ISSN 2189-3063

放射線治療部会誌
Vol.35No.2 (通巻 61)

2021 年 10 月
公益社団法人日本放射線技術学会
放射線治療部会

目 次 放射線治療部会誌 Vol. 35 No. 2（通巻 61）
・巻頭言
辰 己 大 作.......... 4「魅力ある治療部会を目指して」

松 本 賢 治.......... 7・新任挨拶

篠 田 和 哉.......... 8
廣 瀬 貴 章.......... 9・第 83 回放射線治療部会開催案内
・第 83 回放射線治療部会 発表予稿
シンポジウム「小児放射線治療 ～小児がん治療における放射線治療のススメ～」
1.

座長集約

轟

貴 子

佐 々 木 幹 治........ 12
2．小児における治療計画のポイント

祖 父 江 利 光........ 13

3．小児放射線治療の技術的工夫

谷

4．小児放射線治療の技術的工夫

本 田 賢 治........ 15

5．小児陽子線治療の運用と経験

宮 本 俊 男........ 16

6．小児放射線治療における看護越 智 悠 介........ 17

正 司........ 14

・専門部会講座入門編「災害時に必要な放射線治療の品質管理−治療しても大丈夫？−」

井 上 裕 之........ 18

・専門部会講座専門編「マルチモダリティが拓く脳腫瘍の放射線治療 －有用性と注意点－」

小 野薫........ 19

・第 82 回放射線治療部会 発表後抄録
教育講演 「肺がんに対する最新放射線治療」

塩 山 善 之........ 20

シンポジウム「呼吸性移動を伴う部位への IMRT/VMAT の戦略」
座長集約

宮 崎 正 義林

1．VMAT 呼吸同期照射方法

髙 橋

直 樹........ 30
良........ 32

2．Aperture shape controller を用いた呼吸性移動をともなう標的に対する頑強な治療計画
椋 本 宜 学........ 41
3．胸部領域における Hybrid VMAT 治療計画

上 田 悦 弘........ 50

4．息止め VMAT 照射法の戦略

鈴 木 秀 和........ 57

5．息止め VMAT 照射法の戦略

小 坂 賢 吾........ 61

・専門部会講座入門編「放射線検出器の特性について (円筒形電離箱)」

荒 木 教 行........ 67

2

・専門部会講座専門編「Clinical Introduction of Dual-energy Computed Tomography for Treatment Planning
放射線治療への Dual-energy CT の利用−最高の治療技術を活かすシミュレーション−」
大 平 新 吾........ 75
・寄稿 _治療技術事始め
第八回

レーストラックマイクロトロン－ユニークなシステム構成とビーム特性－

佐 藤 智 春........ 81

・Multi-scale technology
8th.

東洋メディック株式会社

金 井 幸 三山 岡 英 樹...... 102

・第 77 回総会学術大会（横浜市） 座長集約....... 112

・地域・職域研究会紹介
放射線治療研究会の紹介

大 浦 弘 樹...... 122

・世界の論文シリーズ
A phantom based evaluation of the dose prediction and effects in treatment plans, whencalculating on a direct density CT reconstruction.
（Direct Density CT 再構成計算時における治療計画の線量予測と線量効果のファントムベース評価）
Veronika Flatten, Alexandra Friedrich, et al. Radiat Oncol Phys. 2020;21(3):52-61.

吉 田 達 也...... 124

Prostate Stereotactic Body Radiation Therapy: An Overview of Toxicity and Dose Response.
（前立腺定位放射線治療：障害と線量応答の概要）
Kyle Wang, Panayiotis Mavroidis, et al. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2021;110(1):237-248.
永 井 良 明...... 129
An error detection method for real-time EPID-based treatment delivery quality assurance.
Victor Gabriel Leandro Alves, Mahmoud Ahmed, et al. Med Phys. 2021;48(2):569-578.
長 瀬 大 輝 ...... 133

3

放射線治療部会 巻頭⾔「魅⼒ある治療部会を⽬指して」

都島放射線科クリニック

⾠⼰⼤作

2021 年度の春より，⼩⼝宏先⽣に代わりまして放射線治療部会⻑を拝命致しました．若輩者ですが，放射線治療を担っておられる皆さま⽅のお役に⽴てるように，治療部会委員と共に頑張りたいと思いますので，どうぞよろしくお願い致します．
放射線治療部会では，例年，座学講習と実機講習のセミナーを実施してきました．毎回多くの⽅にご参加いただき感謝を申し上げます．今年度のセミナーですが，2021 年は，まだwith コロナの真っただ中，東京オリンピック 2020 の期間中に緊急事態宣⾔が発出される状況でもあり，実機講習を実施することはできませんが，ウェブを活⽤しながら情報発信を継続していきます．
最近のセミナーの動向ですが，2020 年 11 ⽉に「実践 放射線治療技術学 放射線治療装置を⽴ち上げよう」が発刊され，本書とコラボしたセミナーを展開しています．本書は，⽇本
放射線技術学会誌 74 巻 7 号から 76 巻 8 号まで 2 年にわたり掲載された教育講座「放射線治療装置を⽴ち上げよう」を，1 冊にまとめた実践的な放射線治療技術の専⾨書で，放射線治療装置を⽴ち上げる際に必要な知識と経験が詰まっています．放射線治療装置の⽴ち上げに関与できる機会は，
⼈⽣に 1 度か 2 度程度，また，10 年経てば技術も進歩しますので，本セミナーにより知識のアップデートをして頂けたらと思います．本セミナーの次回予定は，2022 年
1 ⽉です．東北地⽅での対⾯形式か，感染状況によってはウェブ開催になる模様です．

＞本書のご購⼊は技術学会の書籍ウェブショップからhttps://service.jsrt.or.jp/ec/index.cgi?t=view_page&m=item_detail&item_id=694

2021 年度に予定していた実機講習「基準ビームデータを⽤いた治療装置導⼊を考える」
は，現地での開催が難しいため，ウェブに切り替えてお届けすることになりました．ここ数
年，放射線治療装置の導⼊期間を短縮する取り組みがなされています．ビームデータを測定しないで本当に⼤丈夫なのか？そのような疑問を解消すべく，本セミナーでは，導⼊期間短縮時に押さえておくべきポイントについて考えることをテーマにしています．本セミナーの次回開催は，2021 年 11 ⽉ 27 ⽇にウェブ開催にて実施します．
なお，⽇本医学物理学会より「基準ビームデータを使⽤した放射線治療装置及び放射線治療計画装置の導⼊に関するガイドライン」が発刊されていますので，導⼊期間の短縮を検討されている⽅は，必ず⼀読ください．
＞基準ビームデータを使⽤した
放射線治療装置及び放射線治療計画装置の導⼊に関するガイドライン
https://www.jsmp.org/wp-content/uploads/guideline_beamdata.pdf
過去に実施してきた，⽔ファントムを⽤いた測定に関する実機講習については，現在，
e ラーニングとして，JSRT 動画チャンネルにアップロードされています．ご興味のある⽅
は，ぜひご覧いただけたらと思います．
＞JSRT 動画チャンネル「放射線治療線量計測 講座」
https://jsrt.tv/?sfwd-courses=c15
これらの 2021 年度のセミナーは，「Go To JSRT」キャンペーンの対象になっています．
JSRT 会員の⽅は，クーポンコードを⼊⼒することで参加費が 1,000 円引きになりますので，必ず参加費を振り込む前に，以下のサイトをご確認の上，ご対応ください．
多くの皆さまのご参加をお待ちしております．
＞「Go To JSRT」キャンペーン
https://www.jsrt.or.jp/data/news/44667/

5話題を変えまして，放射線治療業界の最近の動向について触れておきたいと思います．
今年より，本邦でも本格的に MRI や CBCT を⽤いた即時適応放射線治療（ART）が可能な装置が承認，導⼊され始めました．わずか 20 年で，リニアックグラフィーの世界から，MRI
による位置照合まで来るとは，私にはまったく想像ができませんでした．現在は，JASTRO
を主体として，ガイドラインの整備が進められているところです．
⾝近な話題としては，AAPM TG-198：An Implementation Guide for TG 142 Quality
Assurance of Medical Accelerators が発⾏されます．このレポートは，本邦におけるリニア
ック品質管理の主流となっている AAPM TG-142 の具体的な⼿順を提供するガイドライン
です．TG-142 では触れられていない，VMAT に関する記述も追加されています．ぜひ，⼀度⽬を通して頂けたらと思います．なお，この話題は JRC2022 でも取り上げる予定にしております．お時間がありましたらご覧いただけたらと思います．
＞AAPM TG-198（Free Access）
https://aapm.onlinelibrary.wiley.com/doi/10.1002/mp.14992
放射線治療部会では，学会⼤会での講演やセミナーを通して興味深い内容を発信し，魅⼒ある治療部会を⽬指して頑張りたいと思います．引き続きよろしくお願い致します．

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委員就任にあたり

この度，近畿地区の放射線治療部会委員を拝命いたしました近畿大学病院の松本賢治と申します．
私が放射線治療部門の配属となったのは，2001 年の春のことで徳島大学を卒業して，なんのツテもない大阪の近畿大学病院に就職をした初日でした. 胸部のレントゲン撮影や病室ポータブル撮影を経験する前に放射線治療業務に従事した方は全国でもほとんどいないと思いますが, 当時は本当に猫の手も借りたいほどの忙しさで, 診療放射線技師の新人教育という概念よりも優先されるものがあった時代でした. 2000 年代初頭は IMRT が国内で開始され高精度放射線治療時代の幕開けといった時節でありましたが, 同時に国内で誤照射の報告が多く出た頃でもありました. 今思い返すと, 右も左もわからない新人にとっては,
ただただ忙しかったという事と放射線治療はちょっとしたミスでもたくさんの患者に影響を及ぼす可能性があるという記憶が刻まれました.
時は流れて, 勉強会や学会活動を通して研鑽を積ませていただきこの度, 辰己新部会長のもとで治療部会の部会委員を担当させていただくこととなりました. 昔とは異なり放射線治療の分野においても IGRT 装置が普及したことで kV 領域の X 線を使用することが身近になりました. また, ART の実現においては CBCT や MRI などの基礎的な知識も必要となり放射線治療の領域はいよいよ総合的知識および技術を必要とする時代になったと感じています.
個人的に治療部会は, 今後ますます多様な情報発信をすることが必要になると感じております. 微力ではありますが, 部会員の皆様に有益な情報が提供できるように努めて参りますのでどうぞよろしくお願いいたします.

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委員就任挨拶〜「これまで」と「これから」〜

この度，放射線治療部会委員の関東地区を御担当されておりました国立がんセンター東病院

有路貴樹先生の任を引き継ぎ，新たに委員を拝命いたしました，茨城県立中央病院 篠

田和哉と申します．本誌上をお借りして御挨拶を申し上げるとともに，就任にあたり所感を述べさせていただきます．
『想像力（空想力）を育てよう』「これまで」：放射線治療に従事し,まだ右も左もわからない頃，とはいえ齢も 20 代後半でしたので多少は社会の仕組みも理解し，照射の臨床業務をがむしゃらに頑張り，患者様に気持ちよく治療を受けて頂くことを念頭に置きながらやって参りました．併行して治療計画
や線量計測の技術を身につけるべく勉強のため全国に足を運び，小口前部会長をはじめ多くの諸先輩方から知識，技術，そして考え方を学ばせていただきました．得られた知識と技術を如何に自施設にフィードバックできるか？を想像し，身体を動かすことで多くの事を会得することができました．
「これから」：コロナ禍において，少なからず生活様式は変化しました．学会，研修会はオンライン開催となり，最初は戸惑いもありましたが徐々に慣れてきたと思います．これらは“ニューノーマル”となり，今後も利用し続けられるでしょう．私も含め，紙ベースで書籍・論文等を読んできた人間にとっては，文章から読み取れる“イメージ”を想像し，時には空想も交えながら新たな研究へと発展させてきたように感じます．近年，デジタルデバイスや動画サイトの充実により，目と耳から得られる情報が強く目立ちます．有益（でありそう）な
情報が直ぐに得られることから，それが「正解」とされ，想像力（空想力）が育たなくなり，技術の発展の妨げになるのでは？とも危惧しております．ぜひこの考えが間違いであることを本業界の後輩たちに証明して頂きたいと思います．
微力ではございますが，放射線治療部会および放射線治療業界全体の発展に繋がるよう精進して参りますのでどうぞ宜しくお願いいたします．

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委員就任にあたり

この度，前任の東洋メディックの中口裕二様より引き継ぎ，九州地区の放射線治療部会委員を拝命いたしました九州大学病院の廣瀬貴章と申します．
私は，九州大学出身で，九州大学病院に就職し，十数年ほどになります．生まれてこの方
ずっと九州におりますので，この場をお借りして，全国の放射線治療部会のみなさまに自己紹介をさせていただきたいと思います．まず，私は就職して初日から放射線治療部門に配属となりました．そのため，胸写や CT よりもリニアックグラムをはじめに撮影したという，
当施設の中ではなかなかレアな存在です．また，学部生時代の研究テーマも治療関連であったりと，そのような縁あってこれまで放射線治療に関わって参りました．
当院では，3 台のリニアックと RALS を所有しており，日常業務では品質管理業務や治療計画業務，小線源治療を主に担当し，奥深い計測の方法や新たな医療技術など勉強の毎日です．今後は，適応放射線治療の導入などさらに取り組むべき課題も多く，治療分野における目覚ましい技術の発展を実感しております．
また，研究活動については，これまで前立腺がんの放射線治療における PTV マージンの検討などを主に行ってきました．最近では，肺がんの予後予測に関する Radiomics 解析やデープラーニングを用いた研究に取り組んでいます．
昨今のコロナ禍において，学会活動についても大きく変化し，対面ではなくオンラインあ
るいはハイブリットといったものが主流となっています．対面で出来ないことによるデメ
リットもありますが，私のような地方の人間にとっては参加への敷居が低くなり，メリットが大きいとも感じています．このような状況下で，放射線治療部会の委員としての活動におきましても，少しでも会員の皆様のお役立つことができますよう，精一杯努めたいと思っております．何分初めてのことばかりで，色々とご指導いただくこともあるかと存じますが，どうぞよろしくお願い致します．

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第83回放射線治療部会開催案内
教育講演［放射線治療部会］ 10月17日(日) 9:00～10:00
司会(第1会場)

公益財団法人 がん研究会有明病院

中島 大「小児がんの放射線治療」
東京都健康長寿医療センタ－ 角
第83回放射線治療部会

10月17日(日) 10:00～12:00

美奈子(第1会場)「小児放射線治療 ～小児がん治療における放射線治療のススメ～」
座長

徳島大学大学院佐々木

神奈川県立こども医療センタ－

幹治

轟 貴子

1．小児における治療計画のポイント
国立研究開発法人 国立がん研究センタ－ 祖父江 利光
2．小児放射線治療の技術的工夫
大阪急性期・総合医療センタ－(大阪母子医療センタ－)谷正司

3．小児放射線治療の技術的工夫
日本大学医学部付属板橋病院 本田 賢治
4．小児陽子線治療の運用と経験
筑波大学陽子線治療センター

宮本俊男

5．小児放射線治療における看護広島大学病院 越智 悠介
専門部会講座(治療)入門編

10 月 16 日(土) 8:30～9:20 (第 6 会場)
司会 近畿大学病院

松本 賢治「災害時に必要な放射線治療の品質管理－治療しても大丈夫？－」
大阪市立総合医療センタ－ 井上 裕之
専門部会講座(治療)専門編

10 月 15 日(金) 12:30～13:20 (第 5 会場)
司会 都島放射線科クリニック

辰己

大作「マルチモダリティが拓く脳腫瘍の放射線治療 －有用性と注意点－」
広島平和クリニック

小野

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薫

放射線治療関連のプログラム
実行委員会・学術委員会合同企画

10月17日(日) 12:10～14:10 (第1会場)「COVID 19に対する放射線技術学の活用」
コロナ禍における放射線治療の継続
都島放射線科クリニック

市民公開講座10 月 17 日(日) 14:30～16:30

辰己

大作(第 1 会場)「医療における放射線の利用 －その歴史と技術の進歩－」
放射線治療の最前線
名古屋大学大学院

小口 宏

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― 第 83 回（熊本市）放射線治療部会 シンポジウム －小児放射線治療～小児がん治療における放射線治療のススメ～

1. 座長集約
神奈川県立こども医療センター
徳島大学大学院

轟 貴子

佐々木 幹治第 83 回放射線治療部会シンポジウムのテーマは「小児放射線治療～小児がん治療における放射線治療のススメ～」である．日本では，小児がんの患者数は年間 2500 人～3000 人であり，小児人口 100 万人あたり 90～130 人といわれる．成人がん患者数の約 1/200 であり，非常に少ない症例数である．また，小児がんは発見されにくく，がんの増殖も速いことから成人のがんと比べて化学療法や放射線治療に対する効果が極めて高いという特徴を有している．ここ数十年の医療の進歩により，70～80％が根治対象となる．小児がんは，症例数が少なく種類も多いため，経験豊富な病院での治療が望まれる．また，小児がんは成人がんと比べて同一組織型であっても治療法や治療効果が異なることも多い．しかし，小児がんは一定の割合で地域の病院で実施されているのも事情である．小児がんの放射線治療では，腫瘍の制御はもちろんであるが，成長過程における発達障害，認知機能の低下，二次発がんなどの晩発障害のリスクとのバランスが非常に重要である．また，小児に対する放射線の影響は成人とは異なり，治療手法も特殊で専門性が非常に高いものとなっている．そこで，本シンポジウムでは小児がんの放射線治療に経験豊富な 5 名の先生方をお招きし，放射線治療計画のポイントや実際の治療方法，小児患者への関わり方などについて詳細にご報告いただく予定である．奮ってご参加ください．

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― 第 83 回（熊本市）放射線治療部会 シンポジウム －小児放射線治療～小児がん治療における放射線治療のススメ～

2. 小児における治療計画のポイント
国立がん研究センター中央病院

祖父江 利光

小児がんの基本的な治療方針は, 全身化学療法を中心として, 局所療法である手術と放射線治療を組み合わせた集学的治療である. 目覚ましい化学療法の進歩により, 術前治療を行い二期的手術が比較的安全に行えるようになった. その結果, 放射線治療においても術後照射の照射線量をいかに少なくし, 有効な時期に適切な照射を行うかが重要となっている.
小児における放射線治療を開始するにあたっては, 理論的視点から小児の発達段階の特徴とそ
れぞれの時期によるストレス要因を考慮し, 放射線治療の説明時期と説明ポイントも含めて治療方針決定時からチームとしてどのように関りを持つか予め検討することが重要である. それを踏まえて固定具作成や治療計画用 CT 撮影を円滑に行う. 治療計画の基本は治療計画ガイドライン
を参考に３DCRT や VMAT 等は短時間で行えるプランにすること, エネルギーや処方線量等にも注意が必要である. また, 周辺臓器や OAR の線量低減には成人以上に配慮する.

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― 第 83 回（熊本市）放射線治療部会 シンポジウム －小児放射線治療～小児がん治療における放射線治療のススメ～

3. 小児放射線治療の技術的工夫
大阪急性期・総合医療センター
大阪母子医療センター
谷 正司
小児の放射線治療は放射線治療の全件数の 1%程度である．このため多くは小児がん拠点病院等に集約化されるため，一般的な放射線治療施で経験することは少ない．しかし，地域的な理由や保護者の状況によっては，一般の施設でも受け入れる場合もあると考えられる．
小児の放射線治療はその病態から，件数が少ない上に，早急な対応が求められることが多い．
一般施設の放射線治療では，その患者数の増加も相まって，週単位・月単位で対応することが多いが，小児は日単位での対応が求められることが少なくない．このため，事前の環境つくりなど
小児専門の施設であるから可能であるという対応もあるが，職種間の連携やちょっとした工夫など，一般の施設においても参考にしていただける内容も含めて紹介できればと考えている．

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― 第 83 回（熊本市）放射線治療部会 シンポジウム －小児放射線治療～小児がん治療における放射線治療のススメ～

4. 小児放射線治療の技術的工夫
日本大学医学部附属板橋病院

本田 賢治

小児放射線治療において，体位保持が困難という小児ならではの問題がある．そのため施設ごとに様々なプレパレーション・ディストラクションを駆使し治療に望み，それでもなお体位保持が困難な場合は,止むを得ず鎮静剤や麻酔を投与し治療を実施する．小児患者のことを思えばもっと手厚いプレパレーション・ディストラクションを施したいところだが，施設ごとに独自の業務形態や体質があり，月並みな治療手順に至っているという施設も多いのではないのだ
ろうか．実際に成人患者が大半を占め，小児患者に至っては治療患者全体の数％にしか満たない自施設もそのうちの一つである．
'ハードやソフト'の日進月歩の技術の恩恵を受け治療精度を担保することはもちろんであるが，今回は自施設で行っているセットアップから治療が終了するまでの時間を，いかに'人'が効
率良くスピーディに行うことで短縮しているかを紹介したい．その一例として，小児患者が治療寝台に居ない状態でプロジェクションのための事前作業を行っている．これにより，一分一秒を無駄にすることなく，Intra-fractional setup error(照射中の小児患者の動き)の低減，更には小児患者の肉体的・精神的苦痛を軽減することに繋がると考えている．

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― 第 83 回（熊本市）放射線治療部会 シンポジウム －小児放射線治療～小児がん治療における放射線治療のススメ～

5. 小児放射線治療の運用と経験
筑波大学陽子線治療センター

宮本 俊男

放射線治療のひとつである陽子線治療は，X 線治療に比べて正常組織の影響を最小限にする
ことができる特徴を備えている．そのため近年は２次がん等の減少が期待される小児放射線治療の分野で特に活用が期待されており，2016 年より前立腺，一部の頭頸部癌，骨軟部腫瘍に先んじて保険適応となっている．ただし，小児の症例数増加に伴い小児放射線治療特有の問題も抱えることになり，治療時の固定方法や安全性の担保，鎮静の準備や小児科との調整など様々な困難も増えることになり，円滑な小児治療を行うために多くとりくみを行ってきた．筑波では保険適応に先駆け，2011 年より小児陽子線治療に特化した多職種チームの編成やカンファレ
ンスを開始し，情報共有のためにツール使用やプリパレーション導入や治療環境整備など小児のためのワークフローを作成し，幅広い年齢の小児に対応してきた．そこでこれまで経験してきた症例を元に，小児陽子線治療における運用上の特徴や工夫などの経験を紹介する．
小児患者とその両親のためにわかりやすく作成した「陽子線紹介動画」

小児患者のストレス軽減を目的とした環境整備(2014.11 月完成)

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― 第 83 回（熊本市）放射線治療部会 シンポジウム －小児放射線治療～小児がん治療における放射線治療のススメ～

6. 小児放射線治療における看護広島大学病院

越智 悠介

小児がん拠点病院では各職種が専門性を活かして協力し，全人的な小児がん医療及び支援を提供することが求められる．そして小児に対する治療を高い質で提供するには子どもが主体的に治療に臨む必要がある．小児放射線治療における看護とは，子どもが主体的に治療に臨むことができ，子どもとその親が安心安全に治療完遂できるよう支援することだと考える．当院では，小児
放射線治療におけるチーム医療の重要性を鑑みて，放射線治療を受ける子どもやその親が安心して放射線治療に臨めるように 2013 年から多職種が連携した小児放射線治療に取り組んできた．
私からは小児放射線治療におけるチームを構成する様々な職種の役割とこれまでの経験から得たことを紹介する．そして放射線治療を受ける子どもやその親が安心安全に治療を受けるためには何が必要かについて議論させていただきたい．

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― 第 83 回（熊本市）放射線治療部会 専門部会講座(治療)入門編 －「災害時に必要な放射線治療の品質管理−治療しても大丈夫？−」

大阪市立総合医療センター 井上 裕之
日本はその位置，地形，地質，気象などの自然的条件から，災害が発生しやすい国土となっている．世界の約 0.25％という国土面積に比較して地震の発生回数は極めて多く，世界で発生する
マグニチュード 6 以上の地震の約 2 割が日本周辺で発生している（2003 年〜2013 年）1）．東日本
大震災(2011 年)や熊本地震(2016 年)のような震度 7 クラスの地震が発生した場合，多くの施設で何らかの被害を受けることが予想され，放射線治療の実施は困難になる可能性が高いが，震度 4〜5 の地震では甚大な被害を受けることが少ないことから放射線治療の継続は可能といえる．しかし，放射線治療の品質保証に関する海外の代表的なガイドラインである AAPM TG-142 2)や国内のガイドライン等 3)4)には，災害時に必要な治療装置の精度検証について詳しい記載はない．災害時は日常では想定しえない装置の不具合，故障等が発生する可能性があり，近隣の施設も同様の被害が起きることが想定されるため，装置メーカーのサポートを速やかに受けられない可能性もある．限られたリソースを有効に機能させる上で，われわれユーザー自身が装置の被害状況を把握し，装置の稼働の可否を判断する必要があるといえる．
近年は地震だけでなく，全国各地で豪雨，台風などの災害も頻発している．放射線治療かたろう会では，2018 年に発生した大阪北部地震，台風 21 号の被害状況と実施された対応について，
関西地区の放射線治療施設へアンケート調査の実施，ならびに装置メーカーから過去の災害時に発生した装置の不具合情報を収集した．本講演では，調査結果からみえてきた，治療装置の構造と災害時の不具合発生箇所の関係，震災時に確認が必要となる画像誘導放射線治療（IGRT：Image-guided radiotherapy）の品質管理の重要性について述べる．

参考文献
1） 内閣府「平成 26 年版防災白書」
2） Klein, E.E., Hanley, J., Bayouth, J., et al ; Task Group 142 report: Quality assurance of medical
acceleratorsa). Med. Phys., 36: 4197-4212. 2009.
3） 日本放射線腫瘍学会編．外部放射線治療における QA システムガイドライン 2016 年版．金原出版．2016.
4） 岡本裕之. 詳説 放射線治療の精度管理と測定技術─ 高精度放射線治療に対応した実践
Q&A─. 2012．

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― 第 83 回（熊本市）放射線治療部会 専門部会講座(治療)専門編 －「マルチモダリティが拓く脳腫瘍の放射線治療」― 有用性と注意点 ―広島平和クリニック 高精度がん放射線治療センター 小野 薫
悪性脳腫瘍の多くは正常脳組織へ浸潤性に発育するため，手術で根治するのが困難である．一方，放射線療法においては強度変調放射線治療や定位放射線照射など高精度な照射法が可能となり，その貢献度がさらに高くなった．それに伴い，マルチモダリティによる画像誘導がこれら照射技術を支援するう
えで必要不可欠となった．本講演では，脳腫瘍の放射線治療におけるマルチモダリティ画像の有用性や注意点に着目して解説する．今回は脳腫瘍の中でも放射線治療貢献度の高い 2 病変に焦点を当てた．
はじめに，悪性神経膠腫の照射範囲について解説する．悪性神経膠腫の治療成績は現在も決して満足できるものではなく，課題が多い症例のひとつである．各種ガイドラインでは造影 MRI と T2 強調画像
を基準に輪郭定義を行うよう推奨しているが，近年は代謝イメージングである MR スペクトロスコピー
やメチオニン PET による血管性浮腫と腫瘍浸潤性浮腫を分離する重要性が報告されている．一般的に広く実施されている FDG-PET は正常脳に高い集積を呈することから頭部領域の検査に不向きだが，メチ
オニン PET は正常脳や炎症性病変への集積が低く脳腫瘍の検査に期待されている．しかし，その集積は全体的に低く閾値設定により集積の範囲が変化する．その効果的な対処法のひとつとして，FDG-PET とメチオニン PET の両者から画像再構成したデカップリング画像ついても触れる．
次に，脳定位放射線照射後の放射線脳壊死鑑別について紹介する．放射線脳壊死を発症すると血液から脳組織への物質の移行を制限する血液脳関門が破綻し，造影 MRI で再発病変と同様の造影効果を認める．したがって，日々の診療において再発と脳壊死の鑑別にしばしば苦慮する．
『症候性放射線脳壊死診
療ガイドライン』では，代謝イメージングをはじめとしたマルチモダリティ画像による脳壊死鑑別を推奨している．本講演ではガイドラインの紹介とともに，近年注目されている造影 75 分後の遅延造影 MRIを用いた新しい評価法であるコントラストクリアランス法の可能性についても解説する．
最後に，われわれの研究グループで開発したゲル線量計と画像解析を組み合わせた脳放射線治療に対する３次元線量評価や位置精度試験について，研究成果を交えて紹介する．ポリマーゲル線量計では MRI，
ラジオクロミックゲル線量計では光学 CT やフラットベッドスキャナが読み取りに使用されており，品質管理において様々な画像が利用されている点について再確認していただきたい．
以上のように，脳腫瘍の放射線治療におけるマルチモダリティ画像の有用性は当然のことながら，その画像特性や注意点を十分に理解することが重要である点についても講演の中で強調したい．

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第 82 回放射線治療部会（横浜） 教育講演

Recent Advances of Radiotherapy for Lung Cancer
肺がんに対する最新放射線治療
九州国際重粒子線がん治療センター

塩山

善之

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第 82 回放射線治療部会（横浜） シンポジウム「呼吸性移動を伴う部位への IMRT／VMAT の戦略」

座長集約
藤田医科大学 林 直樹
大阪国際がんセンター 宮崎正義

第 82 回放射線治療部会は「呼吸性移動を伴う部位への IMRT/VMAT 戦略」をテーマとして JRC2021の会期中に開催された．IMRT や VMAT は本邦での臨床導入時には前立腺や頭頸部の限られた部位のみでの実施であったが，近年では全身の固形腫瘍にまで適応されるようになった．直近のトピックとしてはⅢ期肺がんに対して IMRT や VMAT と薬物療法を併用した治療レジメンが発表され，その治療効
果が国際的に注目されている．国内でもその治療効果は集積しつつあるところであり，IMRT や VMATの胸腹部領域への適用拡大は考察すべき喫緊の課題である．IMRT や VMAT のメリットは標的腫瘍への線量集中性を高めるとともに，リスク臓器の線量を低減させることができることである．その一方で，胸部や腹部などの呼吸性移動，生理学的体内運動を伴う部位に関しては対応が必要である．呼吸性移動対策に関しては，体幹部定位照射が導入され始めた頃より，自由呼吸下(呼吸抑制)照射法，呼吸同期照射法，標的追跡照射法の 3 通りの技術が提案・実装されてきた．それらの技術的利点や問題点は十分に議論されてきたところではあるが，IMRT や VMAT は定位照射と異なり，マルチリーフコリメー
タの動作や線量率の変化といった複数の照射パラメータが不確定因子として照射の正確度・精度に大きく影響を与える．今回のシンポジウムでは，胸腹部領域の放射線治療において先進的に IMRT や
VMAT を用いている 5 名の先生をシンポジストとしてお招きし，CT 撮影，治療計画，呼吸性移動対策，照射法に焦点を当て，議論を行った．
JRC2021 はハイブリッド開催であり，座長 2 名のうち 1 名(林)は現地(パシフィコ横浜国立大ホール)，
もう１名(宮崎)はオンラインでの参加であった．5 名のシンポジストのうち，2 名(高橋先生，鈴木先生)
は現地，残りの 3 名(椋本先生，上田先生，小坂先生)はオンライン参加というまさにハイブリッドシン
ポジウムであった．
高橋先生からは VMAT 呼吸同期照射法を実施する際のその手技と注意点について発表がなされた．
呼吸性移動による影響として，Blurring，Interplay effect，照射回数による平均化を挙げられた．国立がん研究センター東病院では呼吸指導などの介入は特に行わずに Amplitude ベースの呼吸同期照射が実施されているとのことであった．発表中では Amplitude ベースと Phase ベースそれぞれのメリットとデメリットが示されており，それらを勘案した結果この手法が採択されたとのことであった．その線量検証の結果から，上記 3 つの因子についての考察がされており，Interplay effect の影響は許容できる変化であると示されていた．その詳細についてはこの後の後抄録に記載されているので精読されたい．
続いて椋本先生より，Aperture shape controller を用いた呼吸性移動を伴う標的に対する頑強な治療計
画の手法について発表がなされた．頑強(Robust)な治療計画の概念は陽子線や粒子線の治療計画では積極的に取り入れられている考え方であるが，線量分布や線量率のような物理的な影響のみならず，移動などの要素も含めて極力不確定度を低減させる手法である．光子線の物理的特性は粒子線に比べて急峻な変化はないものの，IMRT や VMAT 独特のマルチリーフコリメータ動作や線量率変化等に対する不確定度については考慮する必要がある．その概念を前提に置いた実践的な報告であった．
引き続いて，上田先生より胸部領域における Hybrid VMAT 計画と題して発表がなされた．胸部領域30

における VMAT の注意点として標的への線量集中性のみならず，肺や脊髄などのリスク臓器の線量制約の達成も考慮しなければならないということであった．そのために，Beam arrangement やビームウェ
イトをどのように設定するべきかについて言及されていた．実際の治療計画を題材に，ビームウェイトが異なる場合での線量分布の違いや DVH が提示された．食道のような頭尾方向に長く，容積の大きい症例に対して Hybrid VMAT は有効であることが示された．
4 人目のシンポジストとして鈴木先生から息止め照射における戦略と題し，Elekta の装置を用いた息止め照射法の実際と注意点が紹介された．息止めのツールとして Abches を利用し，体表面監視装置として VOXELAN を併用した息止め照射法が提示され，その具体的なワークフローと注意点が示された．
この照射を行うにあたり，複数の治療計画装置(Pinnacle, Eclipse, Xio, Raystation)による立案が可能であるが，それぞれの治療計画装置の特性により 1 セグメントあたりの MU 値や線量率の変化が異なるとのことであった．その詳細は後抄録に記載されているので精読されたい．
最後のシンポジストとして，小坂先生より肺癌・肝臓癌に対する呼吸停止下 VMAT 照射と題して，
Varian の装置を用いた息止め照射法の紹介がなされた．
息止めのツールとして鈴木先生と同様に Abches
を用いており，audio-visual coaching も併用して実施しているとのことであった．照射法選択のフローチ
ャートが示され，呼吸停止照射を実施するその Criteria は呼吸による腫瘍の移動距離が 10 mm 以上であり息止めの実施が可能な場合とのことであった．治療計画 CT については 4DCT が原則であるが，2 日目と 3 日目の 2-3 回目の CT 撮像が行われそれらの取得画像から Inter-fractional と intra-fractional の呼吸停止位置の再現精度を評価しているとのことであった．これらの詳細は後抄録に記載されているので精読されたい．
呼吸性移動を伴う部位に対して IMRT や VMAT を実施する際には様々なアプローチがあるが，今回のシンポジストの先生からの発表が示すようにその考え方や手技，注意点について微妙に異なっている．しかしながら，標的に対して十分な線量を照射し，リスク臓器のスペアを確実にするというゴール
はどの施設も同じように定めるゴールである．今回のシンポジウムが，現在呼吸性移動を伴う領域へ
IMRT や VMAT を実践している・もしくはこれから実践する施設に対して有益な情報収集の機会になったのではなかろうか．

会場の様子

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1. VMAT 呼吸同期照射方法
Strategy of amplitude gating for respiratory gated VMAT
国立がん研究センター東病院 髙橋 良

1. VMAT 呼吸同期照射法の概要
IMRT/VMAT は，ターゲットカバレッジを増加しながら正常臓器の線量低減が図れる照射方法である．近年，特に肺がんなどの呼吸性移動を伴う部位に対しても適用が拡大されており，肺がんに対する IMRT を許容した初めての臨床試験である RTOG0617 において，線量増加による局所制御率への有意性は示されなかったものの，Grade3 以上の重篤な肺臓炎の発生頻度が有意に低下したと報告している（表１）．また，この報告の中で，肺がんに対する IMRT は推奨されるべき治療法とも述べられている 1)．
加えて，近年増加傾向にある免疫療法併用の治表 １ 3D-CRT と IMRT の Grade3 以上の放射線関連有害事象発生率

験 に お い て も ，
IMRT/VMAT を必須とす
る試験も存在しており，
そのような情勢の中で当院でも 2020 年 4 月より肺・食道の VMAT を開始した．
呼吸性移動を伴う部位に対する VMAT を実施する上で，呼吸性移動による影響を考慮する必要がある．代表的なものについて以下の３つが存在し，それぞれ対応方法は異なってくる．
① Blurring2)
呼吸性移動などの動きによって線量分布にボケが生じる現象．多くが照射野辺縁で発生し，十分なマージンを付加することで対応可能．
② Interplay effect2)
呼吸性移動と MLC 駆動の相互作用により，主にターゲット内に線量の増減を生じ，線量分布が歪む現象．Blurring と異なり，マージンでは対応不可とされているため，その影響の度合いについて把握する必要がある．
③ 照射回数による平均化 3, 4)
上記の２つの効果による線量分布の歪みが，照射回数によって平均化され影響の度合いが変化する．一般的に，照射回数が増えるほど平均化効果により線量分布の歪みによる影響が小さくなる．

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呼吸同期照射法について，同期方法として２種類存在
し，図１に示すようにそれぞれ特徴がある．当院では直感的な分かりやすさから腹壁の高さで同期を制限する
Amplitude ベースの同期照射法を採用している．また，呼吸管理についても原則呼吸指導等の介入はせず，自由呼吸気下で同期照射を実施している．

図 １ 呼吸同期照射法の種類とそれぞれの特徴

2. VMAT 呼吸同期照射法の実際
2-1 コミッショニング
呼吸性移動を伴う部位に対する VMAT を実施する上で，呼吸性移動による VMAT への影響について先行研究を参考に検討を行った．Dyce らによる報告 5)では，3DCRT，IMRT，VMAT それぞれに対して呼吸性移動量と同等のマージンを付加した場合に CTV 線量が担保されるか検討を行っており，2.6 cm の呼吸性移動量に対して検討を行った結果，CTV カバーは 3DCRT，VMAT では確保され，IMRT では VMAT に比べ CTV カバーが低下し，かつ線量分布の再現性が乏しかったと報告している．
当院においても同様の検討をファントムによる単純な測定系で実施した（図２）．さらに，照射回数による影響を検討するため，呼吸性移動を加味した線量計算（疑似４次元線量計算）システムを利用し呼吸性移動による線量分布への影響をファントムと臨床例５例について確認した．
2-1-1 ファントムによる単純測定系での呼吸性移動による影響の検討
Dyce らの報告と同様に，呼吸性移動量とマージン量が同じであれば，CTV への線量が確保されるか検討を行った．呼吸性移動による影響の検出が容易となるよう仮想的に頭尾側に傾斜のある
ターゲットを採用し，呼吸性移動量を足側へ 5，10，20 mm，周期３秒で動作することを想定し検証を行った（図２）．治療計画は，6MV の 1arc で処方線量は D95％処方で 2Gy/fr となるようプランを作成し実施した．作成したプランについて電離箱による評価点線量検証，フィルム（EBT3）による線量分布検証を実施し評価を行った．

図 ２ ファントムによる単純測定系を用いた呼吸性移動による影響の検討．(a)治療計画．(b)検証に使用した頭尾側に傾斜のあるターゲット，矢印は移動方向を示す．(c)検証に使用した動態ファントム33

電離箱による評価点線量検証の結果は，呼吸性移動量 5，10，20 mm でそれぞれ 1.3%，1.1%，
1.2%となり，呼吸性移動量に応じた線量変化は認められなかった．次に，呼吸性移動量 10 mm での線量分布検証結果を図３に示す．全体的に線量差が認められるものの，CTV の領域において処
方線量を下回ることはなく線量が担保されていることを確認した．こちらについては，呼吸性移動量が変化した場合であっても同様の結果となった．

図 ３ 呼吸性移動量 10 mm での線量分布検証結果．(a)アイソセンター面における線量差を表しており，図中の紫の領域が CTV を表す．(b)頭尾側方向の線量プロファイルの結果，図中の紫の範囲は CTV を示し，青の範囲は付加したマージンを示す．
以上の結果から，呼吸性移動量に応じたマージン量を付加することでターゲットへの線量が担保されることが確認でき，当院では呼吸性移動対策ガイドライン 6)に則り，対策の対象を呼吸による三次元移動長が 10 mm を超えるものとし，４次元 CT による呼吸性移動解析結果を基に適切なマージンを付与する運用としている．
2-1-2 疑似４次元線量計算を用いた呼吸性移動による影響の検討
疑似４次元線量計算システムの概要について，図４に示す．線量計算へ呼吸性移動を反映させるために，プラン情報と呼吸性移動情報を利用し，プランのコントロー
ルポイントを呼吸位相ごとに分割
し，呼吸位相ごとのプランを再作成する．呼吸位相ごとのプランのアイ
ソセンタ情報に呼吸性移動を反映させることで模擬的に呼吸性移動を加味した線量計算を実現している．複数の照射回数の検証には，照射タイ
ミングを乱数で決定し，全照射回数で平均させることで実現させており，前項のファントム検証に加え，10
mm 以内の移動量で実施された臨床図 ４ 疑似４次元線量計算システムの概要

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例５例について検討を実施した．
図５にファントム検証の疑似４次元線量計算結果を示す．呼吸性移動により設定
マージンが消費され線量分布が変化する
様子を視覚的にも DVH による定量評価においても確認ができた．また，CTV が処方線量で担保されていることも同様に確認でき，フィルムによる実測の線量分布ともほぼ一致していることを確認した．
次に，臨床例５例における結果を表２に示し，最も変化を生じた症例の線量分布図を図６に示す．検証を実施した症例の呼吸性移動量の範囲は，5.1-9.4 mm であったがCTV カバーの低下や interplay 効果による影響は許容できる変化であり，処方線量を 図 ５ ファントム検証の疑似４次元線量計算結果．
下回る変化は認められなかった．最も線量 (a)アイソセンター面の線量分布．(b)DVH 比較結果．
変化が大きい症例においても，
interplay 効果による線量の増減が確認できるものの処方線量で CTVがカバーされることを視覚的にも定量的にも確認することができた．
表 ２ 臨床例５例の疑似４次元線量計算結果35

図 ６ 最も線量変化の生じた症例における疑似４次元線量計算結果
2-2 運用方法
当院における呼吸性移動を伴う部位に対する VMAT のフローを図７に示す．医師による標的等の囲みをもとに呼吸性移動解析を物理が実施している．

図 ７ 呼吸性移動を伴う部位に対する VMAT のフロー．(a)タイムフロー．(b)呼吸性移動解析のフロー．
呼吸性移動解析の例を図８に示すが，インターナルマージン（IM）について
は，原発巣，リンパ節に対して個別に設定しており，最終的な PTV マージンのレシピは（１）式に示す通りである．セットアップマージン（SM）5 mm については，IGRT も実施するため過大に見えるが，呼吸性移動の不確かさやコミッ
ショニング結果を踏まえ比較的余裕を持たせた設定としている．

図 ８ 呼吸性移動解析の例

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呼吸性移動解析結果に基づき，物理側で同期条件であるゲート幅を決定し，最終的な IM の見積もりを実施している．
𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃 = 𝐼𝐼𝐼𝐼𝐼𝐼𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎 + 𝑆𝑆𝑆𝑆𝑆𝑆𝑆𝑆𝑆𝑆 𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚 (5 𝑚𝑚𝑚𝑚) = �𝐶𝐶𝐶𝐶𝐶𝐶𝑝𝑝 + 𝐼𝐼𝐼𝐼𝐶𝐶𝐶𝐶𝐶𝐶𝑝𝑝 � ∪ �𝐶𝐶𝐶𝐶𝐶𝐶𝑛𝑛 + 𝐼𝐼𝐼𝐼𝐶𝐶𝐶𝐶𝐶𝐶𝑛𝑛 � + 𝑆𝑆𝑆𝑆

(1)

2-3 呼吸管理方法
治療計画時に呼吸性移動解析を実施し，同期条件であるゲート幅を決定し治療に使用する事を原則としているが，実際の治療において，計画時と同程度の呼吸状態であるかという点が最も重要となる．図９に計画時と治療時に同期照射に利用している腹壁移動に変化を生じた例を示す．この例では，実際の治療中に計画時と比較して腹壁移動量が大きくなったことにより，同期
照 射 の 照 射 割 合 で あ る Duty
cycle（DC）が減少していた．つまり，呼吸性移動の観点では安全側の変化ではあるが，照射時間の延長につながる例である．

図 ９ 計画時と治療時の腹壁移動量に変化が生じた例

このような経験から，当院では腹壁移動量の保証のために治療時の呼吸状態の確認として透視撮影を利用している．また，日々の呼吸状態は同期照射の DC で管理している．
2-3-1 横隔膜位置による呼吸管理方法
治療時の呼吸状態の確認として透視撮影を利用しているが，腫瘍自体の視認が困難な場合がある．図１０に横隔膜位置と腫瘍移動量の関係を調査した結果を示す．GTV と横隔膜移動量に強い相関がみられることを確認した上で，横隔膜位置を腫瘍移動の代替として利用可能と判断し，治療時のメルクマールとして利用している．

図 １０ 肺がん症例における GTV と横隔膜移動量の解析結果

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図１１に実際の治療時に横隔膜位置を利用する例を示す．横隔膜位置による呼吸管理は，呼吸性移動解析時に決定した同期設定で腫瘍に加え，横隔膜移動量を計測し利用している．同期設定
内の最呼気・最吸気横隔膜位置を照合のレファレンス画像のアウトラインとして作成することで，治療時に透視下で計画時の呼吸状態の確認・再現が可能となる．当院では治療時の同期設定の確認・再設定は，必ず透視下で計画時の呼吸状態を再現していることを確認した上で実施している．
また，治療初回時に透視下での確認を必須とし運用している．初回以外は，呼吸状態に変化が生じた際に適宜透視による確認を実施している．

図 １１ 横隔膜位置による呼吸管理方法
2-3-2 Duty cycle による日々の呼吸状態の管理
透視を利用することで治療時に計画時の呼吸状態の確認が行えるが，被ばくの観点から毎日の確認には利用しておらず，呼吸状態に変化が生じた場合に適宜透視による確認を実施している．
日々の呼吸状態については，腹壁移動によって決定する同期照射の DC を利用している．DC による呼吸管理条件は以下のように設定している．


DC の減少

照射としては安全方向の変化のため，治療時間が大幅に遅延する場合に対応
DC の増加照射としては危険側の変化であるため，物理側で許容値を設定し管理

DC の増加の許容値設定の例を図１２に示す．当院のセットアップマージンは比較的余裕を持たせてあるため，呼吸性移動解析の結果に応じ同期設定で許容できる範囲を物理側で検討し設定している．また，これらは患者個々に設定するため，同期設定やその根拠については照射側で

図 １２ DC 増加の許容値設定の例

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ある技師との共通認識，情報共有が極めて重要となる．
照射を担当する技師との連携や DC を意識してもらうために，当院では日々の呼吸状態の確認・管理に，自作の管理フォームを作成し運用している（図１３）．患者検索や計画時の同期設定の確認，日々の治療時の記録が行える仕様となっており，透視撮影実施の判断に利用している．物理–
技師間の共通認識を持つという観点から有効な手段であると考えている．

図 １３ 日々の呼吸状態を管理するフォーム

3. VMAT 呼吸同期照射法の注意点や課題
Amplitude ベースの同期照射の場合，ベースラインシフトや日々の呼吸状態の変化に対応する必要があり，画像照合による確認を実施するなどの判断が求められる．また，照射時不用意に同期設定の変更をすることのないよう設定情報については，照射側と設定側間で共通認識を持ち，同期設定の変更が及ぼす影響を共有し対応に当たるべきである．一方で，不規則な呼吸や安定しない呼吸，
厳しすぎる同期設定の場合，照射継続が困難となる場合も存在する．必要に応じて呼吸指導等の介入を行うなど臨機応変な対応が求められる．
呼吸同期照射法の最大のデメリットはスループットにあり，改善を図ることはマージン設定に影響を与えるため原理上困難である．呼吸同期照射法はあくまで呼吸性移動対策法の一手段であるため，さまざまな対策法のオプションを増やし，患者に応じて最適な方法の検討・選択をすることが望ましい．

4. まとめ呼吸性移動を伴う部位に対する VMAT 呼吸同期照射法の利用は，呼吸指導等の介入なしで一定程度実施が可能であり，呼吸性移動対策法のなかで比較的リーズナブルな方法として実現可能である．一方で，スループットの悪さや計画時の呼吸状態を再現できなかった場合の対応などに注意が必要である．円滑な運用を心がけるうえで，マージン設定や同期照射設定を行う治療計画側と日常の呼吸管理を行う照射側の共通認識や相互理解が最も重要である．
また，呼吸同期照射法はあくまで呼吸性移動対策法のオプションの一つであることを念頭に入れ，患者にとってより良い方法を検討・選択することが望ましい．

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参考文献
1)

Chun SG, Hu C, Choy H, et al. Impact of Intensity-Modulated Radiation Therapy Technique for Locally
Advanced Non-Small- Cell Lung Cancer: A Secondary Analysis of the NRG Oncology RTOG 0617
Randomized Clinical Trial. J Clin Oncol. 2017 Jan;35(1):56-62.

2)

Court LE, Wagar M, Ionascu D, et al. Management of the interplay effect when using dynamic MLC
sequences to treat moving targets. Med Phys. 2008 May;35(5):1926-31.

3)

Ong C, Verbakel WF, Cuijpers JP, et al. Dosimetric impact of interplay effect on RapidArc lung stereotactic
treatment delivery. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2011 Jan 1;79(1):305-11.

4)

Ong CL, Dahele M, Slotman BJ, et al. Dosimetric impact of the interplay effect during stereotactic lungradiation therapy delivery using flattening filter-free beams and volumetric modulated arc therapy. Int J
Radiat Oncol Biol Phys. 2013 Jul 15;86(4):743-8.

5)Dyce E, Cutajar D, Metcalfe P, et al. Dose verification for liver target volumes undergoing respiratory
motion. Australas Phys Eng Sci Med. 2019 Jun;42(2):619-626.

6)

日本医学物理学会，日本高精度放射線外部照射研究会［改訂時 : 日本放射線腫瘍学会高精度
放射線外部照射部会］，日本放射線技術学会，他．呼吸性移動対策を伴う放射線治療に関するガイドライン 201940

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2. Aperture shape controller を用いた呼吸性移動をともなう標的に対する頑強な治療計画

Robust treatment planning for the respiratory-induced moving
target using the aperture shape controller
京都大学医学部附属病院 椋本 宜学

1.

腫瘍制御確率と正常組織障害発生確率
放射線治療の効果は，細胞レベルでは線量依存性があり，線量増加によりその効果（細胞死）が高くなる．放射線治療効果を高める工夫として，処方線量ならびに線量分割の最適化，空間的線量分布の改善，放射線増感剤，放射線防護剤な どに よ る化 学薬 剤に よ る修 飾， 粒 子線 治療，抗がん剤，ホルモン療法，免疫療法，温熱療法の併用などがある．放射線治療は，放射線に対 する 腫 瘍細 胞， なら び に正 常細 胞 の感 受性，応答性の差を利用することで成立する．臨
床に おけ る 放射 線治 療の 線 量と 腫瘍 制 御確 率
（Tumor control probability: TCP），ならびに正常組織障害発生確率（Normal tissue complication
probability: NTCP）の関係は，シグモイド状の曲線となることが知られている（Fig.1）．
1-1 TCP に影響を与える因子
腫瘍制御確率が 細胞実験結 果に完全 に従う
ならば，Fig. 1 の TCP*の曲線のように，線量と腫瘍制御確率の関係は，高線量側で制御確率が落ちない直線的な形状になるはずだが，理論上局所制御が 得られる はずの線 量を投与 して も再発する患者が一定数存在する．これは，TCPに変動を与 える因子 が存在す ることを 示し ている．腫瘍制御確率を大きく下げる因子が存在する場合には，Fig 2.のように線量を増加させても腫瘍の制御確率があまり上がらなくなる．
この結果，腫瘍を制御可能な線量を投与する場
合には，正常組織の障害が許容できない確率で発生することになる．TCP を変動させる因子として，腫瘍の大きさ，腫瘍細胞の放射線感受性，

Fig. 1 線量と腫瘍制御確率（TCP），正常組織障害発生確率（NTCP）の関係．

Fig. 2 TCP を下げる因子を考慮した場合の線量と TCP，NTCP の関係．

41

組織型，治療期間中の再増殖，投与線量の不確かさが挙げられる．投与線量の不確かさを誘発する因子としては，線量校正エラー，線量処方法の違い，線量計算エラー，セットアップエラー，
腫瘍の呼吸性移動などが挙げられる．セットアップエラーに関しては，画像誘導放射線治療（Image-guided radiotherapy: IGRT）により，腫瘍の呼吸性移動に関しては息止め照射，呼吸同期照射，動体追尾照射などの呼吸性移動対策によって投与線量の不確かさを低減可能である．
1-2 NTCP に影響を与える因子
正常組織の障害発生確率を大きく上げる因子を考慮した場合，Fig. 3 のように，低線量でも高い正常組織障害発生確率となり，腫瘍制御に必要な線量を投与した場合には，正常組織の障害が許容できない確率で発生することになる．
NTCP を変動させる因子として，化学療法の併用，腫瘍径の増大や予防照射領域の拡大による正常組織の照射体積の増大（体積効果），投与線
量の不確かさが挙げられる．投与線量の不確かさを誘発する因子としては，線量校正エラー，Fig. 3 NTCP を上げる因子を考慮した場
線量計算エラー，セットアップエラーなどが挙合の線量と TCP，NTCP の関係．
げられる．体積効果を増大させる因子としては腫瘍の呼吸性移動による照射野の拡大，正常組織の呼吸性移動による照射体積の増大，腫瘍径の大きさや予防照射領域の広さなどが挙げられる．セットアップエラーに関しては，IGRT により，腫瘍の呼吸性移動に関しては呼吸性移動対策によって投与線量の不確かさを低減可能である．また，大きな腫瘍径や広い予防照射領域による体積効果に対しては，強度変調放射線治療（Intensitymodulated radiotherapy: IMRT）を用いて空間的に線量分布を改善することが可能である．
1-3 強度変調放射線治療において腫瘍制御確率，正常組織障害発生確率に影響を与える因子
呼吸性移動を伴う腫瘍の場合，照射野辺縁にて照射野内線量と照射野外線量の平滑化が生じる
ことにより，大きな線量差を生じる．そのため，腫瘍線量を確保するためには標的を拡大させる必要がある．一方で，IMRT では，呼吸性移動を伴う腫瘍と治療装置の相対位置が変化することにより，変調した強度分布が患者体内で再現できなくなる．この結果，照射野内部にも大きな線量差を生じさせることがある．これをインタープレイ効果と呼ぶ（Fig. 4，5）．呼吸性移動は呼吸性移動対策を講じることで低減可能だが，施設や患者によっては適切な呼吸性移動対策が取れな
いことがある．

Fig. 4

治療装置と標的の相対位置変化による強度変調のズレ（インタープレイ効果）．

42

2.

IMRT における照射野形状
IMRT や 回 転 型 強 度 変 調 放 射 線 治 療（Volumetric modulated radiotherapy: VMAT）
では，3 次元原体照射や回転照射のような均一強度の照射とは異なり，正常組織の線量を低減するため，制御点ごとにマルチリー
フコリメータ（Multi-leaf collimator: MLC）
による遮蔽が行われる．遮蔽により不足した標的内の線量は，正常組織への線量寄与の少ない他の方向から，強度を上げて投与することで担保することができる．標的と正常組織が広く接し，急峻な線量勾配が必要な場合には，制御点ごとの照射野形状は，Fig. 5 Open field と同一の線量分布を得るた
正常組織の線量低減のため遮蔽される領域
めの強度変調（照射野形状と MU 値）の例．
が増え，照射野開口が小さくなっていき，複雑になっていく．これは計画の複雑性（Plan complexity）とも呼ばれ，治療装置の動作精度，出力線量の精度などの品質保証結果に影響を及ぼすと言われている 1, 2 ．また，標的と正常組織間の距離が十分で線量勾配が緩やかな場合でも，過剰な強度変調は起こりうる．Fig. 5 は簡易的に 1 方
向，2 個の制御点のみで表した，Open field と同一の線量分布を得るための強度変調（照射野形状と MU 値）の例である．強度変調をする必要がなくても，照射野形状は複雑にすることが可能である．IMRT や VMAT では，計画者が気づかないだけで，無用な強度変調が至る所で生じている．
IMRT においては，最適化時に使用可能な強度分布のスムージングや最小照射野形状，MU 値の低減などにより，強度変調を減らして単純な照射野形状にする試みが多く取られていたが，VMAT
においては，最適化の複雑さから MU 値の低減は試みれても Fig. 5 の右図のような照射野形状の違いまでを考慮した，照射野形状の統合は困難であった．
2-1 Aperture shape controller による照射野形状の統合治療計画装置 Eclipse Ver.15.6(Varian 社)には，VMAT 治療計画の最適化において，MLC の照射
野形状を統合することで, 照射野形状の複雑さを低減する Aperture shape controller（ASC）機能が搭載されている（Fig. 6）．ASC は最適化アルゴリズムのパラメータとして設定が可能で，統合強度も Very low, Low, Medium, High, Very high の 5 段階から選択可能である．ASC を使用しない場合に比べ，ASC Low でも照射野が統合されていることがわかる．また，ASC High では回転照射の照射野形状により近づいている．照射野形状の複雑さの妥当性に関しては，対象部位によっても変化し，ある程度の照射野形状の複雑性は線量分布作成に必要な場合もあるため，計画の質（線
量分布や線量体積指標の優劣）と計画の複雑性のバランスを取ることが重要である．

Fig. 6

Aperture shape controller を用いた照射野形状の統合．

43

3. ASC を用いた VMAT 治療計画の呼吸性移動に対する頑強性評価
3-1 実験方法（均質な線量分布）
TrueBeam STx （Varian 社）6 MV X 線（HD120; 2.5-mm MLC）を用いて，Planning target volume（PTV）に対して 95%体積線量（D95 ）が 2 Gy となる均質な線量分布を，1-full arc の VMAT 治療
計画で Eclipse Ver.15.6 を用いて作成した（Fig. 7）．コリメータ角度は 0, 45, 90 度とし，ASC の強度は，なし（ASCnone），Low（ASC low ），High（ASC high ）の 3 段階に設定した．直径 6cm の球体を模擬腫瘍として描出し，頭尾方向に 20 mm，その他の方向に 5 mm のマージンを取って PTV を作成し，模擬腫瘍から 1cm 背側に離した直径 4cm の球体を Organ at risk（OAR）として描出，PTVと同様に頭尾方向に 20 mm，その他の方向に 5 mm のマージンを取って PRV を作成し，PTV と
PRV が腹背方向で接する位置関係とした（Fig. 8）．ASCnone の状態で線量分布の集中性を担保しつ
つ，PTV，および近接する OAR）の 2%体積線量（D 2 ）が可能な限り小さくなるよう最適化パラ
メータを調整した．ASClow と ASChigh の設定にて，ASCnone と同一最適化パラメータを用いて最適化を行った（Fig. 9）．I’mRT ファントム（IBA Dosimetry 社）Sagittal 方向中心に Gafchromic film
（EBT3）を挿入し，QUASAR プラットフォーム（Modus Medical 社）を用いて，振幅±20 mm，
周期 6 秒の Sin 波で動作時の測定線量と計算線量に対して，模擬腫瘍内の線量差を解析した．

Fig. 7

治療装置の外観図と VMAT 治療計画の均質な線量プロファイル．

Fig. 8Fig. 9I’mRT ファントムにおける PTV, OAR の形状と位置関係．

回転照射と比較した VMAT における ASC 強度の違いによる照射野形状と MU 値．

44

3-2 結果（均質な線量分布）
代表的な線量プロファイル結果（コリメータ角度 0 度）を Fig.10 に示す．治療計画の計算線量は，ASCnone，ASClow ，ASChigh ともに同等で，均質な PTV 内で線量分布が得られていることがわ
かる．測定線量では，模擬腫瘍の外側である PTV 辺縁にて線量の平滑化（Dose blurring）が観測された．ASCnone において観測されていた模擬腫瘍内部のインタープレイ効果による約 10%の線
量差は，ASC low ，ASChigh において低減されていた．照射野形状が回転照射に近くなり，インター
プレイ効果が生じにくくなったことがわかる．ASC none，ASClow，ASChigh の違いにおける治療計画の複雑性と質，線量差を Table 1 に示す．ASC の導入により，治療計画の質を保ったまま，MU 値が下がり，線量差が低減されていることわかる．MU 値と 5%線量差の Pass 率の間には強い負の相関が観測された（Fig. 11）．

Fig. 10

代表的な線量プロファイル結果（コリメータ角度 0 度）．

Table. 1

ASC の違いによる治療計画の複雑性と質，線量差．
ASC

no ne

ASC

lo w

ASC

hi g hMU 値 [MU]

583.3±43.2

554.4±70.2

500.0±56.7

PTV D

[%]

108.9±1.0

107.6±1.1108.6±1.2[%]

34.9±2.536.6±3.3

35.6±2.955.7±19.5

68.1±9.680.7±11.3

OAR D

2%

2%

5%線 量 差 Pass 率 [%]45

Fig. 11

MU 値と 5%線量差の Pass 率との関係．

3-3 実験方法（不均質な線量分布）
3-1 の実験方法と同様に，PTV の D95 が 2 Gy，D2 が2.86Gy（143%，辺縁 70%等線量処方）となる不均質な線量分布を作成した（Fig. 12）．コリメータ角度は0 度とし，ASC の強度は，ASCnone，ASClow ，ASChighの 3 段階に設定した．ASCnone の状態で線量分布の集中性，PTV の中心線量を担保しつつ，PTV に近接す
る OAR の D2 が可能な限り小さくなるよう最適化パラメータを調整し，ASC low と ASChigh の設定にて，
ASCnone と同一最適化パラメータを用いて最適化を行っ た ． I’mRT フ ァ ン ト ム の Sagittal 方 向 中 心 にGafchromic film（EBT3）を挿入し，QUASAR プラッ
トフォームを用いて，振幅±20 mm，周期 6 秒の Sin
波で動作時の測定線量と計算線量に対して，模擬腫
瘍内の線量差を解析した．

Fig. 12 実験方法 3-3 で作成した不均質な線量分布と 3-1 の均質な線量分
布の違い．

3-4 結果（不均質な線量分布）
PTV 辺縁線量に対し，模擬腫瘍内を線量増加させた，不均質な線量分布における線量プロファ
イル結果（コリメータ角度 0 度）を Fig.13 に示す．治療計画の計算線量は，ASCnone ，ASC low，ASChigh ともに同等の不均質な線量分布が得られていることがわかる．測定線量では，線量増加させた模擬腫瘍の外側である PTV 辺縁にて線量の平滑化（Dose blurring）が観測された．ASCnone，ASClow，ASChigh ともに均質な線量分布に比べ，模擬腫瘍内部の線量差が小さく，インタープレイ
効果が低減されたことがわかる．回転照射によるインタープレイ効果のない均質な線量分布と比較しても，腫瘍内部の線量増加により，腫瘍内部の線量差を低減できていた（Fig. 14）．

46

Fig. 13

不均質な線量分布における ASC の違いによる線量プロファイル形状の変化．

Fig. 14

回転照射による均質な線量分布と不均質な線量分布における，動作時の線量プロファイル形状の変化．

47

4.

インタープレイ効果の予測因子
インタープレイ効果は適切な呼吸性移動対策を実施することによって低減可能だが，施設や患者によっては必ずしも実現できるとは限らない．呼吸性移動に対して頑強な治療計画を作成することでもインタープレイ効果による実投与線量の不確かさを低減することが可能である（Table 2）．
回転照射では均一強度で照射される照射野内で腫瘍が動くため，インタープレイ効果は生じない．
照射野形状の統合による VMAT 治療計画の単純化は，VMAT 治療計画が回転照射に近づいていく
ことによってインタープレイ効果が低減される．MU 値の低減によっても同様の効果が得られる
ため，計画の質（線量分布，線量体積指標の優劣）が悪化しない範囲で適切に組み合わせて使用することが望ましい．また，インタープレイ効果はその瞬間に着目すると 10%を大きく超える線
量差になるが，線量差を平均化，あるいは分散させることで低減が可能である．インタープレイ
効果は治療期間中にランダムに生じるため，総治療期間を通して平均化され，線量誤差が低減されることが知られている．つまり，分割回数が多いほどインタープレイ効果の影響を低減することが可能である．また，腫瘍内に生じる誤差を分散させることでも影響を低減可能である．固定
多門 IMRT と VMAT を比較する場合，照射角度ごとに生じる線量差のみを考慮すると理解が容易になる．5-7 門の IMRT では，1 門で生じたインタープレイ効果による線量差は，対向するビームがないこと，門数が少ないことから平均化されにくい．一方，VMAT にて腫瘍内のある微小空間に対するインタープレイ効果による線量誤差の寄与を考慮した場合，ランダムに生じた線量差が多方向から合算されるため，正負逆の線量差や大小の線量差が平均化されることになる．ただし，
VMAT の照射野形状の複雑性が多大であると，線量誤差の分散よりも絶対的に大きくなる可能性もあるため注意が必要である．同様に，Arc 数が多いほど線量誤差は平均化することが可能である．例えば同一の照射野を 2 分割して照射すると，同じ角度からの線量差は平均化されて少なくなることがわかる．しかし，Arc 数が増えると自由度が上がる分，総 MU 値が上がる傾向にある
ため，注意が必要である．ただし，1Arc を 2Arc に切り替えたとしても通常は MU 値が倍以上になることは少ないため，線量誤差低減の寄与の方が大きいと考えることができる．また，インタープレイ効果は治療装置の動きと腫瘍の動きの相対位置が変化することによって生じるため，相対位置変化を平均化することができればインタープレイ効果も平均化される．具体的には線量率が低いほど，呼吸周期が短いほど，処方線量（MU 値）が高いほど，治療装置の動きに対して相対的に腫瘍が高速で動くことになり，線量誤差を移動範囲すべてに分散させることになる．
Table. 2

インタープレイ効果の予測因子．

項目

悪化

改善

呼吸性移動対策

なし

あり

照射野形状

複雑

統合（単純）

MU / Gy

大

小

照射技法

IMRT

VMAT

Arc (beam) 数

少

多

線量率

高

低

呼吸周期

長

短

処方線量

低

高

分割回数

少

多

計画の複雑性

1 ,2

線量不確かさの分
散，平均化

1 -4

48

5.

まとめ
一般的に線量勾配の急峻さや照射角度の制限などの計画の難易度に依存して，IMRT，VMAT の強度変調は増加する．インタープレイ効果による線量の不確かさは計画の複雑性にも関連するため，計画の質（線量分布，線量体積指標の優劣）と複雑性のバランスを取り，適切な強度変調を実施することが望ましい．Aperture shape controller は，最適化時に照射野形状を統合することが可能なため，同じ線量分布を得ながら，より単純な計画が立案可能になる．計画の難易度が上がれば自然と強度変調は強くなるはずだが，照射野形状の統合や MU 値の低減の優先度が高すぎると，DVH 上の線量体積指標が悪化したり，最適化時に評価対象外の領域に予期せぬ高線量領域が生じたりすることもあるため，バランスを取ることが重要である．また，近年，定位放射線治療などで用いられている辺縁処方による腫瘍内部の線量増加を導入すれば，常に腫瘍が照射されるような MLC モーションを導くことも可能となり，線量差を低減できるのではないかと考える．
また，例え線量差が生じても，腫瘍に対し必要以上の照射線量を投与していれば，腫瘍内に低線量領域が生じても許容されることになる．ただし，OAR が近傍にある場合や呼吸性移動によって照射範囲が大きくなりすぎる場合などは，有害事象発生確率が増大する可能性もあるため注意する必要がある．また，臨床試験においては，処方線量の適切性を評価する場合も多く，処方線量と治療効果のエビデンスを構築していく目的で，適切な呼吸性移動対策を実施することで計画線
量と実投与線量の乖離を可能な限り低減し，照射精度を担保する必要がある．
参考文献
1.
Antoine M, Ralite F, Soustiel C, Marsac T, Sargos P, Cugny A, Caron J. Use of metrics to quantify
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2019;64:98-108.
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and robustness of treatment plans. Radiother Oncol. 2020;153:26-33.
3.
Shintani T, Nakamura M, Matsuo Y, Miyabe Y, Mukumoto N, Mitsuyoshi T, Iizuka Y, Mizowaki
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therapy: does fractional dose or number of arcs matter? J Radiat Res. 2020;61(2):325-334.
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Sasaki M, Nakamura M, Mukumoto N, Goto Y, Ishihara Y, Nakata M, Sugimoto N, Mizowaki T.
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49

第 82 回放射線治療部会（横浜） シンポジウム「呼吸性移動を伴う部位への IMRT／VMAT の戦略」

3. 胸部領域における Hybrid VMAT 治療計画
Hybrid volumetric modulated arc therapy technique forthoracic-region tumors
大阪国際がんセンター 上田 悦弘

1.

はじめに 胸部領域おける VMAT の注意点
胸部領域の代表的なリスク臓器として，肺が挙げられる．これまで肺の線量制約としては 20 Gy が照射される体積割合(V20)が放射線肺臓炎の発生リスクを高めるとして，重要視されてきた(1, 2)．
Chun らの報告によれば V20 を 25%以下にする必要があるとしている(2)．IMRT や VMAT が様々な症例に対して実施されるようになってきて，5 Gy が照射される体積割合(V5)についても注目されるようになった．Partel らの報告によれば，Intensity modulated radiotherapy (IMRT)症例において，V5 を66.8%から 45.7%に低減することで，G3 以上の肺臓炎の発生を低減できたとしている(3)．Tsukita らの報告でも，IMRT 症例においては，V5 は 60%以下にすべきであると結論づけられている(4)．こうした報告に基づいて我々，大阪国際がんセンター放射線腫瘍科では胸部領域の Volumetric modulated arc
therapy (VMAT)の治療計画を実施する場合，肺の V20 と V5 と平均肺線量(Mean lung dose: MLD)につ

いて線量制約を設定している．360°方向からターゲットを狙う VMAT では低線量が拡がってしまうデメリットがある．そこで当科では肺の V5 を低減するために，注意しながら VMAT の最適を実施している．本稿では胸部領域のひとつである食道癌に対する VMAT 計画において，当院での工夫点について解説する．
2.

胸部領域に適した VMAT の Beam arrangement
肺線量低減するために重要なことは，X 線を肺に通過させないことである．図 1(a)に示すように食道癌に対して，各コントロールポイントで一定の出力で照射した場合，周囲に拡がる肺に低線量が拡がってしまう．図 2 は，通常の 2 arc を用いた VMAT で最適化計算を実施しているときの Dosevolume histogram (DVH)と線量分布であるが，肺線量がなかなか低下しない．本症例では V5 が 80%近くに計算された．肺の低線量を低減しながらターゲットに線量を集中させるためには，図 1(b)のように患者の前後方向からのビームウェイトを上昇させて，肺を通過する左右方向のビームウェ
イトを低減する必要がある．
ある特定方向のビームウェイトを上昇させるための方法として Hybrid VMAT が提案されている．
Hybrid VMAT は 2005 年に Hybrid IMRT として，Mayo らや Chan らによって提案された(5, 6)．肺癌や乳房に対する IMRT において，肺線量低減させるための手法として有効であると報告した．
Hybrid VMAT は図に示すように 3DCRT プランと VMAT を統合したプランである．当院では3DCRT で処方線量の 50%を投与して残りの 50%を VMAT で投与する．3DCRT と VMAT の処方線
量の比率は自由に決定できるが，当院の経験では 1 対 1 の割合が理想的な線量分布を取得できる．

50

3.

食道癌に対する Hybrid VMAT
3-1. 大阪国際がんセンターにおける Hybrid VMAT の手順
当院では RayStation あるいは Eclipse を用いて Hybrid VMAT の最適化計算を実施している．図 3 にHybrid VMAT の作成方法をしめす．まず 10MV のエネルギーを用いて，前後対向 2 門照射のプランを作成する．各 Field は PTV に対して「0」マージンの MLC によって形成される．PTV の平均
線量の半分を投与する．この 3DCRT プランをバックグランド線量として VMAT の最適化計算を実施する．このとき VMAT の最適化計算の線量分布や DVH は，バックグラウンド線量を加味した線量が表示されるので，通常の最適化計算と同様に計算できる．最適化計算が終了したら，
3DCRT プランと VMAT プランが別々に作成される．当院では管理上 RayStation で計算されたプラ
ンも Eclipse で管理しているので，Eclipse 上で VMAT プランに 3DCRT プランの各ビームを貼り付ける必要がある．ビームひとつのプランへ統合して，PTV への処方線量を定義して，完了である．
図 4 に Hybrid VMAT の一例を示す．鎖骨から胃まで拡がる長いターゲットに対しても，肺の V5，
V20 を制約以内収めることができ，かつ，PTV 対して十分に線量を集中させることができた．当院の検討において，食道癌に対する肺線量低減において Hybrid VMAT が有効であることが示された(7, 8 )．

図 1 肺線量を低減するための Beam arrangement の考え方

51

図2

2 arc を用いた標準的な VMAT による最適化ソフト上の DVH

図 3 Hybrid VMAT の作成方法

図 4 Hybrid VMAT の線量分布と DVH (一例)52

3-2. 治療計画装置による線量分布の違い
図 5 に示すのは PTV の体積と肺線量の関係である．
対象は当院における食道癌の 24 症例であり，Eclipse を用いて Hybrid VMAT を作成した．最適化計算アルゴリズムは Photon Optimizer 13.0 であり，計算アルゴリズムは AAA 13.0 である．PTV の体積が小さい場合，V5 は線量制約以内に収めることができているが，PTV が 600 cm3 を超える辺りで線量制約外の症例が増えているのがわかる．
そこで当院が注目したのは治療計画装置による各コントロールポイントでの出力変動の違いである．Winker らの報告では Eclipse と Pinacle を比較すると Eclipse は出力の変動が一定であるのに対して，
Pinacle は変動が大きいことを明らかにした(9)．この傾向は当院の症例でも観察されており，
Miyazaki らは，RayStation では各コントロールポイントにおける線量率の変動が Eclipse よりも大きいと報告した(7)．Eclipse で計算した 24 症例に対して，RayStation を用いて Hybrid VMAT 再計
算した．RayStation にて最適化したプランを Eclipse に転送して，AAA にて計算したものを最終とした．代表的な症例の Eclipse プランと RayStation プランを図 6 に示す．とくに 5 Gy カーブがRayStation でくびれているのが確認できる．各治療計画装置で計算された Hybrid VMAT の PTV と肺線量の平均値±標準偏差を表 1 に示す．肺の V5 と V20 で有意差が確認されており，V5 では
RayStation が有意に低く，V20 では Eclipse が有意に低かった．
VMAT プランの Modulation complexity score applied to VMAT (MCSV)，MLC leaf sequence variability(LSV)，MLC aperture area variability (AAV)，各コントロールポイントにおける出力変動，MLC の開口面積の変動を計算したものを表に示す．各コントロールポイントにおける出力変動(MU/CP)に対して，RayStation が有意に高いことが示された．RayStation の方が当てたい角度で，出力を上昇しやすい．Ueda らの報告では，RayStation で作成したプランは Eclipse で作成したプランよりも 3 倍
大きく変動しることを明かにした(8)．食道癌のように 360 度の中で照射したい角度が限られている場合は，RayStation におけるこの急激な変動が有効に作用すると考えている．
3-3. Eclipse において肺線量を低減するための有効な機能
Eclipse で肺の低線量を低減する有効な機能として, 2 つ紹介する．ひとつめは Entry と呼ばれる機能である．あるストラクチャに Entry を設定してから最適化計算を実施すると，PTV よりも先に
このストラクチャを通る角度でそのストラクチャに照射されないように, MLC や Jaw により遮蔽する設定である．肺内にダミーストラクチャ定義して，このダミーストラクチャに Entry を設定することで，肺の一部を遮蔽する VMAT プランを作成できる．これにより左右方向からの照射される比重を下げることができ，肺の低線量低減につながる．ふたつめは，機械学習機能を用いた最適化計算システムである RapidPlan を用いる方法である．V5，V20 を十分に低減した RayStation で作成したプランを RapidPlan に登録することで，V5 を十分に低減するための Objective を自動で設定してくれる(8)．この目標を完全には再現できないが，肺に対して非常に強い線量制約をかけることができる．Entry と組み合わせることで，Eclipse においても肺の V5 や V20 を十分に低減できる．

53

図 5 PTV 体積と肺線量の関係

図 6 Hybrid VMAT 線量分布の比較 RayStation vs. Eclipse

54PTV/臓器線量指標

RayStation

EclipseP value

PTV

D95

94.8% ± 1.9%

94.7% ± 1.7%

0.54

CI95

1.4 ± 0.8

1.2 ± 0.1

0.45

V5

39.5% ± 12.4%

49.5% ± 17.3%

0.01

V10

18.4% ± 7.9%

17.1% ± 7.7%

0.04

V20

7.9% ± 4.9%

6.7% ± 3.2%

0.02

D1

77.9% ± 13.1%

77.2% ± 12.6%

0.32

肺

脊髄

表 1 各治療計画装置で計算された Hybrid VMAT の PTV と肺線量の平均値±標準偏差

RayStation

EclipseP value

MCSV

0.30 ± 0.08

0.29 ± 0.08

0.45

LSV

0.86 ± 0.03

0.78 ± 0.05

<0.01

AAV

0.31 ± 0.05

0.36 ± 0.07

0.03

MU/CP

0.56% ± 0.24%

0.56% ± 0.08%

0.02

AA/CP

0.56% ± 0.10%

0.56% ± 0.15%

0.61

表 2 各治療計画装置で計算された Hybrid VMAT における Modulation complexity score applied to VMAT(MCSV)，MLC leaf sequence variability (LSV)，MLC aperture area variability (AAV)，各コントロールポイン
トにおける出力変動(MU/CP)，MLC の開口面積の変動(AA/CP)4.

さいごに
食道癌の VMAT において，肺の低・中線量を低減するための方法として Hybrid VMAT について紹介した．ある方向から強いウェイトをかけて照射したいときに有効な方法であり，肺線量を低減したい胸部領域の VMAT において有効な照射方法である．さらに治療計画装置による各コントロールポイントにおける出力の変動の違いについて紹介した．より理想的な線量分布を提供するために，治療計画装置の特徴を把握して使いこなすことが重要である．

【参考文献】
1.

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2003;55(1):110–115.

55

2.

Chun SG, Hu C, Choy H, et al., Impact of Intensity-Modulated Radiation Therapy Technique for Locally Advanced
Non-Small-Cell Lung Cancer: A Secondary Analysis of the NRG Oncology RTOG 0617 Randomized Clinical Trial,
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management of malignant pleural mesothelioma with intensity-modulated radiation therapy. Int J Radiat Oncol Biol
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Tsukita Y, Yamamoto T, Mayahara H, et al. Intensity-modulated radiation therapy with concurrent chemotherapy
followed by durvalumab for stage III non-small cell lung cancer: A multi-center retrospective study, Radiother Oncol.
2021;160:266–272.

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Radiat Oncol Biol Phys. 2008;71(5):1408–1418.

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56

第 82 回放射線治療部会（横浜） シンポジウム「呼吸性移動を伴う部位への IMRT／VMAT の戦略」

4. 息止め VMAT 照射法の戦略
Strategy of breath-hold volumetric modulated arc therapy
山梨大学医学部附属病院 鈴木 秀和

1.

当院における VMAT の現状

今年度（2020 年度）当院の強度変調回転
照 射 法 （ volumetric modulated arc therapy:
VMAT）はプラン数で 97 件（72 名）実施した（Fig.1）．そのうち半数以上の 53%は体幹部の治療である．当院の治療装置は他にTomotherapy を有しているため，前立腺等の骨盤部や頭頚部など呼吸性移動の伴わない部位についてはそちらで実施することが多く，件数は少なくなっている．体幹部の治療
では，肺がんが最も多く，次いで食道がん，
乳がん等が続く．呼吸性移動を伴う臓器に対する VMAT に関しては基本的に全例体内
留置マーカーレスの息止め照射を実施してFig.1 今年度当院で実施した VMAT の内訳

いる．
2.

IMRT/VMAT の呼吸性移動対策

日本医学物理学会 QA/QC 委員会第 2 班
IGRT/IMRT ワーキングの報告 20161 によると，強度変調放射線治療（intensity modulated
radiation therapy: IMRT）における呼吸性移動対策は約 70%で実施がされており，呼吸停止照射が最も多く，腹部圧迫，呼吸同期照射が続く結果であった．多くの施設で息止め照射を実施する場合，ターゲット位置の再現性や停止中の安定性の観点から呼気での息止めが多く行われている．しかし，当院においては，吸気時の正常肺体積の増加に伴う平均肺線量（mean lung dose：MLD）や肺の V20Gy の低下による DVH の改善に関す

Fig.2 国内の呼吸性移動対策
る Della らの報告 2 や，吸気息止めでも 2 ㎜の精度で再現が可能である大西らの報告 3 からもあるように，吸気による息止めの利点を生かし，吸気での息止め照射を行っている．また，VMAT 時の息止めの影響については，Jensen らの報告 4 によれば，

57

左乳がんの深吸気呼吸停止下照射（deep inspiration breath hold：DIBH）症例を対象とした VMAT と 3DCRT（three dimensional conformal radiation therapy）の日々の各部位における位置変動による線量分布の差では，VMAT のほうが 3D-CRT と比して治療計画時との線量差が小さい傾向があり，堅牢性が高い
ことが示されている．
3.

VMAT の運用
3-1 計画時のワークフロー

ここでは，当院の VMAT 計画時のワークフ
ローを紹介する（Fig.3）．まず，呼吸性移動対策が必要なターゲットについては，
治療計画用
CT 撮影前に 3 日間の息止め練習を行っている．これにより息止め照射の可否や再現性，息止め量の決定を透視下において確認をしながら行っている．その後，十分息止めによる呼吸制御が可能となれば計画用の CT と，呼吸性移動量測定のための 4D-CT を撮影し治療計画となる．当院の治療計画の基本方針は 3D-CRT である．これは周知の通り，VMAT が完璧な照射ではないこともあり，まずは 3D-CRT で計画を検討している．しかし，3D-CRT では線量制約

Fig.3 当院の VMAT 照射までのワークフローが満たせない場合や複雑な照射野が必要となるターゲットにおいては VMAT による計画を試みている．しかし，より良好な線量分布を得るためには複雑な照射を行うこととなり，照射時間が増加することが問題となる．そこで，当院では照射時間のリミットを 90 秒とし，その時間内に良好なプランができるよう専従物理士が腕を振るっている．照射
時間は息止め照射をする上で，大きな足枷となることは十分想像がつく．そのため照射時間短縮における FFF（flattering filter free）ビームの利用は大きなメリットである．Pokhrel ら 5 によると，肺がん定位
照射の場合，PTV（planning target volume）の GI（gradient index），D2cm (%)，GD（gradient distance）(cm)，HI（heterogeneity index）などの優位な低下から線量集中性の改善や，照射時間の短縮が報告されている．また，進行肺がんなど大きなターゲットの場合，FFF ビームによる線量分布悪化が懸念されるが，Arslan ら 6 によると，線量指標や線量分布に大きな違いはなく，MU 値は FFF ビームで上昇傾向と報告している．つまり，FFF ビームによる VMAT を利用することは，照射時間を短くしながら，FFF ビ
ームの線量分布の欠点を補うことが可能となる有用な組み合わせである．そして最後に三次元検出器を用いてプラン検証を行っている．
3-2 VMAT 照射時のワークフロー
当院では左乳房の照射を行う際は深吸気呼吸停止下照射（deep inspiration breath hold：DIBH）にて心臓の線量低減を考慮して計画が行われている．また，乳房全切除術後放射線療法（postmastectomy
radiation therapy：PMRT）となると胸壁と鎖骨上リンパ節の照射野の境界付近の線量分布が不明瞭になることも懸念される．さらに線量を避けたい危険臓器（organs-at- risk：OAR）が存在する場合は 3D-CRT
では良好な分布を得ることが難しくなる．そのような場合，積極的に DIBH を用いた VMAT による
PMRT を行っている．

58

VMAT ではターゲットの位置ずれが線量分
布全体へ影響するため，事前の画像誘導の位置合わせは必須である．そこでまず Abches を用いた息止め再現性を確認後，体表面画像照合装置を用い DIBH 時の体表面の照合を確認する．その後 CBCT（cone-beam CT）を用い三次元的な画像位置照合により，6 軸の寝台移動を行ったうえで，照射へと進んでいく（Fig.4）．
また，体幹部定位放射線治療（stereotactic
body radiotherapy：SBRT）においても VMAT にて照射を行うことがある．とりわけ肺の SBRT
では正常肺への線量が多くなることから従来では敬遠されることが多かった．しかし，治療計画装置の進歩や計画を作成する物理士のス

Fig.4 当院の VMAT 照射のワークフロー

キルによって 3D-CRT と同様の線量制約を担保したうえで，より詳細な線量分布の作成が可能となった．当院では，1 回転の照射は行わず，ターゲット周囲へ線量を集中させるため，回転範囲を狭めたり，分割したりすることによって正常肺への線量低減に努めている．
4.

Elekta 製リニアックの VMAT

ここまでは VMAT の照射の流れについて述べてきた．すべて当院の Elekta 社製リニアック Synergy
で行っているが，ここからは，このリニアックを用いるうえで当院が気にしている点について述べる．
現在多くの治療計画装置が存在する．当院でも，Pinnacle3，Eclipse，Xio，RayStation とあるが，VMAT
プランに用いているのは Pinnacle3 と RayStation のみである．それぞれの計画装置のアルゴリズムや仕様によってはリニアック装置との相性が問題となることがある．当院でも，照射プランは作成できるが実際照射ができないことを多々経験した．例えば，Pinnacle3 で作成したプランで，1 セグメントあたりの MU 値が少なすぎる場合（< 0.1 MU）や，線量率の変化が大きすぎる場合に照射が途中で中断されてしまうことを経験した．線量率変化による中断については，10 MV の FFF ビームで特に多い印象である．また，RayStation によって作成したプランについては，1 セグメントあたりの MU 値については閾値を設定できるため，MU 値が少なすぎて止まる現象は起こっていない．ただ，線量率の変化が大きい場合は途中の照射中断は発生してしまう．特に，難しいプランで最適化計算を何度も行った場合に起こることが多い印象である．これらのことを念頭におき，照射前のプラン検証において十分確認する必
要がある．
5.

まとめ

Elekta 製リニアックによる呼吸性移動対策を用いた VMAT の実際について紹介した．VAMT 実施には呼吸性移動対策や高精度な IGRT 技術が必要であり，各施設で可能な方法を十分検討しなければならない．しかし，VMAT による照射は，その多くの負担に勝るだけの良好な線量分布によって良好な治療成績を収めることが可能となるであろう．
息止め VMAT は特に息止めの再現性が重要であり，その精度をしっかり精査したデバイスを用いる必要がある．また，各角度の照射野のみの幾何学精度だけではなく，三次元的な画像照合の精度が必要となる．そのため，より正確な患者セットアップが必要となり，最後は放射線技師の手腕に頼らなければならいところである．現在，多くの位置照合デバイスが存在し，当院でも用いているが，それでも完59

璧ではなく，最後は人の手に依存している．今後もより精度を求める放射線治療が行われることとなるが，今も昔も診療放射線技師のやるべきことに変わりがあるわけではないことを感じた．
VMAT 照射法の戦略があるとすれば，まず VMAT の欠点を熟知し，今までの照射技術を再確認しつ
つ，新たな技術を知り，精度など評価をしっかり行ったうえで活用することでより有用な照射方法とな
りえると考える．これが今後 IMRT/VMAT を始める施設の参考になれば幸いである．

参考文献
1.

日本医学物理学会QA/QC委員会第2班IGRT/IMRTワーキング. IGRTで利用している装置，IMRTの照射技術に関するアンケート. 医学物理学会. 2016.

2.

Della Biancia C, Yorke E, Chui CS, et al. Comparison of end normal inspiration and expiration for gatedintensity modulated radiation therapy (IMRT) of lung cancer. Radiother Oncol. 2005;75(2):149-156.
doi:10.1016/j.radonc.2005.01.008

3.

Onishi H, Kawakami H, Marino K, et al. A simple respiratory indicator for irradiation during voluntarybreath holding: A one-touch device without electronic materials. Radiology. 2010;255(3):917-923.
doi:10.1148/radiol.10090890

4.

Jensen CA, Roa AMA, Johansen M, Lund JÅ, Frengen J. Robustness of VMAT and 3DCRT plans
toward setup errors in radiation therapy of locally advanced left-sided breast cancer with DIBH. Phys
Medica. 2018;45(July 2017):198-204. doi:10.1016/j.ejmp.2017.11.019

5.

Pokhrel D, Halfman M, Sanford L. FFF‐VMAT for SBRT of lung lesions: Improves dose coverage attumor‐lung interface compared to flattened beams. J Appl Clin Med Phys. 2020;21(1):26-35.
doi:10.1002/acm2.12764

6.

Arslan A, Sengul B. Comparison of radiotherapy techniques with flattening filter and flattening filter-freein lung radiotherapy according to the treatment volume size. Sci Rep. 2020;10(1):8983.
doi:10.1038/s41598-020-66079-6

60

第 82 回放射線治療部会（横浜） シンポジウム「呼吸性移動を伴う部位への IMRT／VMAT の戦略」

5. 肺癌・肝臓癌に対する呼吸停止下 VMAT
兵庫県立姫路循環器病センター 小坂賢吾

１．はじめに
呼吸性移動を伴う腫瘍への放射線治療において，腫瘍への線量を損なうことなく，腫瘍周辺の正常組織への線量を低減させる呼吸性移動対策が必要となる．この呼吸性移動対策を実施することで，照射範囲の縮小やリスク臓器(Organ at Risk: OAR)の線量低減が可能となり，有害事象発生率の低下が期待され
る 1)．さまざまな呼吸性移動対策の手法 2)から，当院（以後，前職場である兵庫県立がんセンターを指す）では，呼吸停止法を第一選択としている．また，呼吸性移動を伴う腫瘍に対し，回転型強度変調放射線治療(Volumetric Modulated Arc Therapy: VMAT)を用いる場合には，マルチリーフコリメータ(multileaf collimator: MLC)の動きと腫瘍運動の相互作用(interplay effect)によりターゲット内に予期せぬホットスポットやコールドスポットを引き起こす可能性があり 3)，この影響を極力小さくするよう努める必要がある．
本稿では，Varian 装置を用いた肺癌・肝臓癌に対する呼吸停止下 VMAT について，「治療計画 CT」
から「照射」に至る一連の流れについて解説する．肺癌に関しては，体幹部定位放射線治療(Stereotactic
Body Radiation Therapy: SBRT)だけでなく，最近注目されている進行肺癌にも触れる．
尚，本稿で扱う全てのデータは，前職場である兵庫県立がんセンターのデータである．
２．使用機器および装置

リニアック：TrueBeam (Varian)，Novalis Tx (Varian & BrainLAB)


治療計画装置：Eclipse ver.15.6 (Varian)

治療計画 CT 装置：Aquilion LB (Canon)
呼吸モニタリング装置：Abches ET (APEX medical)，RGSC (Varian)

３．呼吸モニタリング装置 Abches の原理と特徴
Abches は呼吸による胸腹部の２か所の体表面の上下動をモニタリングする装置であり，胸腹部に端子を載せる仕様で簡便に使用できる 4)．被ばくがなく，audio-visual coaching にも対応している．また，
新型の Abches ET は，装置本体が小型化し，設置場所の自由度が高くなり，遠隔でベースラインシフトを修正できる．
一方，胸腹壁の高さを呼吸波形の指示値とする外部モニタリングのため，肺容積は同一でも腹筋を使って腹壁を変形させたり，体位を変化させたりすることで，意図的に指示値を変化させることができる
5)．したがって，X 線透視やコーンビーム CT (cone-beam computed tomography: CBCT)撮影を行い，指針
位置と腫瘍位置の位置関係を確認することが必要である 6)．
４．呼吸性移動対策
呼吸性移動対策には，呼吸停止中のみ照射を行う呼吸停止法を第一選択としている．呼吸停止照射は

61

照射の時間効率は悪いが，インターナルマージン(internal margin: IM)の縮小の効果が大きい．当院の照射法選択のフローチャートを Fig. 1 に示す．胸部領域においては，最初に 4 次元 CT(four dimensional
computed tomography: 4D-CT)撮影で呼吸性移動量を計測する．移動距離が 10 mm 未満の場合は，自由呼吸下にて VMAT を行う．一方，移動距離が 10 mm 以上の場合は，息止め照射の適否を判断する．判
断基準は，①腫瘍と OAR との位置関係などの臨床的背景，②息止めの声掛けが聞こえるか，③15-20 秒
程度の息止めが可能か，④息止めの理解が可能か，などとしている．息止め照射が可能な場合，呼吸停
止下 VMAT とし，息止めが難しい場合は，呼吸同期照射あるいは自由呼吸照射(non-IMRT)を選択する．
2013 年 8 月以降に当院で実施した肺 SBRT において，照射法の内訳を調査した結果，自由呼吸下VMAT を行った割合は 85%強，呼吸停止下 VMAT を行った割合は 15%弱であった．呼吸停止下照射な
どの呼吸管理を要する照射には，業務量の増大や照射室の長時間使用に繋がるため 7)，適切な症例選択を行っている．
一方，肝臓を代表とする腹部領域においては，腸管などの腫瘍周囲の OAR 線量低減を目的に積極的に息止め照射を選択している．

Fig. 1 胸部・腹部領域におけるFig. 2 Abches を使用した CT シミュレーション

照射法選択のフローチャート（体幹部シェルの一部をカットし、端子を設置）

５．肺・肝臓 SBRT の呼吸停止下 VMAT
５－１．治療計画 CT
固定具作成と息止め練習を含め，複数日にわたり治療計画 CT 撮影を行っている．
治療計画 CT 初日には，吸引式固定具と体幹部シェル（胸部照射時のみ使用）を用い，固定具を作成する(Fig. 2)．4D-CT で評価した呼吸性移動量から呼吸性移動対策の要否を判断する．対策を講ずる必要がある場合，上述した判断基準に従って，息止め照射の適否を判断する．
息止め照射を行うこととなった場合には，患者さんに息止め照射の意義とその方法の説明に加え，息止め照射の説明文書を配布し，理解の一助として活用してもらうこととしている．
治療計画 CT は，軽度呼気息止めで撮影を行う．肺体積の減少による肺の線量体積ヒストグラム(dosevolume histogram: DVH)の観点では不利であるが，呼吸停止位置の再現精度が他の呼吸位相に比べて良好である 8)ので，軽度呼気息止めを採用している．肺 SBRT の場合，肺全体に対する照射範囲の割合が比較的小さく，肺の DVH パラメータを線量制約値以下に抑えることに難渋することは少ない．
また，2 日目，3 日目の両日に 2-3 回の CT 撮影を行っている．これらの取得画像から，日間(inter-62

fractional)と日内(intra-fractional)の呼吸停止位置の再現精度を評価する．他に，複数日にわたる息止め練習は，患者の照射に対する不安や緊張の緩和に繋がることを期待している．
５－２．ターゲット作成
呼吸停止照射のターゲット作成において，呼吸停止位置の再現精度を考慮する必要がある．
治療計画 CT 撮影を行った各日（2 日目，3 日目）で，呼吸停止位置が異なる場合がある．経験的に，
日内の呼吸停止位置の変動は小さく，日間の変位量が大きい傾向があるように思う．肺・肝臓 SBRT の場合，骨格とは独立した孤立性病変のみがターゲットとなるので，CBCT によるターゲット照合（あるいはマーカー照合）を用いる．したがって，呼吸停止位置の変動量が大きい日の CT 画像でターゲット作成を行うことで，適切な照射野設定ができると考えている．各呼吸位相の肉眼的腫瘍体積(gross tumor
volume: GTV)の和集合を internal GTV (iGTV)として作成する．呼吸の乱れ等を考慮して数 mm のマージンを追加することが多い．iGTV に 5 mm のセットアップマージン(set-up margin: SM)を付加し，計画標的体積(planning target volume: PTV)を作成する．
５－３．治療計画
呼吸停止下照射では，患者の呼吸停止の負担を軽減するために，息止め時間を短くした治療計画の立案に努めている．単純な リーフ形状の治療計画を立案し，モニターユニット(monitor unit: MU)値の低減を図っている．MU 値の低減は，息止め時間の短縮に繋がり，単純なリーフ形状の治療計画は interplay
effect を低減できる 9)．Eclipse では，MU objective や Aperture shape controller 機能を用いる方法がある．
当院では MU objective を用いることが多い．例えば，肝臓 SBRT 症例 40 Gy/ 4fr. isodoseline 70 %のケー
スでは，3645MU が 3182MU となり，10%以上の MU 値低減に繋がった．
他に，呼吸停止下 VMAT 時には，無理な呼吸停止を強いることがないよう，事前に確認した息止め
可能時間を考慮した分割アークを用いることとしている．実際には，線量計算した MLC controller のcontrol point 情報から照射時間を事前に算出し，適切なアーク分割数を決定している(Fig. 3)．

Fig. 3 息止め可能時間を考慮した分割アーク数の検討（左は 8 分割 arc で 1 アークの最大息止め時間が 17.3 秒、中央は 10 分割 arc で 10.1 秒、右は 12 分割 arc で 8.0 秒）

５－４．画像照合
TrueBeam に搭載されている Short arc CBCT 機能を用いたターゲット照合を行っている．Short arc
CBCT は 120～150 度の短い収集角度で画像取得できる機能で，撮影時間を大幅に短縮(20～25 秒程度)できる．実際には 10 秒程度の 2 回息止めで十分撮影することができ，患者さんの照射直前の息止め負担軽減に繋がっている．欠点を挙げるとすれば、コーンビームアーチファクトの若干の増加と，撮影範囲が 26cm と通常サイズに比べて狭いことである．照合に用いる対象物が，撮影範囲内に含まれるかを63事前に確認しておく必要がある．
５－５．照射監視カメラに映った Abches 波形と患者腹壁の両方を監視しながら，息止めの声掛けを行う．安定した位置で息を止めてもらうために，止めて欲しい位置に指針が到達するタイミングを見計らった声掛けを行うようにしている．
患者の緊張を和らげるために，可能であれば，声掛け担当者は同じ人が担当し，照射後にはその日の声掛けや息止めに関する意見や感想を聴取し，次回の照射にフィードバックさせるよう努めている．患者へのコミュニケーションによる信頼関係の構築は，照射精度の向上に繋がると考えている．
６．進行肺癌に対する呼吸停止下 VMAT
６－１．治療計画 CT
固定具には発泡ウレタン素材の InstaForm (CDR Systems)を使用している．SBRT 同様，4D-CT で呼吸性移動量を評価する．
治療計画 CT は，軽度吸気息止めで撮影を行う．進行肺癌に対する放射線治療のターゲットは SBRTに比べて大きいため，息止めの再現性は多少犠牲にするが，肺体積増大による DVH パラメータ(肺 V20Gy，
V5Gy，平均肺線量(mean lung dose: MLD)など)を優先することとしている．
SBRT 時同様，複数日にわたる撮影で日間，日内の息止め位置の再現性を評価している．
６－２．ターゲット作成
進行肺癌に対する照射では，原発巣(GTV primary)と転移の可能性のあるリンパ節腫大(GTV nodal)の両方を含めた照射野となる(Fig. 4 左)ので，前述した SBRT 時とはターゲットの考え方が異なる．仮に呼吸性移動量が大きい原発巣と移動量が小さいリンパ節を，同時に照射する場合を考える．両方のター
ゲットを照射野に含めるためには，呼吸停止時の取得画像の骨照合時に，原発腫瘍が照射範囲内にあるかを確認する必要がある．したがって，ターゲット作成には原発腫瘍の日内(intra-fractional)だけでなく，日間(inter-fractional)の両方の呼吸停止位置のばらつきを考慮した ITV を作成する．Fig. 4 右の場合，両日の GTVp の範囲を原発巣の ITV として作成する．呼吸の乱れ等を考慮して数 mm のマージンを追加する．ITV に SM 5 mm を付加し，PTV を作成する．

Fig. 4 進行肺癌に対するターゲット作成例（左：進行肺癌症例の原発巣(GTVp)とリンパ節(GTVn)
右：治療計画 CT 撮影両日の原発巣の呼吸停止位置のばらつき）64６－３．治療計画
固定門と VMAT を併用した hybrid VMAT を採用している．固定門では interplay effect の影響を少な
く効率的に線量を投与し，Eclipse の base dose plan 機能を用いた VMAT アークで線量分布を調整する．
患側からのみ入射するビームを使用し，肺の低線量領域に配慮している．SBRT 同様，単純なリーフ形状で治療計画を作成し，息止め時間を考慮した分割アークを用いたビーム配置を行う．投与線量は 1 回
2 Gy を 30 回照射する総線量 60 Gy とする．照射分割回数の増加は interplay effect を低減できる 9)．
６－４．画像照合
息止め CBCT 画像のターゲット範囲の脊椎を照合範囲とし，骨照合を行う．このとき，GTVp が PTV
内にあるかを確認している．
治療患者 1 例の全治療期間の照射直前 CBCT 画像を解析した結果を Fig. 5 左に示す．30 回の照射回
で 4 回再撮影を行った．治療前半に比べ，後半で再撮影の頻度は減少した．また，再撮影分を除いた照射直前 CBCT 30 回の各軸と 3 次元の変位量を解析した結果を Fig. 5 右に示す．Long 方向のばらつきが最も大きく，3 次元の変位量の中央値は 3 mm 程度，最大でも 5 mm 以下であり SM の範囲内であった．

Fig. 5 CBCT 画像による呼吸停止位置精度の評価（左：照射前 CBCT 34 回照合(再撮影 4 回分含む)の各軸と 3 次元変位量の推移
右：照射直前 CBCT 30 回の各軸と 3 次元変位量の解析結果）

７．さいごに肺癌･肝臓癌に対する呼吸停止下 VMAT について解説した．呼吸性移動量が大きく，OAR 線量が増大する場合には，呼吸移動性対策が必要である．呼吸停止法は簡便で，臨床導入しやすい呼吸性移動対策法である．
呼吸停止下 VMAT を成功に導くには，息止めの再現精度を考慮した確実なターゲット作成，患者の息止め時間や interplay effect を極力抑えた治療計画，適切な画像照合が必要である．特に，患者さんの呼吸停止位置の再現精度は重要度が高く，患者さんの協力なくして成功はありえない．患者さんへの十分な説明，呼吸停止の練習機会の準備，適度にリラックスできる環境づくりなどを疎かにせず，しっかり取り組む必要がある．
参考文献
1. 日本医学物理学会，日本高精度放射線外部照射研究会，日本放射線技術学会，日本放射線腫瘍学会．
呼吸性移動対策を伴う放射線治療に関するガイドライン 2019, 2019.

65

2. 日本放射線腫瘍学会．放射線治療計画ガイドライン 2020 年版，金原出版, 2020.
3. Berbeco RI, Pope CJ, Jiang SB. Measurement of the interplay effect in lung IMRT treatment using EDR2 films.
J Appl Clin Med Phys. 7: 22-42, 2006.
4. 小坂 賢吾. アブチェスを用いた呼吸停止下照射. 放射線治療かたろう会 会誌 21 号, 73-77, 2016.
5. 大西 洋，唐澤 久美子，唐澤 克之，他. がん・放射線療法 2017 改訂第 7 版，秀潤社, 312-318, 2017.
6. 小坂 賢吾. 呼吸性移動のある部位への照射時に考えるべきこと ～肺・肝臓の場合～. 放射線治療かたろう会 会誌 25 号, 102-105, 2020.
7. Keall PJ, Mageras GS, Balter JM, et al. The Management of Respiratory Motion in Radiation Oncology, Reportof AAPM Task Group 76, Med Phys. 33: 3874-3900, 2006.
8. Kimura T, Hirokawa Y, Murakami Y, et al. Reproducibility of organ position using voluntary breath-hold methodwith spirometer for extracranial stereotactic radiotherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 60: 1307-1313, 2004.
9. Netherton T, Li Y, Nitsch P, et al. Interplay effect on a 6-MV flattening-filter-free linear accelerator withhigh dose rate and fast multi-leaf collimator motion treating breast and lung phantoms. Med Phys. 45:
2369-2376, 2018.

66

第 82 回（横浜市）放射線治療部会「専門部会講座（治療）入門編」

放射線検出器の特性について (円筒形電離箱)
東洋メディック株式会社 荒木 教行

１．はじめに現在，目的や用途に応じて様々な検出器があり，それぞれに得手不得手が存在します．
2014 年に米国医学物理士会(AAPM)より Addendum to the AAPMʼs TG-51 protocol for clinicalreference dosimetry of high-energy photon beams（以下，Addendum to TG-51）が発表され，その中で基準条件における光子線水吸収線量を正しく算出するために満たすべき円筒形電離箱の性能要件「リファレンスクラス電離箱の仕様」が示されました．（安定化，漏れ電流，極性効果，イオン再結合，長期安定性）
これらの性能要件で挙げられている項目はリファレンスクラスを規定することのみならず，電離箱の特性を把握する上で有用な項目であり，その使用範囲や使い方の参考に用いる情報・基礎
データとなりうるものです．
今回，円筒形電離箱を取り上げ，Addendum to TG51 の光子線リファレンスクラス電離箱性能要件の紹介と説明を行い，またいくつかの電離箱の特性を紹介します.
２．Reference Dosimetry 推奨電離箱の性能要件（Addendum to TG51 より）
TABLE III. Specification of a reference-class ionization chamber for megavoltage photon-beam
dosimetry. Note that upper-limit values at the reference depth are given, not standard uncertainties.
Measurand
Chamber settling

P leakPpol
Pion = 1 + Cinit + Cgen Dpp
General
InitialPolarity dependence
Chamber stability

Specification
Should be less than a 0.5% change in chamber reading per monitor unit
from beam-on for a warmed up machine, to stabilization of the ionizationchamber.
< 0.1 % of chamber reading (0.999 < P leak < 1.001)< 0.4 % correction (0.996 < Ppol < 1.004)< 0.5 % maximum variation in Ppol with energy (total range)
Pion should be linear with dose per pulse.
Initial recombination should be less than 0.2%, that is, C init < 0.002, for
the TG-51 reference conditions.
Difference in initial-recombination correction between opposite polarities
should be less than 0.1%.
Should exhibit less than a 0.3% change in calibration coefficient over the
typical recalibration period of 2 years.

67

まず，Reference Dosimetry（標準計測）とは，照射条件，照射野サイズ=10×10cm2 ，STD（又はSSD）=100cm，深さ=10cm において，次式に則って水吸収線量を算出するものを指します．

Addendum to TG51, Medical Physics 41, 041501 (2014), McEwen et al.
PTP ：温度気圧補正係数，P ion ：イオン再結合補正係数，Ppol ：極性補正係数
Pelec ：電位計補正係数，P leak ：漏れ電流補正係数，Prp ：体積平均効果補正係数
それぞれの性能要件
・Chamber settling チェンバー安定化< 0.5%
chamber の読み値が安定状態に達するまでの，読み値の変化
2010 年の McEwen の論文 [2] の中で，電離箱をカテゴリー分けして調査が行われています．
FarmerS canning

NE2571233642(旧31010)

CC01

NE2581

31010

A14S L

NE2611

31013

A16

A12

CC25

31014

A12S

CC13

31016

A19

CC08

30001

CC04

30010

A1S L

30012

A18

Micro

30013
FC-65G
FC-65P
FC-23C
PR-06C

TableⅡより

そこでは，調査された全てのメーカーの電離箱は，3 つのカテゴリー毎に，同様な振る舞いをしたと記されています．
ファーマーは初期オフセットも大変小さく，安定化時間も短いです．スキャニングは若干の変動は見られますが，性能要件の 0.5%未満の中には納まっています．それに対してマイクロのデー
タはこの性能要件を大きく超えるような変動が見られます．
・漏れ電流< 0.1%
0.999 < P leak < 1.001
Addendum to TG-51 の中で Pleak とは電離箱の電離容積内で発生する，放射線による電離電荷以外のあらゆる測定値を含む．と定義されています．非照射時の漏れ電流以外にも照射によるケー
ブル等の電離容積外で発生した漏れ電流も含みます．
・極性補正< 0.4%
0.996 < Ppol < 1.004
60< 0.5%
Co から 25MV までの各エネルギーによる Ppol のバリエーション
極性補正も安定化で引用した論文 [2] の中で調査がなされており，カテゴリー分けをした電離箱のメーカー毎の平均値と標準偏差が示されています．

68

Mean

S D(%)PTW Farmer

1.0003

0.02

Exradin Farmer

0.9996

0.03

IBA Farmer

0.99940.03
0.04

PTW S can*

1.0013

Exradin S can

0.999

0.07

IBA S can0.99930.03

PTW Micro

1.0046

0.2

Exradin Micro

1.0041

0.1

IBA Micro

0.9965

0.13

Table Ⅳより調査されたエネルギーのバリエーションとしては 60 Co，6，10，25MV の 4 種類です．その平均値を見るとファーマーやスキャンは性能要件を満たす結果を出しています．それに対しマイクロは性能要件を超える結果を出しているのが見て取れます．但し，PTW スキャンのデータは，結果が大きく異なった 31010 のデータ（Ppol ≒1.005）は除かれたものです．
実際にファーマーで測定した結果を示します．IBA FC65-G，PTW 30013 両者とも十分性能要件を満たす結果が得られています．
FC65-G

4MV

調査数
平均
標準偏差
30013

調査数
平均
標準偏差

6MV

FFF6

10MV

FFF10

27

27

44

10

6

1.00081.00091.00091.00071.00070.00054MV

0.00056MV

0.000510MV

0.0003FFF60.0002
FFF10

24

25

42

7

7

0.99990.99970.99970.99950.99950.00110.00030.00040.00040.0003＊マイナス電荷収集極性を基準極性としたデータ

放射線治療あすなろ会

なぜこの性能要件が必要となるのか考えてみます．
60
Co による水吸収線量校正定数を得る際，円筒形電離箱では極性効果は小さく無視できるとして，通常片側の極性でのみ校正定数を得ています．しかし， 60 Co 校正におけるこの前提が通用するには，極性効果が小さいこと，かつ 60 Co も含む各エネルギーで違いがないことが電離箱に要求されます．つまり，上のファーマーの結果の様に k pol の値が十分小さく(< 0.4%)，かつエネルギーによる変動が無くて(< 0.5%)ほぼ定数とみなせる．必要があります．
・再結合補正Pion =1+C init+Cgen Dpp
一般再結合(Cgen ) Dose per Pulse (Dpp )の変化による Pion の変化が直線的
初期再結合(C init) < 0.2%
極性による初期再結合の差 < 0.1%
こちらも同じ論文 [2] の中で調査がなされており，DPP の変化による Pion の変化は直線的であり，
初期再結合が 0.2%未満であるという性能要件をファーマーは満たしている結果がその中で示されています．
ここで，イオン再結合補正係数 Pion の算出について考えてみます．
一般的に Pion を求める際には 2 点電圧法が使用されますが，まずその前提として，電離箱のイ
オン再結合が Boag の理論に従う必要があります．それを確認する実際的な方法としては，パル69

スビームにおいて，「測定値の逆数(1/M)と印加電圧の逆数(1/V)の関係が直線である」を満たしているかどうか．を確認します．また，この関係が直線領域の範囲である印加電圧範囲を使用しな
くてはなりません．

Jaffé-Zanstra Theory

1

𝑀𝑀′

=

1

𝑀𝑀

+

𝑐𝑐′
𝑉𝑉

上のグラフのようにこの関係が直線であれば，印加電圧 V を∞にすることで 1/V が 0 となり，
y 切片の値(1/M)から電荷量(M)が得られます．つまり，完全に収集された場合の電荷量を類推することが出来ます．この M と M’の比 M/M’が Pion に相当します．
実際に FC65-G において測定した結果を見てみます．
JaffePlot
Weinhous
JaffePlot
Weinhous

印可電圧 M(V=∞)
100-300V
17.817
100,300V
17.813
150,300V
17.812-0.02%-0.02%

100-400V
200,400V
100,400V

0.00%
0.00%
0.00%

17.81717.81617.816

Jaffé-Plot から求めた M(V=∞)と2 点電圧から求めた P ion で補正した
補正後の M を比較データ

放射線治療あすなろ会

100V～400V までの印加電圧変更をして，その 1/V と 1/M を Plot したグラフです．この JafféPlot から求めた印加電圧を無限大とした場合の M と Weinhous の 2 点電圧法から求めた Pion で補正をした補正後の M を比較すると，両者はよく一致しています．
また，印加電圧の範囲を 100～300V，100～400V と変えてみても，その予測される測定値がほぼ一致していることが見て取れます．
ただ，この「1/M と 1/V の関係が直線である」という関係が満たされない電離箱もあります．

データ

放射線治療あすなろ会

0.01cc マイクロの IBA Razor Chamber や 0.015cc マイクロの PTW 31014 などは直線の形成が困難で，正しい P ion を求めることができません．
ま た ， Capintec PR-06C と い う 電 離 箱 は ， フ ァ ー マ ー で す が 論 文 (F. DeBlois et al.:Med.
Phys. 27 (5), May 2000) の 中 で 300V を 超 え る と 直 線 か ら 外 れ る と い う 結 果 が 示 さ れ て い ま70

す ．し た が っ て ，300V を 超 え た 印 加 電 圧 を 使 用 す る と ，こ の 電 離 箱 で は 正 し い P io n が 求 め られません．
こ の よ う な こ と を 踏 ま え て Addendum to TG-51 で は リ フ ァ レ ン ス ク ラ ス と し て 使 用 す る
円 筒 形 電 離 箱 （ ≧ 0.05cc） に お い て ， 印 加 電 圧 は 300V を 上 限 と す る こ と を 推 奨 し て い ま す ．
ま た ， 両 極 性 に お け る Jaffé-Plot の 傾 き が 同 じ で あ ることが理想です．
右 の グ ラ フ の 様 に ， 極 性 に よ り Jaffé-Plot が 違 う 傾 きを 持 つ PTW 31010 場 合 ， 極 性 に よ っ て イ オ ン 再 結 合 が違う，また，印加電圧によって極性効果が違うということになります．
データ 放射線治療あすなろ会
Addendum to TG-51 ではイオン再結合補正係数 P ion は初期再結合と一般再結合の 2 種類に分類して論じられています．
初期再結合(C init)とは同じ荷電粒子の軌跡上で作られた＋と－イオンが再結合するものです（右図）．したがって，
Dose/pulse （1 パルスあたりの線量）には依存しません．
これに対し，一般再結合(Cgen )は違う荷電粒子の軌跡で発生した＋/－イオンが再結合するものです．これは，単位時間・単位容積あたりにどれくらいのイオン対が作られるか．
つまり，Dose/pulse に依存するものになります．
Pion と Dpp の関係を得るには，Dpp を変えて Pion を算出する必要があります．Dpp を変えるには
Dpp の違うエネルギーの使用や SSD，深さを変えて測定するのが有効です．
Pion の算出は 2 点電圧法で求めると正しい Pion が求められているかわからないので，Jaffé -Plot
より直線領域であることを確認しつつ算出することとします．
以上を踏まえ，測定条件は以下で行いました．
測定条件
SSD: 100cm
Field Size: 10x10cm 2
測 定 深 ： 5cm, 10cm, 20cm
Energy: X6MV, FFF6MV, FFF10MV

D p p : 0.27, 0.70, 1.19 (mGy/pulse at d m a x )IC Profiler に て Pulse 数 を 計 測 し ， 線 量 値 を 割 っ て 算 出 ．
Chamber: CC13
H.V.: 400, 300, 200, 100V

depth

5cm

depth

0.32350.323

y = 0.49048 x + 0.31821
R² = 0.98961

0.32250.322
0.32150.321
0.3205y = 0.47362 x + 0.31835
R² = 0.98868

0.32

得られたデータを用いて，エネルギー，
深さ毎に Jaffé -Plot を作成し，各 D pp のPion を求めます．

0.3195
0.319

0.335
0.334
0.333
0.332
0.331
0.33
0.329
0.328
0.327
0.326
0.325

0

0.002

0.004

0.006

0.008

0.01

0.012

y = 1.06519 x + 0.32362
R² = 0.99968

y = 1.06257 x + 0.32364
R² = 0.99957

0

0.002

0.004

0.006

0.008

0.01

0.012

0.324

0.419
0.41850.418
0.41750.417
0.41650.416
0.41550.415
0.41450.414
0.4135

0.445
0.444
0.443
0.442
0.441
0.44
0.439
0.438
0.437
0.436
0.435
0.434

10cm

depth

0.726
0.725
0.724

y = 0.54208 x + 0.41297
R² = 0.99999

0

0.002

0.004

0.006

0.008

0.01

0.012

y = 1.10981 x + 0.43253
R² = 0.99931

0.308
0.306

0.392

0

0.002

0.004

0.006

0.008

0.01

0.012

0.006

0.008

0.01

0.012

y = 1.15388 x + 0.79633
R² = 0.99672

0.802
0.8

0

0.002

0.004

0.006

0.008

0.01

0.012

0.798

0

0.002

0.004

0.006

0.008

0.01

0.012

0.666
y = 1.76569 x + 0.38847
R² = 0.99916

0.664

y = 1.83545 x + 0.64524
R² = 0.99998

0.662
0.66
0.658
0.656
0.654

y = 1.74435 x + 0.38865
R² = 0.99931

0.396
0.394

0.004

0.804

y = 1.09675 x + 0.43264
R² = 0.99950

0.398

y = 1.76426 x + 0.30370
R² = 0.99993

0.31

0.002

y = 1.19739 x + 0.79597
R² = 0.99461

0.806

0.4

0.312

0

0.808

0.402

0.314

0.721

0.81

0.404

0.316

y = 0.62348 x + 0.72049
R² = 0.99553

0.723
0.722

0.406

y = 1.77286 x + 0.30363
R² = 0.99989

0.32
0.318

y = 0.64393 x + 0.72032
R² = 0.99456

0.727

0.408

0.322

20cm

0.728
y = 0.55689 x + 0.41284
R² = 0.99825

y = 1.82976 x + 0.64529
R² = 1.00000

0.652
0.65

0

0.002

0.004

0.006

0.008

0.01

0.012

0.648

0

0.002

0.004

0.006

0.008

0.01

71

0.012

Dpp と Pion のデータを Plot したグラフです．エネルギーが変わってもきれいに直線上に乗った結果が得られました．
全ての Plot に直線近似を行い，近似式より初期
再結合と一般再結合の値を算出します．
Pion =1+C init+Cgen Dpp
Cinit =0.07(%), Cgen =0.0173(/mGy)
電離箱のこれらの値が得られていれば，様々な条件（エネルギー, SSD, 照射野サイズ, 深さ）が変わっても，その Dpp さえ分かれば P ion を求めることが可能です．
再結合補正の性能要件に戻り，なぜこの要件が必要なのか考えてみます．
初期再結合の値は，上記式に従って P ion の変化が直線的であれば y 切片から類推できます．平行平板電離箱ではありますが，これによって得られた初期再結合の値と， 60 Co ビームの再結合が一致するとの報告があります．(B. R. Muir: Med. Phys. 39, 1618–1627 (2012)) これを引用して，「初期再結合=60 Co ビームの再結合」とみなすことができます．
なので，初期再結合補正が大きい電離箱は， 60 Co ビームでも再結合が大きいことになり， 60 Co
校正定数を求める際も本来であればイオン再結合補正が必要になります．しかし， 60 Co 校正時にイオン再結合は補正されていません．したがって， 60 Co 校正定数を使用するには，初期再結合は小さく(<0.2%)，その極性による違いも小さい(<0.1%)という要件が必要になります．
３．性能要件を満たさない電離箱
ここまでリファレンスクラスに必要な性能要件を見てきましたが，性能要件を満たさない電離箱，特にマイクロに分類される電離箱が該当することが多いですが，そういった電離箱はどう運用するのがいいのか．
そもそもリファレンスクラス電離箱の性能要件というのは，Reference Dosimetry(標準計測)の条
件において，その数式を用いて水吸収線量を正しく求めるのに必要な性能要件です．しかし，実際計測をしていく上では様々な条件においての計測が必要になりますし，スキャニングやマイクロに分類される電離箱には違った目的・条件が要求されることも多いです．
リファレンスクラスの性能要件を満たさない電離箱は，正しい極性効果補正やイオン再結合が求められない，また， 60 Co においても実はそれらの補正が必要と考えられるものと言えます．
Addendum to TG51 の式ですと ND,w 60Co や Ppol, Pion が正しくない．計測法 12 ですと N D,w,Q0 や k pol,k s が正しくないと言えます．その正しくない値を用いてこれら数式を使用し，水吸収線量を求めると，逆に正しくない結果が得られることになります．
ですので，これらの電離箱で水吸収線量を求める際はリファレンスクラスの電離箱と相互校正をして使用する．さらに相互校正時，校正対象の電離箱はイオン再結合補正, 極性効果補正はせず，1 点電圧・片側極性で測定し，相互校正定数 N D,w,Qcross を得るのが正しい運用法と考えます．
また，相互校正定数 ND,w,Qcross を，使用する X 線の各線質で取得しておけば，線質毎に測定値にかけるだけで水吸収線量を得られます．
４．Reference 条件以外の測定
ここからは Reference 条件以外の深さや照射野においての測定を見ていきます．
まずは深さの変化がある場合，深さが変わるということは Dpp が変わるということになります．一般再結合 Cgen の値が大きい場合，Dpp の変化に対して P ion の変化が大きいということですので，深部線量の測定においては，P ion の直線の「傾き」がより重要になってきます．

72

Pion の変化を見てみます．X6 では Dpp の変化範囲が狭く，Pion の変化も大きくありませんが，
FFF10 の Dpp は変化の幅が大きく，その Pion の変化範囲も大きくなります．

PDD d max～ 30cm に お け る
X6 の D p p の 変 化 範 囲
FFF10 の D pp の 変 化 範 囲

これが，例えば PDD にどの程度の影響を与えるのか見てみます．
CC13 の PDD データに対して，得られた Cgen と C init を元に P ion を算出し，Pion 補正した PDD を補正無しデータと比較してみました．
X6 においては D10cm, D20cm の値
が 0.1%程しか変わらずカーブもほぼ一致した結果が得られています．それに対して FFF10 では補正有りと無しとで 0.5%ほどの違いが表れました．

P ion の D pp 依 存 に 関 し て ，印 加 電 圧 の 違 い ，電 離 箱 サ イ ズ の 違 い に よ っ て ど う 変 わ る の か を見てみます．

左 は CC13 に お い て 基 準 の 印 加 電 圧 を 300V と 400V に し た 場 合 の P ion の D pp 依 存 を 比 較
し た グ ラ フ で す ． 右 は 同 じ 300V の 設 定 で CC13(0.13cc), CC04(0.04cc), PTW31021(0.07cc)の 3 つの電離箱を比較したものです．
こ れ か ら 得 ら れ た 結 果 は ，基 準 印 加 電 圧 を 高 く す る ほ ど 傾 き が 小 さ く ，つ ま り ，P io n の D p p
依 存 性 を 小 さ く 出 来 ま す ．た だ し ，こ こ で 注 意 点 と し て は ，Jaffe-Plot が 直 線 領 域 を 維 持 し て
い る 印 加 電 圧 で あ る こ と を 確 認 し た う え で P io n を 求 め る 必 要 が あ る と い う こ と で す ．
ま た ，同 じ 電 圧 設 定 で あ れ ば 電 極 間 隔 の 狭 い 電 離 箱 の 方 が P io n の 変 化 は 小 さ く な り ，P io n 変化 の 観 点 か ら 見 る と ， CC13 よ り CC04 の 方 が 特 に FFF ビ ー ム の 深 部 線 量 測 定 に は 適 し て い
ると言えます．

73次に，照射野サイズの変化に対して見ていきます．こちらのグラフは照射野サイズを変えて出力を測定したものですが，両極性での測定値になります．また，その極性効果補正係数を算出しています．

ファーマーである FC65-G では両極性の測定値ともほぼ一致しており，k pol の値も照射野によらずほぼ一定の結果が得られています．しかし，電離箱サイズが小さくなるに従い，照射野サイズ
が大きくなると両極性の測定値の乖離が大きく，k pol が大きくなるのが確認できます．
見え方としては極性効果ですが，ケーブル照射による Addendum to TG-51 でいうところの P leakの照射野依存のあらわれと考えられます．
これより，照射されるケーブルの長さが変わる測定（Inline Profile 等）には同様の影響が考えられるため，大きい照射野での出力測定や Inline Profile 測定には CC04 より CC13 の方が適していると考えられます．
５．まとめ
まず，リファレンスクラス電離箱の各性能要件の説明を行いました．
次に極性効果とイオン再結合の性能要件を満たさない（正しい Ppol , P ion が求められない． 60 Co
においても Ppol, P ion の補正が必要と考えられる）電離箱においては，それら補正をしたり， 60 Co
校正定数を用いると逆に正しい吸収線量が得られません．ですので，極性や再結合の補正を行わずに，相互校正をして使用することをお勧めしました．
最後に，スキャンクラスのいくつかの電離箱を取り上げて，深部線量測定における P ion の Dpp
依存や出力測定における Ppol(P leak )の照射野サイズ依存の影響について紹介しました．
謝辞
データの測定にご協力頂いた，京都大学様，放射線治療あすなろ会様に感謝いたします．
参考文献[1] McEwen M, DeWerd L, Ibbott G, et al. Addendum to the AAPM’s TG-51 protocol for clinicalreference dosimetry of high-energy photon beams. Med Phys. 2014;41:041501[2] M. R. McEwen, “Measurement of ionization chamber absorbed dose k Q factors in megavoltage
photon beams,” Med. Phys. 37, 2179–2193 (2010).

74

第 82 回（横浜市）放射線治療部会「専門部会講座（治療）専門編」「Clinical Introduction of Dual-energy Computed Tomography
for Treatment Planning
放射線治療への Dual-energy CT の利用−最高の治療技術を活かすシミュレーション −」大阪府立病院機構大阪国際がんセンター 大平 新吾

１．はじめに近年の放射線治療技術の発展は目覚ましく，放射線治療は対症療法から根治治療まで幅広く応用できるがん治療には欠かせない存在となった．直線加速器を用いた治療では，マルチリーフコ
リメータ・画像誘導放射線治療を駆使することによって，腫瘍に対して高線量を投与できる一方で，正常組織への線量は可能な限り低減する強度変調放射線治療(Volumetric modulated arc therapy;
VMAT)が可能となり，有害事象発生低減と腫瘍制御率向上の両者を達成することが期待されている．これら最高の治療技術を活かすためには，腫瘍の位置・大きさ・進展範囲・呼吸性移動量などを正確に把握する必要がある．
一 般 的 に ， 現 在 の 放 射線 治 療 計 画 シ ミ ュ レ ー シ ョ ン では Single-energy computed tomography(SECT)が用いられる．放射線治療計画において，CT 値を電子/物質密度に変換することで人体に照射される放射線量を計算する．この線量計算過程において，放射線治療に従事する者は，SECT
は連続 X 線と特性 X 線が混在する多色 X 線であることを忘れてはならない．均質な物質を撮影した場合，低エネルギーX 線成分が深部まで到達する割合が少なくなり，物質の辺縁と中心を再構成するために使用した X 線エネルギーは異なる．このビームハードニングの結果として，物質中心の CT 値が辺縁よりも低下するカッピングアーチファクトが生じる．さらに，ストリークアーチファクトやメタルアーチファクトなど様々な要因による CT 値の不確かさを含む．CT 値の不
確かさは線量計算誤差を引き起こす可能性がある．
コンピュータ技術の発展にともなって，Dual-energy CT (DECT)が臨床現場に導入されつつある(1)．DECT は二種類の異なるエネルギーの X 線を使用することで，任意のエネルギー(一般的に40-140 keV)の仮想単色 X 線画像(Virtual monochromatic image; VMI)を再構成できる．理論上，単色エネルギーで撮影された CT 画像はビームハードニングの影響をほとんど受けず，正確な CT 値を算出することができる．我々の先行研究によって，VMI に基づいた VMAT 計画は従来の SECT
画像よりも線量計算精度を向上できることを明らかにした(2)．また，低エネルギー帯の VMI は造影剤に含まれるヨードの信号を増強させ，正常組織と腫瘍のコントラストを強調できるとの報告がある(3) (4)．さらに，DECT に搭載された Quantification algorithms (three-material decomposition)は体内に存在する水・ヨード(造影剤)・カルシウムなど様々な物質を定量的に測定することができる(5)．
DECT はこれまで得ることができなかった情報を我々にもたらし，最高の治療技術をさらに活かす可能性を秘めている．しかしながら，DECT の放射線治療への利用に関する報告は世界的に見ても限られている．本稿では，大阪国際がんセンターにおける取組を中心として，放射線治療への DECT 利用の有用性を探ることを目的とする．

75

２．腫瘍の描出能向上
膵臓癌は 5 年生存率 10%以下という最も予後不良な難治性癌のひとつである．膵臓癌の治癒には手術が唯一の治療戦略と考えられてきたが，放射線治療を併用することで治療成績が向上する
ことが明らかとなってきた．平田らの報告では，膵腫瘍に対して高線量を投与することで，良好な病理組織学的な効果が得られた(6)．さらに，少ない分割回数で，一回あたりに大線量を投与す
る定位放射線治療 (Stereotactic body radiotherapy; SBRT)を行うことで良好な局所制御率を得たという報告もある(7)．これらの積極的な治療を成功させるためには，腫瘍の位置・大きさ・呼吸性
移動量を正確に把握する必要がある．さもなければ，予期しない有害事象を来す可能性がある．
膵腫瘍と膵実質の CT 値差が小さいことから，造影剤を用いた撮影が膵腫瘍を描出するために有効である．放射線治療において，膵腫瘍描出と呼吸性移動量評価の両方を達成するために，
Cattaneo らは造影 4 次元 CT 撮像法が有用であると報告した(8)．しかしながら，放射線腫瘍医によって決定する肉眼的腫瘍体積は大きく異なるため更なる腫瘍描出能向上が求められる．
膵臓癌に対して，DECT を用いることによって腫瘍描出能が改善したとの報告がある(3)．我々は DECT を用いて造影 4 次元撮影を行うことによって，膵腫瘍の呼吸性移動量を評価すると同時に，腫瘍描出能を向上できるのではないかと着想した．高速スイッチング方式 DECT (GE Medical
Systems)を用い，腫瘍中心位置を造影剤注入 40 秒後に撮影できるようスキャンディレイを設定した(9)．造影剤量は 450mgI/kg と設定し，注入時間 30 秒とした．撮影中の患者呼吸波形は Realtime
Position Management system (Varian Medical Systems)を用いて記録した．DECT の撮影データと呼吸波形より 10 呼吸位相の４次元 CT を作成し，呼気相における 77keV の VMI (120 kVp 相当)と 60
keV の VMI を再構成した．図 1 に 77keV と 60 keV における VMI を示す．低エネルギー帯である
60 keV の VMI の方が膵腫瘍を明瞭に描出できていることがわかる．放射線腫瘍医による客観的画質評価においても，60 keV の VMI の方が優れた．
放射線治療計画に DECT 装置を用いるだけで，これまでよりも腫瘍を明瞭に描出できる可能性がある．腫瘍描出能向上に関する報告は膵臓癌に限らず，他部位でも報告されている(10)．腫瘍の描出能向上は術者間のコンツーリングのばらつきを抑えられる可能性があり，DECT は放射線治療の精度向上に寄与することが期待できる．

図 1．膵臓癌症例における DECT を用いた造影４次元撮影(77 keV と 60 keV の比較)

76

3．造影剤が線量計算に及ぼす影響の低減
治療計画装置における線量計算過程では，電子/物質密度が既知のファントムから作成した CT
値変換テーブルを用いて，線量計算を行う．造影剤の使用は明瞭に腫瘍を描出するために有効であるが，線量計算過程において造影剤は，人体に高密度物質が存在するかのように扱われる．結果として，線量計算過程において誤差を引き起こす可能性がある．臨床現場においては，造影画
像と非造影画像の両者を取得し，造影画像に基づいたコンツーリング情報を非造影画像にうつしこむ手法も用いられる．しかしながら，造影と非造影画像の取得時間が異なるため，両者の画像において臓器の解剖学的位置が異なる可能性がある．
DECT は造影剤に含まれるヨードの信号を抑制した水密度画像を生成可能であり，水密度画像
は非造影画像に取って代わるのではないかと期待されている．造影画像と同じデータから再構成するため，臓器の位置ずれはなく，非造影画像撮影による被ばく線量を低減できる可能性もある．
我々はこの水密度画像に着目し，治療計画に用いることができないか検討を行った(11)．
水密度値と電子/物質密度の関係性を評価するために，組織模擬ファントム(Model 467; Gammex
RMI)を撮影し，水密度値を電子/物質密度に変換するためのテーブルを作成し，77keV における
VMI の CT 値と比較した(図 2)．VMI において，CT 値と電子/物質密度の関係は CT 値 0 付近を境に直線の傾きが変化しているのに対し，水密度値は電子/物質密度とほぼ 1 対 1 の関係性であることがわかった．

図 2・CT/水密度値と電子/物質密度の関係
次に，水等価ファントム(18 cm 径)にヨード密度 15mgI の個体ファントムを挿入し，治療計画(Anterior-posterior 方向 1 門照射)を作成し，CT/水密度値を電子/物質密度に変換するテーブルを用
いて線量計算を行った．線量計算には Anisotropic analytical algorithm (AAA)と Acuros XB (AXB)を使用した．図 3 に線量分布図を示す．

図 3．線量分布図比較 (参考文献(11)に掲載の図を一部日本語表記に変更)

77

図 4 に線量プロファイル図を示す．AAA を使用した場合，77 keV の VMI と水密度画像に基づいた治療計画における線量計算に差はほとんど見られなかった．ヨードを含有した固体ファント
ムを挿入したファントムに基づいて AXB を用いて線量計算を行った場合，VMI においてヨードと水等価ファントムの境界面において線量差が見られた．水密度画像に基づいた治療計画は造影剤が線量分布に及ぼす影響を低減できる可能性が示唆された．造影剤の影響を低減するために，造影領域を水等価 CT 値に置き換える方法や人工知能を用いる方法など様々な手法が試みられている．DECT の利用は新たな方法として期待できる．

図 4．線量プロファイル比較 (参考文献 (11)に掲載の図を一部日本語表記に変更)

4．機能画像に基づいた治療計画
肝臓癌は年間約 84 万人が世界中で罹患し，約 78 万人が死亡する難治性癌である(12)．少ない
分割回数で，一回あたりに大線量投与する SBRT は良好な局所制御率を達成し，非手術肝臓癌治療のオプションとして現在注目されている(13)．肝臓癌に対する SBRT において，肝臓は放射線
耐用線量が低いために，肝臓への線量は可能な限り低減することが求められる．放射線性肝障害の発生を予測する指標として，肝臓全体に照射される平均線量が広く用いられるが，肝臓癌は線維化を伴う症例が多く肝機能は領域によって異なるため，平均線量によって有害事象発生を予測することは理論上限界がある．肝臓の線維化進行度の評価法として生検が標準であるが，侵襲的なこと・大きな肝臓に対して生検される組織量がわずかであることから，肝臓全体の線維化を評価することは困難である．
DECT は臓器に取り込まれた造影剤量を定量的に測定することができる．肝臓に取り込まれたヨード量を解析することで，肝臓線維化の進行度を評価することができ，生検に比べ非侵襲的な手法として注目を集めている(14)．我々は DECT によって肝臓の線維化を可視化できることに着目し，高肝機能領域(線維化が進んでいない領域)を温存する SBRT が可能となるのではないかと着想した．造影剤使用量を 600mgI/kg と設定し，造影剤注入後 130–150 秒後に DECT 撮影を行った(15)．撮影データからヨード密度画像を再構成し，大動脈に含有するヨード量に対する肝臓に含有するヨード量の比を表すマップを生成した．ヨード量比 0.46 以下を高機能肝領域と定義した(図 5)．転移性肝癌症例においては，肝臓全体の 95%以上が高機能肝領域と評価され，肝細胞癌症例と比較して線維化が進行していないことが明らかとなった．肝細胞癌症例において，高機能肝領域を識別できる症例や肝臓全体に線維化が進行している症例を認識することができた．肝細胞癌の発生機序として，慢性炎症から線維化/肝硬変に移行し，肝細胞癌に至る．転移性肝癌は他の部位の腫瘍が血流にのって肝臓に到達・増殖したため，腫瘍部以外の肝機能は高い結果となったと考えられる．

78

図 5．ヨード量比マップ(参考文献 (15)に掲載の図を一部日本語表記に変更)
高機能肝領域が全体の 15%~85%と判定された 10 症例において，ヨード量比 0.46 以下となる高機能肝領域への線量を可能な限り低減した機能画像ベース SBRT 計画を生成し，従来の治療計画と比較した．処方線量は 48 Gy/4 回とした．図 6 に従来法と機能画像法の線量分布図比較を示す．
機能画像法では高機能肝への線量(10-30 Gy)を低減できることがわかる．腫瘍に対して照射される平均線量(p=0.65)，脊髄(p=0.72)・胃(p=0.72)・腸管(p=0.58)に対する最大線量は両治療計画において同等であった．機能画像ベースの治療計画において，高機能肝領域に照射される線量は従来の方法に対して有意に(p<0.05)低減できることが明らかとなった(10 Gy, 20 Gy 照射される体積;
44.4 vs 98.2 cc, 11.6 vs 24.9 cc)．従来の SECT ではこれまで得ることができなかった臓器の機能情報を DECT では可視化できる可能性がある．高機能領域を温存した放射線治療によって，患者の生活の質の低下を最小限に留められることが期待される．機能画像法は重粒子線治療にも応用可能であると考えられる．重粒子線はブラッグピークと呼ばれる線量特性を有し，一定の深さに到達すると粒子線は停止するため，肝臓への線量を低減することができる．重粒子線治療と本研究成果を組み合わせることで，高機能肝領域をさらに温存する治療法の実現を期待できる．

図 6．従来法と機能画像法の線量分布図比較(参考文献 (15)に掲載の図を一部日本語表記に変更)

5．おわりに従来の SECT と比較して，DECT の秘めたる可能性に着目し，放射線治療への利用の検討を行ってきた．急速に発展する最高の放射線治療技術を活かすため，DECT は様々な情報を提供してくれる．まだまだ DECT の放射線治療への利用の報告は少なく，今後発展する分野と考えられる．
DECT 装置さえあれば，本稿で提唱する手法を臨床現場にて実践することは可能であるため，役立つことができれば幸いである．さらに，DECT は重粒子線治療においても利用可能であると信じる．DECT がシミュレーションの主流になり，さらなる放射線治療の発展に寄与することを期
待したい．

79

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80寄稿 _治療技術事始め
レーストラックマイクロトロン－ユニークなシステム構成とビーム特性－
東洋公衆衛生学院

佐藤 智春

放射線治療にまつわる様々なお話を寄稿していただくコーナーです．
1.はじめにマイクロトロンは 1944 年 Veksler によってその加速原理が提案され，1960 年代初めに実現した．そして，1979 年には 22MeV の出力が可能な医療用マイクロトロンの詳細なビーム特性に関する論文 1) が報告されている．1981 年，円形マイクロトロン Scanditronix 社 MM22 が我が国で初めて国立がん研究センター中央病院に設置された．その数年後には国立九州がんセンターに日立製作所による国産第 1 号機が設置され，国立病院のがん専門病院や基幹病院を中心に設置台数が増え始めた．1984 年，陸上競技場のような加速軌道を有する 50MeV の出力が可能なレーストラックマイクロトン Scanditronix 社 MM50 がスウェーデンのウメオ大学に設置され，スウェーデン
を中心に数々の興味深い研究論文 2)~4) が発表された．我が国においては 1999 年に世界で 6 台目が国立がん研究センター中央病院に設置された．そして，2000 年頃には円形マイクロトロンが国内
で約 30 台稼働して全盛期を迎えたが，現在は国内での稼働台数はレーストラックマイクロトロ
ンともにゼロである．
以上マイクロトロンの変遷を述べたが，「治療技術事始め」というよりは既に終わってしまっている医療用加速器という感が否めない．しかしながら，直線加速器にはないユニークなシステム
構成とビーム特性について紹介する場があっても良いのではという思いから本校の執筆を引き受けた．
2.マイクロトロンの構造とシステム
2-1 概要マイクロトロンには加速電子が円軌道をとる円形マイクロトロンと，陸上競技場のような軌道をとるレーストラックマイクロトロンがある．マイクロトロンは，その加速原理からくる豊富なエネルギーの光子線や電子線を取り出すことが可能である．円形マイクロトロンの場合，光子線
は 6,10,14,21MV の 4 種類，電子線は 3MeV から 22MeV の範囲で 10 種類のビームを取り出すことができる．一方レーストラックマイクロトロンは，10, 20, 25, 50MV の光子線，電子線は 10MeVから 50MeV の範囲で 8 種類のビームを取り出すことができる．また，マイクロトロンの加速原
理とビーム輸送の技術によりエネルギーの均一性が良いことも特徴の一つである．エネルギー幅について，270°ベンディングマグネットのリニアックが 600keV であるのに対し円形マイクロト
ロンは 35keV，レーストラックマイクロトロン 300keV と非常にエネルギーの単色性に優れている．また，1 台の加速器で 2 ガントリ以上つまり 2 部屋以上の照射が可能であり，カタログスペ
ックでは数台のガントリを設置することが可能となっている．設備の面では加速器本体を別室に設置するため，リニアックよりも広い敷地面積が必要になる．国立がんセンターの円形マイクロトロン施設（fig.1）およびレーストラックマイクロトロン施設（fig.2）の概要を示す．加速器本体が中央に設置され，その両サイドに照射室があり回転ガントリが設置されている．照射中のマ81

イクロトロン本体室は放射線が蔓延しているため立ち入ることはできない．また，オペ室が隣接していて，術中照射を行うことができる．当時 2 ヶ月に 1～2 回くらいの割合で術中照射行われていたと記憶している．
マイクロトロンは１台の加速器で２部屋の照射が可能である．ただし２部屋といっても同時に照射できるわけではなくビームはスイッチングマグネットにより振り分けられ，片方が照射の時はもう片方の部屋は待ち状態でとなる．この時間を利用して位置合わせを行い，これを 2 つの照射室で交互に繰り返すことで 2 ガントリ間においてビームを止めることなくセットアップと照射を交互に繰り返すことが可能であるため，照射業務の効率化を図ることが可能である．

fig.1

円形マイクロトロンの施設概要

fig.2

レーストラックマイクロトロンの施設概要

2-2 加速原理
マイクロトロンは，一度加速されたビームが再び加速共振空洞またはリニアックに入射することでエネルギーが増大する再循環式加速システムである．

fig.3 円形マイクロトロンの加速原理図

fig.4

レーストラックマイクロトロンの加速原理図

2-2-1 円形マイクロトロン
fig.3 に円形マイクロトロンの加速原理図を示す．電子銃から供給された電子が加速共振空洞内でマイクロ波により 0.5MeV 加速される．そして，一様な磁場で充たされている本体内を円運動して再び加速空洞に入射することにより電子のエネルギーが 0.5MeV ずつ増えていき，加速電子の82軌道半径がだんだん大きくなる．ビームの取り出しは，磁気遮蔽チューブ(Deflection tube)を取り出したいエネルギーの軌道上に挿入することにより加速電子が軌道からはずれて直進し，さらに外部へ導くパイプ(Extraction pipe)により取り出すことができる．
円形マイクロトロン本体（fig.5）は直径 3m，床からの高さ 3.5m あり天井の高い部屋が必要である．また重量も 11.5 トンということで床の耐久性が求められる．円形マイクロトロン本体の内部は一様な磁場で充たされた真空の円板状の空洞になっている．

fig.5

円形マイクロトロン加速器本体（一緒に写っているのは身長 190cm のスウェーデン人）

2-2-2 レーストラックマイクロトロン
fig.4 に レー ス トラ ッ クマ イ クロ ト ロン の 加速 原理 図 を示 す ．電 子 銃か ら 供給 さ れた 電 子が5MeV のリニアックによって加速され，両側に置かれた偏向電磁石(Main magnet)によって陸上競技場のような軌道をとる．そして，再びリニアックに入射して電子が加速される．そのエネルギ
ーは 5 の倍数で増えていき，加速電子の周回軌道はだんだん大きくなる．ビームの取り出しは，取り出したいエネルギーの軌道上にあるビーム抽出用電磁石（Extraction Magnet）の磁場を変化させることで加速電子の軌道が偏向して取り出すことができる．

fig.6

レーストラックマイクロトロン加速器本体と加速軌道イメージ図

レーストラックマイクロトン本体（fig.6）は，長さ 2.2m×幅 0.8m×高さ 1.5m，重量 2.7 トンと円形マイクロトロンよりもコンパクトで重量も軽いが，円形マイクロトロンが最大エネルギー83

22MeV であったのに対しレーストラックマイクロトロンは最大 50MeV まで加速することが可能
である．
2-3 ビーム輸送系システム
マイクロトロン本体から取り出された電子は，真空の輸送管へと導かれる．電子は Switchingmagnet によりどちらか片方の治療室に通じる輸送管に振り分けられ，電子の拡散を抑え収束させるための Quadrature magnet（四極子電磁石)，輸送管の中心にビームが通るよう方向を制御する
Steering magnet，ビームの進行方向を曲げるための Bending magnet から構成されるビームトラン
スポートシステム（fig.7）により治療用ガントリへ輸送される．このようなシステムによって可能な限りビーム損失を少なくし，マイクロトロン本体で生成された電子線を照射室まで輸送することができる．なお，マイクロトロンは一定の線量率に達するまで多少の時間を要する．そこで輸送管の途中に銅の遮へい体を用いたビームストッパー（fig.8）があり，線量率が一定になるま
で照射室への電子の輸送を止めている．

fig.7

ビームトランスポートシステム

fig.8

ビームストッパー

2-4 ビーム平坦化方式（フラットニングフィルタ方式とパルススキャン方式）
fig.9 にフラットニングフィルタ方式とパルススキャン方式を示す．フラットニングフィルタフ
リービーム（以下，FFF ビーム）を除く医療用電子加速器は，ビームの平坦化に金属製のフィル
タを用いるフラットニングフィルタ方式を採用している．円形マイクロトロンも同様にビームの平坦化にフラットニングフィルタを用いている．一方，レーストラックマイクロトロンは金属製のフィルタを用いないパルススキャン方式によりビームの平坦化を行っている 3) ．これは，50MVという高いエネルギーでフラットニングフィルタを用いるとフィルタのサイズが巨大化し照射
ヘッドの設計上不可能であること，また，光子線と重金属の反応により無用な中性子が大量に発生してしまうため，フラットニングフィルタを用いずに平坦な照射野が得られるパスルスキャン方式を採用した．パルススキャン方式は，ビームトランスポートシステムによりガントリへ輸送されてきた電子に対し，直交に配置された 2 組の走査用電磁石により電子をある決まったスキャ
ンパターンでフィールド内を走査し，１スキャン終了した時点で平坦な照射野が得られる方式である．なお fig.9 は光子線について示したが，レーストラックマイクロトロンは電子線も同様にビームの平坦化にスキャッタリングフォイルを用いずパルススキャン方式を採用している．
fig.10 に光子線および電子線におけるスキャンパターンを示す．光子線はサークル状に走査し，半値幅 10～30cm 程度の比較的大きなビームスポットで 1 サイクル（1 スキャン）あたり 50～65
ビームパルス（ポイント）で走査する．また，1 サイクルに要する時間は 0.2～0.4 秒である．一方，電子線はテレビの走査線のようなラスタ状に走査し，半値幅 4～7cm 程度の小さなビームス
ポットで 1 サイクル（１スキャン）あたり 500～800 ビームパルス（ポイント）で走査する．ま84

た，1 サイクルに要する時間は 3～4 秒である．

fig.9 フラットニングフィルタ方式(a)とパルススキャン方式(b)の説明図（光子線）

fig.10 光子線および電子線におけるスキャンパターンの説明図

2-5

レーストラックマイクロトロンの照射ヘッド
レーストラックマイクロトロンはパルススキャン方式により照射野の平坦度を保っているため，理論的にはスキャッタリングフォイルは不要である．ただしパルススキャン方式のみで取り出したビームスポットの半値幅は 10MeV で 5.8cm であるがエネルギーが高くなるほど半値幅は85

小さくなり，15～50MeV では 3.5～1.1cm となる 4) ．そこで，これらを実用的な幅に拡げるために非常に薄い散乱箔(15～25MeV は真鍮フォイル 0.025mm，30～50MeV は金フォイル 0.025mm)を用いてビームスポットを半値幅 7.0～4.3cm に拡散させている 4) ．また，照射ヘッド内すべてがヘリウムガスで充たされていて，空気による多重散乱によりビームが横方向に拡がることを抑制している．なお，Masterson ら 4) の報告によると，10～50MeV の電子線におけるビームスポットの半値
幅は空気に対してヘリウムガス中では約 60%小さくなる．
fig.11 に MM50 照射ヘッドの構造図を示す．ターゲットの材質と厚さは 10,20,25MV はタング
ステン 3.5mm，銅 6.5mm，50MV はタングステン 5mm，銅 7.25mm である．MM50 は照射野の平坦化にパルススキャン方式を採用しているため，基本的には平坦化フィルタが不要である．また，ターゲット直下にパージングマグネットを装備し，荷電粒子を除去する機能を有する 4)6)7)．MM5
0 は光子線の照射時に，パージングマグネットに磁場がかけられターゲットを通過してきた電子及び散乱による 2 次電子を除去し，照射ヘッド内における荷電粒子およびその散乱線による影響をできるだけ少なくしている．

fig.11 レーストラックマイクロトロン照射ヘッド内部の構成図

2-6 レーストラックマイクロトロンにおける電子線の照射方法
もともとレーストラックマイクロトロンの電子線は，コーンを装着せずに光子線と同様に照射
ヘッド内の MLC によって照射野を形成するシステムになっている．しかしながら，15MeV 以下
ではアプリケータを用いた方が照射野の辺縁が鮮明であったため，可変コリメータやコーンを装着できるようメーカーに改良していただいた．
fig.12 に可変コリメータおよび MLC により形成した照射野の比較を示す．10MeV において可変コリメータを装着した照射野は鮮明であるのに対し，明らかに MLC で形成した照射野は半影が大きい．そして，20MeV 以上では，MLC により形成した照射野でもエネルギーの増加とともに
照射野辺縁が鮮明になっている．一方，可変コリメータを用いると，20MeV 以上において照射野
外の黒化度が増しはじめ，50MeV においては照射野辺縁の識別さえ困難になっている．これは，エネルギーが高くなるほど可変コリメータからの 2 次電子や散乱線の影響が大きくなるためである．これらのことから 15MeV 以下は可変コリメータまたはコーンを装着し，20MeV 以上は照射
ヘッド内の MLC のみで照射野を形成することとした．

86

fig.12 電子線における可変コリメータおよび MLC により形成した照射野の比較

3. レーストラックマイクロトロンのビーム特性
3-1 パルススキャン方式のビーム測定方法
3-1-1 スキャンデータ
fig.13 にパルススキャン方式とフラットニングフィルタ方式の加速器におけるスキャンデータ
測定方法の比較を示す．フラットニングフィルタ方式の加速器で PDD や線量プロファイルなどのスキャンデータを測定する場合，加速器の出力変動を補正するためにリファレンス線量計を照射野内に設置する．しかしながら，レーストラックマイクロトロン(以下，MM50)はパルススキャ
ン方式を採用しているため，リファレンス線量計に常にビームが照射されているわけではないのでリファレンス線量計を用いることができない．そこで，加速器のモニタ線量計の電離電流を水
ファントムスキャナの信号処理システムに取り込んで加速器の出力変動を補正する 5)6) ．
また，パルススキャン方式は 1 スキャン終了した時点で平坦な照射野が得られるため，スキャンが完了する整数倍のスキャン数で線量測定を行う必要がある．そこで，MM50 のスキャンとスキャンの間に出力されるトリガー信号を受け取り，これをフィールド線量計の測定回数および次の測定点への移動のタイミングに反映させる 5)6) ．たとえば，サンプリング数３回とすると３スキャン終了するまでの間フィールド線量計は積算で測定し，次の１スキャンで線量計が次の測定ポイントへ移動して再び３スキャンの間測定する，いわゆる Step by Step 方式でこれを繰り返す。
したがって，連続モードでスキャンデータを測定することはできない．ここで注意すべき点は，電子線は１スキャンに要する時間が光子線の 10 倍以上長く 3～4 秒かかる．1 ポイント測定する
時間はサンプリング回数 3 回と移動の 1 スキャンを含めると 16 秒かかることになる．また，エネルギーが高くなるとさらに深部まで測定しなければならず，リニアックなど通常の加速器の測定条件でスキャンデータを測定すると，1 本につき 1 時間以上測定時間がかかってしまい現実的ではない．そこで，加速器の耐久性も考慮して 1 本につき 20 分を目安にサンプリング数と測定間隔を設定した．このことは線量プロファイルについても同様で，レーストラックマイクロトロンの測定に膨大な時間を要した理由はここにある．table.1 にレーストラックマイクロトロンの電子線における 1scan に要する時間と PDD の測定条件，1 本の測定時間を示す．

87

fig.13 パルススキャン方式とフラットニングフィルタ方式の加速器におけるスキャンデータ測定方法の比較

table.1 レーストラックマイクロトロンの電子線における 1scan に要する時間と PDD の測定条件，1本あたりの測定時間

3-1-2 ノンスキャンデータ
ノンスキャンデータについては通常の加速器の測定時間と変わらない．
また，コリメータ散乱係数の測定において現在は当然のようにミニファントムを用い線量計はビーム軸に対して平行配置で測定しているが，当時はビルドアップキャップを用いてビーム軸に対して垂直配置で測定するのが一般的でありミニファントムは普及していなかった（その後保科正夫先生の国内での普及活動 8 ）9) により現在に至っている）．海外論文など 10) ～ 15) を参考に，また保科正夫先生にご指導いただきながらミニファントムを用い線量計は平行配置でコリメータ散
乱係数を測定し，比較のためにビルドアップキャップについても同様に平行配置で測定した．
3-2 電子線の深部線量特性

fig.14 円形マイクロトロン MM22 の PDD 曲線

fig.15 レーストラックマイクロトロン MM50 の PDD 曲線

88

円形マイクロトロン MM22（以下，MM22）(fig.14)およびレーストラックマイクロトロン MM50
（以下，MM50）(fig.15)の電子線における PDD 曲線の形状は，基本的にはリニアックと同じである．電子線は，エネルギーが高いほど飛程が深部にまで達する．たとえば実用飛程で評価すると，
MM22 の最大エネルギーである 22MeV では 10cm 程度であるが，MM50 の 50Mev では 24cm 付近
まで達している．また，電子線 PDD において制動 X 線成分であるフォトンバックグラウンドは
エネルギーが高いほど大きくなるが，MM50 のフォトンバックグラウンドは全体的に非常に小さ
く，50MeV においても MM22 の最大エネルギーである 22MeV と比較して目視でも小さいことがわかる．
fig.16 に MM22 および MM50 のフォトンバックグラウンドを示す．電子線は，エネルギーが高くなるほど制動放射による X 線の割合が増すためフォトンバックグラウンドは大きくなる．この傾向は MM50，MM22 ともに表れている．MM22 は，散乱箔により電子を拡散し薄い Al のフラットニングフィルタにより照射野の平坦化を行う 2 重フォイルシステムを採用している．しかし，２重フォイルシステムは 20MeV 以上の電子線における高い制動放射の割合が指摘されている 16) ．
MM50 は，パルススキャン方式の採用と照射ヘッド内をヘリウムの不活性ガスで充たしているため，2 重フォイルシステムの MM22 よりもフォトンバックグラウンドは小さくなっている 5) ．また，MM50 の 15MeV 以下は可変コリメータからの制動放射の影響で，フォトンバックグラウンドが若干大きくなっている．
fig.17 に PDD で評価した電子線の表面線量を示す．可変コリメータを装着した場合，MM22，
MM50 ともにエネルギーが高くなるほどコリメータからの散乱線による混入電子が増加して表面線量は大きくなる．これは，エネルギーが高くなるほど可変コリメータにより散乱された電子が増大し，表面線量の増加に寄与するためである．ところが，MLC によって照射野を形成する MM50の 20MeV 以上の電子線の表面線量は，エネルギーが高くなっても表面線量は変化していない．このことから照射ヘッド内の MLC は，エネルギーの大きさが表面線量には影響しないことがわかる 5) ．

fig.16 MM22 と MM50 における電子線の photon backgroundfig.17 MM22 と MM50 における電子線の表面線量

fig.18 に IAEA TRS398 や AAPM TG51，我が国の標準計測法 12 における電子線の線質指標である R50 を示す．MM22 と MM50 における公称エネルギーと R50 はほぼ 1 本の直線で表され，装置間の R50 に差はない．また，MM50 の 50MeV の R50 は 18cm を超えていて水吸収線量の校正深は10.8cm であり，光子線における校正深 10cm よりも深くとてつもなく大きいエネルギーであることがわかる．
fig.19 に治療飛程 R90 を示す．R90 は，AAPM TG2517) において，電子線の深さ方向に対する臨床上の有用な尺度として定義されている．MM22 と MM50 における公称エネルギーと R90 は，異なる 2 本の直線で表され，MM50 の方が MM22 よりも R90 が深くまで達している．MM50 の 50MeV

89

における R90 は 10cm を超えていて，電子線による体幹部中心への対向 2 門照射が可能であり 5) その臨床使用について Karlsson ら 18) が 1997 年に報告している（後述）．それは，電子線対向 2 門照射に側方から光子線のウェッジフィールドを追加して深部方向への線量集中性を高めた照射方法であり，陽子線に近い線量分布が得られると Karlsson らは報告している．

fig.18

MM22 と MM50 における電子線の R50

fig.19 MM22 と MM50 における電子線の R90

スキャッタリングフォイルを有する MM22 とスキャッタリングフォイルがなくパルススキャ
ン方式を用いている MM50 の電子線について，同一公称エネルギー20MeV の PDD 曲線を比較した（fig.20）．MM50 の 電 子線 は MM22 と 比 較 して ， 治療 領 域 は深 部 にま で 達し て いて （ Ｒ 90
MM50;6.6cm, MM22;5.8cm），線量下降部の勾配が急峻であり（MM50;3.15, MM22;2.66），表面線量は 若 干 少 な く （ MM50;91.8%, MM22;93.1% ）， 制 動 X 線 に よ る 汚 染 が 少 な い （ MM50;0.9%,
MM22;6.0%） 5) ．MM50 はスキャッタリングフォイルなどのような散乱体がビーム線束内に存在しない，またあっても非常に薄いため制動放射が少ない．そして照射ヘッド内を He ガスで充たしているため，空気との多重散乱によるエネルギー拡散がないため線量勾配が急峻である．．この急峻な線量勾配は，電子線の前方一門照射において，病巣の後方直下に危険臓器が存在する場合に有効である．また，MM50 の方が MM22 よりも若干ではあるが表面線量が少ないのは，MM50
は可変コリメータを装着していないのでアプリケータからの散乱線がないことが要因である．

fig.20 同一エネルギー20MeV における MM50 と MM22 の PDD 曲線90

3-3 光子線の深部線量特性
円形マイクロトロン MM22（以下，MM22）(fig.21)およびレーストラックマイクロトロン MM50
（以下，MM50）(fig.22)の X 線における PDD 曲線の形状は，基本的にはリニアックと同じである．光子線はエネルギーが高いほど線量最大深が深く，線量勾配が緩やかである．たとえば線量最大深について，MM22 の最大エネルギーである 21MV では 3.0cm であるが MM50 の 50MV では
4.6cm である．線量勾配についても 10cm 深の PDD について，MM22 の 21MV では 78%であるがMM50 の 50MV では 88%と 12%しか減弱しておらず以前強い出力を有している．

fig.21 円形マイクロトロン MM22 の PDD 曲線

fig.22 レーストラックマイクロトロン MM50 の PDD 曲線

fig.23 MM22 と MM50，Clinac21EX における X 線の表面線量

fig.24 MM22 と MM50，Clinac21EX における X 線の TPR 20,10

fig.23 に MM22 と MM50，リニアック Varian 社 Clinac21EX の PDD で表した表面線量を示す．
MM50 の表面線量は MM22 や Clinac21EX よりも約 20%大きかった．ただし，これは照射野サイ
ズ 10cm×10cm のときである（1999 年当時 10cm×10cm のみ表面線量を測定し報告した 6) ）．2011
年と 2016 年に発表された Georg19) らや Mukesh ら 20) のリニアック FFF ビームの論文によると，
FFF ビームは FF ビームよりも照射野サイズに対する表面線量の変化が小さい．つまり，小さい
照射野では FFF ビームの方が表面線量は大きく，大きい照射野では FF ビームの方が大きい．同様にフラッ トニン グフィル タを有 しな い MM50 にも同 様に言 えること で，小 さい照射 野で はMM50 の方が MM22 よりも大きく，大きい照射野では逆に MM50 の方が小さくなることが予想される．つまり，MM50 の方が照射野サイズに対する表面線量の変化は小さいと推測された．
IAEA TRS398 や標準計測法 12 の線質指標である TPR20,10 を用いて MM22 と MM50，Clinac21EXの線質を評価した（fig.24）． MM50 の線質指標は MM22 や Clinac21EX よりも小さかった．これ

91

は，MM50 はフラットニングフィルタがないためビーム軟成分のろ過が起こらず，ビームハード
ニングが生じないことが要因である 6) ．また，当時の吸収線量測定方法であった標準測定法 8621)
による線質指標（TPR の電離 7 割深から MV 表示で求める方法）を用いて線質を評価すると，公称エネルギー10MV は 7MV 相当，20MV は 12MV 相当，25MV は 15MV 相当となった．また 50MVについては，標準測定法 86 で定義されているエネルギーの範囲（ 60 Co～35MV）を超えていたため，北欧の標準測定法である NACP プロトコル 22) を用いて 28MV 相当であると評価した 6) ．

fig.25 MM50 におけるパージングマグネットオン，オフのときの PDD 曲線

fig.25 にパージングマグネットを作動させている状態（オン）と作動させていない状態（オフ）における PDD 曲線を示す．パージングマグネットオフの PDD 曲線はオンのときと比較して線量最大深は浅く（25MV 及び 50MV について各々パージングマグネットオンでは 3.3cm と 4.6cm，
オフでは 2.7cm と 3.0cm），線量下降部における PDD も同じ深さで比較すると小さくなっている（25MV 及び 50MV について 10cm 深にて各々パージングマグネットオンでは 79.4%と 88.2%，オ
フでは 75.7%と 75.6%）．パージングマグネットオフのときの PDD で表した表面線量は，パージ
ングマグネットオンのときと比較して 25MV，50MV について各々31.0%，77.7%高い値を示した
6)．ここで調べた 3 つの特性値（線量最大深，10cm 深の PDD，表面線量）は，公称エネルギーが高くなるほどパージングマグネットの影響を強く受けた．パージングマグネットはターゲットを通過した電子や散乱による２次電子を除去する電磁石であり，パルススキャン方式を採用している MM50 にとって非常に重要な装置である．Fig.25 からパージングマグネットをオフにすると，パージングマグネットオンのときと比較して線量最大深は浅くその付近はシャープになり，この傾向は公称エネルギーが高くなるほど顕著である．また，パージングマグネットをオフにすると，公称エネルギーが高くなるほど表面線量の増加が大きくなった．これらのことから MM50 の最大エネルギーである 50MV の光子線においては，相当な量の電子が混入していると思われる．したがって，公称エネルギーが高くなるほどターゲットを通過する電子や散乱による 2 次電子が多くなり，それらを除去する装置であるパージングマグネットの効果が大きくなるということがわかった 6) ．

92

フラットニングフィルタを有する MM22 とフラットニングフィルタがなくパルススキャンを用いている MM50 の X 線について，同一公称エネルギー10MV の PDD 曲線を比較した（fig.26）．
フラットニングフィルタの有無が深部線量特性に影響している．フラットニングフィルタを有しない MM50 の方が線量最大深は浅く（MM50;2.0cm, MM22;2.2cm），指数関数領域である線量下降
部の勾配は急峻であった（TPR20,10 MM50;0.70, MM22;0.73）．これはフラットニングフィルタがな
いため，ビームハードニングが起こらないことが要因である 6) ．つまり，リニアックやマイクロトロンに限らずフラットニングフィルタの存在が光子線の線質に大きく影響している．

fig.26 同一エネルギー10MV における MM50 と MM22 のＰＤＤ曲線

3-4 光子線のコリメータ散乱係数
3-4-1 コリメータ散乱係数に用いるファントム
レーストラックマイクロトロンの測定を行った 1999 年ころ，コリメータ散乱係数を測定する
のに国内においては一般的にビルドアップキャップが用いられていた．しかしながら，ビルドア
ップキャップはエネルギーが高くなるほどキャップの外径が大きくなり，測定可能な最小照射野
サイズが大きくなるため小照射野でのコリメータ散乱係数の精度が低下する 23) ．また，ビルドア
ップキャップは高いエネルギー領域において混入電子の影響が強くなり，コリメータ散乱係数を過大評価することが指摘された 10) ～ 15) ．したがって，本測定においてはミニファントムを用い，またビルドアップキャップについても同様に測定し比較することとした．アクリル製のミニファ
ントム（日本原子工業社，直径 4cm，長さ 20cm，MP 上面から電離箱中心までの距離 10cm）および最大線量ビルドアップが確保される十分な厚みを有するアクリル製のビルドアップキャップを用いた（fig.27）．なお，用いたビルドアップキャップの直径は，レーストラックマイクロトロ
ン MM50（以下，MM50）の 10MV, 20MV, 25MV, 50MV について各々4.0cm, 5.9cm, 6.5cm, 8.6cm，円形マイクロトロン MM22（ 以下，MM22）の 10MV, 14MV, 21MV について各々4.9cm, 6.5cm, 7.1cm，
リニアック Varian 社 2100C の 4MV,10MV について，各々2.4cm, 4.9cm，Varian 社 600C の 6MV について 3.3cm であった．ビルドアップキャップを用いて測定したコリメータ散乱係数の最小照射
野サイズの一辺は，MM50 の 10MV, 20MV, 25MV, 50MV について各々4cm, 6.5cm, 7cm, 9cm，MM22の 10MV, 14MV, 21MV について各々6cm, 7cm, 8cm，2100C の 4MV, 10MV について各々4cm, 6cm，600C の 6MV について 4cm であった．このようにビルドアップキャップによるコリメータ散乱係数の測定では，エネルギーが高くなるほどビルドアップキャップの外径が大きくなるため，測定可能な照射野サイズが制約を受け，基準照射野よりも小さいサイズの測定した照射野数は少なくなる．とくに，50MV におけるビルドアップキャップの直径は 8.6cm あり，測定した最小照射野

93

の一辺は 9cm であった 7) ．

fig.27 ミニファントムとビルドアップキャップ

3-4-2 MM50,MM22 のコリメータ散乱係数における混入電子の影響
fig.28 にミニファントムとビルドアップキャップによるコリメータ散乱係数を示す．MM50，M
M22 のすべてのエネルギーにおいて，10cm×10cm2 を越える照射野でミニファントムによるコリメータ散乱係数の値は，ビルドアップキャップよりも小さくなり，またエネルギーが高くなるほど，最大照射野にてミニファントムとビルドアップキャップによるコリメータ散乱係数の差は大きくなった．これらの要因としてビルドアップキャップによるコリメータ散乱係数の測定は，照射ヘッドからの混入電子の影響を受けていることが考えられる．Jursinic と Mackie の報告 24) によると，光子エネルギー6MV, 10MV, 24MV の表面線量を PDD で表すと各々16.7%, 13.2%, 18.5%となり，この数値から X 線成分を差し引いた混入電子の割合は，PDD で各々3.0%, 5.0%, 12.0%
である．これらのデータから表面線量において混入電子が占める割合は，光子エネルギー6MV, 1
0MV, 24MV について各々18.0%, 37.9%, 64.9%となり，エネルギーが高くなるにつれて混入電子の寄与率は大きくなる．この混入電子が，ビルドアップキャップを用いたコリメータ散乱係数の測定に影響を及ぼすことが報告されている 11 ）．van Gasteren ら 10) は，混入電子の影響を排除するためにミニファントムによるコリメータ散乱係数の測定を提唱した．そして現在まで数多くの研究が行われ 10 ～ 15) ，国内においても現在はミニファントムを用いたコリメータ散乱係数の測定が一般的である．
MM50 はビームの平坦化にパルススキャン方式を採用しているため基本的にはフラットニング
フィルタがなく，ビームの低エネルギー成分の濾過作用によるビームハードニングが起こらない
6)．その結果，ビーム軟成分とビーム入射面での物質との相互作用により発生する電子が，平坦化
フィルタ方式の加速器と比較して多くなる．その影響で表面線量は MM22 と比較して PDD で約20%多い 6) ．佐藤の報告 7) によると，TPR20,10 がともに 0.76 である MM50 の 25MV と MM22 の 14
MV におけるミニファントムとビルドアップキャップによるコリメータ散乱係数の差は各々2.5
5%と 1.14%，PDD で表した表面線量は各々22.3%，17.5%である．コリメータ散乱係数と表面線量の差は，MM50-25MV と MM22-14MV の混入電子の寄与率の違いを示している．
ビルドアップキャップによるコリメータ散乱係数は，エネルギーが高くなるほどキャップのサ
イズが大きくなり，測定可能な小照射野に制約がでてくるという問題がある．50MV において測定可能な最小照射野は 9cm となり，精度の高いコリメータ散乱係数を求めることは困難である．
これに対してミニファントムは直径 4cm の円筒形であり，エネルギーによって測定可能な照射野

94

サイズが制約されず，小照射野においても十分な測定点が得られ，精度の高いコリメータ散乱係数を求めることが可能である 23) ．

fig.28 ミニファントムとビルドアップキャップによるコリメータ散乱係数（図中の MP；ミニファントム，BC；ビルドア
ップキャップ）

fig.29 ミニファントムとビルドアップキャップによるパージングマグネットオン／オフ時のコリメータ散乱係数の相違（相違はオンに対するオフのときのコリメータ散乱係数の比で求めた）

3-4-3 MM50 パージングマグネットを作動させていない場合のコリメータ散乱係数への影響
fig.29 にミニファントムとビルドアップキャップによるパージングマグネットオン／オフ時のコリメータ散乱係数の相違を示す．MM50 はターゲット直下にパージングマグネットを装備し，ターゲットを通過した電子および散乱による２次電子などの荷電粒子を除去する機構を有する 4)6)7)．パージングマグネットを”オフ”にすると，これらの荷電粒子が照射ヘッドから射出する．ビ
ルドアップキャップによるコリメータ散乱係数は，パージングマグネットを”オフ”にすると”オン”

95

のときよも明らかにコリメータ散乱係数の差が大きくなりこれら荷電粒子の影響を受けるが，ミニファントムによる測定ではコリメータ散乱係数の差は測定誤差以内であり荷電粒子の影響をほとんど受けない 7) ．とくに，MM50-50MV についてパージングマグネット”オン”および”オフ”のときの最大照射野におけるコリメータ散乱係数の差は，ビルドアップキャップとミニファントムについて各々6.55%, 0.46%であり荷電粒子の影響の差が顕著に表れている．したがって，医療用の加速器としては最大エネルギーである 50MV の光子線においてもミニファントムは混入電子の飛程以上の深さを有し，ミニファントムによるコリメータ散乱係数の測定は混入電子の影響を受けない 7) ．
なお，日常業務においてパージングマグネットを”オフ”にして用いることはあり得ないが，本研究 7) から荷電粒子の飛程以上の深さで測定を行えば，コリメータ散乱係数は照射ヘッドから射出する荷電粒子の影響を受けないことが実証された．よって通常の医療用加速器の使用状態において，ミニファントムの深さがファントムに入射する混入電子の飛程以上であれば，高い精度のコリメータ散乱係数の測定が可能である．
3-4-4 MM50 および MM22 のミニファントムによるコリメータ散乱係数の比較
fig.30 に MM50 と MM22 におけるヘッド散乱係数（コリメータ散乱係数）を示す．ファント
ムに入射する前の光子線には，加速電子がターゲットに衝突し制動放射により発生した光子が途中で 1 回の相互作用もなく到達する光子(1 次光子)，1 次コリメータ，フラットニングフィル
タおよび２次コリメータで相互作用する光子(焦点外光子(extra-focal radiation))などが含まれており，これらの光子による線量を実効 1 次線量と呼んでいる．この中で，主な光子の発生源はフラットニングフィルタであり，このフラットニングフィルタの底面を焦点外線源面 (extra-focal
source plane)と呼んでいる．フラットニングフィルタ方式の加速器では，コリメータの開閉によりファントム入射面に到達する光子線の放出に寄与する焦点外線源面の大きさが異なるためコ
リメータ散乱係数が変化する．すなわち，基準照射野 10cm×10cm2 よりも小さい照射野の場合，
ファントム入射面に到達する光子線の放出に寄与する焦点外線源面は，コリメータにより遮られて基準照射野よりも小さくなりコリメータ散乱係数は小さくなる．一方，基準照射野 10cm×1
0cm よりも大きい照射野の場合，逆に焦点外線源面は基準照射野よりも大きくなりコリメータ散
乱係数は大きくなる．ところがパルススキャン方式を採用している MM50 は焦点外線源面であるフラットニングフィルタが存在せず，光子の発生場所はターゲットを基点とする点線源とみなせることによりコリメータの開閉による焦点外線量の奇与は小さい．これらの要因により MM
50 のコリメータ散乱係数は，フラットニングフィルタ方式である MM22 のコリメータ散乱係数
よりも照射野サイズによる変化は小さい 7) ．
フラットニングフィルタ方式の加速器である MM22 においてエネルギーの大きさによるコリメータ散乱係数の差は，光子線とフラットニングフィルタの相互作用により生じた光子および電子のコリメータ散乱係数への寄与が光子エネルギーによって変化することが考えられる．しかしMM50 はパルススキャン方式の採用によりフラットニングフィルタが不要で，またターゲット直下にパージングマグネットを装備しているため１次コリメータがなくそれらと相互作用する光子が存在しない．すなわち，MM50 の光子線は焦点外光子の大半を占めるフラットニングフィル
タからの光子成分が含まれないため，光子エネルギーの大きさによるコリメータ散乱係数の変化は小さくなった 7) ．
Fig.30 より，MM22 において最大照射野におけるコリメータ散乱係数の値は 14MV, 21MV より
も 10MV の方が大きい．これらのフラットニングフィルタの材質はすべて鉛(Pb)で，その最大厚は 10MV，14MV，21MV について各々29.5mm, 33.0mm，37.0mm であり著しい厚さの違いはない．
高原子番号である Pb と光子線の相互作用において，10MV では主にコンプトン効果であるが 14
MV および 21MV では電子対生成の割合が増える．したがって，14MV と 21MV では相対的に散乱線の量が減少する 25) ．このため，最大照射野において 10MV よりも 14MV および 21MV のコリ
メータ散乱係数が小さくなった 7) ．

96

fig.30 MM50 と MM22 におけるヘッド散乱係数（コリメータ散乱係数）

3-5 文献によるレーストラックマイクロトロンの臨床例
レーストラックマイクロトロン MM50（以下，MM50）における電子線は急峻な勾配の線量下降部を有する．この特徴を活かし体幹部に対する電子線の対向 2 門照射を行い，粒子線治療のように病巣へ線量を集中させ周辺の正常組織の線量を激減させるという Karlsson ら 18) の報告がある．Karlsson らはさらに MM50 の電子線と X 線の混合照射を考案した．それは，急峻な勾配の線
量下降部を有する電子線を主体に X 線のウェッジビームを横から対向で入れることで，さらに深さ方向の線量勾配を急峻にして近接する危険臓器の線量を抑え，標的に大線量を照射する照射法である（fig.31）．fig.32 に MM50 の電子線のみと電子線＋X 線対向ウェッジビームの PDD を示
す．電子線 1 門照射に対して左右側方から X 線対向ウェッジビームを追加すると，さらに線量下降部が急峻になっているのがわかる．

fig.31 電子線前方 1 門＋X 線ウェッジビーム左右対向 2 門照射

fig.32 左図照射法の深部線量曲線

97

Karlsson ら 18) の論文の臨床例を紹介する(fig.33)．臨床例 1 は心膜と縦隔の悪性リンパ腫への照射である．X 線対向 2 門照射では全肺容積の 50％以上を含んでしまうため，前方から 30MeV の
電子線 1 門を照射し，さらに 6MV の X 線 60°ウェッジビームを後方斜入から 1 門追加して標的体積の深部側の線量減弱を補償した．臨床例 2 は食道癌への照射である．腫瘍に隣接する脊髄への線量を低く抑えるために前方から 50MeV の電子線，また入射側の線量を減少させるために後方からも 50MeV の電子線を照射する電子線対向 2 門照射とした．さらに腫瘍より前方の肺の線量を減少させるために，50MV の X 線 45°ウェッジビームを側方から 1 門追加して線量分布の改善を図った．

fig.33 レーストラックマイクロトロンにおける電子線を主体とした臨床例（ (a)(b) 臨床例 1；心臓および縦隔の悪性リンパ腫， (c)（ｄ）臨床例 2；食道癌）

3-6 リニアック FFF ビームとの比較
3-6-1 深部線量特性
fig.34 に公称エネルギー10MV におけるレーストラックマイクロトロン MM50（以下，MM50）
およびリニアック Varian 社 TrueBeam の FFF ビームと FF ビームの PDD 曲線を示す． フラット
ニングフィルタを有しない MM50 と FFF ビームは，フラットニングフィルタを有する FF ビーム
よりも線量最大深は浅く，線量下降部の勾配は急峻である．また，MM50 と FFF ビームの PDD 曲
線はほぼ一致した．これはフラットニングフィルタがないことによりビームハードニングが起こらないことが要因である．つまり，リニアックやマイクロトロンに限らずフラットニングフィル
タの存在が光子線の線質に大きく影響している．
3-6-2 散乱係数
fig.35 にレーストラックマイクロトロン MM50 およびリニアック Varian 社 TrueBeam の FFF ビ
ームと FF ビームのコリメータ散乱係数を示す．明らかに，FF ビームよりも FFF ビームや MM50の方がコリメータ散乱係数の変化は小さくなり，照射ヘッドの内の主な散乱光子の発生源である
フラットニングフィルタがないことが影響している．さらに，フラットニングフィルタがない FFF
ビームと MM50 を比較すると，FFF ビームの方が照射野サイズによる変化は小さくなっている．
これは，FFF ビームは照射野サイズが大きくなると，ビーム軸をピークとする非平坦なプロファ

98

イルを形成し（fig.36），照射野辺縁にいくほど光子フルエンスが低下することが要因である．FF
ビームと MM50 の差がフラットニングフィルタの有無による影響，そして，MM50 と FFF ビームの差は，FFF ビームにおける非平坦なプロファイルによる光子フルエンスの低下の影響がコリメ
ータ散乱係数の変化の差に表れた．

fig.34 公称エネルギー10MV におけるレーストラックマイクロトロンおよびリニアック（TrueBeam）FFF ビーム，FF ビームの PDD 曲線

fig.35 公称エネルギー10MV におけるレーストラックマイクロトロンおよびリニアック（TrueBeam）FFF ビームのコリメータ散乱係数99fig.36 リニアック（TrueBeam）FFF ビームと FF ビームにおける最大照射野 40cm×40cm の線量プロファイル

4.

結語
レーストラックマイクロトロンの加速原理およびユニークなシステム構成，そしてパルスス
キャン方式に起因するビーム特性について述べさせていただきました．今後マイクロトロンは医療用加速器として用いられることはないと思われますが，粒子線治療装置のワブラー法と同様に 2 組の電磁石によるビームスキャニング方式を採用した医療用加速器，現代のリニアック
による FFF ビームと類似のビーム特性は何かしらの参考になるかもしれません．
また，私個人としては「寄稿」ということで，レーストラックマイクロトロンについて過去の良き思い出を振り返り，楽しみながら執筆させていただきました．
最後に，このような貴重な場を与えてくださいました日本放射線技術学会治療部会委員長ならびに委員の皆様に感謝いたします．
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101

Multi-scale technology
東洋メディック株式会社
金井 幸三・山岡 英樹

現在，放射線治療分野では，さまざまな開発や研究が盛んに行われています．特に，日本発のソフトウェア，ハードウェア開発は日進月歩の勢いのため，現場の治療担当技師は情報収集に奔走していると思います．そこで，メーカーの技術情報を紹介していくコーナーを企画しました．
はじめに
東洋メディック株式会社は 1982 年に米国 Victreen 社製ラドコン線量計等の日本総代理店として設立しました．その後，1992 年よりユーザーの皆様のご要望にお応えするために自社で電位計を開発し，製造・販売を始めました．弊社ではおよそ 30 年にわたって電位計を製造販売しており，蓄えられた経験，技術により日々進化する放射線測定業務を支えております．
1.

2. 開発の歴史
2.1. リファレンス線量計 RAMTEC シリーズ
弊社製治療用リファレンス線量計 RAMTEC シリーズは，1993 年から販売を開始，第四世代目となる現行 RAMTEC Duo まで，累計 1726 台を出荷しています．
表 1 RAMTEC シ リ ー ズ の 販 売 台 数
シリーズ名称
販売開始
RAMTEC 1000
1993 年RAMTEC 1000plus
2000 年RAMTEC Smart
2007 年RAMTEC Duo2015 年
合計

出荷台数
382 台
397 台
621 台
326 台
1726 台(2021 年 6 月現在)

RAMTEC 1000
この電位計は，弊社電位計 RAMTEC シリーズの先駆けとなった第一世代の電位計です．当時の日本国内にはラドコン線量計やドーズマスター線量計が主に使用されていましたが，ユーザーの皆様の要望が多くなり，シンプルな操作性を実現し，機能を拡充させた電位計になります．
RAMTEC 1000plus
ユーザーの皆様からの更なる要望として，日本語を表示して欲し
いとの要望が多々寄せられ，日本語が表示できる大きな液晶表示を採用した第二世代の電位計です．

102

RAMTEC Smart
第三世代の電位計 RAMTEC Smart です．日本語表示を引き継ぎ，
さらにタッチパネル式カラー液晶表示の採用により見やすく美しい表示を実現しました．機能が拡大していくなかで，シンプルな操作性は維持したまま，使いやすい電位計です．

RAMTEC Duo
第四世代の 2ch 電位計 RAMTEC Duo です．独立したアンプを 2つ搭載し，2ch 同時測定を実現しました．この電位計により外部モ
ニター電離箱を用いながらのフィールド電離箱の相互校正に対応することができます．大きなスタート/ストップボタンの周りにステータス LED を配置し，電位計のステータスをカラー表示します．
さらに，治療用リファレンス線量計以外にも診断分野用電位計
RAMTEC 1500 シリーズや REFINE 電位計，その他に血液照射装置用
電位計を合わせて，900 台以上の製造販売実績があります．

REFINE 電位計

2.2.

RAMTEC Link ソフトウェア

RAMTEC Smart 電位計を発売するとともに，RAMTEC Link
ソフトウェアをリリースいたしました．これは，RAMTEC Smartで測定した測定値をパソコン上の Microsoft Excel に取り込む a
アドインソフトウェアです．治療現場での線量管理・品質管理には広く Microsoft Excel が使用されており，従来は電位計で測定した測定値を手入力していましたが，この RAMTEC Link ソ
フトウェアを使用することにより，より素早く正確な入力ができるようになりました．測定値を Excel に直接取り込むことができますので，そのあとの線量管理・品質管理用データ等への計算はユーザーの皆様が行うことにより自由度が高まります．また，ユーザーの線量管理・品質管理への理解度が大幅に高まったと思います．現在は，RAMTEC Duo 用に RAMTEC Link Duo ソフトウェアをリリースしており，
2Ch 同時測定に対応します．
2.3. 品質マネジメントシステム
弊社では，一貫して開発・製造・販売および保守・校正を実現するため，各工程の品質管理にも重点を置いております．電位計は品質マネジメント規格 ISO9001 認証工場で開発・製造を行っております．なお，この工場では医療機器品質マネジメント規格 ISO13485 の認証も取得しており，本来は医療機器に該当しない電位計ですが，ISO13485 と同等の工程により厳重な品質管理を実施して製造されております．さらに，後述する電位計校正についても JCSS(ISO17025)
および ISO9001 による品質マネジメントシステムにより校正業務を行っております．

103

RAMTEC Duo 電位計
上述のとおり，弊社は長らく放射線治療用のリファレンス線量計として，RAMTEC シリーズを製造販売しており，現行機種となる RAMTEC Duo は RAMTEC シリーズ第四世代機として，2015
年 4 月より販売を開始しています．

3.

3.1. RAMTEC Duo の測定原理
放射線治療用の線量計は，検出器である「電離箱」と測定装置である「電位計」によって構成され，RAMTEC Duo は測定装置部分である「電位計」となります．この電離箱と電位計をトレー
サビリティの確保された校正を実施することで，リファレンス線量計として機能します．放射線の測定原理は，電離箱に入射された放射線の電離作用によって発生した電子又は陽イオンを収集し，電位計でその電荷量（もしくは電流値）を計測します．

図 1 電離箱の構造
電離箱から入力される電荷量は極めて微量であり，測定回路に流れる電流の影響を極力小さくするため，電位計の内部では図 2 に示すようなオペアンプを用いた負帰還回路により入力電荷を電圧として計測します．この時に使用する負帰還素子によって測定単位が異なり，コンデンサを用いた測定回路は電荷蓄積（コンデンサチャージ）方式と呼ばれ，コンデンサに蓄積された電荷[C]を計測します．負帰還素子に抵抗器を用いた測定回路は電流積算（抵抗演算）方式と呼ばれ，抵抗器に流れる電流 [A]を計測し，積算することで電荷[C]を表示します．RAMTEC Duo では，これら両方の回路が搭載されており，積算線量モードでは電荷蓄積方式 *1 を採用しており，線量率
モードでは電流測定と同時に電流積算による電荷量も表示可能です．但し，電位計校正について
は現状電荷蓄積方式のみとしています．これは過去の機種との互換性の確保および取扱い上のミスをなくすため，電荷測定は積算線量モードとし，線量率モードは電流値の確認用とさせていた
だいております．

a)電荷蓄積（コンデンサチャージ）方式
b)電流積算（抵抗演算）方式
RAMTEC Duo 積算線量モード
RAMTEC Duo 線量率モード
図 2 電位計測定回路*1 測定レンジ H モードのみ電流積算方式を採用

104

測定方式の特徴は， 表 2 に示すとおりです．まず電荷蓄積方式の長所は，入力信号が直流（Coγ 線源）か交流（リニアック装置のパルス放射線）かに関係なく，入力電荷はすべてコンデンサに蓄積されるため，応答性・周波数特性が良く，演算部に高速化が求められないため，高感度・高分解能にすることができます．また，原理上数え落としもありません．一方で短所としては，コンデンサの諸特性の影響が挙げられます．コンデンサの両端は完全には絶縁できないため，蓄積された電荷の漏れが発生します．また，ケーブルの容量の影響も受けるため，接続するケーブルにも注意が必要となります．これらはゼロ点調整などでは補正することができないため，完全には除去しきれません．環境要因としては，温度や湿度による変動も後述の抵抗器に比べ大きいため，環境条件を適切に管理する必要があります．その他，蓄積された電荷を放電するためのスイッチング素子が必要になることで，測定開始時のゼロ点シフトなどのノイズの発生原因となります．次に電流積算方式の長所は，コンデンサに比べ環境要因の諸特性が良いことが挙げられます．
電荷漏れは原理上発生せず，温度や湿度の影響も比較的小さくなります．また，演算処理のため指示値の上限がありません．その他コストが比較的安価であり，入手性が良い点も長所として挙げられます．一方で短所としては，入力電流によってレンジの制限を受けるため，パルス放射線の測定時など入力電流によるオーバーフローが発生しないか注意が必要になります．また，回路構成上必ず応答時間の遅れが発生するため，デジタル演算処理も含め，測定する放射線に合わせた応答時間やフィルタ処理の設定等を十分に確認する必要があります，
表 2 各測定方式の特徴
電荷蓄積方式
 応答性・周波数特性が良い
長所  高感度・高分解能 数え落としが起こりにくい コンデンサの諸特性の影響
 電荷漏れ，ケーブル影響
短所 温度，湿度の影響
 スイッチング素子が必要

電流積算方式 環境要因の諸特性が比較的良い
 電荷の指示値の上限が広い
 コストが比較的安価
 入力電流によってレンジが制限 応答時間の遅れや演算処理に注意が必
要測定方式により一長一短ありますが，正しく使用すれば入力信号が直流であるか交流であるかに関わらず，各測定方式の電位計校正定数に変動がないことは確認されています [1] ．また，電位計ガイドライン [2] に適合した電位計の電荷測定の標準不確かさは，それぞれ下記のとおりであり，
 電荷蓄積方式電位計：0.35 % 電流積算方式電位計：0.32 %電離箱校正や線質変換係数などの各補正係数による不確かさに比べ，その差は非常に小さい値です．それよりも使用条件や取り扱いによるリスクの方が大きいため，ユーザーの皆様には各測定方式の特徴をご理解の上，各種設定項目をご確認いただき，ご利用いただければと思います．
3.2. RAMTEC Duo の特徴
RAMTEC Duo は，「シンプルな操作性とシンプルなデザイン」をコンセプトに使いやすさを追求し，また求められるニーズを対応し設計・開発を行いました．それらの特徴や新たな機能について紹介します．
シンプルなデザインと操作性
従来機より大型・高精細のタッチパネル LCD を採用し，シンプルなアイコン表示を採用すること
で，直観的な操作を可能にしました．また，LED によるステータス表示や表示部の角度調整機構
により，視認性の向上も図られています．

105

図 3 RAMTEC Duo デ ザ イ ン
2Ch 測定モード
RAMTEC Duo の最大の特徴は，2Ch の同時測定を実現したことです．完全に独立したアンプユ
ニットを 2 台搭載することで，異なるレンジ・印加電圧での測定が可能となっており，異なる種類の電離箱でも同時に測定することができます．また，それぞれのアンプユニットはハードウェ
ア制御されていますので，遅延なく同時測定が可能です．1 台で相互校正やモニター線量との比較測定などが可能となります．
自動計測モード
自動計測モードの搭載により，放射線照射開始時および停止時の線量計の On/Off の動作を自動で行うことができます．これにより，測定時の線量計の操作を簡素化できます．自動計測モード
では閾値のみならず，遡及・遅延時間を任意の値に設定することができ，閾値前後の立ち上がり・立ち下がりもきちんとカウントします．
豊富な測定モード・レンジ
表 3 に示すとおり幅広いレンジを持っており，1 台で様々な電離箱に対応できます．
表 3 RAMTEC Duo の 測 定 モ ー ド ・ レ ン ジ
レンジ
L
M
H

積算線量

線量率

電 流 測 定 [A] 20pA～ 100pA(電 流 積 算 *2 [C] 1nC～ 5nC)
電 流 測 定 [A] 100pA～ 10nA
電 荷 蓄 積 [C] 5nC～ 500nC(電 流 積 算 *2 [C] 5nC～ 500nC)
電 流 測 定 [A] 10nA～ 1uA
電 流 積 算 *2 [C] 500nC～50uC(電 流 積 算 *2 [C] 500nC～ 50uC)*2 電流積算は 50 秒測定の場合の値を記載
電 荷 蓄 積 [C] 1nC～ 10nC

電位計ガイドラインへの適合
医学物理学会の発行する「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」の性能要件において，要求される入力電流，入力電荷の範囲の全てにおいて性能要件を満たす，レベル A（適合）となっています．但し，各レンジの有効範囲（表 3 と同じ）で測定する必要があります．
RAMTEC Link Duo ソフトウェア
RAMTEC Link をさらに進化させた RAMTEC Link Duo ソフトウェアは，Microsoft Excel アドイ
ンソフトウェアで，RAMTEC Duo および Tempressure（後述のオプション）で測定したデータを106

直接 Excel シートに転送することができます．データを転送するだけではなく，機能性も重視し，測定中に必要な線量計の操作のほとんどを Excel 画面の「RAMTEC Link Duo」リボンから行うことができます．また，ユーザーごとに作成されたデータ入力フォームに沿ってデータを転送することにより，細かな数値を手入力する作業を軽減すると同時にヒューマンエラーを防ぎ，測定の安全性・効率性の両面からサポートします．
3.3. Tempressure 温度気圧計
治療用放射線計測に必須である温度気圧測定のためのオプションとして，専用の温度気圧計を RAMTEC Duo と共に新規開発しました．気圧は内蔵のピエゾ抵抗素子により±0.5hPa，温度は専用プローブである白金測温抵抗体により±0.1℃の高精度な温度気圧測定を実現しました．
さらに測定値の表示のみではなく，前述の RAMTEC Link Duo ソフトウェアとの連携により，任意のセルに任意のタイミングで測定したデータを転送することができます．また同ソフトウェ
アを介して，RAMTEC Duo 本体へのデータ転送も可能です．
表 4 Tempressure 仕 様 一 覧
項目

温度測定

気圧測定

仕様

測定範囲

10℃～ 40℃

精度±0.1℃（ 22℃時 ）検出方式

白金測温抵抗体（温度センサ）

測定範囲

860hPa～1060ｈ Pa

精度±0.5hPa

検出方式

ピエゾ抵抗素子

電位計校正
2018 年 8 月から弊社の新たなサービスとして，JCSS 認定を受けた電位計校正サービスを開始しました．本来，計測器を製造するメーカーとして，製品の校正サービスは自社の責務でしたが，放射線治療用のリファレンスとなる精度の放射線標準場を自社で維持管理することは，現実的ではありませんでした．しかしながら，2017 年に電位計ガイドラインが発行され，分離校正の導入が進められました．分離校正については，電位計校正は電気標準で対応可能となるため，参入へのハードルが下がったことから，新たなサービスとして電位計校正の自社での導入に至りました．
ところが，いざ開発を進めてみると，電離箱から出力される電離電荷は非常に微量であり，電位計ガイドラインの入力範囲の最小値である 20 pA・1 nC で目標とする不確かさ（当初は相対拡張
不確かさ 0.2 %（k = 2）未満を目標）は，これまでの二次標準機関の電気校正の不確かさをはる
かに凌駕するものであり，困難を極めました．また，JCSS 登録・認定の取得も弊社としては，初めての試みでした．これら様々な苦労がありましたが，長年の RAMTEC シリーズの開発で培われた技術や産業技術総合研究所との共同研究の成果もあり，最終的な相対拡張不確かさとしては
0.15 %（k = 2）を達成し，無事 JCSS 登録・認定を取得することができました．本項では，校正の要である標準の構築から，施設の紹介，およびこれまでの校正実績について紹介します．
4.

4.1. 標準電荷（基準電荷量）の構築
電位計で計測する量は，電離箱から入力される電荷です．したがって，電位計校正には国家標

107

準とトレーサビリティが確保された標準電荷の構築が必要になります．現在，電荷を組立てる手法としては，静電容量を用いる手法と直流電流を用いる手法の 2 つがあります．静電容量を用いる手法は，再現性が良く，運用も簡単なことから医用原子力技術研究振興財団ではこの手法が採用されています．しかし，現在の電気標準では直流に対する静電容量の標準は供給されておらず，
トレーサビリティを確保するためには，自ら直流の静電容量を評価する必要があり，運用開始までに大きなコストと時間を要してしまいます．そのため，弊社は開発コストおよび開発期間をできるだけ短縮するため，後者の直流電流を用いる手法を採用しました．直流電流を用いる手法は，直流電流𝐼𝐼[A]を一定時間𝑡𝑡[s]だけ通電することで電荷を入力します．ここで得られる電荷𝑄𝑄[C]は次のようになります．
𝑄𝑄 = 𝐼𝐼 ∙ 𝑡𝑡
この直流電流𝐼𝐼[A]と時間𝑡𝑡[s]のトレーサビリティを確保すればよいのですが，ここで扱う電流が非常に微量であるため，再現性の確保が困難です．また，国内で供給されている直流電流校正では，そもそも目標とする不確かさを確保することができませんでした．そのため，電流をさらに分解
することで
𝑉𝑉
𝐼𝐼 =
𝑅𝑅
とし，標準抵抗器𝑅𝑅[Ω]と直流電圧𝑉𝑉[V]と時間𝑡𝑡[s]で標準電荷を構築しました（図 4 トレーサビリ
ティ体系図参照）．直流電圧は電流に比べて再現性が良いため，標準抵抗器の長期安定性を評価す
れば，日々の直流電流値を標準抵抗器と直流電圧で校正することで，不確かさを小さくすることができます．実際に評価した標準抵抗器の長期安定性は 0.01 %未満であり，最終的な不確かさにはほとんど影響のないレベルでした．これにより弊社の標準電荷の相対拡張不確かさは，0.06 %（k = 2）にまで抑えることが可能となりました．なお，弊社の技術資産となるため詳細は公表できませんが，この直流電流を用いる手法では，通電時のスイッチング素子の開閉ノイズの対策や通電時間の高度な制御技術が必要となります．この部分については，長年の RAMTEC シリーズの開発で培ってきたノウハウが活用できました．

産総研 電気標準

産総研 時間標準

一次

二次

JEMIC
標準抵抗

KEYSIGHT
標準電圧

KEYSIGHT
周波数・時間標準抵抗
日本ファインケム
HVR1033 10G
HVR1033 100M

デジタルマルチメータ
Keysight 34461A

ユニバーサルカウンタ
Keysight 53220A
当社

直流電流発生源
KEITHLEY 6430

ユーザー電位計電荷

ユーザー

図 4 トレーサビリティ体系図4.2. 校正施設・システムについて
まず校正施設について簡単に紹介します．校正施設は，東京都文京区に所在する弊社の関口テストラボ（計量計測部計量校正課）内にあります．関口テストラボは，以前よりサーベイメータ
ーや個人線量計などの放射線測定器の 137Cs 校正や X 線校正サービスを，JIS Z 4511 に則った校108

正方法で実施している弊社の校正施設であり，同施設の 2 階フロアに新たに電位計校正室を設置，
電位計校正システムを導入しました（図 5）．当事業所は，電位計校正について 2018 年 5 月 31 日に JCSS（国際 MRA 対応）の認定・登録を取得し，現在電位計校正サービスを提供しています．
電位計校正の JCSS の登録区分は，表 5 に示すとおりであり，校正の対象機種は弊社のリファレ
ンス線量計の現行機種である RAMTEC Duo および Solo，旧機種である RAMTEC Smart の 3 機種となります．校正点は次のとおりであり，
 L レンジ： ±1 nC(±20 pA), ±5 nC(±100 pA), ±10 nC(±200 pA)
 M レンジ： ±5 nC(±200 pA), ±50 nC(±1 nA), ±100 nC(±2 nA),
±250 nC(±5 nA), ±500 nC(±10 nA)（）内は入力電流
L レンジの正負各極性 3 点，M レンジの正負各極性 5 点の計 16 点を校正し，RAMTEC の L レンジおよび M レンジの有効範囲をカバーします．H レンジ（500 nC 以上）については，現状では需要が見込めないため対応はしておりません．

試験室

環境管理画面

試験室内

電流校正

電位計校正
図 5 校正施設・システムの写真

電位計校正画面

表 5 JCSS の 登 録 区 分
校正手法の区分の呼称

種類

校正範囲

校正測定能力（信頼の水準約
95 %）

直流・低周波測定器等

電荷測定装置±1 nC, ±5 nC, ±10 nC,±50 nC, ±100 nC,±250 nC, ±500 nC

0.15 %

次に，電位計校正システムについて紹介します．試験環境は 23℃±2℃が要求されるため，空調管理されたフロアを 23℃±5℃に管理し，さらにフロア内に設置された試験室を 23℃±2℃に管理しています．試験室内の校正棚は，機器の温度変化をさらに小さくするためパネルで囲い，ファンの吸気によってエアフローをコントロールしています．前述のとおり弊社の電位計校正の標準
電荷は，抵抗器と直流電圧と時間で組み立てられ，それぞれ使用する標準器は表 6 のとおりです．
まず電流発生源の出力電流を標準抵抗器に入力し，その時の電流発生源のプリアンプ電圧をデジ
タルマルチメータで読み取り，電流発生源の出力電流を事前に校正します．電位計校正は，この校正した電流発生源の出力電流を自社製のリレーBOX を介して，校正対象の電位計に入力します（図 6）．リレーBOX 内のハードウェアタイマを制御 PC から制御し，ハードウェアタイマの出109

力によりリレーを開閉します．このハードウェアタイマの出力をユニバーサルカウンタで同時測定することで，通電時間を得ます．校正値（基準電荷量）は，事前校正した電流値と通電時間の積から算出されます．この校正値を入力したときの，電位計の指示値（測定値）を読み取ることで，校正結果（表 7）を得ます．なお実際の校正では，電位計の指示値を 1 秒毎に読み取ることで，時間変化から電位計のゼロ点シフト・ゼロ点ドリフト・電荷漏れを補正します．得られた校正結果から校正証明書の参考資料として，電位計ガイドラインの 8.5.1 章に従い算出した校正定数（表 8）を与えていますが，本来校正定数の管理・運用並びに不確かさの評価は，ユーザーの責務であるため，電位計ガイドラインの 8.5 章を参考に是非一度ご計算ください．
表 6 校正に用いる標準器
型式
品名
標準抵抗器
HVR1003 10G
標準抵抗器
HVR1003 100M
デジタルマルチメータ
34461A
ユニバーサルカウンタ
53220A

製造者名
株式会社 日本ファインケム
株式会社 日本ファインケム
Keysight Technologies
Keysight Technologies

図 6 電位計校正イメージ
表 7 校正結果のサンプル
レンジ

L

M

校正値
nC

測定値
nC

拡張不確かさ
%0.998730.99908

0.15

4.99776

4.998540.15

9.99582

9.997100.15-1.00067-1.00056

0.15-4.99970-4.99962

0.15-9.99885-9.99891

0.15

4.998

4.993

0.15

49.98449.9540.15

99.95399.9010.15

249.947249.7900.15

499.898499.566

0.15-5.000-4.9970.15-49.986-49.955

0.15-100.000-99.9160.15-249.982-249.791

0.15-499.919-499.536

0.15

拡張不確かさはk =2（信頼水準約95%）とした相対拡張不確かさ。

110

表 8 校正定数のサンプル
チャンネル

レンジ

L

1Ch

M

測定値
nC
0.99908|
9.99710-1.00056|-9.99891
4.993|
499.566-4.997|-499.536

電位計校正定数

拡張不確かさ%0.99990.15

1.00070.15

拡張不確かさは k =2（信頼水準約95%）とした相対拡張不確かさ。

4.3. 電位計校正の実績
弊社の電位計校正サービスが提供されて 3 年が経過しました．これまでの校正実績および電位計の校正定数について紹介します．まず校正実績ですが，これまで累計 559 台の電位計を校正しています．2020 年までは月平均で約 15 台前後となっていましたが，2021 年は少し増えてきております．これは，分離校正における電位計校正は 3 年毎となっているため，2 周目の電位計校正も入ってきていることが考えられます．また，2023 年 4 月 1 日には分離校正へ完全移行 [3] が予定
されていますので，現在一体校正を実施しているユーザーの皆様は，計画的な分離校正への移行をお願いします．
次に校正した電位計の校正定数は，559 台の平均値で各レンジそれぞれ
 L レンジ：
1.0009（0.0016）
 M レンジ： 1.0008（0.0007）（）内は標準偏差となっております．この数値は，校正の不確かさに加え電位計の個体差や経年劣化も含まれています．特に経年劣化に関しては，10 年以上前に製造されたものも含まれるため，標準偏差がもう少し大きくなることが予想されましたが，弊社の RAMTEC の仕様である正確度±0.5%および長期安定性±0.2%/年を考慮すると，良好な結果と言えます．引き続き良好な結果が得られるよう，製造部門並びに技術サービス部門の品質管理の徹底に努めます．
さいごに
弊社は「優れた製品を高いサービス力とともにお届けすること」をモットーに，製造・販売だ
けではなく，保守・校正など技術サービスに力を入れております．これら技術サービスからのフィードバックを設計開発のインプットとすることで，ユーザーの皆様のニーズにお応えできるよう，製品開発並びに品質の向上に努めています．また，新たな製品やサービスの展開も積極的に取り組んでおりますので，放射線測定でお困りの際は是非ともお声掛けいただければ幸いです．
5.

参考文献[1] M. Shimizu, Y. Morishita, et. al., “Electrometer calibration coefficients in pulsed radiation beams
from a clinical linac”, Jpn. J. Med. Phys. 36 supl. 1, 32-33, 2016.
[2] 「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」, 日本医学物理学会, 2018.
[3] 「治療用線量計校正の料金改定ならびに分離校正サービスへの完全移行について」, 公益財団法人 医用原子力技術研究振興財団, 令和 2 年 12 月 9 日
https://www.antm.or.jp/pdf/kousei_20201210.pdf

111

第 77 回総会学術大会(横浜市)

粒子線治療(演題 91−94)91

陽子線治療の治療計画において，被写体サイズの違いによるビームハードニングが，飛程の不確かさに与える影響を，2 種類の画像再構成法(Filtered back projection：FBP と Direct
density：DD)で比較した研究である．実験では，CT 値‐電子密度変換用ファントムを大小 2
種類のサイズで撮影し，それぞれ変換テーブルを準備した．線量分布の検証においては頭部
ファントムを撮像し，FBP と DD とで CT 画像を作成した後，これらの CT 画像に対して治療計画を立案した．その後，変換テーブルを変更し，それに伴う飛程および線量分布の差を定量的に評価した．変換テーブルの変更による飛程の差は，FBP 法で 2.2 mm に対し，DDでは 0.8 mm と小さく，また線量分布評価においても，OAR の最大線量差が FBP に比べてDD の方で小さい結果となったことから，DD の有用性を客観的に示唆した報告であった．
92

電離箱線量計による陽子線の絶対線量評価のさらなる精度向上のためには，線質変換係数(kQ)や擾乱補正係数(PQ)に対する多角的な評価が重要であることを背景に，モンテカル
ロシミュレーションコード PTSIM/Geant4 を用いて，陽子線スキャニング照射場における線質変換係数と擾乱補正係数の算出を試みた報告である．シミュレーション計算体系は，臨床使用されているビーム輸送系を緻密に再現したもので，評価対象とした電離箱線量計はPTW 30013 である．なお，評価した陽子線のビームエネルギーは複数であり，網羅的な評価が実施されていた．擾乱補正係数については，160 MeV に対して 0.998，250 MeV に対して
0.989 が得られ，標準計測法 12 で与えられている数値とは異なるデータが得られた．また，各ビームエネルギーに対して得られた kQ については，複数の先行研究との比較がなされた．
そのなかで良い一致を示すものと，若干の違いを示すものとが混在していた．これについて
は，今後さらに詳細な計算・評価や考察が継続されることを期待したい．
93

シンチレーション検出器を利用し，陽子線スポットスキャニング照射の飛程を簡易的に検証した報告であった．比較対象にエネルギーログを利用しており，エネルギーログの健全性を検証している．繰り返し測定の誤差は±1 mm 程度，空間分解能は 0.3 mm 程度，エネ
ルギーログから求めた飛程とのずれは±0.1 mm 良好な結果が示された．また現状ではカメラの性能による限界があるため，フォーカス固定が可能なカメラによる新たな取り組みも提示された．今回の研究の成果を基に患者 QA や定期的な飛程の QA の簡略化と大幅な時間短縮が期待できる．一方で課題として，プラスチックシンチレータの阻止能，LET 依存性，発112

光によるボケやカメラの歪みなどが挙げられている．これらの要因は正確に線量を求める，という点では影響が大きく，現状では相対評価が主になる．患者 QA，線量の評価を行うためにはある程度の補正が必要な場合も想定され，今後 QA の時間短縮効果や患者プランでの検証結果などの報告も期待したい．
94

口腔内の様々な充填物に対し，各種装置に搭載された金属低減アーチファクト処理技

術アルゴリズム(MAR)の評価を行った研究である．3 種類の MAR(SEMAR：キャノンメディ
カルシステムズ，iMAR：シーメンス，SmartMAR：GE メディカルシステムズ)を用い，金属
冠と根管充根剤の影響を解析している．結果として，全ての MAR において金属冠周囲のアーチファクトは低減されたものの，根管充根剤についてはアーチファクトが増強されると報告された．金属アーチファクトによるコンツールの不確かさは MAR により低減されており，飛程の不確かさの低減には有効であることが示唆された．近年 MAR の有用性を示唆する報告も多く見られているが，アーチファクト増強効果については詳細な報告や検討が多くない現状である．実際に線量分布に与える影響の検討や，そのほかの材質の検討など更なる詳細な検討を加えた続報に期待したい．
髙田 健太 (群馬県立県民健康科学大学)
安井 啓祐 (藤田医科大学)
技術開発(演題 95−97)
95

Tomotherapy による治療時に残される Radiation Delivery Subsystem ログと患者毎の計画

サマリを自動紐付けすることにより簡便に被ばく線量管理ができるデータベースを構築した報告であった．医療法施行規則改正により X 線診断領域の医療被ばくの記録と管理が求められるなか，将来的に放射線治療領域も対象となりうると予測した取り組みである．IGRTに用いる MVCT および追尾機能(Synchrony)の kV の撮影記録を対象として，通常はプランと別に保存されるデータを共通 key データの介在により，自動的にデータベース化する仕組みを構築された発表であった．簡便かつ効率的に管理できたことが証明され，本手法が有効であったことが示された．当日会場内からは，今後の DICOM の RDSR の動向に関するコ
メントもあり，ベンダーを問わない記録と管理の方法の整備が進んでいることが伺えた．今後を見据えた発表であり，同一装置を有する施設にとって有益な情報であった．被ばく線量の管理と記録の必要性と共に，最適化を念頭に業務に取り組んでいく努めがあると考える．
96

獣医療に利用される常用電圧エックス線装置を用いた放射線治療の線量分布を可視化することを目的とした班研究報告であった．3D プリンタにより犬型水ファントムを自作され，線量計およびフィルムによる検証を行われており，非常に興味深い内容であった．常用
電圧エックス線装置の基礎ビームデータを取得され，ビームモデリングがなされていた．またモデリングデータから EGS によるモンテカルロシミュレーションから線量計算および線113

量分布の可視化が可能となった有益な内容であった．実態に近い形状にて線量分布を可視化できており，獣医療に関わるスタッフのために臨床および教育的にも今後の活用が望まれるシステムを確立された．普及に向けて更に研究を継続されることを期待する．
97

AI 技術を用いて作成された前立腺がん VMAT プランを対象とし，多施設によるプラン

線量評価が行われた発表であり，班研究報告であった．Knowledge-based planning (KBP)の手法が用いられ，時期の異なる KBP の 1st model と 2nd model，および手動立案プランの比較をされていた．KBP のモデルは，基本的にユーザーが臨床に使用した治療計画の DVH と正常臓器の解剖学的幾何学的配置が回帰分析により関連付けられモデル化される．1st modelと 2nd model ではモデル作成の時期が異なり，2nd model KBP は VMAT の計画が上達した
段階でのモデルであった．そのため，KBP と手動立案プラン間の DVH 指標による結果に有意な差はなかったこと，また 2nd model は 1st model よりも OAR である直腸と膀胱の V50 が改善したことが示された．今後更に普及することが予測される AI 技術を用いた放射線治療計画であるが，内部プログラムはブラックボックスであり計算結果の特徴や傾向は，単一施設での検証では全容を知ることは困難であると考える．本発表のように多施設による検証によって明らかにし，ユーザー間で情報共有を図って行くことが重要である．
川守田 龍 (多根総合病院)
篠田 和哉 (茨城県立中央病院)
CBCT，線量計測(演題 98−103)98

水晶体の被ばく線量を低減させるために，CBCT 撮影時にアイシールドを用いる有効性を報告した演題であった．マッチング前の初期ポジションを変えた時の吸収線量を比較した結果，最も線量低下が得られたのは後面に 5 ㎝オフセットした条件であり，画質劣化に対する大きな問題は無いと報告している．アイシールドが撮影角度に入る程度によって，吸収線量が低下するので納得のゆく結果とも言える．本研究ではアイシールドの有効性を示すことを目的としていたが，初期ポジションが被ばく線量に与える影響の検証を目的として研究を展開すると，更に有益な情報になると思われる．引き続き検討をお願いしたい．
99

ＭＶビームの照射中に撮影するｋＶ-CBCT では画質劣化を伴うことが報告されている．

本研究では模擬肺腫瘍を用いた胸部ファントムに対して，ＭＶビームの照射野サイズを変えた際の CBCT 画像評価を行い，最適な管電流時間積算値を検討する報告であった．演者
は不均質体ファントムにおいても照射野サイズが小さい程，模擬肺腫瘍の CNR は良好になることを示し，最適管電流時間積は 5mAs 程度と推定している．模擬肺腫瘍の視認性を画質評価の基準にしているので肺定位照射を想像してしまうが，シンプルに胸部領域でのマッチングに対して最適なことを確認したいと思われた．放射線治療分野でも被ばく線量低減は重要であるため，是非，この結果を基にした臨床結果も報告頂けることを期待している．

114

100

前立腺癌に対する VMAT 治療における kV-CBCT による位置照合時の，撮影条件最適化の報告であった．骨盤領域の体格の変化に対して，ノイズ特性は NPS を，低コントラス
ト検出指標として CNR を，さらに骨盤内模擬臓器の画像コントラストの視覚的評価を行っている．一つの装置であればノイズ特性の評価は SD で簡単に行えるので良いと思われるが，周波数特性が異なる複数メーカの装置等を比較する場合には，人体ファントムの同じ部
分を同じように評価できるかという点に注意すれば NPS は有用かもしれない．最適条件の決定は視覚的評価に依存していたので，物理的評価と合わせてどのような最適化が良いかをさらに検討していただくことを期待したい．
101

放射線治療における相対線量分布検証には標準的にガフクロミックフィルムが用いられてきた．ガフクロミックフィルムによる IMRT 線量分布検証に RIT を用いる際のガンマ解析パラメータには ROI サイズ，正規化点等があるが，この研究では正規化点の決定方
法に関する検討を行っている．正規化点の設定には，画像の WL を狭めて認識された高線量点を用いた方法を検討していた．その結果として，線量分布が複雑(不均一)なときのパス率の SD が低下できた．計測者間での値のばらつきが小さくなることは，データの信頼性が向上したこととして評価できる．統計処理のデータとしては SD よりも変動係数(CV)を用いていただければより適切な評価ができるであろう．評価者依存の解析をさらに進めていた
だきたい．
102 演者らのグループでは，蛍光ゲル線量計を用いた 3 次元線量分布計測の研究を行っている．この研究では，新たに開発された励起光による蛍光を利用する蛍光ゲル線量計(NCRFG)により線量分布を計測するために，シート状励起光を照射してデータを取得するシステムを開発し，その特性を検討していた．このシステムでは 1 方向からの励起光による蛍光を EMCCD カメラで取得しており，励起光の通過方向の蛍光強度の変化(RD123 の濃度による吸光度の変化)が問題点とされた．3D 線量分布の取得は有意義な研究であり，今後のシス
テムの改良，開発を期待したい．
103 シート状ポリマーゲル線量計の基礎特性を，光学スキャナにより解析した報告であった．応答特性は 5Gy まで線形性があり，照射後の変化は 24 時間以降安定していることから高エネルギー放射線に対する基本的機能は有していると思われた．またシート中心部と辺縁において 3%の感度差があると報告されたが，これはシート形状への加工工程で改善可能かと思われた．しかし高線量率で感度低下を招く線量率依存性は大きな問題となる．高 LET
放射線を念頭に開発された事が一因かもしれないが，何れにせよ改善が必要な部分である．
ガフクロミックフィルムとの比較が想起されるものの，1.7 ㎜厚のため根本的に利用シーンは異なると思われる．シート状ならではの利用を検討頂いて研究を継続していただきたい．

115

佐々木 浩二 (群馬県立県民健康科学大学大学院)
根本 幹央 (自治医科大学附属病院)
照射技術 1(演題 145−148)
145 モンテカルロシミュレーションを用いた電子線治療に用いるブロック材質の違いによる線量分布を検討した演題である. 最近では, 電子線治療に用いるブロック材質は鉛や低融点合金から, タングステンを用いたものに少しずつ置き換わってきており, 有用な報告であった. 遮蔽材によってエネルギーフルエンスが大きく変わっている場合があるとの報告であった. 新しい電子線用ブロック材質の臨床使用を開始する際には, その場合には低融点鉛合金ブロックに比べて表面線量の増加につながる可能性があるため注意が必要であることが, 最も有用な知見であった.
146

BrainLab 社製の Exactrac X-ray システムの赤外線反射マーカーの設置位置をカウチ角度を回転させた際に適正に認識させるためのアレイを, 3D プリンタを用いて作成したという報告であった. 作成された反射マーカーアレイは, カウチ角度に影響されることなく位置の認識を維持することが可能であった. 問題点としては, カウチ移動の際の動きに影響されてアレイが揺れてしまう点があり改善の余地があると考える. 今回のアレイは, 臨床使用されたものではなかったが, 今後の臨床使用に向けてさらなる検討を期待したい.
放射線治療 照射技術 1(演題 145-148)
147

3D プリンターを利用して作製した汎用性の高い簡易型マウスピースの固定精度とリスク臓器(Organ at risk：OAR)の線量低減効果について，歯科医師が作製したオーダーメイドのマウスピースおよびマウスピース未着用で治療を行った群と比較評価した報告であった．
簡易型マウスピースを使用することにより，オーダーメイドのマウスピースと同等の固定精度が得られ，OAR の線量低減効果が示された．口腔内スペーサーは症例に応じて患者毎に作製される場合が多く，その作成には十分な経験や時間を要する問題があり，汎用性が高
く簡易的なマウスピースの利用は大きなメリットがあると考えられる．本報告では症例数が少ないことから，今後は臨床使用におけるレトロスペクティブなデータ解析結果についても報告していただきたい．
148

頭蓋内定位放射線治療用固定具の X 線の減弱率および治療計画装置(Treatment

Planning System：TPS)での計算値と測定値の誤差率について，異なる X 線エネルギー，照射
野サイズおよび線量計算アルゴリズム間で評価した報告であった．その結果，ガントリー角度 110 度において小照射野サイズおよび低エネルギーX 線での測定条件で減弱率が最も大きく，その要因として照射野に含まれる固定具の面積や透過厚が最も大きくなる条件であるためと報告している．また，減弱率測定の結果より算出された固定具の CT 値を基にした

116

TPS での計算値と測定値の誤差率について，線量計算アルゴリズムの違いによる影響は小さかったと報告している．放射線治療計画では，線量計算の精度を担保するために固定具や寝台の輪郭抽出を行い，線量計算において固定具による X 線減弱補正が行われる．AAPM
Task Group 176 report でも固定具の吸収補正の必要性が述べられており，ユーザーには臨床使用前の十分な検証が求められる．本研究で使用している固定具の X 線減弱率について，
本報告では照射野条件だけでなく線量計算アルゴリズム間での比較も行われており，実臨床に即した有用な報告であった．
松本 賢治 (近畿大学病院)
坂本 昌隆 (浜松医科大学病院)
その他(演題 149-153)
149

故障モード影響解析に基づいた放射線治療業務のリスク分析を行った報告であった.

故障モード影響解析は，想定されるエラーの発生頻度，影響度及び検出難易度によって算出されるリスク優先度から客観的にリスク分析を行う手法であり，AAPM TG-100 でも推奨される. 本報告から，当該病院における治療プロセスでは，CT 撮影や初回治療が高リスクであることを明らかとした. 客観的な評価による治療プロセスのリスク分析は重要であるた
め，今後も継続していただきたい.
150 ヘリカルトモセラピーの独立検証ソフトによる線量計算精度を，治療部位毎に評価した報告であった. 治療計画装置で作成したプランと，モンテカルロ計算ソフト Dose CHECKとの比較を行い，多くの治療部位で良好な一致性があることを示した. 一方で，照射野が広くなる全身照射では，大きな誤差が生じる可能性があることを示唆した. 独立検証ソフトを臨床使用する前の重要な品質管理項目であるため，有用な報告であると考える.
151 大型フィールドイオンチャンネル透過型検出器(Integral Quality Monitor：IQM)を用いた日々の放射線治療 QA における恒常性の報告であった. 累積信号量においては大きなエ
ラーがなければ検出変化は小さく，コントロールポイント毎の信号量を用いることでエラーを検出できることを示し，偏差が大きくなる照射条件なども明らかにした. 治療開始前のみでなく治療開始後にも装置にエラーがないかを評価することは重要であり，その一手法
として IQM が有用であることを示した報告であった.
152

放射線治療装置において flattening filter(FF)が放射化物に及ぼす影響を評価した報告であった. モンテカルロシミュレーションを用いて評価した結果，flattening filter free(FFF)ビー
ムを使用した場合の廃棄時の放射化量は，FF ビームを使用した場合に比べ，primary
collimator で約 52%，upper jaw で約 45%，lower jaw で約 26%低減できることが報告された.
発生した放射化物は装置廃棄時に放射性廃棄物として指定された施設で保管廃棄されるが，117

本邦では廃棄物の増加により保管廃棄場所の確保が問題となっている. 放射化の主要因は中性子であるため FFF ビームの利用により放射化量が低減され，放射性廃棄物の増加が抑制できる可能性を示唆した重要な報告であった.
153

医療用線形加速器においてフラットニングフィルタとウェッジフィルタが中性子線

量当量へ及ぼす影響を評価した報告であった. 中性子線用ルミネスバッチを用いた実測により，高速中性子線量当量はフラットニングフィルタやウェッジフィルタを使用した際に増加したことを報告した. 本報告では，ウェッジフィルタ 45 度に対してのみの評価であっ
たが，VARIAN 社製のウェッジフィルタは角度によって異なる材質がある. 材質により光核反応の閾値が異なり，高速中性子線量当量も変化すると考えらえるため，異なるウェッジフ
ィルタにおいても評価いただきたい.
小林 大輔 (筑波大学附属病院)
鶴岡 伊知郎 (QST 病院)
治療技術 2(演題 154-159)154

膀胱容量の計測が可能なポータブル超音波装置(CUBE SCAN)の計測精度について，患者 15 症例 119 回分の CBCT 画像から計測した膀胱容量と比較することで評価を行った演題であった．CBCT 画像の膀胱容量は，位置照合に用いた CBCT 画像にコンツーリングを施して取得した．CUBE SCAN の計測値と CBCT 画像から計測した膀胱容量は平均誤差 17%以内で一致し，両者の相関係数は 0.892 と強い相関が示された．しかし，肥満体型の 1 名については多くの場合で CBCT 画像から計測した膀胱容量より CUBE SCAN の計測値が大きい
数値を示していた．脂肪が多い症例では計測値に乖離が生じやすいと推測するが，今回の測定対象に肥満体型の患者が 1 名しか含まれていなかったため，症例数を増やした追加実験を期待したい．CBCT 画像から膀胱をコンツーリングして容量を計測しており大変なご苦労があると推察するが，ポータブル超音波装置の導入を考えている会員やすでに利用している会員に大変有意義な資料となるため，是非研究を続けていただきたい．
155

頭頸部 IMRT における患者の体型変化による脊髄線量の変化，また，それと相関の高い患者情報(年齢，身長，体重，脊髄と PTV の位置関係)について患者 18 症例から調査した
演題であった．体型変化は，治療計画 CT 撮影時の頸部体積と n 回目の治療時に撮影した
MVCT から描出した頸部体積の差分から評価し，脊髄線量は初期の治療計画と n 回目のMVCT で再計算した線量の差分を評価していた．その結果，頸部体積の減少量が大きくなるにつれて脊髄線量が増加する傾向が示された．さらに，今回用いた患者情報は，頸部体積の減少と脊髄線量の増加と高い相関があることが多変量解析により示された．一般的に多変量解析を行う場合には，調査したい因子(今回は年齢，身長，体重，PTV と脊髄の距離)の
10 倍以上の症例数が必要になるため，解析方法については再考をお願いしたい．本研究で118

は 18 症例 500 以上の MVCT 画像から体積の変化と線量の変化を評価しているので大変貴重な資料になり得る．評価項目と解析方法を再考し，さらなる研究を期待する．
156

IGRT システム(ExacTrac)の許容値(デフォルト値: 2 mm)の妥当性を評価するために，セットアップがどの方向にずれると治療計画との乖離が大きくなるかを γ パス率から評価した演題であった．頭頸部 VMAT の治療計画を，3 次元検出器(Arc CHECK)を用いて頭尾方
向，左右方向，腹背方向に 1 mm ずつ移動して検証を行い，移動なしの場合の γ パス率を100%として 5%以上低下する移動距離を評価した．その結果，頭尾方向に 1.3 mm，左右方向に 2.2 mm，腹背方向に 3.2 mm 移動させると γ パス率が 5%低下することが示された．本研究では γ パス率から治療計画との乖離が大きくなる移動方向を評価しているが，頭尾方向のずれが他の方向のずれに比べて顕著に γ パス率を悪化させることが報告されている．
そこで，治療計画装置でアイソセンタを 1 mm，2 mm・・・と各方向にずらして計算し，PTV
や OAR の線量変化を評価する方法を提案する．評価方法を再考し，照射方法のバリエーシ
ョン(前後(左右)対向 2 門，ノンコプラナーなど)も考慮して研究を継続していただきたい．
157

膵臓癌に対する画像誘導放射線治療において，CBCT 画像による位置照合の精度を指導技師群(治療経験 5 年以上)と研修技師群で比較した演題であった．患者 5 症例に対して，指導技師群 5 名，研修技師群 6 名が CBCT 画像による位置照合(GTV 照合，PTV 照合)を行い，医師の照合結果との差を評価した．その結果，指導技師群と研修技師群の位置照合に有意差が無いことが示された．照合に要した時間については GTV 照合，PTV 照合ともに指導技師群が優位に短いことが示された．膵臓の位置照合で指導技師群と研修技師群がほぼ同じ照合結果を示したことから，頭頸部や前立腺の位置照合はさらにばらつきが少なくなる
ものと推察する．これらの結果は，京都大学医学部附属病院の技師教育が効果的であることを示していると考える．多くの会員が治療部門における技師教育のプログラムやノウハウの公開を要望しており，さらに詳細なレクチャーをお願いしたい．
158 治療時に使用する固定具の種類を深層学習により鑑別し，ラベリングするシステム構
築に関する演題であった．治療室内の監視カメラを用いて，各種固定具を含む室内の動画を撮影し，その動画から学習後のネットワークを用いて固定具のラベリングを試みた．その結果，どの固定具も概ね 9 割以上の確率で検出できたが，プラスチック枕は 4 割弱の認識であることが示された．その原因としてプラスチック枕が透明であることが考えられ，枕に色を付けることで認識精度が向上することも示された．本システムを臨床に用いることができるようになれば，患者入れ替えの際に複数の作業を同時に行うスタッフの負担軽減につながり，固定具間違いの予防も期待できる．現在，RFID タグを利用した固定具検出システ
ムが市販されているが，本システムは既存のシステムをベースに大きな追加投資を必要とせずに導入できる利点がある．是非研究を継続していただいて，広く利用されるシステムの119

開発を期待したい．
159

水吸収線量計測における電離量のばらつきと水吸収線量の不確かさを用いて，繰り返

し測定の最適な回数を算出した多施設研究報告であった．5 施設のリニアックにおいて，水吸収線量を 10 回ずつ計測し，10 回目の DMU に対する n 回目の DMU の相対誤差 xn と，変動係数に対する相対誤差の比 yn から測定回数を評価した．あるリニアックでは 1 回目の計測で xn と yn が大きくなり，3 回目の測定以降で xn が 0.1%未満，4 回目の測定以降で yn が
1 よりも小さくなることが示された．
この結果は測定回数を 3 回から 4 回に増やしても DMU
は 0.1%以上変化しないことを示している．AAPM TG-51 と TG-142 では不確かさについて触れているが，その精度を担保する必要な繰り返し回数については言及されていない．本研
究は，評価したい水吸収線量の不確かさを得るために必要な測定回数を算出する方法を示した大変意義のある研究と考える．是非，論文化して詳細な報告をお願いしたい．
小野 薫 (広島平和クリニック)
富田 哲也 (筑波大学附属病院)
治療計画(演題 173-177)
173

前立腺がんの回転強度変調放射線治療において患者位置の並進移動を考慮したロバスト法(CTV 処方)を立案し，従来法(PTV 処方)と線量堅牢性を比較した報告であった．従来法による治療計画の患者位置変動による CTV の平均線量をロバスト法における CTV の処方にしている点が新しい．従来法とロバスト法の線量堅牢性を比較した結果，ロバスト法の
CTV の D99％と D1％は，従来法よりも有意に大きかった．また，直腸及び膀胱への線量は，従来法とロバスト法で有意な差はなかった．患者位置は並進移動のみではなく，体内臓器の変位・変形を考慮することにより，より現実的になる．引き続きこの研究を継続していただき，新たな結果を期待したい．
174

水ファントム中の不均質物質より発生する散乱成分について，放射線治療計画装置での計算結果と測定データとの比較を行い，線量計算アルゴリズムの違いによる計算精度の比較を行った報告であった．水ファントム中に線量計を設置し，不均質物質(肺，骨等価固体ファントム)を線量計中心とした同心円状に角度・距離を変化させて配置し実測した結果，Acuros XB (AXB) は，実測と±0.3％以内で一致した．一方で，AAA は，角度 15°から 45°の領域において実測と異なる傾向を示し，最大 1.7％の乖離があった．また，距離が 20 mm 以上の場合，±0.3％以内で一致したが，近距離において実測との乖離が大きかった．この結果
から，AXB は，AAA より水ファントム中の不均質物質より発生する散乱成分について実測とよく一致し，計算精度がより高いことが示唆された．水ファントムを使用した実測により，不均質物質から発生する散乱成分を比較評価した報告は非常に少ないので，引き続き検討を続けていただきたい．

120

175

肺がん症例に対する VMAT による治療において，Halcyon と TrueBeam の異なる治療装置による治療計画を行い，最適化の手法を統一した際の線量分布の差が比較された．PTV(Dmean，Dmax)，肺 (V5Gy, V20Gy)，脊髄 (Dmax)，homogeneity index，conformity index の評価において，Halcyon と TrueBeam との間に有意な差はなかった．このため，両装置において同等のプラン作成が可能であると結論付けられた．最適化の手法を統一しなければ，例
えば，ガントリーの回転数，最適化項目の追加によって，計算結果が変わる可能性もあるため，より臨床的に妥当性のある計画において，詳細な比較を期待したい．引き続き，検討を続けていただきたい．
176

呼吸同期照射への応用を目的とした超音波による臓器追尾プログラムを試作した報告であった．超音波用人体ファントムを用いて画像を取得し，オプティカルフローとピラミ
ッド型 Lucas-Kanade 法を用いて臓器追尾プログラムを開発した結果，指定した肝臓のポイ
ントの追尾が可能であった．一方で，ポイントの移動距離，方向によっては追尾エラーになることが確認された．追尾精度の向上に向けて，ガウシアンピラミッド層数や探索ウィンド
ウサイズおよび最小固有値法の導入などの検討が必要であること，また，臨床導入にあたり
超音波プローブの固定方法が重要であることが報告された．現在行われている臓器追尾方法である腫瘍近傍に挿入した金マーカーを X 線透視する方法や体表面に設置した赤外線反射マーカーを使用する方法では，それぞれ侵襲性・被ばく，呼吸変化時の臓器位置の再現性に問題があるが，この研究における超音波を用いた臓器追尾ではこれらの問題を解消することができる．臨床応用に至る課題の克服に向けて，さらなる研究を続けてほしい．
177

単一のアイソセンタを用いて複数のターゲットを同時に照射する単一アイソセンタ

照射法について，自作プログラムによりターゲットに対して仮想的な線量分布を作成し，ターゲットの直径，アイソセンタからの距離，セットアップエラーが変化した場合の線量体積
ヒストグラムを導出している．さらに，導出した線量体積ヒストグラムから gEUD を求め，
BED12 を求めている．これらから，上記 6 自由度の患者セットアップエラーが生じた時の腫瘍制御確率を計算し，生物学的応答を推定した報告であった．文献における脳腫瘍に対する BED12 が 40 Gy という条件を基準に，TCP が低下する腫瘍径に対するセットアップエラ
ーの条件が示された．今後，6 軸エラーの組み合わせおよび腫瘍径に関する評価値がより明確に示され，許容される基準等が示されることを期待したい．
清水 秀年 (愛知県がんセンター)
佐々木 浩二 (群馬県立県民健康科学大学大学院)

121－地域・職域研究会紹介－

放射線治療研究会の紹介
九州がんセンター 大浦弘樹

治療部会の皆さん，はじめまして．放射線治療研究会を代表して紹介させていただきます．
放射線治療研究会は，昭和 61 年に設立してから 34 年になります．これまで本会では，設立から「放射線治療の基礎から臨床まで」を標榜して，がん患者に対する高度な放射線治療技術の提供および過剰照射などの医療事故防止のため積極的な教育研修活動を行なって参りました．臨床業務多忙で全国学会等に出席できない診療放射線技師に放射線治療技術に関する基礎， 臨床の知識向上と習得等様々な放射線治療に関する情報共有する場所を九州につくることが最大の目的であり，九州から全国に発信していくことが結果としてできたと思います．最近は九州各地で放射線治療に関する研究会が発足してそれぞれが活発な活動をされており，当会も活動範囲を縮小しつつも，今まで通りの活動を続けております．
当会は，年に 1 回，福岡で壮大な研究会を開催しております．それ以外には，夏季のセミナー，秋季のショートプログラムの研究会を行なっています．年 1 回の研究会は，九州各県に限らず，四国，中国などからも参加者がいます．毎回，放射線治療研究会雑誌も発刊しております．研究会は，これまで道路を隔てて「嵐」のコンサートバッティングしており，同じバスに嵐ファンと放射線治療好きが同乗している来場する光景が見えていました．昨年は嵐と最後のセッションと思っていましたが，COVID-19 で残念な結果となりました．研究会は最新から基本の幅広い参加者のニーズに応える内容で，まるっと 1 日放射線治療に洗脳されることになりますから，研修会終了後の意見交換会は，ベテラン，若手関係なく，治療に関する四方山話，時に学会報告， 時に困りごとの相談となかなかの deep な話となっていました．満腹中枢は破壊され，三半規管も機能不全となり，気づかぬうちにひとり，またひとりと中州の街へ消えていき
最後は 1 人になってしますサスペンスな１日となっています．
夏季セミナーは，本当に基本的なセミナーで，臨床装置を使った測定実習を行なうようにしています．
数年前まではホテルで 1 泊 2 日の合宿で行なっていましたが，「より基本に」ということで実習へ移行しました．合宿形式が終わったときは，恒例の屋台巡りがなくなりリピィータがいなくなってしまいました．みんな唯々，密になって語り合えることが大切なことだったと感じました．秋季のショートプログラ
ムの研究会は，九州放射線医療技術学術大会にセッションをいただき，トピックスな講演，シンポジウム
企画しています．この学術大会は九州各県持ち回りの担当になりますので治療研究会の巡業のような役割を担っております．各県での治療に関する話題を提供していただき開催しております．
放射線治療研究は，今後も「放射線治療の基礎から臨床まで」を提唱し，研究会を開催していきながら共に放射線治療の技術の向上と均てん化を目指して参りたいと思います．

122

最後になりましたが，このような機会をいただきありがとうございました．他の地域からも機会がある方は是非ご参加いただければと思います．
放射線治療研究会発刊の雑誌
設立 30 周年記念誌

幻の Vol．1

最新号

熱い実施実習風景123A phantom based evaluation of the dose prediction and effects in treatment plans, when calculating on a direct density
CT reconstruction
Direct Density CT 再構成計算時における治療計画の線量予測と線量効果のファントムベース評価
Veronika Flatten，Alexandra Friedrich，Rita Engenhart-Cabillic，Klemens Zink
Radiat Oncol Phys．2020;21(3):52-61．
シーメンスヘルスケア社に搭載されている DirectDensityTM アルゴリズムについて，不均質ファントム
における基礎的な検証から，人体ファントムにおける線量分布(3D-CRT および IMRT)を評価した論文を紹介させていただきます．なお，論文中の「electron density」は標準計測法 12 を参考に，「電子濃度」とした．
1 Introduction
放射線治療における CT の役割は，治療計画時の腫瘍およびリスク臓器(Organ at Risk：OAR)の輪郭抽
出，患者形状や電子濃度情報の取得が挙げられる．CT 値と相対電子濃度(Relative Electron Density；RED)または質量密度との関係を紐づけるためには，治療計画装置（Treatment Planning System：TPS）上で CT
値-相対電子濃度変換テーブルを作成する必要がある．一般的に，管電圧 120 kVp で撮影された画像から
CT 値-相対電子濃度変換テーブルを作成するが，小児を対象とした場合には，80 kVp を用いることも有用である．
その一方で，CT の Raw データから直接相対電子濃度を抽出可能な「DirectDensity(DD)アルゴリズム」
が数年前からシーメンスヘルスケア社の CT に搭載された．このアルゴリズムを検証した報告はいくつかあるが，均一物質を対象とした評価しか行っておらず，不均一物質における評価を行った報告はない．
本研究では，高密度，中密度，低密度の物質が封入されたファントムを用いて，DD 画像における線量分布の基礎的な評価を実施し，また，金属インプラントが挿入されたファントムの DD 画像，並びに金属
アーチファクト低減処理を組み合わせた画像においても評価した．また，シーメンス社の撮影条件の最適化技術を用いた際の被ばく線量低減と画質についても評価した．
2 Materials and Methods
2.A DirectDensity(DD) 再構成について
Fig. 1 に DD アルゴリズムを示す．DD 再構成には，単一エネルギーの CT 画像(I)を必要とする．まず，画像空間において，X 線の減弱に応じてしきい値(IS)を設定することで骨画像(IB)を作成する．投影空間では，サイノグラム(Sμ)を物質分解することにより，人体に存在する物質を水と骨に分ける．次に，物理減弱モデルを使用して，全ての物質の実効水厚(dW)を取得し，骨画像の骨サイノグラム(SB)から得られた実効骨厚(dB)と実効水厚(dW)を，水と骨の相対電子濃度と組み合わせることで，電子濃度線積分(SRED)を得

124

る．最後に，相対電子濃度サイノグラムを逆投影することで，相対電子濃度を反映した画像(IDD)が得られる．最終的に，DD 画像の画像値と相対電子濃度の関係は，式(1)によって得ることができる．
𝐼𝐼𝐷𝐷𝐷𝐷 ≈ (𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅 − 1) ∗ 1000 ⟹ 𝐼𝐼𝐷𝐷𝐷𝐷 = (𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅𝑅 − 0.994) ∗ 1000 ・・・・・・・・・・ (1)2.B CT 値-相対電子濃度変換テーブルの作成

SOMATOM Confidence(Siemens Healthcare)を用いて，CT 電子密度ファントム(Gammex 467，Gammex 社
製)を管電圧 80，100，120，140 kVp のそれぞれで撮影し，再構成関数が B40s と E30s の CT 画像およびDD 画像の CT 値変換テーブルを作成した．画像処理ソフトウエア(Image J，National Institutes of Health)を用いて，各インサートに 2 cmφ の球を設定し，平均 CT 値を計測した．Fig. 2 に CT 画像および DD 画像から作成した CT 値-相対電子濃度変換テーブルを示す．また，Fig. 2(b)は式(1)により得られた CT 値-相対電子濃度変換テーブルであり，管電圧の違いによる相対電子濃度の変化が小さくなっていることが分かる．
2.C 研究の方法
Fig. 3 に使用したファントム(IMRT ファントム，CBCT 電子密度ファントム，ART ファントム(頭部，
胸部，骨盤部))を示す．E30s カーネルの DD 画像を 80，100，120，140 kVp で作成し，120 kVp の reference
images (HU)を B40s カーネルで作成した．治療計画装置(Eclipse，Varian Medical Systems)を用いて，reference
images (HU)で輪郭抽出を行い，DD 画像に CT 画像の輪郭情報を複製して設定した．線量計算には，AAA(Anisotropic Analytical Algorithm)を用いて，ビームパラメーター等の線量計算に関わる条件は全て同一とし，線量計算グリッドサイズは 0.125 cm とした．
2.C.1 DirectDensity の評価
Fig. 3(a)に示すように，Solid Water にコルク，石膏，空気層を加えて構成された Gammex 473 Planar IMRT
Phantom(Gammex)を用いて，6 MV の矩形照射野における基礎的な線量分布を評価した．また，ART 男性
用ファントム(Radiology Support Devices)を用いて，前立腺癌および肺癌を想定した 3D-CRT および VMATの線量計算を行い，線量分布を評価した(Fig. 3(d)，(e))．それぞれの評価では，reference images (HU)を基準に γ 解析を行った．
2.C.2 金属インプラントの評価
Fig. 3(b)に示すように，CBCT 電子密度ファントム(CIRS)を用いて金属の評価を行った．また，頭部 ART
ファントムに真鍮インサートを挿入した時と挿入しない時で画像を取得し，真鍮インサートを挿入した
画像では，金属アーチファクト低減処理(iMAR，Siemens Healthcare)についても評価した．
2.C.3 CARE Dose による被ばく線量の低減
ART ファントムの骨盤部と胸部を CARE Dose4D(管電流のみを最適化)および CARE kV(管電流および管電圧を最適化)を使用した際の被ばく線量の評価，並びに画質評価を行った．

125

3 結果
3.A DirectDensity アルゴリズムの評価
3.A.1 相対電子濃度の比較
まず，IMRT ファントム内の様々な物質の相対電子濃度を比較する．線量計算は相対電子濃度の正しいマッピングに依存しているため，平均相対電子濃度の違いが線量誤差をもたらす可能性が最も高くなる．
Table 1 に Gammex 473 Planar IMRT Phantom における平均相対電子濃度と，再構成関数における標準偏差の結果を示す．DD 画像における相対電子濃度は，管電圧が低いほど高い値を示し，管電圧依存が完全に無視できないことがわかる．
3.A.2 単純な形状における評価
Fig. 4 に，Gammex 473 Planar IMRT Phantom に 6 MV の X 線の矩形照射野における横方向の線量プロフ
ァイルを示す．120 kVp の reference images (HU)と比較すると，コルクの線量誤差は比較的小さく，石膏
では管電圧が低くなるほど線量誤差が大きくなり，空気では管電圧が大きくなるほど線量誤差が大きくなっていることがわかる．Fig. 5 および Fig. 6 に，Gammex 473 Planar IMRT Phantom のインサートの中心を通る 2 つの深度線量曲線を示す．Fig. 5 の石膏では，120 kVp の CT 画像と比較して 80 kVp の DD 画像
で最大-1.7％の線量誤差が生じており，石膏より深部においても同様の誤差が見られる．また，Fig. 6 の
空気では，全ての DD 画像で線量誤差が大きくなり，140 kVp の DD 画像で最大+3.3％になっているが，再び Solid Water に入射すると誤差は小さくなっている．
しかし，γ 解析では線量差 0.5%の評価でパス率は 98.3%以上であり，低管電圧では石膏で多くのエラーを生じ，高管電圧では空気でエラーを生じていた．
3.A.3 ART ファントムにおける評価
並びに DVH(点：Fig. 7 および Fig. 8 に ART ファントムで線量計算された 3D-CRT と VMAT の線量分布，
DD 画像，実線：CT 画像)を示すが，DVH は両者で大きな差がないことがわかる．
また，ART ファントムにおける γ 解析の結果は，0.5％の線量差において VMAT は 99.3％以上，3D-CRT
は 98％以上の高いパス率であったが，肺の 3D-CRT のみで，線量差 0.5％で約 90％，1％では 98％のパス率であった．
Table 2 に，3D-CRT と VMAT における DD 画像間の平均線量，最小線量，最大線量の差(Mean ΔDmean，
Min ΔDmean，Max ΔDmean)を示す．3D-CRT における気管で DD 画像間の線量の差が最も大きくなり 1.1%の差が見られたが，VMAT では DD 画像間の線量差は小さく，気管の線量の差はなかった．
3.B 真鍮インプラントの影響
Table 3 に金属インサートを含まない変換テーブル（RED 1.7 まで）による CBCT 電子密度ファントムの各インサートの平均相対電子濃度を示す．相対電子濃度を基準 CT 画像と DD 画像のいずれにおいても，Bone 1250 から相対電子濃度は一致しなくなり，金属(Titan，Steel)では異なる値を示し，DD 画像では
管電圧が高くなるほど相対電子濃度は高い値を示すが，チタンとステンレスの差は小さい．
Fig. 9 に真鍮インサートを挿入した頭部 ART ファントムの CT 画像と 120 kVp DD 画像の iMAR の有無による比較を示し，Fig. 10 に真鍮インサートを横切る線量プロファイルを示す．CT 画像と DD 画像で126

iMAR の使用によって画像的に有意な差は見られないが，HU 画像では真鍮インサート周囲で相対電子濃度が急激に低下しているのに対し，DD 画像では急激な変化は見られない．また，真鍮の相対電子濃度は全体的に過小評価となり，管電圧を上げるほど高い値を示している．ただし，高密度材料の値を CT 値相対電子濃度変換テーブルに追加したとき，金属の値は管電圧に依存しないため，高密度物質を使用した CT は，選択した 1 つの管電圧でのみ取得すればよい．
3.C CARE Dose における線量低減
Table 4 に，CARE Dose4D および CARE kV を使用した時の胸部および骨盤部における CT パラメーター(管電圧，mAs 値，DLP，CTDIvol(32 cm))の比較を示す．CARE Dose4D の場合，Dose length product は胸部で 26％，骨盤で 46％減少した．CARE kV の場合，骨盤部で低い管電圧が選択され，これによって線量がさらに減少することはないが，CTDI が高くなくても画質の改善の可能性がある．CARE Dose4D および CARE kV で撮影された画像と，CARE なしで撮影された基準画像間における線量差のパス率は，全ての DD 画像で同じオーダーであった．また，Fig. 11 に CARE の有無による画質の比較を示すが，CARE 使
用時でも十分な画質が得られていることが視覚上で確認できる．
4 考察
DirectDensity アルゴリズについて，様々なファントムを用いて治療計画における線量分布を CT 画像(120 kVp)と比較を行った結果，低密度領域(空気)では管電圧の増加とともに線量も増加する傾向を示し，高密度物質では管電圧の増加とともに相対電子濃度と線量は増加し，線量は CT 画像と比較して低い場合(低管電圧)と高い場合(高管電圧)が見られた．これは ART ファントムの検証で明らかになったように，人体においても同様であると考えられ，空気や高密度物質を通過するビームでは，120 kVp の CT 画像と比
較した場合に線量誤差が大きくなり，管電圧が異なる DD 画像間でも線量誤差が大きくなる可能性が高いことが示唆される．γ 解析における評価では，ほとんどのファントムで，線量差 0.5%で 99％を超える
良好なパス率を示し(線量差 1%で 98％のパス率もあった)，DTA 1 mm，線量差 1％の γ 解析において，合格率 99％以上を報告した Zhao らの結果や，標的体積を含む全ての ROI の平均線量の線量誤差が 1％未満であることを報告した Heyden らの結果と一致している．また，画像上に金属が存在する場合には，1 つの管電圧で CT 値-相対電子濃度変換テーブルを作成することを推奨する．
堅牢なワークフローに加え，DD には 2 つの利点が期待される．1 つ目の利点は，他施設間で CT 値-相対電子濃度変換テーブルの施設間差を低減可能な点である．本研究における DD 画像の CT 値-相対電子
濃度変換テーブルと，Ritter ら，並びに Heyden らが作成した CT 値-相対電子濃度変換テーブルを比較す
ると，同様の傾きを示していた．ただし，Ritter らおよび Heyden らは式(1)における切片に「1」を用いており，「0.994」を用いた際には結果が異なることが予想されるが，本研究では切片を変更しても結果は大きく変わらなかった．また，管電圧を変えた際にも他施設間で平均線量の差を 1％未満にすることが可能になる．この場合，他施設の CT 画像を用いて治療計画を行い，照射することが可能になる．2 番目の利
点は，CARE kV および CARE Dose4D を DD と組み合わせることで患者の被ばく線量を低減できる点である．
DD の臨床運用においては，複数の管電圧が使用可能なことから，誤った管電圧で撮影をしてしまう危険性が挙げられ，画像が使用できない場合には再撮影により追加の被ばく線量を与えてしまう可能性が

127

ある．
6 結語
CT 値と相対電子濃度を直接変換するための画像再構成アルゴリズムが実装され，治療計画を行う上で十分な画質と線量計算精度が得られることを検証した．空気や金属が画像に含まれる場合には線量誤差を生じたが，γ 解析では十分に一致しており，全ての臨床プロトコルに DirectDensity アルゴリズムを適用
可能なことが示唆された．これより，放射線治療計画における CT 線量が患者毎に最適化され，堅牢なワークフローが実現可能になる．

コメント
シーメンスヘルスケア社の CT に搭載されている DirectDensity アルゴリズムに関する論文を紹介しました．DD は，相対電子濃度を CT データから直接取得可能な画像再構成方法です．これにより，複数の管電圧において 1 つの CT 値-相対電子濃度変換テーブルのみで治療計画を行うことが可能になりますが，
完全に管電圧依存を除去できるとは言い難く，空気や高密度物質では線量誤差が大きくなります．しかし，DD の利点について論文でも述べられている通り，異なる管電圧間における CT 値-相対電子濃度変換
テーブルの統一や，CARE オプションを組み合わせることで被ばく線量を低減することができます．論文
では触れられていませんが，メーカーによれば，造影剤使用時においても相対電子濃度を直接得ることができるため，造影 CT 画像を使用した治療計画が可能になると言われています．また，骨領域におけるブルーミングアーチファクトの低減も可能になるため，骨への放射線治療，特に SBRT においては期待される内容かもしれません．DD の放射線治療計画への応用については，注意すべき点はいくつかあるものの，使用することによる臨床的有用性は大きく，今後研究が進むことで臨床現場に広く普及することが予想されます．我々はこのような技術を臨床運用する前に正しく理解し，患者に十分な利益を提供できるように日頃から準備をしておくことが重要であると考えます．今回紹介した論文は，基礎的な検討
から IMRT の治療計画までを検証しており，臨床においては非常に参考になる内容であると考えます．
※ 文中の図・表については，論文中より引用した．
吉田 達也 (公立館林厚生病院)

128Prostate Stereotactic Body Radiation Therapy: An Overview of Toxicity and Dose Response
前立腺定位放射線治療：障害と線量応答の概要
Kyle Wang, Panayiotis Mavroidis, Trevor J. Royce, et al.
International Journal of Radiation Oncology・Biology・Physics 2021;110(1):237-248.
【背景】
体幹部定位放射線治療（SBRT）は，低中リスクの前立腺癌の治療における新たな選択肢として，米国内でその使用が増加している．SBRT は，非常に集中性の高い照射法により，少ないフラクションで高線量の放射線を照射することを可能にする．7 分割の超寡分割照射を従来の分割照射と比較した HYPO-RTPC ランダム化試験の 5 年間の結果では，同等の癌制御効果と毒性が示されている．SBRT の利点には，患者の利便性と生物学的に有効な高線量の投与が含まれるが，隣接する正常組織への影響を慎重に検討する必要がある．この研究の目的は，前立腺 SBRT に関して公表された様々なデータからその毒性について評価し，正常組織線量やその他の要因との関連性を決定することである．
【データのレビュー】
2001 年から 2018 年の間に発行されたレポートに対して，PubMed 検索が実行された．線形加速器とロボット（例：サイバーナイフ）の SBRT（5 フラクションとして定義）が一般的に使用されていた．主な目的は，線量/体積またはその他の要因と，後期障害の関連を分析した研究を調査することである．障害は主に，排尿，排便，および性的毒性を検証した．
前立腺 SBRT は，排尿，排便の副作用を引き起こす可能性があり，公表された文献では，これらは「医師がスコア付けした毒性」または「患者が報告した生活の質（QOL）」によって評価されている．
医師の採点スケールには，RTOG（Radiation Therapy Oncology Group）
および CTCAE（Common Terminology
Criteria for Adverse Events）がある．どちらも，排尿，排便の症状を 0 から 5 の尺度で客観的に定量化しており，数値が大きいほど重症度が深刻であることを表す．患者報告での QOL 評価法には，EPIC（Expanded
Prostate Cancer Index Composite）と IPSS（International Prostate Symptom Score）がある．EPIC は，排便，性，および排尿の QOL を評価し，IPSS は排尿副作用に固有のもので，尿失禁と尿路閉塞または刺激のサ
ブスケールに分けられている．性的毒性に関する QOL の場合，最も一般的に使用される方法には，EPICと SHIM（Sexual Health Inventory for Men）がある．どちらも，性的欲求，勃起頻度，期間，質に関する質問と，全体的な満足度を組み込んでいる．
【排尿障害，排便障害，性的毒性の報告】
排尿障害に関しては，高い処方線量が副作用の増加に関連していることが報告されている．たとえば，Sunnybrook の分析では，RTOG グレード 2 の後期排尿障害の割合は，35 Gy を投与された患者では 5％に

129

対し，40 Gy を投与された患者では 48％だった．
「高線量」膀胱パラメータ（例えば，少量でも高線量が投与される．例：Sunnybrook グループ（D5cc> 34 Gy））が，より悪い EPIC の排尿 QOL に関連していた．
排便障害は，膀胱の副作用と同様，高線量が副作用のリスクの増加と関連している．Sunnybrook 病院の研究では，CTCAE グレード 2 以上の血便の割合が 40 Gy と 35 Gy の患者でそれぞれ 20％と 8％であったと報告している．公表された研究において，直腸への高線量が一貫して重要であった．
性的毒性について，Sunnybrook 病院の研究では，尿道球部 V20 Gy> 40%，V35 Gy> 4%と EPIC 性的 QOLの関連が報告されている．しかし，Georgetown と Stanford からの分析では，尿道球部線量と勃起機能の間に明らかな相関関係はないとしており，SBRT 後の性機能に線量因子がどのように寄与するかは現在不明である．
【線量以外の関係因子】
ベースラインにおいて，排尿症状がある，前立腺の体積が大きい，SBRT 前に経尿道的前立腺切除術（TUR-P）の既往がある，1 日おきではなく毎日の照射スケジュールである，抗凝固剤を使用している，といった状況があることにより，排尿，排便の副作用が増悪しているという報告がある．ベースラインの寄与は特に性機能で大きい．前立腺 SBRT を受けた 373 人の患者データを用いた研究から，年齢が若く，
ベースラインの性機能が高く，肥満度指数が低いことが，長期（SBRT 後 2〜5 年）での男性機能の改善に関連していることが報告されている．
【数学的/生物学的モデルによる検証】
レビューされた研究のうち，著者自身が正常組織障害発生確率（NTCP）モデリングをしているか，結果から NTCP モデリングを実行可能であったデータを用いてパラメータ推定値を検討した．記載されているすべての線量は 5 回照射の物理的線量である．これらのモデルは，4〜5 回のフラクションで治療された患者にのみ適用可能である．
Kole らは 5 分割で 35〜36.25 Gy で治療された 216 人の晩期排尿障害を分析し，膀胱等価均一線量（EUD）
が，TD50= 38.7 Gy（31.1~46.4 Gy：95％信頼区間（CI））であったと報告している．Zhang らは，4 分割で38 Gy まで治療した 78 人の患者において，CTCAE グレード 2 以上の後期排尿障害を分析した．オリジナ
統計的分析により，TD50=
ルの報告では，尿道 Dmax と排尿障害の間に有意な関係を報告していなかったが，48.6 Gy（尿道 D1 cc），52.6 Gy（尿道 D0.1 cc），53.5 Gy（尿道 Dmax）と関係性を認めた．
Kim らは，線量漸増試験の報告で，5 分割照射 45~50 Gy で治療された 91 人の患者における後期 CTCAE
排便障害を分析した．このデータに基づいて導出されたプロビットモデルにて直腸周囲における線量-障害発生曲線を作成し，グレード 3 以上の後期排尿障害のエンドポイントを検証した．直腸周囲長（前立腺中間で推定）24 Gy（C24 Gy）の TD50= 123.8％（92.8~440.5：68％CI），C39 Gy の TD50= 51.9％（47.0~63.0：
68％CI）で，直腸壁体積 V50 Gy の場合，パラメータ値は TD50= 5.9 cc（5.1~7.1：68％CI）だった． C39
Gy 40％以上とグレード 3 以上の排便障害の間に有意な関連があった．
Qi らは，5 分割 40 Gy で照射された 86 人の患者の後期（12 ヶ月）EPIC-QOL の変化を分析した．エンドポイントは QOL の最小重要差（MID）として定義された．尿失禁 QOL の場合，膀胱パラメータ推定
値は TD50= 18.6 Gy（15.8 ~23.4 Gy：68％CI）だった．また，膀胱平均線量 17 Gy が MID の QOL 減少と有意な関連があった．尿路閉塞/刺激 QOL または排便 QOL に関しては，プロビットモデルでの統計的有130

意性は認められなかった．
【特別な条件】
多くの状況（酸化ストレス，肥満，糖尿病，タバコの使用に関連する遺伝子の多型など）が，前立腺
SBRT を受けている患者の正常組織の合併症確率に影響を与える可能性がある．炎症性腸疾患の患者では，放射線治療による排便副作用が増加していることが知られている．前立腺への事前の放射線照射もリスクを増す要因である．SBRT が放射線療法後における救済療法の選択肢になり得ることが示唆されており，
このような SBRT の使用は将来増加する可能性がある．さらに，外部放射線療法と密封小線源治療ブーストの組み合わせでは，小線源治療の代わりに SBRT ブーストの使用が模索されている．放射線治療後，ブーストとして，または救済療法として SBRT を使用する場合，正常組織線量の制約はまだ明確に定義されていない．
【Recommendation】
レビューとモデル化に利用できるデータが限られていること，および報告された OAR 線量パラメータとエンドポイントの研究間変動のために，確固たる線量/体積制約値の推奨を行うことはできない．ただし，本研究がまとめた，臨床試験およびいくつかの著者の施設で使用された線量/体積の例は，文献レビ
ューに基づいて合理的であると考えている．
最も重要な線量パラメータは「高線量」であり，OAR の線量目標には，Dmax または他の同様の高線量制約を含める必要がある．体積効果が寄与する可能性も高いため，その制約を加えることも合理的である．
排便副作用については，直腸の Dmax 線量を制限することにより，障害を軽減できる．さらに，直腸充填の再現性は，事前シミュレーションおよび毎日の前処理（浣腸など）によって改善される可能性がある．排尿の副作用については，患者の要因（前立腺の大きさ，ベースラインの症状，TUR-P の既往など）の寄与がある．処方線量に関しては，すべてのレビューされた研究では 4〜5 分割で 35〜40 Gy の処方線
量を使用していた．米国放射線腫瘍学会/米国臨床腫瘍学会/米国泌尿器科学会（ASTRO / ASCO / AUA）
ガイドラインでは，36.25 Gy を超える処方線量は推奨しないが，これはグレード 1 から 2 の間でより高い障害を示した研究に基づいており，重度（グレード 3 以上など）の毒性のリスクは，40 Gy までの線量では低いようである．
【今後の展望】
線量制約は直腸や膀胱は壁で考えるの良いのか，全体のボリュームで考えるのが良いのかなどが，
NTCP モデリングや EUD の計算を通じて調査される必要があるだろう．従来の分割照射では，膀胱三角
線量と泌尿器生殖器障害の関係や，肛門と直腸壁の EUD と排便障害の関係が示唆されており，SBRT での調査が待たれる．
膀胱と直腸は両方とも膨張可能な器官であり，照射前後や照射中に変動する可能性がある．シミュレー
ションでの OAR の位置や体積が実際の治療条件と合致することが重要であり，それは毎日のセットアップ（一貫した膀胱充填の維持，直腸バルーン/浣腸，尿道カテーテルの使用など）の影響を受ける．最近
では，直腸を前立腺から物理的に分離するために，吸収性のハイドロゲルスペーサーが前立腺と直腸の131

間に挿入されることもある．従来の分割放射線治療では直腸障害の低減が示されており，前立腺 SBRT に使用される可能性がある．
毎日の OAR の解剖学的変動は大きく，計画線量と投与線量の間に大きな違いが生じる可能性がある．
膀胱および腸充填の指示，前処理，および超音波によるハイドロゲルスペーサーの挿入など，OAR 管理が患者にもたらす結果について，その影響を調査し続ける必要がある．
【コメント】
AAPM の生物学的効果に関するワーキンググループにて HyTEC（Hypofractionated Treatment Effects in
the Clinic）プロジェクトが施行させており，SBRT のような超寡分割照射での腫瘍と正常組織の反応に関して，レビューに基づいたレポートが作成されている．International Journal of Radiation Oncology・Biology・Physics 2021;110(1)にて HyTEC の特集が組まれており，本論文はその腹部・骨盤領域に掲載されているものである．
前立腺の寡分割照射は本邦でも近年注目されている方法であり，現在その有効性，安全性が検証されている．1 回 2Gy の照射法に比べ SBRT は治療期間を大幅に短縮できることから，患者負担が軽減でき，放射線治療がより身近な選択肢になり得る．今後，SBRT は様々な臓器に対象を拡大していくと考えられ，
本論文に記載されている線量制約，注意すべき患者背景，前処置などは大いに参考になると思われる．
永井 良明 (つくば国際大学)

132

An error detection method for real-time EPID-based treatment delivery quality assurance
Victor Gabriel Leandro Alves

Medical Physics, 48 (2), February 2021

【INTRODUCTION】
現在の放射線治療では，複数のビーム開口部で形成され，マルチリーフコリメータ（MLC）の動きと線量率の変動によって複雑なフルエンスが発生する．ライナックには複数のビームチェック機能がある
が，ビームの照射精度を独立して評価する品質保証（QA）が必要である．また本論文では，現状で行われている QA におけるガンマ解析は，臨床的に重要な線量誤差を検出する感度が低いという報告があるにも関わらず，照射の許容性はガンマ解析の結果で判断されているという点について問題としている．
また現状の検証では，記録・照合システムの意図しない設定変更や，照射装置の故障によるエラーの検出には不十分である．さらにオンライン適応型放射線治療においては治療前に QA を行うことができない
ため，このような状況に即した QA が必要である．筆者らはこれまでに治療前，治療中の QA に利用できるリアルタイム治療照射検証ソフトウェアを開発した．このソフトウェアは，EPID 画像とライナックパ
ラメータを繰り返し取得し，リアルタイムで分析し期待される計画パラメータと比較する．本研究の目的は，ソフトウェアに組み込まれた開口部エラー検出モジュールのエラー検出力を定量化することである．
【MATERIALS AND METHODS】
搭載された EPID イメージャーを用いて，15 の VMAT/SBRT 臨床治療計画と 5 つの非臨床治療計画の27 本のビームの Cine-EPID（～10Hz）画像を計測した．各フレーム取得において，計画された開口部は，フレーム取得間隔中に予想される治療計画のマルチリーフコリメータ（MLC）の位置から補間された．
不正確な照射は，指定されたバッファを超えた開口部内のミスフルエンスと開口部外の過剰フルエンスをモニターすることで識別した. 本論文において, 開口部の検証は, プライマリビームが予想される瞬間
的なビーム開口部内のすべての位置に存在し，ビーム開口部の外側には存在しないということを基準としている．この開口部内，開口部外の決定には，大津の 2 値化処理 1)が用いられている．照射エラーは，計画された MLC の位置を乱すことで予測し，乱されていない測定された開口部と比較した．系統的な 1～5mm の MLC のリーフシフトを用いてロジスティック回帰モデルにより，エラー検出の閾値を決定した．このモデルのエラー検出能力は，プランコントロールポイント（CP）ウェイトの変動，コリメータの回転，MLC リーフのランダムな位置誤差，EPID イメージャーのシフト，MLC リーフの停止においてテストされた．エラー検出の精度は，Matthews 相関係数（MCC）と偽陽性率（FPR）を用いて評価した．
また，ビーム毎のエラーをラベル付けするために，ビーム毎のエラー閾値として，1%以上，5%以上，10%以上においてエラーフレームをテストした．また，このモデルは，非常に類似したプランを持つ 5 つのケ133

ースを区別する能力があるかどうかをテストし，ガンマ解析と比較した．
【RESULTS】
照射エラーは，2mm の MLC バッファでフレームごとの画像により検出した．フレームごとの FPR は
0.02%であった．ランダムな CP ウェイトシフト，3mm のランダム MLC シフト，90°と 180°のコリメータ
回転，ビームを 10％照射後に動かなくなった MLC リーフを 1％のフレームで検出した結果，MCC は 1.00
（完璧な分類）となった．コリメータ 2°，4°，8°回転の MCC は，ビーム毎のエラー閾値 1％でそれぞれコリメータ 0.76，0.96 であった．3mm の EPID シフトは検出率が低く，最小 MCC は 0.14 であった．高度に類似したプランは，開口部チェックでは確実に検出されたが，ガンマ解析では１%１mm の許容値でパス率 100%という結果で検出できなかった．
【DISCUSSION】
本研究では，シネ EPID 画像をフレームごとに解析し，観察された MLC 形成開口部と予想される MLC
形成開口部を比較することで，複数のビーム照射エラーモードを高感度かつ低 FPR で検出できることを実証した．開口部チェックのエラー検出を向上させるためには, 複数の改善点が考えられる. フレーム中の MLC リーフ位置を決定するために利用した DICOM の MLC リーフ位置は, 光照射野位置であるが，リーフの透過により，実照射野の方がわずかに（～0.3mm）大きい．この違いを無視して，予想される開口部の位置を決定した．b=2mm のバッファは，リニアックで使用される標準的なリーフの位置の許容範
囲に対応するように選ばれた．このバッファ値により，MLC の位置誤差が 2mm 以下になるように開口部チェックが行われる．より小さなバッファを使用することで，リニアック制御システムの観点からは許容範囲内の MLC の位置変動を検出することができる．しかし，リニアックと外部チェックの許容値が一致しないことになる．筆者らは 2mm 未満のバッファの使用は，潜在的には有益であるが，リニアックの許容範囲の減少とともに実施されるべきであると述べている．ビーム内に患者がいない状態では，照射エラーを容易に検出できることを実証したが，ビーム内に患者が存在しても開口部テストに影響を与えないはずである．したがって．開口部テストは，治療中の QA においてもその検出感度を維持できると期待される．
開口部チェックの高い検出性と低い FPR は，品質保証の方法論に変化をもたらす可能性がある．EPIDや他の検出器システムのシネ撮影機能は，ガンマ解析や他のツールによる複雑な複合線量分布の解析から, 単純にビーム開口部とビーム開口部内のフルエンスをチェックし，ビーム照射の合否を判定するというビーム照射 QA の単純化を可能にする．この単純化が，高い検出性と低い FPR を実現している．開口部チェックは，治療照射中に適用すれば, 臨床的に影響が出る前にビーム照射を検出して終了させることができる．これにより，治療前の安全性と検証が可能になるだけでなく，特にオンライン適応型放射線治
療では，治療前の測定が不要もしくは省略できる可能性がある．
【CONCLUSIONS】
本研究では, 治療前, 治療中の QA に適用できる高感度のビーム照射エラー検出について述べている．
この方法では，シネ EPID 画像フレームを利用して次のフレームを取得する前に開口部形状のエラーを識別する．このテストは与えられた MU 間隔で意図されていない開口部形状が照射された場合に感度が高134

く，EPID の線量校正を必要とせずに CP あたりの MU の変動にも感度が高いものである．この方法は微小な照射エラーにも敏感で，類似性の高い治療計画を見分けることができる．開口部チェックは，他の方法では検出されない可能性のあるエラーに対して高い感度を提供する．FPR が低いことから，開口部チ
ェック法は治療前の QA だけでなく，オンライン適応放射線治療など治療前の QA が現実的ではない場
合の治療中の QA にも適している．
【コメント】
本邦においても，オンライン適応型放射線治療が臨床開始されている．オンライン適応型放射線治療では照射前の線量検証等を行うことができない．本論文は, 患者がビーム内にいない状態での結果であるが，筆者らはビーム内に患者がセットアップされた状態でも検証可能と述べている．また臨床の現場において，プランの微調整等は頻繁に行われており類似プランが複数存在するケースは多い．類似プランの比較ではガンマ解析で検出できないケースにおいても高い検出感度を示している．
オンライン適応型放射線治療は今後臨床開始が進んでいくと考えられ，EPID を用いた開口部チェック
をリアルタイムで行う技術は非常に興味深いと感じる．本論文は検証法，結果等非常に詳細に述べられている．その概要を報告させていただいた．
長瀬 大輝 (自治医科大学附属病院)
1)

大津 展之. 判別および最小 2 乗規準に基づく自動しきい値選定法. 電子情報通信学会論文誌.
1980;J63-D:349-356.

135

放射線治療部会役員氏名
辰己

大作

部会長
(都島放射線科クリニック)

鈴木
林

幸司
直樹

(山形大学医学部附属病院)(藤田医科大学)

小島秀樹(札幌東徳洲会病院)

中島

大(がん研究会有明病院)

委員

佐々木幹治
松本 賢治

(徳島大学)(近畿大学病院)

廣瀬貴章(九州大学病院)篠田和哉(茨城県立中央病院)

編集後記
表紙の画像はお馴染み, 札幌医大病院 染谷先生による撮影です. 「アンドロメダ銀河（M31）は秋の夜空に見え, 我々の天の川銀河のお隣さんです. 250 万光年の距離にありながら約 4 等級くらいで, 人間の目で見える一番遠い天体の 1 つと言われ, 暗い空に行けば肉眼でもぼんやり存在が分かります. 長く続くコロナ禍であっても人混み離れた山奥に行き星を見るのはとても安全な趣味と言えますが, 北海道の場合ヒグマには要注意です. 」
今号は 130 ページを超え, 盛りだくさんの内容となっています. 【治療技術事始め】は, 元がん研究会有明病院の佐藤先生にお願いし, レーストラックマイクロトロンについて執筆いただきました.
原稿にある通りパルススキャンビームを出力するため, イオン再結合補正係数算出ではパルススキ
ャン放射線の係数を利用するなど, リニアックとは異なる特徴を持っていたようです. 現在はその役目を終え, 臨床稼働している機体は既に無いのですね,,,. マイクロトロンではないですが, 学生時, 北大病院でベータトロンを見たことがあります. 巨大なガントリ, ガラス製ドーナツ管に驚愕したものです. 今回は, アンドロメダと放射線治療の発展, 歴史に思いを馳せてみました. (小島)

令和 ３年 １０月
公益社団法人 日本放射線技術学会
放射線治療部会 部会長

辰己 大作〒600-8107 京都市下京区五条通新町東入東錺屋町１６７
tel (075)354-8989 fax (075)352-2556
http://rt.jsrt.or.jp/136