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放射線 VOl.25,No.3(1999)
筑波大学陽子線医学利用研究センターにおける放射線測定
筑波大学・陽子線医学利用研究センター納冨昭弘 , 榮
武二
A Brief Summary of Radiation Detectors at PMRC
A.Nohtomi and T,Sak ae
Proton Medical Research Center(PM RC),University of Tsukuba,
Ten― nohda1 1-1-1,Tsukuba 305-8575,Jap an
The present article briefly reports radiation detectors which have been
used for
the proton
therapy at Proton Medical Research Center (PMRC),
Universi ty of Tsukuba.
1. BDEt:
筑波大学陽子線医学利用研究センター ( P M R C ) では、 1 9 8 3 年以来高エネルギー加速器研究
機構 ( 1 日高エネルギー物理学研究所 ) の 5 0 0 M e V ブースターシンクロトロンから供給される陽
子線を利用して、癌治療の臨床研究を行つてきている。世界で初めて垂直ビームラインの実用
化に成功し、これまでに日本人に多い深部臓器癌を中心にした治療で優れた成績が得られた。
また、患者の呼吸に伴う臓器の移動に同期した照射法などの治療技術の開発を行つてきた。こ
の結果、従来の放射線では難治性であつた癌の治療率を陽子線により大幅に向上しうることが
示され、本治療法の継続・普及および陽子線治療専用施設の開発の必要性と妥当性が示された。
以上の様な実績に基づき、現在、筑波大学病院に隣接して、陽子線治療専用施設が建設中であ
る。
本稿では、現在本センターで行われている陽子線治療を支えている放射線測定技術について
簡単に説明する。また、最近調べられた医療用陽子線に対するイメージングプレートの応答特
性についても述べる。なお、陽子線 C T 等の診断目的の測定装置や一部の開発中の測定器につ
いては割愛する。
2.陽
子線の性質と医学利用
従来から癌治療に用いられてきた光子線 ( X 線、γ 線 ) と比較した場合の陽子線の利点は、そ
の基本的な線量分布のよさにある。光子線で体内の腫瘍に所定の線量を照射する場合、その手
前側及び奥側の正常組織部分の被曝は原理的に避けられない。腫瘍への付与線量を大きく設定
すると、正常組織の被曝もそれに比例して増加し、副作用の原因となる。一方、陽子線の深部
線量分布はプラッグピークを示すので、飛程を調整することにより付与線量が最大の領域をち
-3-
ょうど病巣部に一致させることができる。癌の形状にあわせて線量分布を上手い具合にデザイ
ンできる可能性もでてくる。いくら線量分布がピークをなすと言っても、病巣の手前部分の線
量を零にすることは出来ないが、光子線の場合は常に体表面の線量が最大となるので、状況は
大きく異なっている。また、患部奥側への付与線量はほぼ完全ヒ零であ立、このことが、おそ
らく陽子線を用いる最大のメリットであろうと考える。特に、腫瘍の周辺に放射線感受性の高
い重要臓器 ( c r i t i c a l o r g a n ) が
存在する場合、それらの被曝を避けて照射方向を選択する自由
度が大幅に増すからである。もちろん、光子線の場合でも極めて多方向からの分割照射を実行
することにより、腫瘍部へ線量を集中させ周辺部の被曝を実効的に低く抑えるということは可
能であり、最近この分野の進歩にはめざましいものがある。しかし、複雑な線量分布を実現し
ようとすると、治療計画や治療そのものにかかる時間が増えることになる。陽子線治療の場合
は、比較的少ない現実的な門数 ( 照射方向数 ) で、かなり理想的な線量分布を実現できることが
可能となることに注目すべきである。
3.医
学利用に関連した放射線測定装置
3-1.ビ
ーム輸送系のビームモニター
高エネルギー加速器研究機構の 5 0 0 M e V ブ
ースターシンクロトロンは1 2 G e V 陽子シンクロ
トロン ( 主リング) の入射器として建設されたものであり、速い取り出しのシンクロトロンであ
る。 2 0 H z の頻度で半値幅が5 0 n s のパルス状のビームが得られる。主リングの運転周期 ( 数秒 )
に応じて先頭の 9 パルスが主リングヘ送られるが、残りのパルスは中性子中間子実験施設 ( 1 日
ブースター利用施設 ) に供給され、物理実験および医学利用に供する。
PMRCに
届いたビームは、照射室まで輸送される間に、医学利用に適したピームに調整され
いうエネルギーは、癌治療には高すぎるので、炭素を用いたエネルギーディ
グレーダを通して約 2 5 0 M e V にまで減衰させる。その結果、エネルギーの広がりが大きくな
る。 5 0 0 M e V と
るので、ビームライン中の運動量分析システムで所定の運動量の陽子のみを選択する。また、
ビームコリメータを用いてエミッタンスを制限する。この結果、照射室まで届く割合は数百分
の一となる( プースターの調子によるが、通常、 1 0 9 p r o t o n s / p u l s e のオーダーである ) 。
以上のビーム輸送系には、その場所でのビームの状況を把握するために数力所にビームモニ
ターが配置されている。ビームモニターには、ビーム強度モニターとビーム形状モニターがあ
る. ビーム強度モニターには高周波特性の優れたセンパーマックスコアを用いたカレントトラ
ンスを採用しており、ビームを 1 次巻き線と考え、2 次巻き線に誘起される2 次電流を捕らえる。
この電流を前置増幅器で増幅してから転送し、積分型増幅器でその全電荷量を測り、ビーム強
度を算出している。ビーム形状モニターとしては、幅 3 m m 、
厚さ3 0 μ m のタングステンスト
リップを二次電子放出体としたセカンダリー。エミッション・チェンバー ( S E C ) を使用してい
る。このストリップを 5 m m 間隔で配置し、高圧電極との間に電圧を印加してストリップから
放出される 2 次電子を吸収させ、残される正の電荷を電荷増幅器で電圧レベルに変換する。こ
の結果、一台のビーム形状モニターあたり ( 縦方向、横方向あわせて ) 6 0 チャンネルの信号が
得られるので、これらをアナログ・マルチプレクサで 2 0 0 μ s 毎の時系列データに変換して、
-4-
ディジタルオシロスコープ上でビームのプロファイルを観測する。
3-2.線
量測定に用いられる装置
照射室に導かれたピームは、真空から大気中に放出され、照射野形成装置を通過した後、患
者に照射される。治療時の典型的な機器の配置を、関連する放射線測定機器と併せて図 1 に示
す。
陽子線治療を行う場合、 X t t C T 画像情報をもとに治療計画が行われる。治療計画の目的は、
決定し、周辺の正常組織部分の線量を極力低く抑えつつ、対象
とする病巣体積全体にできるだけ一様な線量分布を形成できるような、照射方向や照射条件を
病巣体積 (target volume)を
見いだすことである。治療計画の結果、各患者毎の照射野形成装置の設定条件等が割り出され
る。図 1 ( a ) のビームの進行方向に沿つて、照射野形成装置の各要素について簡単に説明しよ
う。大気中に放出された細い陽子線は、鉛の散乱体で角度分布が与えられ、患者位置での横方
向への線量分布が充分に一様になるように調整される。エネルギー・ファインディグレーダは、
アクリル楔の重なり部分の厚みを変えて、陽子線の飛程の微調整をするものである。リッジフ
ィルターは、飛程をシフトさせた複数のプラッグカープを重ね合わせることにより、病巣部奥
形成する
行き幅の最大値に対応した線量が一様な領域 ( s p r e a d o―u t B r a g g p e a k : S O B P ) を
役割を担う。異なる S O B P 幅を持つた数種類のリッジフィルターが用意されている。治療用ビ
ームモニターについては後述する。プロックコリメータは、最終コリメータに先立ち不要な陽
子線を遮蔽する為の粗コリメータである。ボーラスは、陽子線の最大到達深度を病巣部の形状
と一致させるための飛程調整機器である。また、最終コリメータは、マルチリーフ型のコリメ
ータで、病巣部の横方向の形状にあわせて組み立てられる。ボーラス及び最終コリメータは患
者固有の機器であり、各患者毎に作りなおされる。こうして作られた照射野に、所定の線量 ( 医
師が処方した線量 ) を正確に付与することが、以下に述べる一連の線量計測作業の目的である。
まず、全ての照射条件を治療時と同様にセットして患者の代わりに水ファントム [ t h e r a d o s
社 RFA-3]を
置き、その中で S i ―d i o d e 検出器
(field detector)を
走査することにより、治
療計画どおりの ( 相対的な ) 線量分布が実現されていることを確認する [ 図 1 ( b ) ] 。患者の体が水
等価であると見なすわけである。その際、 3 次元にわたる全ての情報を取得することは時間的
に困難なので、治療上重要となるいくつかの断面を選んでプロファィルを測定している。加速
器から供給されるビーム強度のふらつきが測定される分布に影響を与えないように、位置が固
定された r e f e r e n c e d e t e c t o r との比を計測する方式になっている。 S i ―d i o d e は電離箱に比
べて感度が高く、有感体積が小さいため位置の分解能がよい ( 本検出器の場合 2 x 2 x O . 0 5 m m 3 )
という利点があるので、 r e l a t i v e d o s i m e t r y には広く用いられている。しかし、プラッグピ
ーク付近の領域で、電離箱によって測定される線量分布との不一致が見られるという例が古く
から報告されており、昨年発行された I C R U R e p o r t 5 9 ( 2 ) ( 陽子線線量測定に関する特集を
含んでいる) でもそのことについて注意を促している。この不一致は、 H i g h L E T の領域で、
はプラッ
S i ―d i o d e の信号の方が見かけ上大きくなる( 例えば、I C R U R e p o r t 5 9 の F i g . 6 . 6 で
グピークの所で 7 . 5 % 程度 ) というものであり、通常半導体検出器の重イオン測定で問題となる
波高欠損の影響とは逆の方向である。また、 S i と空気の阻止能の違いを考慮にいれて補正を行
-5-
(a)
A TypicalTreatment
Setupat the Vertical
BeamLine
1 250MeV Protons
rZ\
EnergyFine
Degrader
<---+
i
RidseFilter
N[[[[NU[
I
i
ri-
BeamMonitor {
:=3!=
\ |
i {
rir
,.lonizationChamber(lC)
--- SecondaryEmission
I
chamber ( sEC)
Blockcollimator
rlr
___-_41ri
Botus
FinalCollimator n;V7777tVzl
(b)
Relative
Dose
Distribution
Measurement
reference
Si―
diode
″
OBP
木
field
WaterPhantom
(c)
Monitor(lC,SEC)
Calibration
JARP
図 l PMRCの
垂直ビームラインにおける治療時の典型的な機器配置と関連する放射線測定機器
-6-
うと、この不一致は更に大きくなってしまう。医療関係の線量測定の分野では、空気電離箱を
用いた線量測定法が確立されており、事実上標準となっている。従つて、この場合は S i ―
d l o d e 検出器の応答が何かおかしいということになる。この奇妙な現象の説明はまだなされて
いない。当センターでは、電離箱と S i ―d i o d e の測定を様々な条件で比較した結果、有為な差
は無いとの結論に達し、 S i ―d l o d e を r e l a t i v e d o s i m e t r y に使用している。この現象が顕著
にあらわれるか否かは、使用する S i ―d i o d e の種類や陽子線ビームの質に依存しているようで
ある。
線量の絶対値の測定 ( a b s O l u t e d o s i m e t r y ) には、コバルト標準場で較正された指頭型電離
箱 ( t h i m b l e i o n i z a t , o n c h a m b e r ) [ J A R P O . 2 c c ] を用いる。当センターのJ A R P 電離箱によ
る線量評価プロトコルの詳細については、文献 ( 3 ) を参照して欲しい。指頭型電離箱の測定結
果は、陽子線の水に対する付与線量 ( p r o t o n d O s e t o w a t e r ) として評価される。治療中に患
者の体内に線量計を挿入するわけにはいかないので、図 1 ( c ) に示すように、電離箱の有感部
が S O B P の真ん中付近に来るようにM i x ―D P ( 医療用に開発された生体組織類似物質 ) を置いて
治療時の状況を模擬する。この時、病巣部に付与される陽子線線量と治療用ビームモニターの
指示値の比を測定しておく ( つまり、ビームモニターを較正しておく) 。この結果をもとに、必
要な線量を照射する為の治療用ビームモニターの指示値を計算し、照射の際にプリセット値と
して用いる。ビームモニターとしては、応用技研製のセカンダリーエミッションチェンパー
( S E C ) と空気電離箱 ( I C ) の二種類を並列して用いている。当センターの場合、ビームがパルス
として供給されるので、電離箱では電荷の収集過程における電子とイオンの再結合の効果を補
正しなくてはならない。再結合の割合はビーム強度に依存する。その点、 S E C であればこの
補正は必要無い。しかし、 s E C の信号電荷量は微弱であり( 通常の治療で数百 ∼ 数 n C ) 、電離
箱に比べて約二桁低いので測定の精度が問題となる場合がある。一方、電離箱の場合は感度が
高く測定は比較的容易ではあるが、何らかの理由で治療中の短時間にビーム強度が急激に変化
した場合に、あらかじめ算出しておいたプリセット値が意味を為さなくなる危険性がある。以
上の理由により、現在の治療では、 S E C を主モニターとして用い、 I C をそのパックアップと
することにより、線量測定の信頼性を高めている。
4.微
小電荷測定の為の処理回路方式
当センターでは、パルスピームにより付与される微小電荷量を測定する必要があり、この目
的のためにいくつかの回路方式が採用されている。治療用線量モニターに使われているそれら
の特徴をまとめ、最近行った改良の結果について述べる。
4-1.使
用している回路方式
直流のビーム電流をモニターし、時間積分を行う場合は、一般的に、積分時定数の長い微小
電流計と、その出力を時間積分する回路 ( V F 変換等 ) が使用される( A 方式 ) 。これに対し、短パ
ルスピームに対して同様のモニターを行う場合は、A 方式でも可能であるが、直接アナログ積
-7-
分回路で積分する ( B 方式 ) か、パルス波高変換後波高値を積算する ( C 方式 ) 方法が時間応答特
性上有利となる。陽子線センターで使用している電流モニター回路は、現在 3 つのタイプがあ
り、 S E C 用としてA 方式が、電離箱用として B 方式が、分割電極を持つ電離箱である平坦度モ
ニター ( ピームの横方向の平坦度を高い精度でモニターする装置) 用としてC 方式が使われてい
る。特徴は、
1)SEC用
( A 方式)
。前置増幅器で電圧に変換するため、耐雑音性が良好
。微小電流を長時間積分する場合に適している
。ビーム、オン・オフに対して応答が遅い ( 従来 1 秒だった)
2)電
離箱用 ( B 方式)
・パルスピームでも、直流ピームでも測定可能
。応答が速い
。前置回路を使わないため長いケープルのリーク、容量の影響が有る
。回路的にダイナミックレンジが広げ難い ( 長時間積分には不向き)
坦度モニター用 ( C 方式)
。パルスピームにのみ対応
3)平
。応答を速くできる ( 積算方法に依存 )
・入カインピーダンスを下げた前置増幅器を使用すると、耐雑音性が良好
。直流、高計数率に対応できない
である。
A 方式について、応答速度を速くすると、信号雑音比の劣化が起こり、パルスピームに対し
て前置増幅器出力での飽和の問題が起こる。治療照射時間に対して十分短く、かつ飽和の問題
が起こらない程度の応答時間が理想的である。以下、改造を行った回路 ( n A レンジで0 . 1 秒 ) で
の飽和特性について調べる。
4-2.飽
和特性の回路理論
4-2-1.直
流的飽和とパルスピークの飽和
単位時間あたりのパルス数をn 、測定回路の飽和電流を I m a x とすると、直流的な飽和が起こ
るパルスあたりの電荷量 Q m a x , d c は、
Qmax,dc= Imax/n
(1)
となる。 n = 2 0 、 l m a x = 1 . 3 n A の場合、 Q m a x , d c は6 5 p C となる。パルスピークの飽和を考える
ため、電流入カパルス幅は、次のパルスが来るまでの時間 T に比べ十分短いとする ( デルタ関
数応答 ) 。図 2 に示すように、帰還抵抗を R f 、帰還容量をC f 、パルスあたりの電荷量を一Q と
、
すると、単パルスの出力波形 f O ( t ) は
f 。( t ) = e x p ( ―t / R f C f ) Q / C f
(2)
パイルアップの影響を入れた出力の最大値f m a x は
f max=Q/[{1-ex p(-1/nRfCf)}Cf]
り
となり、飽和が起こるパルスあたりの電荷量 Q m a x , p は、I m a x R f = f m a x よ
-8-
1-exp(-1/nRfCf)}
Qmax,p=Imax Rf Cf〔
(3)
となる。n = 2 0 、 I m a x = 1 . 3 n A 、R f = 1 0 1 0 Ω、C f - 1 0 p F の場合、 Q m a x , p は5 1 p C となる。
Cd茅
図 2 微小電流計の等価回路
4-2-2.飽
図 3 飽和初期条件の等価回路
和による電荷の損失量
ここで、回路飽和時の電流はフィードバックにのみ流れると仮定する。微小電流計に対して
外部回路の容量をC d とする、δ 関数的電流入力により、瞬時に出力電圧が飽和 ( V s ) したとす
る ( 図3 ) . 回路に残っている電荷と流入電荷の合計 ―Q e f f は
C d と C f に分けられる。瞬間的な流
入のため、飽和初期状態での電荷の損失は起こらないとする。C d に発生する電圧をv d とする
と、
Vd=― (Qeff Vs Cf)/(Cd+Cf)
(4)
C d に残っている電荷量は、V s = I m a x R f より
qd=(Qeff Imax Rf Cf)Cd/(CdttCf)
(5)
となる。前述のパイルアップの効果より、
Q eff=Q/〔1-ex p(-1/nRfCf)}
(6)
飽和している回路での電流の損失を求めるため、飽和している状態の回路を図4 で近似する。
電流のパランスの式から、
vd(t)=Vs+(Vd一
V s ) e x p { ―t / R f ( C d + C f ) }
(7)
v d ( t ) がゼロになった時点で回路の飽和は解消される。飽和時の回路の時定数がR f C f で
はなく
R f ( C d + C f ) になっている。飽和が解消される時間t O は次式となる。
t 6 - R 1 ( C 6+ C r ) l n { ( V r - v d ) / V . }
(8)
回路の出力電圧はこの間V s に保たれている。 t 。の幅の影響が小さいとして、出力電圧を時間
で積分した量 V T を求めると、
VT=Vst。 +Vs Rf Cf
となり、飽和が起こらなかった場合の Q e f f R f と
比較し、電荷の損失 △Q は、
△ Q =Qeff―
=Qeff―
VT/Rf
Vs[(Cdtt Cf)in〔 (Vs ― Vd)/Vs}+Cf]
となる。V s に対してV d が小さいとして近似すると、
-9-
(9)
ln{(Vs ― Vd)/Vs}}≒ ―Vd/Vs ―
(Vd/Vs)2/2
△Q = Q e f f ― C f V s 十 ( C d + C f ) V d 十
(Cd tt Cf)Vd2/(2V:)
( 4 ) 式より
△ Q≒ (Q eff Vs Cf)2/{2(Cd tt Cf)Vs〕
(10)
飽和曲線は、飽和電荷量に対する超過 ( Q e f f ―V s C f ) の2 次関数となる。つまり前述の条件で、
電荷量の測定値は 5 1 p c / p u l s e を超えたところから( 6 ) 式、 ( 1 0 ) 式より、 2 次関数的変化をす
る飽和曲線となる。この飽和曲線は ( 1 ) 式で示す直流的飽和電荷の値を超えると一定値となる。
100
０
８
０
６
０
４
０
２
０〇一
コａ＼Ｏｎ︶
︵
■ｏＬコのＣＯ〓
０
0
20
40
60
80
100
input Charge (pO/pulse)
図 4 飽和状態の等価回路
4-3.飽
図 5 測定結果と予測関数の比較
和特性の測定との比較
秒から0 . 1 秒に変更した回路について飽和特性の測定を行った。図5 は実験
時定数 ( R f C f )1を
結果 ( 黒丸 ) と上記予測関数 ( 実線 ) である。 5 1 p C / p u l s e を超えてからの飽和の影響は小さ
く、直流的飽和電荷 ( 6 5 p C / p u l s e ) の影響だけが顕著に現われている。実験値と予測の一致は
良い。計算に使用した値は、 R f = 1 0 1 0 Ω, C f = 1 0 p F , n = 2 0 , V s = 1 3 V , C d = 1 0 0 p F で
ある。
( 1 0 ) 式で示された、パルス電流の飽和の項は、検出器側の容量 C d に依存する。この値が小
さい場合は、飽和曲線の 2 次関数成分が無視できないと予測できる。ここで取り扱つた回路に
ついては、直流的飽和の条件が起こるまでパルスピークの飽和の影響は無視できる。実際の治
療におけるS E C モニターからの信号は2 0 p c / p u l s e 以
下であり、飽和の影響はないと結論で
きる。
5 . イメージングプレート( I P ) による線量測定
イメージングプレート( I P ) は、もともとX 線フィルムの代替品として、医療用X 線画像診断
システムとして富士フィルムにより開発されたものであり、医療関係者の間では、 F C R
(Fuji Computed Radiography)と
して知られている。X 線に対する感度が高いことを生か
して診断に関連する患者の被曝を低減することに貢献している。また、得られた画像がデジタ
-10-
ル処理されるため、 X 線フィルムに比べて C T や M R I などの他のモダリティとのなじみもよい。
この I P を陽子線の線量測定に応用すると、どの様な利点があるのか。実は、イメージングプレ
ートを用いれば、線量の二次元分布に関連した情報を簡便にることが出
得
来る可能性が示され
ている ( 4 ) 。これは、 X 線フィルムでは無理である。 X 線フィルムに陽子線を照射しても、やは
り黒化するが、その黒化度は、陽子線のフルエンスにほぼ比例している。同じプラッグピーク
を X 線フィルムと電離箱で測定した例を図 6 に示す。この様に、X 線フィルムでは深部線量分
布を測ることが出来ない。エネルギーが一定であれば、またはエネルギー分布が既知であれば、
フルエンス分布を線量分布に変換することは可能である。しかし、そうでない場合、かなり面
倒なことになってしまう。
これまで、医療用陽子線に対するイメージングプレートの応答特性を、電離箱で測定される
陽子線線量と比較して詳細に調べた例は報告されていないので、測定を行った ( 5 ) . 測定に使
用した I P は富士フィルムのB A S I I 1 2 0 2 5読、み出し装置は富士フィルムの B A S 2 0 0 0 - I I である。
読み出しパラメータは特に断らない限りL a t i t u d e = 4 、
S e n s i t i v i t y = 4 0 0 、R e s o l u t i o n = 2 0 0
μ m であった。この設定での読み出し可能な P S L 強度の最大値は 1 0 5 P s L / m m 2 で
ぁり、
B A S 2 0 0 0 - I I ではこれ以上の P S L 強度の読み出しは出来ない ( 6 ) .
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Dopth in Water(mm)
図 6 フィルムで測定したプラッグカープ
5-l PSL強
0.1
0.16
2 ●
P r o t o n D to o“ W a t e r l G Y l
図 7 陽子線線量に対するP S L 強度の線形性
度と陽子線線量の比例性
まず、陽子線線量と P S L 強度との比例性を調べたところ、照射後に室温で 9 0 分放置した後
読み出した場合に、約 0 . 1 5 G y の線量までの比例性が確認された ( 図 7 ) . 0 。 2 G y を超える辺り
から、読み出し装置の上限に達した。一回の治療で患者に照射する線量は数 G y のレベルなの
で、治療で照射される総線量を測定するには I P の感度は約 1 桁以上高すぎるということになる。
また、この結果を見る限り、この飽和はI P 自身の特性ではなく、読み出し装置の上限によって
制限されているようである。
- 1 1 -
5-2
Fading特
1生
0 . 1 3 2 G y の線量を付与した場合の f a d i n g
160
200
ＣＣＣ
２４
２２
，
”ｙ■
︲︲ＧＧＧ
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で表されることがわかった。
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l +0.75e】
８・
０
特性を調べた ( 図8 ) 。 2 0 0 分までに得られ
た曲線は全て以下の一本の f a d i n g c u r v e
・
‖:2025
１
ｃ一コのユ
︵■ ヽ一︺ヽ〓“ｒＯ”
約 2 2 ∼ 2 6 ℃ の温度範囲で、0 . 0 1 0 8 -
Tlme after ttradiation t(min。
)
この関数を用い、良い精度で f a d i n g の補
正が可能である。
図8 Fading黎
「
性
5 - 3 応答のエネルギー依存性
イメージングプレートで荷電粒子を測定する場合、他のシンチレーション検出器等と同様、
応答のエネルギー依存性があることが知られている。この現象は、プラッグピークを測定した
場合には飛程終端付近の応答信号の低下として現れるはずである。陽子線のエネルギーが減少
するにつれて、単位飛跡あたりのエネルギー付与 ( L E T ) が増加し、P S L 強度がその場所に付与
された全エネルギーに比例しなくなるからである。この影響がどの程度あるのかを調べたのが
図 9 である。 I P で測定したプラックカープを指頭型電離箱 ( T I C ) で
測定したものと比較してあ
ー
ー
ー
る。プラッグカプのプラト部分で正規化した場合、ピ
クの位置で比較すると、電離箱で
測定した線量分布に比べて 1 割弱の応答の低下が見られる。I P の P S L m a t e r i a l と空気との
阻止能比のエネルギー依存性を考慮すればその差は幾分小さくなるが、それだけではこの不一
致を説明できない。不一致の残りの成分は、主にL E T が増大することによるI P の応答の劣化
に起因すると想像される。しかし、プラッグピーク付近では、同じ位置に異なるエネルギーの
陽子が混在しており、ちょうどI P 中で停止する陽子も存在するので、読み出しの効率とも関連
して、P S L 層のどの深さにエネルギーが付与されるかも問題となってくる。従って、図 9 の測
定結果を定量的に説明することは簡単ではない。
ともあれ、図9 は当センターの水平ビームラインのプラッグピークをI P で測定した場合に ( 上
に述べた広い意味での諸々のエネルギー依存性が寄与した結果として ) 、結果が実際の線量分
布からどの程度歪んでしまうかを示していることは確かである。実際の治療では、このプラッ
グピークを重ねあわせることにより線量分布を形成するので、個々のプラッグピークの歪み具
合さえ分かっていれば、できあがった照射野を I P で測定した場合にどの様な分布が得られるか
は予測できる。予測された分布と実際の測定結果が一致すれば、治療計画が上手く行われてい
ることを聞接的に確認することができる。図 1 0 に示す様に、設計情報が既知のリッジフィル
ターを用いて形成したS o B P の線量分布をI P で測定した結果は予測値と良い一致を示した。
以上述べたことは、 I P の表面にほぼ垂直に陽子線が入射した場合についての結果である。と
ころが、I P に陽子を斜め入射させた場合の応答はまた別のものとなる。傾けたI P は別の特性
を持った放射検出器として振る舞うようである。この現象については、現在調査中である。
-12-
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図 9 1Pと指頭型電離箱で測定したブラッグカープの比較
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図 1 0 1 P と指頭型電離箱で測定した拡大プラックピクと予測値との比較
-13-
5 - 4 照射損傷による応答の劣化
のり返し利用につ
富士フィルムは、汎用 I P ( 保護層を有する B A S ― I I I S , B A S I I I , B A S U R )繰
いて、「普通の利用回数は 1 0 0 0 回程度であるが、機械的損傷がなく検出層の変化がない状態
で正しく使用するなら理論上は無限に何回も繰り返し利用できる。」としている ( 7 ) 。通常の
使用ではX 線や低エネルギーの β線を検出する場合を想定していると思われるが、陽子線など
の粒子線を照射する場合、核反応等によりI P が損傷を受けて特性が変化する可能性がある。図
1 1 はそのプロファイルが二次元のガウス分布で記述される陽子線ビームを未使用の I P に大量
に照射し、その結果として発生する感度の変化 ( 低下) を陽子フルエンスの関数として評価した
ものである ( 8 ) 。照射から1 0 日後、自己放射化が測定に影響を及ぼさないレベルまで減衰して
いることを確認してから、小線量の陽子線を一様に照射し感度の測定を行った。損傷を与える
為に照射した総陽子数およびフルエンス分布を評価した軸の方向に応じて、4 本の曲線が得ら
れた。この結果から、約 5 x 1 0 1 2 p r O t O n s / c m 2 ( 水
に対する陽子線線量で約 3 0 0 0 G y ) を超
える辺りから感度の低下が始まっていることが分かる。
ところが、照射後約 8 ケ月経過してから、再度感度の測定を行ったところ、感度が有意に回
復していることが判明した。その 8 ヶ月間、I P は室温で保管されていた。そこで、数日間5 0 ∼
7 0 ℃ に保温して更に回復するか調べたが、ごくわずかな回復が見られたものの、あるレベル
で回復が停止してしまった。この回復については、現象の再確認も含めて現在調査を続行中で
ある。
5-5
1Pの利用
5 - 3 で調べた様に、 I P で測定した陽子線
ヽ
Spot 1 : Horlzr"nLix 1000
線量分布は実際の線量分布からは多少歪
んでいるので、適切な補正をしないと正
ど厳密な評価が必要ない場合には、その
ままでも近似分布を簡便に測定する方法
として利用可能である。これは、実用上
かなり魅力的である。また、医療施設の
●∝
か〓Ｏｃｇ ●¨コ∽ Ｌｏ，コ●一
しい分布は得られない。しかし、それほ
ように、ビーム状況が日々変化しないこ
spot l:vertl( 罐:x100
ヽ
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ヽ
Spot 2 : Verdr口
ヽ
￨
とが重要な場所では、標準的な照射条件
1
‐
で得られる線量分布が一定であることを、
0.1
101°
良い精度で確認する手段として手軽に使
250 MoV PrOtOn3
BAS:::2025
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1018
101●
F:uenCo I ProtOnarcmal
用することができる。
図H 陽
-14-
子線の過大な照射によるI P の応答の劣化
3 - 2 では、c o n v e n t i o n a l な照射形成方法にもとづく現在の治療の流れについて説明したが、
陽子線治療の現場では、スキャンニング法等を用いた新しい照射野形成法の開発や治療計画の
高精度化に伴い、より精密な線量分布測定法への要望が高まっている。 I P は、これに答える測
定器になる可能性を持っている。
6.ま
とめ
筑波大学陽子線医学利用研究センターを例にして、陽子線治療の現場でどの様な放射線測定
が行われているかを、簡単に説明した。また、新しい測定法の開発の試みとして、陽子線に対
するイメージングプレートの応答特性についても述べた . これらの放射線測定は、治療の効
果・信頼性に直結する重要な技術である。現在、陽子線治療はこれまでの臨床研究段階から普
及段階への過渡期にあり、日本国内でもいくつかの陽子線治療専用施設が新たに建設されよう
としている。それらの施設で良好な治療結果をあげられるかどうかのかなりの部分が、この様
な基礎的な放射線測定技術に依存していることは間違いない。今後、省力化。高精度化・高信
頼化をキーワードとした更なる開発研究が必要である。
参考文献
(1)例
えば、粒子線医科学センター 1 0 年のあゆみ( 1 9 9 0 )
(2) ICRU REPORT 59, Clinical Proton Dosimetry.Part I : Beam Production,
Beam Delivery and Measurement of Absorbed Dose(1998).
(3)早
川吉則 ,放射線医学物理 Vol.18,Sup p.,57(1998)pp.178.
(4) Y. Hayakawa et al.,Nucl.Ins tr. and Meth.A378(1996)pp.627.
(5)A.Nohtomi et al.,Nucl.Ins tr.and Meth.A424(1999)pp.569.
(6)BAS Technical lnformation No.1(富
士フィルム )
(7)BAS Technical lnformation No.8(富
士フィルム )
(8)納
冨他、日本原子力学会 1 9 9 9 年
春の年会要旨集 D53
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