対しては 1 を，直径 6 mm の円筒形

トムから水の吸収線量への変換の手順が示されている．

電離箱に対しては I50 までの深さに限定して深さ d における平均エネルギー E̅(d) から，

3.3

電子線吸収線量計測の基準条件

表 6 に電子線の基準条件を示す．標準測定法 74 からの大きな変更は，リファレンス線量計からフリッケ線量計を削除して，10 MeV 以下の電子線に対して電離空洞の直径2 cm，高さ 2 mm 以下，集電極の直径 1 cm 以下のシャロー（注 8）

制限質量衝突阻止能比をまとめた単体の原著は存在しないた
め TG-21 の参考文献では私信としている．しかし，ICRU Report のために用意された非制限衝突阻止能に対する制限衝突阻止能の比 23)，電子と陽電子の質量阻止能 24) などを集約して提供されたデータと考えられる．

133

医学物理 第 43 巻 第 4 号

図 13

標準測定法 86 と標準測定法 74 の吸収線量変換係数
CE の比較

Pf＝0.9452＋0.005086 · E̅(d)−0.0001595· (E̅(d))2＋0.000001618 · (E̅(d))3(27)の近似式で算出している．E̅(d) については，標準測定法
74 や TG-21 では，d 
E ( d ) ＝ E0  1 －

R
p 


(28)

が採用されていた．しかし，特に中間の深さでエネルギーを過大に評価するとの理由から，E̅(d) を求めるための E̅0と深さ d をパラメータとした表とグラフが用意されている．
以上から求められた JARP 形と平行平板形電離箱の吸収
線量変換係数 CE を図 13 に示す．同図には，比較のため標準測定法 74 のリファレンス線量計に対する CE を SI に換算して示している．2 つの標準測定法での CE の差は，式10 と式 18 から，Ac，Aw，Scol/ρ から L/ρ への修正の寄与もあるが，やはり円筒形電離箱については標準測定法 74 では採用が見送られた Pf の寄与が大きい，
AAPM TG-21 でも，光子線と電子線には同じフォーマ
リズムが提案されているので，光子線と同様にワークシー
ト 1 で NX から Ngas への変換，電子線用に用意されたワー
クシート 3 で R50 を介して線質指標 E̅0 を評価し，ファント
ムの吸収線量計算，そしてファントムから水の吸収線量への変換を行うことができる．
付記
参考文献 25)〜44) は，次号に掲載される［第 2 部］で参
照される．
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Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

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198422） AAPM Task Group 21: A protocol for the determination ofabsorbed dose from high-energy photon and electron
beams. Med. Phys. 10: 741–771，1983
23） International Commission on Radiological Units andMeasurements (ICRU): Radiation dosimetry: Electron
beams with energies between 1 and 50 MeV (ICRU Report 35)，9–10，1984，ICRU Publications，Maryland
24） Berger MJ，Seltzer SM: Stopping Power and Ranges ofElectrons and Positrons (NBSIR 82–2550)，1982，National Bureau of Standards，Washington D.C.
25） Almond PR，Biggs PJ，Coursey BM，et al.: AAPMʼs TG51 protocol for clinical reference dosimetry of high-energy
photon and electron beams. Med. Phys. 26: 1847–1879，
199926） Andreo P，Burns BT，Hohlfeld K，et al.: Absorbed dose
determination in external beam radiotherapy: An international Code of Practice for Dosimetry based on Standards of Absorbed Dose to Water（TRS-398），2000，IAEA，Vienna27） 日本医学物理学会編：外部放射線治療における吸収線量の標準測定法，2002，通商産業研究社，東京
28） Andreo P: On the beam quality speciﬁcation of high-energy photons for radiotherapy dosimetry. Med. Phys. 27:
434–440，2000
29） Rogers DWO: Comment on On the beam quality speciﬁcation of high-energy photons for radiotherapy dosimetry . Med. Phys. 27: 441–444，2000
30） Andreo P: Improved calculations of stopping power ratios
and their correlation with the quality of therapeutic photon beams. Proc. Symp. IAEA-SM-330/62，335–359，1993，
IAEA，Vienna
31） IAEA: Absorbed Dose Determination in Photon and Electron Beams (TRS-277)，1987，IAEA，Vienna32） Ma CM，Nahum AE: Effect of size and composition of central electrode on the response of cylindrical ionisationchamber in high-energy photon and electron beams. Phys.
Med. Biol. 38: 267–290，1993
33） Lempert GD，Math R，Schulz RJ: Fraction of ionization

解説

from electrons arising in the wall of an ionization chamber. Med. Phys. 10: 1–3，1983
34） Gillin MT，Kline RW，Niroomand-Rad A，et al.: The
effect of thickness of the waterprooﬁng sheath on thecalibration of photon and electron beams. Med. Phys. 12:
234–236，1985
35） Hanson WF，Tinoco JA: Effects of plastic protective capson the calibration of therapy beam in water. Med. Phys.
12: 243–248，1985
36） Ding GX，Rogers DWO，Mackie TR: Calculation of stopping-power ratios using realistic clinical electron beams.
Med. Phys. 22: 489–501，1995
37） Burns DT，Ding GX，Rogers DWO: R50 as a beam quality
speciﬁer for selecting stopping-power ratios and reference
depths for electron dosimetry. Med. Phys. 23: 383–388,
199638） IAEA: The use of plane-parallel ionization chambers inhigh-energy electron and photon beams，An international
code of practice for dosimetry (TRS-381), 1995, IAEA, Vienna
39） Wang LLW，Rogers DWO: The replacement correction
factors for cylindrical chambers in high-energy photon
beams. Phys. Med. Biol. 54: 1609–1620，200940） Muir BR，Rogers DWO: The central electrode correction
factor for high-Z electrodes in small ionization chambers.
Med. Phys. 38: 1081–1088，201141） 佐方周防：資料 2 平成 22 年度治療用線量計校正実績，線
量校正センターニュース 1（創刊号），28–32，医用原子力技
術研究振興財団，201142） Wang LLW，Rogers DWO: Replacement correction factors
for cylindrical ion chambers in electron beams. Med.
Phys. 36: 4600–4608，200943） Araki F: Monte Carlo calculations of correction factors forplane-parallel ionization chambers in clinical electron dosimetry. Med. Phys. 35: 4033–4040，2008
44） International Commission on Radiological Units andMeasurements (ICRU): Stopping power and ranges for
protons and alpha particles (ICRU Report 49)，1993，
ICRU，Bethesda MD

著者紹介
齋藤 秀敏（さいとう・ひでとし）（現職名）東京都立大学 名誉教授
（専門分野）主に放射線治療のための医学物理学，放射線計測学に関する研究と教育に従事．標準測定法 01 執筆委員，標準計測法 12 執筆委員会では委員長を務めた．

135

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4: 136–139 (2023)

医学物理 第 43 巻 第 4 号

施設紹介
神戸大学医学部附属病院医学物理グループの紹介
椋本成俊 *
神戸大学医学部附属病院 放射線腫瘍科

Introduction of the Medical Physics Group at Kobe University Hospital
Naritoshi MUKUMOTO*

Division of Radiation Oncology, Kobe University Hospital

1.

施設概要

ニアックの品質管理を実施したりしています．
神戸大学の医学物理士養成コースは修士課程のみ医学物

神戸大学は六甲山の麓にある緑豊かな大学であります

理士認定機構の教育コース認定を受けておりますが，医学が，医学部は神戸市中央区の西の端にありJR・私鉄計 4 線

物理士としての知識や臨床経験を十分に得るためには 2 年

からアクセス可能な利便性の高い立地になっております．

間の教育では不足していると考え，可能な限り博士課程へ

神戸大学医学部附属病院は国立大学で 2 番目に敷地面積がの進学を学生に提案し 6 年間での教育を行い，学位取得後狭く，研究棟や病棟，リニアックなどの中央診療施設が近は臨床現場で即戦力となる医学物理士養成を目指しておりいコンパクトな病院になっております．神戸大学では第 1ます．

期がんプロフェッショナル養成プランが採択された 2008 年

3.

から医学物理士の養成をはじめ，2023 年現在で 11 名の卒業生を輩出し兵庫県内外の施設にて活躍しております．

研究活動

今回の施設紹介は，「極めろ，医学物理道‼―日本が誇

神戸大学は保健学科に診療放射線技師の養成課程を持たる施設最前線―」の一環となっておりますので産学連携のず，県内の診療放射線技師養成校も専門学校であるため理共同研究を中心にご紹介させていただきます．神戸大学の工系出身者が多い傾向にありますが，最近は保健学系出身者

研究活動はより臨床応用が近いトランスレーショナルなの入学希望も多く，2020 年度には県内初の診療放射線技師

テーマを重視し，多くの共同研究を展開しています．基本

養成課程を有する大学もできたことからさらなる保健学系学

方針は世界に通用する研究者であることです．医療機器開生の入学希望者獲得を目指していきたいと思っております．

発や，放射線増感法，放射線防護法を中心に数々のテーマ

本学の医学物理グループは医学部附属病院放射線腫瘍科を教員と大学院生が積極的に話し合いながら一生懸命取りに属しており，教授を筆頭に医師教員 4 名，物理教員 1 名，

組んでいます．

臨床医学物理士 3 名，大学院生で構成されています．保有
機器はリニアック2 台 (Varian, TrueBeam)，治療計画 CT 1台，計画 CT 同室の RALS 装置（microSelectron HDR-v3），

3.1

粒子線治療を中心とした体内吸収性スペーサーの開発（図 1）

治療計画用 MRI を有しております．2022 年度の治療実績

粒子線治療はブラッグピークにより優れた線量分布を達

は，外照射 821 例（うちIMRT 385 例），婦人科 RALS 33 例

成できることはよく知られています．しかしながら膵がん（ほぼ全例で治療計画用 MRI を撮像し High risk CTV を定などを中心とした多くの腹部腫瘍などでは胃や十二指腸な義），前立腺がん小線源治療（Seed 治療）17 例となっておどの危険臓器が近接することが多く，そのままでは危険臓ります．

器の耐容線量のために根治線量が投与できないことがしば
2.

教育活動

しばみられます．そのため腫瘍と危険臓器の隙間を創るス
ペーサーは重要です．従来のスペーサーには大網やゴア神戸大学の医学物理士養成コースは 2008 年から医学物

テックスシートが用いられてきました．ゴアテックスシー

理士の養成を始め，2013 年度から医学物理士認定機構の

トは固く，生体親和性も乏しいため留置が困難であり，さ認定を受けて学生の教育を行っております．理工系出身らに治療終了後の摘出も必要でした．これらの欠点を克服

者，保健学系出身者を問わず教育を行い，特に保健学系出するために体内吸収性スペーサーの開発が行われました．

身者に対しては理学部と協力し物理系科目の教育に力を入

神戸大学放射線腫瘍科，肝胆膵外科，アルフレッサファー

れております．さらに修士課程から臨床現場での演習を数マ株式会社，金井重要工業株式会社の共同研究で手術用の多く取り入れ治療計画のノウハウを教わったり，実際にリ縫合糸を不織布に加工することに成功し，粒子線治療期間* 連絡著者 (corresponding author) 神戸大学医学部附属病院 放射線腫瘍科［〒650–0017 兵庫県神戸市中央区楠町 7–5–2］
Division of Radiation Oncology, Kobe University Hospital, 7–5–2 Kusunoki-cho, Chuo-ku, Kobe 650–0017, Japan
E-mail: nmukumot@med.kobe-u.ac.jp

136Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

図1

施設紹介

図2

吸収性スペーサーの概略

新規開発固定具の概略

はスペーサーの役目を十分に果たし，治療終了後に体内にります．神戸大学放射線腫瘍科ではコエンザイム Q10 の吸収されるスペーサーが開発されました．スペーサー作成

強い抗酸化作用に着目し放射線防護剤として使用できない

後はブラッグピークのシフトが十分にみられるかなどの物かを検討してきました．本研究は神戸大学放射線腫瘍科と理検討を行い，小動物やカニクイザルなどの動物実験によ株式会社カネカとの共同研究であり，小動物による動物実るスペーサー吸収によるスペーサー厚の経時変化の確認を

験において放射線防護剤としての腸管防護効果が確認されクラス 4 の医療機器とました 4）．その後腫瘍への放射線による抗腫瘍効果を減じして承認され，ネスキープ として上市されています．最ないことを動物実験により確認し，現在は婦人科腫瘍を中近の動向では X 線治療においても体内吸収性スペーサーの心とした腹部照射における有害事象低減効果を臨床試験に有用性が認められ適応拡大が行われたことはお聞きになっより確認中です．

1）

行いました ．臨床試験を実施し2）®

た方も多いと思われます．今後は X 線治療での臨床研究も予定しさらなるスペーサー治療の発展を目指したいと考え

3.4 金 属 ナ ノ 粒 子 に よ る 放 射 線 の 抗 腫 瘍 効 果 増 強 の検討（図 3）

3）ております ．

金ナノ粒子などにおける抗腫瘍効果は数多く報告されて3.2

3 次元造形技術を用いた革新的な新規頭頸部放射線おります．神戸大学放射線腫瘍科では神戸大学工学部との治療用固定具の開発（図 2）

共同研究において過酸化チタンナノ粒子による放射線治療

IMRT などの高精度放射線治療において固定具の重要性における抗腫瘍効果増強を発見しました 5）．過酸化チタン

はますます増してきています．しかしながら多くの施設でナノ粒子は神戸大学工学部が独自に合成することに成功し吸引式固定バッグと熱可塑プラスチックシェルを用いられたナノ粒子であり，その放射線治療との併用効果を検討しているのが現状であり，これらのシステムは固定精度は高たことは独自性が高い研究です．過酸化チタンナノ粒子にいが作成が難しく，作成する診療放射線技師により固定精は様々な物質を修飾することが可能であり，それにより生度が大きく左右される可能性があると考えられます．神戸

体内腫瘍へのドラッグデリバリーを検討していくことも可

大学放射線腫瘍科と日本山村硝子株式会社の共同研究によ能であると考えられます．金属ナノ粒子の抗腫瘍効果に関り3 次元造形技術を用いた新規固定具の開発を行っておりする検討は様々な粒子において全世界的にフェイズ 2-3 のます．この固定具はあらかじめ撮影した CT 画像を用い，臨床試験が行われており，今後この神戸大学発のナノ粒子

患者の体表情報を取得し掘削機を用いて発泡材を削ることに関しても臨床試験を行っていきたいと考えております．

により作成しております．固定精度は従来方式と変わらず，
それに加え新固定具では背部を中心に固定することにより

3.5

産学連帯を中心とした共同研究の実施に関して治療中のサージカルマスクの着用も可能になっており，昨ここまで産学連携，学学連携の共同研究を中心に研究紹

今のコロナ禍の状況にも対応できる可能性があると考えて介を行ってきました．産学連携の共同研究は研究グループ

おります．現在，装着感や固定精度を臨床試験にて確認しのチームビルディングが難しく，ニーズとシーズのマッチており，今後クラス1 医療機器として上市する予定です．

ングはには大変な苦労があると思われます．神戸大学では2010 年ごろからニーズドリブンの研究を至上命題にニー

コエンザイム Q10 を用いた新規放射線防護剤の開発

ズとシーズのマッチングを行う機会をセミナーなどを通じ放射線防護剤はこれまで数多く開発されてきました．まて数多く開催してきました．2023 年度には神戸大学大学

たコエンザイム Q10 は，体内のエネルギーをつくるため

院医学研究科医療創成工学専攻が創設されさらなる医工連に必要となる補酵素のひとつであり，様々な生命活動の原

携のチャンスの拡大が期待されています．今回ご紹介させ動力を生み出すほか，強い抗酸化作用を持つといわれておていただいた固定具の開発に関してはニーズとシーズの

3.3

137

医学物理 第 43 巻 第 4 号

く，最適化に時間がかかる症例が多いため 1 日に最適化できる症例数は 2〜3 例である日もあります．カンファレン
スに関しては放射線腫瘍科カンファレンスにてその週に開始された全例の治療計画の確認が行われ，翌週の CT 撮影の撮影法の確認や病棟患者の確認などが実施され，放射線治療医・診療放射線技師・医学物理士が一堂に会しています．他科とのカンファレンスは興味がある疾患のカンファ
レンスに参加するようにしており，自身の担当症例が多い
カンファレンスに参加するようにしています．
大学院講義は 17 時 30 分以降の開催が多くなっており，学外の施設に勤務している方でも参加しやすいように配慮しています．さらに大学の医師・物理士だけでなく関連病院の医師・物理士も参加する抄読会を開催しており，医師・物理士問わず知識の補完を行える環境を整えています．本抄読会は Web 形式で行っており，どこでも参加できるのが特徴でコロナ禍がもたらした Web の勉強システ
ムですがうまく機能していると考えております．
5.
図3

過酸化チタンナノ粒子による抗腫瘍効果

そ

の

他

近畿圏には医学物理士の養成に力を入れている大学院が数多くあります．国立大学だけでも京都大学，大阪大学，マッチングから新規に医療業界に参入したい企業を発掘

神戸大学があり，私学を入れると近畿大学，関西医科大学，

し，実施にこぎつけた経緯があります．

兵庫医科大学など数え切れません．それぞれの大学院に特また，研究費の確保も重要であると考えており，科研費

徴があり，修士課程・博士課程などの違いはありますがどだけでは産学連携共同研究は難しいと思うこともしばしばの大学院も他の大学にはない強みを持っていると思いまあります．兵庫県では兵庫県内の中小企業との産学官連携

す．神戸大学の強みは先に述べた産学連携共同研究のノウ

共同研究に対して兵庫県最先端技術研究事業（兵庫 COE

ハウを生かした研究の推進や治療計画に MRI を用いた婦プログラム）として研究の補助が行われております．この人科 RALS 治療などがあります．また，豊富な関連病院をプログラムは可能性調査・研究と応用ステージ研究に分か生かした医学物理士としての就職先の確保にも重きをおいれており，研究開始時からある程度研究が進んで事業化がています．進学に迷われている方はいろいろな大学院を実近くなったときまで柔軟に対応可能であることが特徴であ際に見学し，比較検討されることをおすすめします．

り，兵庫県は産学連携研究を推進するうえで恵まれた環境であると考えております．
4.

研究者の日常6.

医学物理を志す方へ一言

医学物理士の仕事は診療放射線技師の照射業務のように確立されたものはありません．しかしながら，確立された神戸大学の医学物理士は週 4 日間は臨床業務に携わり，ものがないからこその自由度がある職種であると言えま

残りの 1 日間は研究に充てる時間としています．また教員

す．神戸大学では放射線治療医・診療放射線技師・医学物には教育の時間および地域医療を支える目的での関連病院

理士（時には看護師や受付事務）が膝を突き合わせてよりへの治療計画補助もあります．臨床業務は IMRT の治療計

良い放射線治療の提供のために意見を戦わせています．そ画および 3D-CRT の計画補助，治療計画の確認および計画

れぞれの職種が考える専門性をより多くの患者様により良画像の取得，各種検証（3D-CRT の MU 独立計算・IMRT

い放射線治療を提供することで生かしています．神戸大学の患者個別検証），リニアックの品質管理業務などがありは関連病院も含め医学物理士の職域を確立し，医学物理士

ます．新規治療技術や新規システム導入時のコミッショニとしての安定した雇用を創設することで保健学系出身者のングなども医学物理士の業務であり，導入後の業務効率化

みならず理工系出身者も安心して医学物理士として働けるの検討も行っています（検証項目の削減など）．

環境づくりを行っています．興味を持たれた方はぜひ一緒

神戸大学は一般の放射線治療施設に比べ頭頸部の治療がに兵庫県の放射線治療をよりよくしていきましょう．さら多い傾向にあり，頭頸部 IMRT が頭頸部がんのほぼ全例にには世界的な研究で日本の（さらには世界の）放射線治療

施行されています．頭頸部 IMRT の計画は難しい症例が多や医学物理を変えていくことを目指しませんか．

138

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 43 No. 4 (2023)

参考文献
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1177‒1185, 2014
2） Sasaki R, Demizu Y, Yamashita T, et al.: First-in-humanphase 1 study of a nonwoven fabric bioabsorbable spacer
for particle therapy: Space-Making Particle Therapy(SMPT). Adv. Radiat. Oncol. 4: 729–737, 20193） Kawaguchi H, Demizu Y, Mukumoto N, et al.: Efﬁcacy of
spacers in radiation therapy for locally advanced pancre-

施設紹介

atic cancer: A planning study. Anticancer Res. 41: 503–
508, 2021
4） Shimizu Y, Mukumoto N, Idrus N, et al.: Amelioration ofradiation enteropathy by dietary supplementation with
reduced Coenzyme Q10. Adv. Radiat. Oncol. 4: 237–245,
20195） Nakayama M, Sasaki R, Ogino C, et al.: Titanium peroxide nanoparticles enhanced cytotoxic effects of X-ray irradiation against pancreatic cancer model through reactive
oxygen species generation in vitro and in vivo. Radiat.
Oncol. 11: 91, 2016

139

編

集

後

記

本号から，教育委員会企画として，齋藤秀敏先生による「外部放射線治療における水吸収線量計測の変遷」を，2 回の連載記事として掲載することになりました．
本号（43 巻 4 号）に［第 1 部］，次号（44 巻 1 号）に［第 2 部］を執筆いただきます．

2012 年に日本医学物理学会編の「外部放射線治療における水吸収線量の標準計測法（標準計測法 12）」が出版されましたが，その始まりが 1972 年に日本医学放射線学会物理部会により刊行された「標準測定法 72」に端を発していることを初めて知りました．それ以来の貴重な歴史が，詳細に記述されており，たいへん読み応えのある興味深い記事となっております．ご執筆に心血を注いでくださった齋藤秀敏先生に心より感謝申し上げる次第です．
（編集委員 納冨昭弘）

Japanese Journal of Medical Physics

医

学

物

理

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R. Kohno
T. Sakae
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M. Hashimoto
T. Fujisaki
T. Magome
N. Matsufuji
Y. MoriT. Yamada
H. Watabe

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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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140

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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

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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

日本生体医工学会
日

立

製

作

所

Japanese Journal of Medical Physics
目
総

次

説

MR-Linac の磁場下における水吸収線量法に関する調査研究佐藤優樹，阿部幸太，恒田雅人，安居虹希，
河内 徹，遠山尚紀，水野秀之，藤田幸男 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

107〈連載：教育委員会企画〉
解説
外部放射線治療における水吸収線量計測の変遷［第 1 部］
齋藤秀敏 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

125

施設紹介
神戸大学医学部附属病院医学物理グループの紹介
椋本成俊 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

136

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

140【複写される方へ】
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医学物理

第43巻

第4号

令和 5 年 12 月 31 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