ISSN 1345-5354

医 学 物 20理
20Japanese Journal of Medical Physics

Vol. 403

http://www.jsmp.org/

教育委員会企画新連載

RPT 誌特集

令和 2年

第40巻 3号

日本医学物理学会機関誌

目

次

巻 頭 言
会長就任挨拶
福田茂一 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
資73

料
本邦の放射線治療部門における診療の質評価指標 (Quality Indicator: QI) 策定に向けたアンケート報告

水野統文，川村愼二，峯村俊行，岡本裕之，遠山尚紀，黒岡将彦，川守田龍，伊藤芳紀，中山優子 . . . . . . . . . .

75

技術報告
固体ファントムを用いた訪問による出力線量の第三者評価プログラムの構築
谷謙甫，脇田明尚. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

88〈連載：教育委員会企画〉
解説
重粒子線治療装置 HIMAC の建設とそのもたらしたもの―医学物理学の観点から―
第 2 部．ブロードビーム照射の高度化と普及型装置の開発 (1994 〜 2010)

遠藤真広 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

97〈連載：RPT 誌特集〉

2019 年度 RPT 誌土井賞（優秀論文賞）・MCA 表彰の報告
川村愼二，納冨昭弘. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

106

論文紹介

RPT 誌土井賞受賞論文：エネルギー差分 CT 値―電子密度変換のためのフォトンカウンティング
検出器のシミュレーション研究齋藤正敏 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

107

RPT 誌土井賞受賞論文：乳房専用 PET と全身 PET/CT を用いた高集積領域の自動検出
箕浦菜月，寺本篤司，伊藤あかり，山室 修，西尾正美，齋藤邦明，藤田広志 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

108

RPT 誌土井賞受賞論文：IMRT の患者 QA における 3D プリンタで作成した頭頚部患者模擬ファントムの評価
賢，神宮啓一 . . . . . . . . . .

109

Michel M. Ter-Pogossian 先生紹介記事：Michel M. Ter-Pogossian (1925–1996):
PET の先駆者，特に高速イメージング法と 15O 臨床応用について
菅野 巖，高橋美和子，山谷泰賀 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

110

角谷倫之，阿部幸太，根本光，佐藤清和，家子義朗，伊藤謙吾，土橋

卓，武田

論文紹介

施設紹介
茨城県立医療大学大学院保健医療科学研究科放射線技術科学専攻の紹介
拓，藤崎達也，門間正彦，阿部慎司 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

111

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

115

布施

【複写される方へ】
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CONTENTS
PREFATORY NOTE
Inaugural Message from the President of JSMP

Shigekazu Fukuda. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 73

SCIENTIFIC NOTE
Introduction of Quality Indicators into Radiotherapy Departments in Japan

Norifumi Mizuno, Shinji Kawamura, Toshiyuki Minemura, Hiroyuki Okamoto,
Naoki Tohyama, Masahiko Kurooka, Ryu Kawamorita, Yoshinori Ito, Yuko Nakayama. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 75

TECHNICAL NOTE
Establishment of an On-Site Dosimetric Audit Program with a Plastic Phantom

Kensuke Tani, Akihisa Wakita. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88〈Special Issue Series: Educational Committee〉
REVIEW
Construction of Heavy Ion Accelerator in Chiba (HIMAC) and Its Consequences
̶From Medical Physics Viewpoint: Part 2. Advancement of Broad Beam Irradiation and Development of a New Compact-sized Therapy Accelerator (1994–2010)

Masahiro Endo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97〈Special Issue Series: RPT〉
Introduction of the Doi Award and MCA of Radiological Physics and Technology in 2019

Shinji Kawamura, Akihiro Nohtomi.. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 106

ARTICLE REVIEWSRPT Doi Awards: Simulation of photon-counting detectors for conversion ofdual-energy-subtracted computed tomography number to electron density
Masatoshi Saito. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

107

Natsuki Minoura, Atsushi Teramoto, Akari Ito, Osamu Yamamuro,
Masami NiShio, Kuniaki Saito, Hiroshi FuJita . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

108

Noriyuki Kadoya, Kota ABe, Hikaru Nemoto, Kiyokazu Sato, Yoshiro Ieko,
Kengo Ito, Suguru DoBaShi, Ken Takeda, Keiichi JinGu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

109

RPT Doi Awards: A complementary scheme for automated detection of highuptake regions on dedicated breast PET and whole-body PET/CT
RPT Doi Awards: Evaluation of a 3D-printed heterogeneous anthropomorphic
head and neck phantom for patient-specific quality assurance in intensity
modulated radiation therapy
ARTICLE REVIEW
Michel M. Ter-Pogossian (1925–1996): A pioneer of positron emission tomographyweighted in fast imaging and Oxygen-15 application
Iwao Kanno, Miwako TakahaShi, Taiga Yamaya . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

INRODUCTION OF RESEARCH FACILITY
Introduction of Medical Physics Course in Ibaraki Prefectural University of
Health Sciences

110

Hiraku FuSe, Tatsuya FuJiSaki, Masahiko Monma, Shinji ABe. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

111

EDITOR S NOTE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

115

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3: 73–74 (2020)

医学物理 第 40 巻 第 3 号

巻頭言
会長就任挨拶

公益社団法人日本医学物理学会
会長 福田茂一
2020 年 4 月 11 日の理事会で当学会の会長を拝命しまし

核医学，放射線防護が医学物理の分野とされています．さた．副会長には経験豊富な齋藤秀敏理事を推薦させていたらに RI 内用療法など診断と治療が融合した分野も活発に

だき理事会で承認していただきました．また各理事の先生なっており，医学物理が対象とする範囲は拡大していま方には下記のとおりそれぞれ担当理事になっていただいてす．学会としてこれらの動向に対応できるようにしていき

います．

ます．
今年度から学会活動をより活発にするために大会支援委

2020 年度・2021 年度

理事（敬称略，五十音順）

員会，学際交流委員会，医学物理士委員会，の新しい委員

放射線防護委員会担当

会を設けました．学術大会の開催は学会の活動にとって大

小澤修一

教育委員会担当（教育委員会委員長）

きな柱ですが，大会長には大きな負担になっているのも事

角谷倫之

広報委員会担当（広報委員会委員長）

実です．そこで大会長，実行委員長の経験者を中心に大会

小口

宏

兼松伸幸

大会支援委員会担当（大会支援委員会委員長）

長を支援する委員会を設けました．当委員会には，これま齋藤秀敏

副会長（倫理委員会委員長）

での大会の準備開催経験をもとに大会準備開催のマニュア

櫻井良憲

会計担当

ルの整備や今後の大会長候補の推薦をお願いしています．

隅田伊織

用語委員会担当（用語委員会委員長）

また，先に述べたように医学物理の対象範囲が広がるとと

歳藤利行

計測委員会担当（計測委員会委員長）

もに関連学会，団体との交流がより重要になります．その中村光宏

QA ／ QC 委員会担当（QA ／ QC 委員会委窓口として学際交流委員会を設けました．さらに，当学会員長）

は医学物理士認定機構 (JBMP) の設立団体の一つでありそ

医学物理士委員会担当（医学物理士委員会の活動を支援しています．より明確な形で支援するために

西尾禎治

委員長）

医学物理士委員会を設けました．医学物理学は応用科学で

納冨昭弘

PRT 誌担当

あり，この分野の発展には研究シーズだけでなく医療現場長谷川智之

編集委員会担当（編集委員会委員長）

でのニーズが重要で，医学物理士が臨床現場で活躍できる林直樹

国際交流委員会担当（国際交流委員会委員長）

よう支援していきます．これらの新しい委員会のみならず

福田茂一

会長

既存の委員会を含め，会員の皆様の積極的な委員会活動へ

水野秀之

総務委員会担当（総務委員会委員長）の参加をお願いします．

山本

学際交流委員会担当（学際交流委員会委員長）

徹

また，学会の重要な活動に出版事業があります．和文会
誌として「医学物理」を学会独自に出版し，英語論文誌となお，放射線防護委員会の委員長には，米内俊祐先生（量研機構）に就任していただきました．

して「Radiological Physics and Technology」(RPT) を日
本放射線技術学会と共同で出版しています．RPT 誌はア
ジアオセアニア医学物理学会連合 (AFOMP) のオフィシャ

さて，医学物理学とは物理工学の知識・成果を医学に応ルジャーナルにもなっています．RPT 誌の喫緊の課題は用・活用する学術分野です．ここでいう物理工学の知識・インパクトファクター (IF) の取得で，RPT 誌編集委員会

成果とは医学物理学の歴史的成り立ちから放射線と強い結の尽力により IF 取得の条件をほぼ満しつつあります．こび付きがあります．具体的には放射線治療，放射線診断，れまで以上に会員皆様の積極的な投稿をお願いします．
73

医学物理 第 40 巻 第 3 号

従来から取り組んできた医学物理学教科書事業は，これいします．これらについては，メーリングリスト jsmp-hi-

までに「放射線計測学」，「核医学物理学」，「放射線治療物

roba や SNS（Twitter 等）による案内を行っています．

理学」，「放射線診断物理学」，「画像・情報処理」，「放射線COVID-19 は終息時期を含め予測は困難ですが，年単位物理学」がすでに発刊されており，今年度発刊される「医の長期にわたる影響があるかと思われます．そのような状

療放射線防護学」をもってシリーズが完結します．教育現

況での学術大会を含めた会議集会の在り方はこれまでとは場，臨床現場でぜひとも導入していただけるようお願いし同じではなく新しい様式になることが予想されます．学会

ます．

として新しい様式への対応を検討実施していきます．ま一方で，新型コロナウイルス (COVID-19) 拡散防止対応
で医療現場，教育現場が大変な状況で予断を許さない状況

た，その際には会員皆様の経験，アイデアを拝借させていただければと存じます．

です．国内外のほとんどの会議・集会等が延期あるいは中止を余儀なくされています．実際，今年 9 月に予定されて最後に，日本医学物理学会は，医学物理学の推進を通じいた第 9 回韓日医学物理学会合同学術大会 (9th KJMP) は

学術の発展と国民医療の向上の一翼を担い社会に貢献して1 年延期することになりました．また，プーケット（タイ）いきます．改めて会員皆様のご支援をお願いいたします．

で開催されるアジアオセアニア医学物理学会連合大会(AOCMP 2020) は開催日が 12 月 3〜5 日に延期されまし
（注）

た

．

（注）第 120 回日本医学物理学会学術大会が AOCMP2020と併催されることになりました．最新情報について

しかしながら，このような逆境下においてもインター

は，JSMP の ウ ェ ブ サ イ ト (http://www.jsmp.org/

ネットを活用した遠隔会議集会等が普及しつつあります．

meeting/meeting.html) および AOCMP 2020 のウェ

当学会が日本の代表として加盟している国際医学物理学会

ブ サ イ ト (https://www.aocmp-seacomp2020.com/)

連合 (IOMP), AFOMP では医学物理に関する Webinar をで確認をお願いします．

頻繁に開催しています．ぜひ，積極的な参加，視聴をお願

74

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3: 75–87 (2020)

医学物理 第 40 巻 第 3 号

資料
本邦の放射線治療部門における診療の質評価指標(Quality Indicator: QI) 策定に向けたアンケート報告
水野統文 *1, 川村愼二 2, 峯村俊行 3, 岡本裕之 4, 遠山尚紀 5, 黒岡将彦 6, 川守田龍 7,
伊藤芳紀 8, 中山優子 91

聖路加国際大学聖路加国際病院

2

帝京大学大学院

3

国立がん研究センター

4

国立がん研究センター中央病院

5

東京ベイ先端医療・幕張クリニック

6

東京医科大学病院

7

多根総合病院8昭和大学医学部

9

国立がん研究センター中央病院

放射線科放射線治療品質管理室

保健学研究科
がん対策情報センター
放射線品質管理室
医療技術部医学物理室

放射線治療部

医療技術部放射線治療部門
放射線医学講座放射線治療学部門
放射線治療科

Introduction of Quality Indicators into Radiotherapy Departments in Japan
Norifumi MIZUNO*1, Shinji KAWAMURA2, Toshiyuki MINEMURA3, Hiroyuki OKAMOTO4, Naoki TOHYAMA5,
Masahiko KUROOKA6, Ryu KAWAMORITA7, Yoshinori ITO8, Yuko NAKAYAMA91

Department of Radiation Oncology, St. Lukeʼs International Hospital2

Graduate School of Health Sciences, Teikyo University

3

Center for Cancer Control and Information Services, National Cancer Center

4

Department of Medical Physics, National Cancer Center Hospital

5

Division of Medical Physics, Tokyo Bay Advanced Imaging & Radiation Oncology Makuhari Clinic

6

Department of Radiation Therapy, Tokyo Medical University Hospital

7

Department of Radiation Oncology, Tane General Hospital

8

Department of Radiation Oncology, Showa University School of Medicine

9Department of Radiation Oncology, National Cancer Center Hospital(Received January 8, 2020; Accepted June 15, 2020)
This study investigates the quality indicators (QIs) of medical care that are expected to be introduced to radiotherapy departments in Japan and evaluates whether the QIs reﬂect the characteristics of the treatment facilities. For this purpose, a questionnaire survey was administered to radiotherapy treatment facilities in Japan. A consensus of early QI candidates was obtained fromthe panel members. The characteristics identiﬁed in the candidate QIs were subdivided into 140 items covering 27 domains of medical-care contents in radiotherapy departments. These 140 items were compiled into a questionnaire, which was administered to 15
treatment facilities in Japan. The primary results indicated that 36 items in ﬁve domains are useful QI contents. The secondaryﬁndings indicated that the provision of advanced radiotherapy to several patients, the waiting time, and the radiotherapy initiateddepend on the manpower of the departmental staff.
Keywords: quality indicator, questionnaire survey, department of radiation oncology, quality control

1.

背定された QI は，自施設の診療の質の評価，数値の改善を目景標とした PDCA サイクルにおける活用，他施設の数値とのの評価・改善のため

比較，施設認証への利用あるいは QI 達成率に応じて経済的に診療の質評価指標 (Quality Indicator: QI) が利用されてインセンティブを与える Pay For Performance(P4P) としいる 3）, 4）．QI は患者が受けてしかるべき医療と，実際に行ての診療報酬制度への導入等，その利用方法は測定を行う

われた診療との乖離をその達成率として数値で表現した指施設や機関あるいは政府の目的により多岐にわたる 6）〜9）．そ標である 5）〜7）．患者が受けてしかるべき医療の例として

して QI の測定・公開が，医療スタッフのパフォーマンス改

は，エビデンスに基づく診療，ガイドライン準拠の標準治善や患者アウトカムにつながることが示唆されている 7）, 8）．

療あるいは過誤のない安全な医療等が挙げられる 5）〜7）．測放射線治療分野においては，主にイタリア・米国・カナ

近年諸外国において，医療の質

1）
, 2）

* 聖路加国際大学聖路加国際病院 放射線科放射線治療品質管理室［〒104–8560 東京都中央区明石町 9–1］

Department of Radiation Oncology, St. Lukeʼs International Hospital, 9–1 Akashi-cho, Chuo-ku, Tokyo 104–8560, Japan
E-mail: mizunono@luke.ac.jp75

医学物理 第 40 巻 第 3 号

ダ等のコンセンサスグループにより各種 QI が策定されて
いる

10）
〜14）

．具体的には，構造評価として医療スタッフのにおける管理評価指標群の策定とその計測システムの確立に関する研究班」より QI が提案されている 16）．また 2018

認定資格保有割合や症例数に応じた人員数 10）, 13）, 14）, プロ

年 7 月に発出された「がん診療連携拠点病院等の整備につセス評価として標準治療の適応率や高精度放射線治療の実いて」における「がん診療連携拠点病院等の整備に関する施率 12）, 13）, アウトカム評価として全生存率・局所制御率・指針」では PDCA サイクルにおける QI の利用が提案され

毒性あるいは QOL 等が提案されている．また Cana-ている 17）．しかし，国内では放射線治療部門，特にそのdian Partnership for Quality Radiotherapy(CPQR) では，

品質保証および医療安全の評価に特化した QI は提案されKey QI として放射線治療の品質保証に関連する 4 領域・ておらず，その有効性に関しても調査が行われていない．

11）, 12）．4 領域は放射線治療部門に関

そこで国立がん研究センター研究開発費（課題番号 30-

連する組織の QI（8 項目），人的な QI（7 項目），治療装置

A-14）「安全で効果的な質の高い放射線治療の実施体制確45 項目が指定されている

14）の QI（6 項目）およびポリシー・手順の QI（24 項目）と立のための基盤研究」（主任研究者

され，単独では実施率 (%) で判定できない項目も，同様の安全で効果的な質の高い放射線治療の実施体制確立のため

項目群の「0（未実施）」または「1（実施）」の積算ポイのツールの一つとして，本邦の放射線治療部門において導ントとして包括的に評価される．その項目例としては，実入が望まれる QI の検討およびその有効性の検証研究を施しているか否かでのみ評価が可能な「全ての放射線治療

行っている．今回は，品質保証および医療安全の QI 策定

計画，線量計算および患者セットアップは治療開始前に独に向けて，その効果的な候補を抽出するためのアンケート

立したレビューが行われる」等が挙げられる．

調査を実施した．本調査結果は，今後本邦の放射線治療部

本邦においては厚生労働省が医療の質の評価・公表推進
事業

15）

表1

アンケートにおける設問の概要

を進めており，がん対策分野において「がん対策中山優子）において，門が自施設の品質保証および医療安全の質の評価を行うう
えでの一助と成りうると考え，その大要を報告する．

大項目

中項目

小項目数

A. 品質保証体制

A.1. 放射線治療の品質保証部門
A.2. 放射線治療品質管理委員会（QA 委員会）

4
6

B. 品質保証内容（装置）B.1. 治療装置（リニアック）の品質保証
B.2. 治療計画装置 (RTPS) の品質保証
B.3. 治療シミュレータ（計画 CT）の品質保証
B.4. リファレンス線量計・電位計
B.5. 出力線量の第三者評価

10
6
9
1
2

C. 品質保証内容（相互レビュー）

C.1. エラーチェック体制
C.2. 多職種カンファレンス（部門内）
C.3. キャンサーボード

91
18

D. 診療提供体制（治療内容）

D.1. 施設基準

14

E. 診療提供体制（人員）E.1. 治療提供現場の人員数
E.2. 部門の独立性
E.3. スタッフ超過勤務

35
4

F. 方針・手順の整備

F.1. 放射線治療プログラム

17

G. 緊急時・災害時対応

G.1. 患者緊急（急変）時
G.2. ペースメーカー・埋め込み型除細動器を装着した患者
G.3. 停電時
G.4. 火災発生時
G.5. 地震発生時
G.6. 機器の故障・システムダウン時

2
2
2
2
2
2

H. 診療録（カルテ）の質

H.1. インフォームドコンセント
H.2. 放射線治療計画の記録

1
7

I. 患者ケア体制の質

I.1. 治療の待機時間
I.2. 放射線治療オリエンテーション
I.3. 治療中・治療後の患者評価
I.4. 緊急照射体制

3
1
3
2

J. その他（回答者が「診療の質に影響する」と考える設問項目）

QA: quality assurance, RTPS: radiation treatment planning system.

762

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

表2

大項目 C. 品質保証内容（相互レビュー）の設問例
中項目

C.1. エラーチェック体制

設問番号

小項目

回等形式

39

放射線治療に関わるエラーのレポーティングシステム（記録・報告する手順）がある．
定期的にエラーの評価・改善を行うカンファレンスが開催されており，
その実施記録が保存されている．
全ての治療シミュレーション（計画 CT）において，エラーチェックの実施記録（チェックシートによる確認等）が保存されている．
全ての治療計画において，立案者以外によるエラーチェックの実施記
録（チェックシートによる確認等）が保存されている．
全ての治療計画において，MU 値の検証（独立計算検証等）の実施記録が保存されている．
全ての R&V システム・治療 RIS（治療録）のデータ登録において，エラーチェックの実施記録（チェックシートによる確認等）が保存されている．
全ての IMRT の治療前に，患者プランごとの線量検証が行われており，
その報告書が保存されている．
全ての治療計画において，治療初回時の画像確認の実施記録が保存されている．
全ての治療計画において，週 1 回程度の定期的な画像確認の実施記録が保存されている．

Yes/No

40
41
42
43
44

45
46
47
C.2. 多職種カンファレンス（部門内）
C.3. キャンサーボード

48

Yes/NoYes/NoYes/NoYes/NoYes/NoYes/NoYes/NoYes/No部門内の多職種による，放射線治療患者に関するカンファレンスの開
催頻度．

選択式

施設において，以下のキャンサーボードが開催されている頻度．
脳，頭頸部，呼吸器，乳腺，消化器，婦人科，泌尿器，血液，その他．
以下のキャンサーボードに関して，放射線腫瘍医が定期的に参加している．
58–66 脳，頭頸部，呼吸器，乳腺，消化器，婦人科，泌尿器，血液，その他．

選択式

49–57

Yes/NoMU: monitor units, R&V: record and verify, RIS: radiology information system, IMRT: intensity-modulated radiation therapy.

表 3 「施設特性」と設問大項目における回答「Yes」数の相関係数 (n＝15)
設問大項目
C.

D.

診療提供体制︵治療内容︶

診療提供体制︵人員︶

方針・手順の整備

緊急時・災害時対応

診療録︵カルテ︶の質

0.346

0.474*

0.473*

0.374−0.0040.446*

0.214−0.103−0.104

0.352

0.412

0.505

0.382

0.074

0.293

−0.118−0.452−0.457

0.351

0.393

0.330

0.250

0.113

0.406

0.318

0.052

0.087

0.531*

0.263

0.188

0.090

0.558**

0.223

0.138

−0.179−0.0600.679**

0.371−0.0700.169

0.567**

0.226

0.240

0.168

0.132

0.632**
0.527**

F.

G.

H.

I.

0.278
0.084

−0.083−0.250−0.016
0.104

0.006

0.533**

0.183

0.295
0.040

IMRT 実人数
IMRT 請求率

0.579**
0.423
0.383−0.2380.226−0.479*0.279−0.2090.334
0.481***
0.606−0.160

0.289
0.160

−0.1080.087−0.021
0.173

複雑＋IMRT 請求数
複雑＋IMRT 請求率

0.482*
0.434

0.436−0.3980.342−0.2080.051
0.501*

0.603**
0.257

0.279
0.255

−0.125−0.110−0.0600.287

複雑な照射請求数
複雑な照射請求率

0.397−0.0090.487*

E.

患者ケア体制の質B.

品質保証内容︵相互レビュー︶定位（脳）実人数
定位（脳）実人数（施設 L 除外）
定位（体幹部）実人数

品質保証内容
︵装置︶

患者実人数
患者実人数
（施設 L 除外）

品質保証体制施設特性

A.

0.487*−0.269−0.079−0.236* 相関傾向有り（有意水準 0.10, 両側確率），** 相関傾向有り（有意水準 0.05, 両側確率）．極端に患者実人数が多い施設 L を除外した場
合（n＝14, ボールド）も示した．
IMRT: intensity-modulated radiation therapy.

77

医学物理 第 40 巻 第 3 号

図 1 「施設特性」と設問大項目における回答「Yes」数の関係(a)「定位（体幹部）実人数」と A. 品質保証体制，(b)「IMRT 請求率」と E. 診療提供体制（人員），(c)「複雑な照射請求数」とF. 方針・手順の整備，(d)「（複雑な照射＋IMRT）請求数」と F. 方針・手順の整備
IMRT: intensity-modulated radiation therapy.

表 4 「施設特性」とスタッフ数の相関係数 (n＝15)
施設特性

スタッフ数
全医師数

全技師数

全物理士数

全看護師数

患者実人数
患者実人数（施設 L 除外）

0.710**
0.711**

0.821**
0.712**

0.593**
0.379

0.467*
0.266

定位（脳）実人数
定位（脳）実人数（施設 L 除外）
定位（体幹部）実人数

0.488*
0.081
0.346

0.771**
0.699**
0.569**

0.453*−0.117
0.421

0.428
0.171
0.542**

複雑な照射請求数
複雑な照射請求率

0.494*−0.366

0.771**
0.115

0.509*−0.204

0.418
0.031

IMRT 実人数
IMRT 請求率

0.418−0.1040.903**−0.121

0.359
0.048

0.547**
0.117

複雑＋IMRT 請求数
複雑＋IMRT 請求率

0.575**−0.4260.862**−0.0430.571**−0.116

0.533**
0.161* 相関傾向有り（有意水準 0.10, 両側確率），** 相関傾向有り（有意水準 0.05, 両側確率）．極端に患者実人数が多い施設 L を除外した場
合（n＝14, ボールド）も示した．
IMRT: intensity-modulated radiation therapy．

78

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

放射線腫瘍学会 (Japanese Society for Radiation Oncology: JASTRO) 認定施設 22）の施設基準等を参考とし，重複する内容を中心に原案を作成することとした．
本研究では放射線治療における品質保証および医療安全にフォーカスした QI の策定を目標とし，評価方法に関しては特に CPQR の手法を参考とした．構造およびプロセ
ス評価を中心に QI 項目群として策定を行い，単独では実施率 (%) で表現できない項目も包括的な評価を行うことを想定して原案の項目群を構成した．班会議を行いながらパ
ネルメンバー（8 名，医師・医学物理士および診療放射線技師各 2 名以上を含む）の意見を集約し，QI 原案とした．
3.

アンケートの目的と調査内容

2 節で示したように，QI 原案の内容の多くは諸外国のQI 項目を参考に作成した．本邦の放射線治療部門における品質保証および医療安全の質の評価を行ううえで効果的な QI 項目の候補を抽出するために，放射線治療施設へア
ンケート調査を実施した．
まずは各施設の QI 達成状況の把握を行った．QI 原案から放射線治療部門の診療内容に関する 9 の大項目と，それぞれの大項目に割り当てた 27 の中項目，さらに中項目を細分化した計 140 の小項目からなる QI 達成状況に関する設問（うち，「Yes」または「No」の二択式が 118 問，回答「Yes」が当該 QI 項目を達成している状況）を作成した．
表 1 に設問の概要，表 2 に設問例を示す．
また今回は，各施設の 2018 年度 JASTRO 構造調査に準じた施設構造および診療実績を「施設特性」と定義し，デー
タの提供を依頼した．そして，QI 項目の抽出の過程において本邦の放射線治療の実務担当者の意見を取り入れるため，本アンケートの回答者には 27 の中項目の診療の質に
図 2 「施設特性」とスタッフ数の関係(a)「患者実人数」とスタッフ数，(b)「（複雑な照射＋
IMRT）請求数」とスタッフ数 .
IMRT: intensity-modulated radiation therapy.

対する影響度の 5 段階評価（1 点：診療の質に与える影響が小さい〜5 点：診療の質に与える影響が大きい）を依頼
した．
4.

2.

QI 原案の作成

アンケートの対象および回収方法

対象は，国立がん研究センター研究開発費（課題番号

診療の質の評価モデルとして，構造（例：組織体制，設26-A-28）「質の高い放射線治療の普及と均てん化のため

備，医療スタッフ数），プロセス（例：実際の診療内容，の基盤研究」（主任研究者伊藤芳紀）において，ASTRO

医療スタッフの行動）およびアウトカム（例：治癒，生存，から発刊された「Safety is no accident」の日本語訳を作

quality-of-life(QOL)，患者満足度）の 3 つの観点を対象と成した翻訳者，本研究班の班員および研究協力者の所属施する Donabedian モデル 18）〜20）を採用した．すでに放射線設とした．同意が得られた 15 施設に対して，E メールに

治 療 部 門 で 導 入 さ れ て い る 諸 外 国 の QI 項 目 (Italianてアンケートを配布した．回答期間は 2019 年 1 月 21 日か10)Working Group on General Indicator ， US consensus

ら 2019 年 2 月 8 日，回 答 内 容 の 対 象 期 間 は 2017 年 1 月

group11）, 12）お よ び CPQR14）等），米 国 放 射 線 腫 瘍 学 会

1 日から 2017 年 12 月 31 日とし，すべての施設から回答が(American Society for Radiation Oncology: ASTRO)Ac-得られた．内 1 施設においては，超過勤務時間に関する回

creditation Program for Excellence

答のみ控えられた．調査結果は施設名および個人名が特定

21）

および包括的第三

者評価における支援調査項目等の国内外の放射線治療施設への訪問調査項目，がん診療連携拠点病院

17）

できる情報を除き集計した．

および日本
79

医学物理 第 40 巻 第 3 号

表 5 「施設特性」と超過勤務時間数の相関係数 (n＝14)
超過勤務時間数

施設特性

医師

技師

物理士

看護師

0.426
0.504*
0.424
0.415

0.509*
0.361−0.1520.000

0.492*
0.377
0.353
0.258

0.543**
0.400
0.076
0.270

0.369
0.438
0.177
0.334
−0.1630.070

0.561**
0.588**
0.102
0.246
0.108
0.067

0.443
0.452
0.148
0.179
0.055
0.067

0.538**
0.480*
0.058
0.092
0.375
0.363

患者実人数
当該スタッフあたりの患者実人数
患者実人数（施設 L 除外）
当該スタッフあたりの患者実人数（施設 L 除外）
定位（脳）実人数
当該スタッフあたりの定位（脳）実人数
定位（脳）実人数（施設 L 除外）
当該スタッフあたりの定位（脳）実人数（施設 L 除外）
定位（体幹部）実人数
当該スタッフあたりの定位（体幹部）実人数
複雑な照射請求数
当該スタッフあたりの複雑な照射請求数

0.402
0.474*−0.402−0.003

0.198
0.309

−0.0780.288

IMRT 実人数
当該スタッフあたりの IMRT 実人数

0.240
0.306

−0.0950.087−0.2030.136−0.0300.161

複雑＋IMRT 請求数
当該スタッフあたりの複雑＋IMRT 請求数

0.391
0.419

−0.439
0.015

0.132
0.298

−0.0010.358

本アンケートの設問に対する回答「Yes」数

0.237

0.109

0.538**

0.534*** 相関傾向有り（有意水準 0.10, 両側確率），** 相関傾向有り（有意水準 0.05, 両側確率）．極端に患者実人数が多い施設 L を除外した場
合（n＝13, ボールド）も示した．
IMRT: intensity-modulated radiation therapy.

5.

アンケートの結果および考察

ンの積率相関係数 |r| を算出し，有意水準 α＝0.10 および0.05（両側確率）における相関の有無を示した．α＝0.10 のアンケートの結果から，効果的な QI 項目の抽出を試み

場合は|r|＞0.441(n＝15)，＞0.458(n＝14)，＞0.476(n＝13)

た．本調査では，特に高精度放射線治療を多くの患者へ提および＞0.497(n＝12)，α＝0.05 の場合は |r|＞0.514(n＝供することを部門目標とする場合に，品質保証および医療15)，＞0.532(n＝14)，＞0.553(n＝13) および＞0.576(n＝安全の観点から有用な QI 候補となることを想定した．そ

12) を相関有りとした．慣例的には α＝0.05 が採用されるのために，高精度放射線治療の実績を中心とした「施設特場合が多いが，今回は諸外国ですでにコンセンサスが得ら性」と，QI 達成状況に関する設問（大項目・中項目およれている QI 原案の要素から効果的な QI 項目の候補を抽出

び小項目）の回答の関連を解析した．そして，より多くのするための 15 施設に限られた予備調査であり，潜在的に高精度放射線治療を行っている施設ほど回答「Yes」数が重要な項目を棄却することを避けるため有意水準を緩和し多い項目，つまり「施設特性」と正の相関傾向がある QIた α＝0.10 を採用した．また超過勤務時間に関しては，ア

項目が効果的であると判定した．主な「施設特性」としてンケートへの回答が行いやすいように「10 時間未満」，「10

は，「患者実人数」，「定位（脳）実人数」，「定位（体幹部）時間以上，20 時間未満」，「20 時間以上，30 時間未満」，「30

実人数」，「複雑な照射（4 門以上の照射，運動照射および時間以上，45 時間未満」および「45 時間以上」の選択式

原体照射）請求数」，「複雑な照射請求率」，「IMRT 実人数」，

設問を設けたが，データ処理では，それぞれの超過時間範「IMRT 請求率」，「（複雑な照射＋IMRT）請求数」および

囲の中間をとり，「5 時間」，「15 時間」，「25 時間」，「35 時「（複雑な照射＋IMRT）請求率」を採用した．各「請求率」

間」および「45 時間」とした．

はすべての治療計画請求件数に占める当該治療の治療計画
請求件数の割合 (%) とした．一方で，施設間で回答に差が5.1 「施設特性」と設問の相関生じなかった項目（例：回答がすべての施設で「Yes」あ

表 3 に「施設特性」と設問大項目における回答「Yes」

るいはすべての施設で「No」）は，すでに多くの施設で達数の相関係数を示す．「患者実人数」および「定位（脳）成済み，あるいは今後も容易には達成困難な QI 項目であ実人数」に関しては，非常に患者数の多い 1 施設（施設 L,

ると考え，質改善の PDCA サイクルにおける優先度の観実患者数：2,963 人，施設 L 以外の平均実患者数：578.5

点から除外した．

±299.5 人）を除いた場合の結果も示した．

統計解析には R(version 3.4.1, R Foundation for Statistical Computing, Vienna, Austria)
8023）を使用した．ピアソ「施設特性」の各項目と正の相関傾向が認められた設問
大項目は，相関傾向を認めた「施設特性」の項目数が多い

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

当該業務に専従する環境が整備されている傾向が示された．ま た「IMRT 請 求 率」と C. 品 質 保 証 内 容（相 互 レビュー）は負の相関傾向を示した．この結果に関しては
5.4 章で考察する．
5.2

部門スタッフ数および超過勤務

表 4 に「施設特性」と各職種のスタッフ数の相関係数を示す．
「患者実人数」および「（複雑な照射＋IMRT）請求数」と各職種のスタッフ数はすべて正の相関傾向を示した（図 2）．患者数および複雑性が高い治療計画数が多い施設
ほど，すべての職種においてスタッフ数が多い傾向が示された．また最も多くの項目で正の相関傾向を示したのは「全診療放射線技師（以下，技師）数」であり，次いで「全医師数」であった．
表 5 に「施設特性」と各職種スタッフの超過勤務時間数の相関係数を示す．
「患者実人数」と「技師，医学物理士（以下，物理士）および看護師の超過勤務時間数」は正の相関傾向を示し，患者実人数の増加につれて，これらの職種の超過勤務時間が多くなる傾向が示された（図 3a）．「医師あたりの患者実人数」および「複雑な照射請求数」と「医師の超過勤務時間数」も正の相関傾向を示した（図 3b）．
また本アンケートの設問（二択式の 118 問）に対する回答「Yes」数と「物理士および看護師の超過勤務時間数」も正の相関傾向を示した．品質保証および医療安全の QI に関する設問の達成状況が高い施設ほど，これらの職種の業務負担が大きい可能性が示唆された．
5.3

患者待機時間表 6 に「施設特性」と「患者待機時間」の相関係数を示
す．本アンケートでは「患者待機時間」を，治療シミュレー
ション（計画 CT）から照射開始までの期間と定義した．

図 3 「施設特性」と超過勤務時間数の関係(a)「患者実人数」と「技師，物理士および看護師の超
過勤務時間数」，(b)「医師あたりの患者実人数」と「医師の超過勤務時間数」．

「通常治療待機時間」と正の相関傾向を示した項目は，「医順に F. 方針・手順の整備，A. 品質保証体制，E. 診療提供と正の相関傾向を示した項目は，「患者実人数」，「技師あ体制（人員），B. 品質保証内容（装置）および C. 品質保たりの患者実人数」，「物理士あたりの患者実人数」，「汎用師あたりの患者実人数」，「医師あたりの IMRT 実人数」および「医師の超過勤務時間数」であった．
「IMRT 待機時間」

証内容（相互レビュー）であった．図 1 に相関係数が高値

リニアックあたりの患者実人数」および「技師および物理の上位となった「定位（体幹部）実人数」と A. 品質保証

士の超過勤務時間数」であった．緩和治療待機時間と正の体制の関係，「IMRT 請求率」と E. 診療提供体制（人員）相関傾向を示した項目は，「医師あたりの患者実人数」，「医の関係，「複雑な照射請求数」と F. 方針・手順の整備の関師あたりの IMRT 実人数」，「看護師あたりの IMRT 実人

係および「（複雑な照射＋IMRT）請求数」と F. 方針・手数」および「物理士の超過勤務時間数」であった．医師の順の整備の関係を示す．複雑な治療や高精度放射線治療の業務負担が大きい施設ほど主に「通常治療および緩和治療

実施数あるいは実施率が高い施設では，A. 品質保証体制，の待機時間」が長く，技師および物理士の業務負担が大き

E. 診療提供体制（人員）および F. 方針・手順の整備の設い施設ほど主に「IMRT 待機時間」が長い傾向が示された．

問に対する回答「Yes」数が多い傾向が示された．「IMRT

また「看護師の超過勤務時間数」と「通常治療待機時間」

請求率」および「（複雑な照射＋IMRT）請求率」と正のは負の相関傾向を示した．本アンケート調査の範囲からは相関傾向を示したのは E. 診療提供体制（人員）のみであ

因果関係は明確ではないが，施設によっては待機時間の減り，複雑な照射や IMRT の実施率が高い施設ほど各職種が少のため，あるいは現状の待機時間を維持するためにス
81医学物理 第 40 巻 第 3 号

表 6 「施設特性」と患者待機時間の相関係数 (n＝15)
施設特性

患者待機時間
通常治療

IMRT

緩和治療

患者実人数
医師あたりの患者実人数
技師あたりの患者実人数
物理士あたりの患者実人数
看護師あたりの患者実人数

0.018
0.628**
0.099
0.425
0.005

0.568**
0.303
0.608**
0.740**
0.308

0.002
0.502
−0.360−0.063−0.095IMRT 実人数
医師あたりの IMRT 実人数
技師あたりの IMRT 実人数
物理士あたりの IMRT 実人数
看護師あたりの IMRT 実人数

0.214
0.609**
0.176
0.106
0.355

0.264
−0.096−0.2960.249−0.0470.426
0.681**
0.195−0.0600.470*

汎用リニアック台数
汎用リニアックあたりの患者実人数

0.226−0.0080.406
0.600**

0.292−0.150

超過勤務時間数（医師）
超過勤務時間数（技師）
超過勤務時間数（物理士）
超過勤務時間数（看護師）

0.479*−0.121−0.239−0.556**0.380
0.515**
0.523**
0.137

0.257
0.163
0.449
0.013

* 相関傾向有り（有意水準 0.10, 両側確率），** 相関傾向有り（有意水準 0.05, 両側確率）．
IMRT: intensity-modulated radiation therapy.

表 7 「施設特性」とキャンサーボードの開催・参加状況の相関係数 (n＝12)
キャンサーボード
施設特性

施設内における開催数

放射線腫瘍医が定期参加しているボード数

放射線腫瘍医の参加割合

全医師数

0.479

0.524*

0.350

患者実人数

0.438

0.363

0.115

定位（脳）実人数
定位（脳）実人数（施設 L 除外）
定位（体幹部）実人数

0.305
0.308
0.160

0.155
0.078
−0.016−0.0140.012
0.127

複雑な照射請求数
複雑な照射請求率

0.457
0.021

0.316
−0.1840.024−0.234

IMRT 実人数
IMRT 請求率

0.366−0.4320.112−0.544*−0.0560.042

複雑＋IMRT 請求数
複雑＋IMRT 請求率

0.435−0.2280.286−0.4750.033−0.185

0.441

0.152

本アンケートの設問に対する回答「Yes」数

0.591*** 相関傾向有り（有意水準 0.10, 両側確率），** 相関傾向有り（有意水準 0.05, 両側確率）．アンケート対象 15 施設から放射線治療部門単科の 3 施設は除外した．極端に患者実人数が多い施設 L を除外した場合（n＝11, ボールド）も示した．
IMRT: intensity-modulated radiation therapy.

タッフの超過勤務で対応している可能性が考えられる．仮あるためキャンサーボードの開催・参加が部門の意向のみに，患者数の更なる増加等で法定の超過勤務時間内ではカでは困難と考えられるクリニック等の 3 施設は解析から除バーできなくなると，他の職種（医師，技師および物理士）

外した．本アンケートの設問（二択式の 118 問）に対するの場合のように待機時間の増加に転じることも考えられ

回答「Yes」数と「施設内におけるキャンサーボードの開る．

催数」は正の相関傾向を示した．品質保証および医療安全の QI に関する設問の達成状況が高い施設ほど，施設内の5.4

キャンサーボードキャンサーボードの開催数が多い傾向が示された．また

表 7 に「施設特性」と「キャンサーボードの開催・参加「全医師数」と「放射線腫瘍医が定期参加しているキャン

状況」の相関係数を示す．今回は，放射線治療部門単科でサーボード数」も正の相関傾向を示し，キャンサーボード82

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

表8

アンケート回答者が「診療の質に影響する」と考える設問中項目

得点順位

合計得点

中項目

Min

Max

SD

1
2
3
4
5
5
7
7
9
10
11
12
13
14
14
14
17
17
19
19
19
19
23
23
25
26
27

72
71
69
68
67
67
64
64
63
62
60
59
58
57
57
57
55
55
54
54
54
54
52
52
51
50
49

C.1. エラーチェック体制
E.1. 治療提供現場の人員数
C.2. 多職種カンファレンス（部門内）
B.2. 治療計画装置 (RTPS) の品質保証
B.4. リファレンス線量計・電位計
B.1. 治療装置（リニアック）の品質保証
A.1. 放射線治療の品質保証部門
I.3. 治療中・治療後の患者評価
C.3. キャンサーボード (multidisciplinaryteam)
H.1. インフォームドコンセント
B.5. 出力線量の第三者評価
D.1. 施設基準
G.6. 機器の故障・システムダウン時
H.2. 放射線治療計画の記録
I.2. 放射線治療オリエンテーション
B.3. 治療シミュレータ（計画 CT）の品質保証
E.3. スタッフ超過勤務
A.2. 放射線治療品質管理委員会（QA 委員会）
F.1. 放射線治療プログラム
G.1. 患者緊急（急変）時
I.1. 治療の待機時間
I.4. 緊急照射体制
E.2. 部門の独立性
G.5. 地震発生時
G.4. 火災発生時
G.3. 停電時
G.2. ペースメーカー・埋め込み型除細動器を装着した患者

4
4
3
3
3
2
2
1
2
1
2
2
2
2
1
2
2
2
1
2
1
2
2
2
2
2
2

5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5
5

0.4
0.4
0.6
0.6
0.7
0.8
0.9
1.1
1.0
1.1
1.0
1.0
1.0
1.0
1.0
1.2
0.8
1.1
1.0
1.0
1.1
1.1
1.0
1.0
1.0
0.9
0.9

RTPS: radiation treatment planning system, QA: quality assurance.

への参加は放射線腫瘍医のマンパワーに依存する傾向が示

5.5

アンケート回答者が「診療の質に影響する」と考え
る設問

唆された．
一方，「IMRT 請求率」と「放射線腫瘍医が定期参加し表 8 にアンケート全回答者による設問の中項目の合計得ているキャンサーボード数」は負の相関傾向を示した．5.1

点を示す．合計得点の上位 5 位の中項目は，C.1. エラー

章表 3 にて，「IMRT 請求率」と C. 品質保証内容（相互レチェック体制，E.1. 治療提供現場の人員数，C.2. 多職種

ビュー）が負の相関傾向を示したのは，大項目 C. にキャカンファレンス（部門内），B.2. 治療計画装置 (RTPS) のンサーボードに関する設問項目が多く (18/28) 含まれたた

品質保証，B.4. リファレンス線量計・電位計および B.1.

めだと考えられる．「放射線腫瘍医が定期参加している治療装置（リニアック）の品質保証であった．表 9 に合計

キャンサーボード数」が多い施設は「全医師数」が多い傾

得点の上位 5 位の中項目の設問内容を示す（C.1. および向であったが，5.2 章表 4 のようにスタッフ数と高精度放C.2. に 関 し て は 表 2 に 示 し て い る）
．特 に C.1. エ ラ ー

射線治療の「請求数」は多くの相関がある反面，「請求率」

チェック体制および E.1. 治療提供現場の人員数は，すべでは正の相関傾向はなかったのと同様の結果であった．

ての回答者が 4 点または 5 点と評価し，放射線治療の実務「請求率」の向上のためには，5.1 章表 3 にて「IMRT 請求

担当者が共通して重要な項目であると認識していることが率」と E. 診療提供体制（人員）との正の相関傾向が示さ示された．

れたように，人員数のみではなく各専門職種がローテー
ション勤務等を行わず当該業務に専従できる体制の確立が5.6

効果的な QI 項目の抽出

関連している可能性が考えられる（E. 診療提供体制（人表 10 に品質保証および医療安全の質の評価を行ううえ員）の設問の小項目は，後述する表 9 および表 10 に示さで効果的な QI としての可能性が示唆された 5 の大項目，

れている）．なお今回は，どのような症例に対して IMRT

36 の小項目の設問内容を示す．5.1 章にて「施設特性」との請求を行ったかに関しては，調査内容に含まれていなの相関が認められず 5.5 章でも合計得点が下位の中項目がい．「IMRT 請求率」は各施設の症例内容（前立腺癌の症

含まれる大項目（D, G, H および I）を除外した．さらに

例割合が多い等）にも依存している可能性が考えられる．

選別された大項目（A, B, C, E および F）内で 15 施設中ほと ん ど の 施 設 が「Yes」と 回 答（「Yes」14 施 設 以 上，83

医学物理 第 40 巻 第 3 号

表9

アンケート回答者が「診療の質に影響する」と考える中項目の設問内容（C.1. エラーチェック体制および C.2. 多職種カンファレン
ス（部門内）に関しては表 2 に示している）
中項目

設問番号

小項目

B.1. 治療装置（リニアック）の品質保証

11
12
13
14

ベンダーとの保守契約が締結されている．
ベンダーとの受入試験の結果が保存されている．
コミッショニングレポートが保存されている．
コミッショニング結果が，QA 委員会（もしくは相当するカンファレンス）等で報告されている．
QA プログラムが策定されており，方針と手順が文書化されている．
QA プログラムは，JASTRO QA システムガイドラインや AAPM TG-142 等に準拠している．
毎日の QA プログラムの実施記録が保存されている．
毎月の QA プログラムの実施記録が保存されている．
毎年の QA プログラムの実施記録が保存されている．
使用年数が 10 年を超えていない 24）．

15
16
17
18
19
20
B.2. 治療計画装置 (RTPS) の品質保証

21
22
23
24
25
26

ベンダーとの保守契約が締結されている．
ベンダーとの受入試験の結果が保存されている．
コミッショニングレポートが保存されている．
コミッショニング結果が，QA 委員会（もしくは相当するカンファレンス）等で報告されている．
ハードウエアの使用年数が 7 年を超えていない 24）．
少なくとも 3 年ごとのソフトウェアアップデートが行われている 24）．

B.4. リファレンス線量計・電位計

36

リファレンス電離箱線量計は 1 年に 1 回，電位計は 3 年に 1 回の JCSS 校正が実施されている．

E.1. 治療提供現場の人員数

8182

リニアック1 台につき，必ず 2 名以上の診療放射線技師が照射業務を行っている．
リニアック 1 台につき 1 日 50 名以上の患者を治療している場合，必ず 4 名以上の診療放射線技師が配置されている 24）．
治療シミュレーション（計画 CT）時は，必ず 2 名以上の診療放射線技師が配置されている 24）．

83

QA: quality assurance, RTPS: radiation treatment planning system, JASTRO: Japanese Society for Radiation Oncology, AAPM:
American Association of Physicists in Medicine, JCSS: Japan Calibration Service System.

＞93%）した項目（表 11）および多くの施設で「Yes」と施されていた QI 項目が重要である可能性が考えられる．

回答されなかった項目（「Yes」5 施設以下，＜33%）を除

本研究班ではそのような QI（表 11）の要素を「重要 QI」

外した．

として 36 項目に加え，より多くの施設で利用可能な QI 項

6.

品質保証および医療安全の QI 候補に関して目群を作成する予定である．
そして今回の調査では，5.2 章から 5.4 章で示したよう

放射線治療部門における QI 策定に向けたアンケートのに，高精度放射線治療を多くの患者へ提供すること，また，結果から，高精度放射線治療の実施数および実施率が高い

緩和照射の早期実施，あるいはキャンサーボード等の相互施設ほど達成率が高い QI 項目を効果的であると判定し，レビューが実施された放射線治療の提供等は，部門スタッ放射線治療部門の品質保証および医療安全の QI として 36

フのマンパワーに依存している状況が見受けられた．今項目を抽出した．各施設において，本 36 項目を中心とし後，放射線治療部門における治療内容，患者数に対する人

た QI 項目群の達成率を評価することにより，より複雑な的充実度の調査が必要であると考えられる．安全で効果的治療や高精度放射線治療を多くの患者に適応する場合の構な質の高い放射線治療の実施体制確立のために，本邦の放造およびプロセスの改善に利用可能であると考える．

射線治療部門における診療の質の評価に特化した QI 研究

本アンケートは比較的患者数が多く高精度放射線治療を実施している 15 施設に限られた調査であり，ほとんどの施設が「Yes」あるいは「No」と回答した項目は，PDCA

を引き続き行っていく．
7.

結

論

サイクルにおける活用の観点から除外した．そのため，こ本邦の放射線治療部門における QI 策定に向けたアンのアンケート結果から導き出した本 36 項目が，症例数がケートを実施し，高精度放射線治療を多くの患者に提供す少なく高精度放射線治療を実施していない施設にとってもるための，品質保証および医療安全の QI として 36 項目が最適な QI であるかは，今後更なる検討が必要である．特効果的である可能性が示唆された．

に高精度放射線治療を行っている 15 施設のほとんどで実84

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

表 10

品質保証および医療安全の QI として効果的である可能性が示唆された設問内容
中項目

A.1. 放射線治療の品質保証部門

設問番号

小項目

1
2

放射線治療の品質保証部門（医学物理室・放射線治療品質管理室等）が設置されている．
品質保証部門の長には，放射線治療部門の長もしくは品質保証を専らの業務とするものが充てられている．
品質保証部門の組織，具体的役割および責任について文書化されている．
専従スタッフが配属されている．

3
4
A.2. 放射線治療品質管理委員会（QA 委員会）

5
6
7
9
10

QA 委員会が設置されている．
委員会化されていないが，QA 委員会相当となるカンファレンスが開催されている．
QA 委員会（もしくは相当するカンファレンス）の組織，具体的役割および責任について文書化されている．
QA 委員会（もしくは相当するカンファレンス）が定期開催されている．
QA 委員会（もしくは相当するカンファレンス）の議事録が保存されている．

B.1. 治療装置（リニアック）の品質保証

14
20

コミッショニング結果が，QA 委員会（もしくは相当するカンファレンス）等で報告されている．
使用年数が 10 年を超えていない 24）．

B.2. 治療計画装置 (RTPS) の品質保証

24
25
26

コミッショニング結果が，QA 委員会（もしくは相当するカンファレンス）等で報告されている．
ハードウエアの使用年数が 7 年を超えていない 24）．
少なくとも 3 年ごとのソフトウェアアップデートが行われている 24）．

B.3. 治療シミュレータ（計画 CT）の品質保証

29
30
31
33
34

コミッショニングレポートが保存されている．
コミッショニング結果が，QA 委員会（もしくは相当するカンファレンス）等で報告されている．
QA プログラムが策定されており，方針と手順が文書化されている．
毎月の QA プログラムの実施記録が保存されている．
毎年の QA プログラムの実施記録が保存されている．

B.5. 出力線量の第三者評価

37

個々の治療装置において，臨床使用前に受審している．

C.1. エラーチェック体制

40

定期的にエラーの評価・改善を行うカンファレンスが開催されており，その実施記録が保存されている．
全ての治療シミュレーション（計画 CT）において，エラーチェックの実施記録（チェックシートによる確認等）が保存されている．
全ての治療計画において，立案者以外によるエラーチェックの実施記録（チェックシート
による確認等）が保存されている．
全ての治療計画において，MU 値の検証（独立計算検証等）の実施記録が保存されている．
全ての R&V システム・治療 RIS（治療録）のデータ登録において，エラーチェックの実施
記録（チェックシートによる確認等）が保存されている．

41
42
43
44
C.2. 多職種カンファレンス（部門内）
C.3. キャンサーボード

48

部門内の多職種による，放射線治療患者に関するカンファレンスの開催頻度．

50–56

施設において，以下のキャンサーボードが開催されている頻度．
頭頸部，呼吸器，乳腺，消化器，婦人科，泌尿器，血液以下のキャンサーボードに関して，放射線腫瘍医が定期的に参加している．
頭頸部，呼吸器，乳腺，消化器，婦人科，泌尿器

59–64
E.1. 治療提供現場の人員数

83

治療シミュレーション（計画 CT）時は，必ず 2 名以上の診療放射線技師が配置されている 24）．

E.2. 部門の独立性

84

放射線治療部門が診療科として独立している（画像診断部門と独立している）．
以下の職種には，ローテーション勤務（放射線治療に関する業務従事が連続 1 年未満，研修期間を除く）を行うスタッフはいない．
医師，診療放射線技師，医学物理士

85–87
E.3. スタッフ超過勤務
F.1. 放射線治療プログラム

89–92
93
94
95–98
99–101

以下の職種において，個々の超過勤務時間（月ごと）として最も近いもの．
医師，診療放射線技師，医学物理士，看護師
放射線治療部門の役割・責任体制が文書化されている．
プロセスマップ（チャート・ツリー）等を用いた放射線治療ワークフローの可視化が行われている．
以下の職種の役割・職能要件が文書化されている．
医師，診療放射線技師，医学物理士，看護師
以下のモダリティにおける標準運用手順が文書化されている．
治療シミュレータ（計画 CT 等），治療計画（RTPS 等），治療（照射）QA: quality assurance, RTPS: radiation treatment planning system, MU: monitor units, R&V: record and verify, RIS: radiology information system.

85

医学物理 第 40 巻 第 3 号

表 11

15 施設中ほとんどの施設が「Yes」と回答（「Yes」14 施設以上，＞93%）した項目
中項目

設問番号

小項目

B.1. 治療装置（リニアック）の品質保証

11
12
13
15
16
17
18
19

ベンダーとの保守契約が締結されている．
ベンダーとの受入試験の結果が保存されている．
コミッショニングレポートが保存されている．
QA プログラムが策定されており，方針と手順が文書化されている．
QA プログラムは，JASTRO QA システムガイドラインや AAPM TG-142 等に準拠している．
毎日の QA プログラムの実施記録が保存されている．
毎月の QA プログラムの実施記録が保存されている．
毎年の QA プログラムの実施記録が保存されている．

B.2. 治療計画装置 (RTPS) の品質保証

21
22
23

ベンダーとの保守契約が締結されている．
ベンダーとの受入試験の結果が保存されている．
コミッショニングレポートが保存されている．

B.3. 治療シミュレータ（計画 CT）の品質
保証

27
28
32
35

ベンダーとの保守契約が締結されている．
ベンダーとの受入試験の結果が保存されている．
毎日の QA プログラムの実施記録が保存されている．
使用年数が 10 年を超えていない 24）．

B.4. リファレンス線量計・電位計

36

リファレンス電離箱線量計は 1 年に 1 回，電位計は 3 年に 1 回の JCSS 校正が実施されている．

B.5. 出力線量の第三者評価

38

個々の治療装置において，3 年に 1 回受審している．

C.1. エラーチェック体制

39

放射線治療に関わるエラーのレポーティングシステム（記録・報告する手順）がある．
全ての IMRT の治療前に，患者プランごとの線量検証が行われており，その報告書が保存されている．
全ての治療計画において，治療初回時の画像確認の実施記録が保存されている．
全ての治療計画において，週 1 回程度の定期的な画像確認の実施記録が保存さ
れている．

45
46
47
D.1. 施設基準

以下の施設基準を満たしている．
67–70, 医療機器安全管理料 2，放射線治療専任加算，外来放射線治療加算，外来放射線75, 76,照射診療料，強度変調放射線治療 (IMRT)，画像誘導放射線治療 (IGRT) 加算，
定位放射線治療．
80

E.1. 治療提供現場の人員数

81

リニアック 1 台につき，必ず 2 名以上の診療放射線技師が照射業務を行っている．

G.2. ペースメーカー・埋め込み型除細動器を装着した患者

112

方針と手順が文書化されている．

H.1. インフォームドコンセント

122

全ての治療シミュレーション（計画 CT 等）が始まる前に，放射線治療に対するインフォームドコンセントが得られており，電子カルテに保存されている．

H.2. 放射線治療計画の記録

123,
全ての照射が開始される前に，放射線治療計画に関する以下の記録が電子カル
124,
テに保存されている．
126–129 部位，照射技術，総線量，一回線量，分割回数（分割スケジュール），担当医師名．

I.2. 放射線治療オリエンテーション

133

全ての治療シミュレーション（計画 CT 等）が始まる前に，看護師等により患者に対する放射線治療オリエンテーションが実施されている．

I.3. 治療中・治療後の患者評価

134

治療中，少なくとも週に一回の患者診察が行われており，その結果が電子カルテに保存されている．
治療終了後，治療効果・副作用に関する評価が行われており，その結果が電子
カルテに保存されている．

135

QA: quality assurance, RTPS: radiation treatment planning system, JASTRO: Japanese Society for Radiation Oncology, AAPM:
American Association of Physicists in Medicine, JCSS: Japan Calibration Service System, IMRT: intensity-modulated radiation
therapy, IGRT: image-guided radiation therapy.

86

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

謝辞
本アンケートに御理解，御協力を賜りました回答者の方々および当該施設のスタッフの方々には厚く御礼申し上げます．本研究は国立がん研究センター研究開発費（課題番号 30-A-14）「安全で効果的な質の高い放射線治療の実施体制確立のための基盤研究」（主任研究者中山優子）の一環として行っている．
付記
この研究の一部は第 32 回高精度放射線外部照射部会学術大会（2019 年 3 月東京都）にて発表された．なお，本研究に関して，開示すべき利益相反関連事項はない．
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Volume 1. 1990, National Academies Press, Washington,
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Med. 367: 1821–1828, 20129） Mendelson A, Kondo K, Damberg C, et al.: The effects of
pay-for-performance programs on health, health care use,and processes of care: A systematic review. Ann. Intern.
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指定要件（放射線治療部門）の改訂に向けての提言，平成24 年 3 月．

87

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3: 88–96 (2020)

医学物理 第 40 巻 第 3 号

技術報告
固体ファントムを用いた訪問による出力線量の第三者評価プログラムの構築
謙甫 *，脇田明尚

谷

ユーロメディテック株式会社

医学物理室

Establishment of an On-Site Dosimetric Audit Program with a Plastic Phantom
Kensuke TANI*, Akihisa WAKITADivision of Medical Physics, EuroMediTech Co., LTD.

(Received March 16, 2020; Accepted July 8, 2020)
The quality assurance (QA) of the output constancy of linear accelerators (linacs) is one of the most basic items for radiation therapy. The necessity and demand of the dosimetric audit is on the rise. We aimed at establishing an on-site dosimetric audit programwith a plastic phantom in order to enrich the availability of dosimetric audit in Japan. By this, we developed and evaluated an onsite audit program in multiple institutions in 120 cases for photon and electron standard dosimetry and intensity modulated radiation therapy (IMRT) condition. For photon standard dosimetry, we evaluated the accuracies of institutional measured absorbed
dose in 50 cases by this on-site audit program. For the electron standard dosimetry, we evaluated the accuracies of institutional
measured absorbed dose in 25 cases. For IMRT condition, we evaluated the accuracies of the institutional calculated dose in radiation treatment planning systems in 45 cases. The agreements of the measured absorbed dose between our audit and the institutions were within±1.1% for photon standard dosimetry. The agreements of the measured absorbed dose between our audit and theinstitutions were within±2.1% for electron standard dosimetry. The agreements between the measured absorbed dose of our audit
and the institutional calculated dose were within±2.1% for IMRT condition. We established an on-site dosimetric audit programwith a plastic phantom and this program is suitable with tight criteria similar to criteria required for clinical QA.
Keywords: on-site audit, plastic phantom, standard dosimetry, IMRT

1.

きるだけ多くの評価機関が必要となることが予想される．

はじめに

また訪問による第三者評価プログラムでは，郵送による第放射線治療において，出力線量の品質保証は最も基本的

三者評価プログラムに比べて，使用する線量計を固体線量な管理項目である．出力線量が適切に管理されてない場

計等に限定されることなく，より小さな許容値を設定でき

合，すべての患者への投与線量に影響を及ぼし，放射線治る可能性があること，評価結果を直ちに被評価施設と共有

療関連事故の原因ともなる．そのため，出力線量の品質保することが可能であること，さらには線量相違が生じた場

証は自施設による管理のみならず，第三者による客観的な合に直ちに原因を相互に検討することが可能であることな評価も必要と認識されている．

どの利点がある．

日本放射線腫瘍学会による「放射線治療における第三者

そこで我々は，本邦における第三者評価体制のより一層機関による出力線量評価に関するガイドライン 2019」 での充実を図ることを目的に，訪問による出力線量の第三者

は，放射線治療実施医療機関は 3 年に 1 回以上の頻度で第評価プログラムを作成した．さらに多施設で第三者評価を

三者出力線量評価認定機関による出力線量評価を実施しな実施することでその質を評価した．本第三者評価プログラ

ければならないとされている．また，出力線量の第三者評

ムでは，固体ファントムと電離箱線量計を用いた水吸収線

価はがん診療連携拠点病院の指定要件および診療報酬にお量評価を実施する．また，光子線の標準条件のみならず，ける遠隔放射線治療計画加算の指定要件となっており，そ

電子線の標準条件および強度変調放射線治療 (Intensityの必要性は年々高まっている．

modulated radiotherapy; IMRT) における出力線量の第三1）

しかし，本邦では出力線量の第三者評価を実施可能な機関は限られており，それらの機関は基本的に郵送による第者評価にも対応し，より広範な品質保証の充実に貢献可能な第三者評価プログラムを目指した．

三者評価プログラムである．前述の状況をふまえた需要の増加に対して遅滞なく第三者評価を提供するためには，で* ユーロメディテック株式会社 医学物理室［〒141–0022 東京都品川区東五反田 2–20–4 NMF 高輪ビル 8 階］

Division of Medical Physics, EuroMediTech Co., LTD., NMF Takanawa Bldg., 8F, 2–20–4, Higashi-Gotanda, Shinagawa, Tokyo
141–0022, Japan
E-mail: k_tani@euro-meditec.co.jp

88Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

2.
2.1

は，ミ ニ 型 電 離 箱 線 量 計（TM31010 ま た は TM31021,

使用機器および方法

PTW）を用いた．電位計は UNIDOS webline (PTW) を用

使用機器

いた．温度計，および気圧計は認定機関による JCSS 校正

Table 1 に本第三者評価プログラムの使用機器をまとめ済である．これら校正が必要な使用機器の校正頻度は，て示 し た．固 体 ファ ン ト ム は Plastic Water Diagnostic-

1 年に 1 度である．第三者評価としての独立性を担保する

Therapy (PWDT; CIRS, Norfolk, VA, USA) を用い，そのため，これらの使用機器はすべて本第三者評価プログラム

元素組成を Table 2 に示した．PWDT は単位体積あたりの用に施設へ持参したものであり，施設のものを使用してい相対電子密度のみならず，実効原子番号も水と等価な固体ない．なお本報告における本第三者評価は医学物理士認定

ファントムである．水等価固体ファントムを出力線量の第機構の認定医学物理士 2 名がそれぞれ評価担当者および結三者評価に使用する利点としては，水ファントムと比較し果確認者として実施した．

て設置が早く簡便で再現性が高いこと，IMRT 条件などの多方向からの照射にも対応可能であること，さらには電離2.2

光子線の標準条件における第三者評価

箱線量計を使用した際の水吸収線量評価のために必要な補固体ファントムを用いた訪問による出力線量の第三者

正係数が明らかであり，かつその補正係数が 1 に近いこ

評価プログラムを構築するため，光子線の標準条件におと，などが挙げられる．光子線および電子線の標準条件に

い て，10 施 設 14 台 の 医 療 用 直 線 加 速 器（リ ニ ア ッ ク）

おける第三者評価のための電離箱線量計には，ファーマ形

に対して本第三者評価を行った．装置の内訳は，True-

電離箱線量計 (TM30013, PTW, Freiburg, Germany) を用

Beam (Varian Medical Systems, Palo Alto, CA, USA)い，二次線量標準機関の基準線質 Q0 において水吸収線量

8 台，Clinac (Varian) 2 台，Synergy (Elekta, Stockholm,

校正を行った．IMRT 条件における第三者評価のために

Sweden) 1 台， ONCOR (Siemens, Munich, Germany)
1台， Primus (Canon Medical Systems, Tochigi, Japan)

Table 1

Materials used in this audit program

1台，および CyberKnife (Accuray, Sunnyvale, CA, USA)

Materials

Model name (manufacturer)

1 台であった．光子線の標準条件における第三者評価実施

Plastic phantom
Ionization chamber
Electrometer
Extended cable
Thermometer
Barometer
Table 2

Plastic Water Diagnostic-Therapy (CIRS)
TM30013 (PTW)
TM31010 (PTW)
TM31021 (PTW)UNIDOS webline (PTW)
K-3 (PTW)
SK-250WP II-N (SATO KEIRYOKI)
VR-16 (SANOH)

Element composition, physical density (ρ), electron
density per unit mass (ρe), electron density per unit
volume (ρ*e ), and effective atomic number (Z̄ ) of waterand PWDT. Relative electron density ((ρe)pl, water) is theratio of ρe in PWDT with respect to water. Relativeelectron density ((ρ*e )pl, water) is the ratio of ρ*e in PWDTwith respect to water

Components

Water

PWDT

H
B
C
N
O
Mg
Al
Cl

0.11190.07400.0226
0.46700.0156
0.33520.06880.01400.0024

ρ [g/cm3]
ρe [×1023/g](ρe)pl, water
ρ*e [×1023/cm3](ρ*e )pl, water
Z (m＝3.5)

0.8881

0.998
3.343
1.000
3.336
1.000
7.51

1.039
3.220
0.963
3.345
1.003
7.63

数は 50 件であり，Table 3 にまとめて示した．
計測の事前準備として，固体ファントムおよび電離箱線
量計は，本第三者評価の実施 24 時間前から治療室で保管した．本第三者評価実施時は，操作室に設置した電位計から治療室へ延長ケーブルを配線し，電離箱線量計へ接続した．固体ファントムに温度計を挿入し温度を計測し，気圧計により気圧を計測した．固体ファントムへ電離箱線量計を挿入し，電離箱線量計の幾何学的中心から上方に固体
ファントムを積層した．また，電離箱線量計の下方には5 cm 以上の固体ファントムを積層した．汎用型リニアッ
クにおいては，本第三者評価の水吸収線量計測および組織
ファントム線量比（Tissue-phantom ratio; TPR）計測のために，線源電離箱間距離（Source-to-chamber distance;
SCD）を 100 cm に，電 離 箱 線 量 計 を 照 射 野 (10 cm×10 cm) 中心に設置した．CyberKnife の水吸収線量計測においては，標準計測法 122）に従い SCD を 80 cm に設置し，照射野サイズは直径 6 cm とした．光子線の標準条件における水吸収線量計測時，ファントム表面から電離箱線量計の幾何学的中心までの距離は 10 cm である．なおファント
ムの位置合わせは事前に精度確認を行った施設のレーザーやクロスヘアを基準に行った．Fig. 1(a) に光子線の標準条件における本第三者評価の計測の外観を示した．
本第三者評価における水吸収線量評価フォーマリズム
は，標準計測法 122）に準じており，一部 FFF ビームの線量評価において，IAEA TRS-4833）に準じている．また本
第三者評価では，固体ファントムを使用しているため，確89

医学物理 第 40 巻 第 3 号

Table 3

Number of cases of our audit program for photon standard dosimetry, electron standard dosimetry, and IMRT condition

Photon standard dosimetry

Electron standard dosimetry

IMRT condition

EnergyNumber of cases

EnergyNumber of cases

EnergyNumber of cases

4 MV
6 MV
8 MV
10 MV
15 MV
6 MV FFF
10 MV FFF

8
13
1
11
1
8
8

12 MeV
15 MeV
16 MeV
18 MeV
20 MeV

10
6
2
5
2

4 MV
6 MV
8 MV
10 MV
15 MV
6 MV FFF
10 MV FFF

6
9
3
9
0
9
9

Total

50

25

Fig. 145

Appearance of the measurement in this audit

からしい水吸収線量評価のためには，深さスケーリング係

準 計 測 法 122）よ り TPR20,10 を 内 挿 し 求 め た．ま た Cy-

数 Cpl お よ び フ ル エ ン ス ス ケ ー リ ン グ 係 数 kpl が 必 要 で

berKnife に お い て，標 準 計 測 法 122）で は CyberKnife のあ る．PWDT の 物 理 密 度 を 計 測 し た 結 果，1.038±

TPR20,10 (CKTPR20,10) が 0.62 以 上 か つ 0.66 以 下 で あ れ ば

0.001 g cm−3 と 公 称 値 と 同 等 で あ っ た た め，Cpl に は

TPR20,10＝0.68 の kQ を 使 用 で き る と し て い る が，こ のPWDT の公称相対電子密度 1.003 を使用し，水等価深さkQ(0.989) は体積平均効果を考慮していないため，長さがは 10 g cm−2×1.003＝10.03 cm となるため，10 cm とみな

10 mm 以上の電離箱線量計は推奨されていない．本第三した．kpl は，Araki らの報告 4）から線質指標 TPR20,10 を内者評価プログラムでは 30013 電離箱線量計を使用したた

挿し，線質ごとに求めた．

め，その体積平均効果が補正されている TRS-4833）の kQ

2）

汎用型リニアックの WFF（Flattening Filter 有）線質お(0.999) を採用した．ただし，標準計測法 122）で示されてよび CyberKnife における水吸収線量 Dw,Q は，基準線質 Q0

いる kQ (0.989) に，TRS-4833）で示されている CyberKnife

における水吸収線量校正定数 ND,w と線質変換係数 kQ を用における 30013 電離箱線量計の体積平均効果補 正係数

いて，次式により求めた．

kvol,Q (1.010) を乗じると，0.999 となり，TRS-4833）の Cy-

Dw,Q＝MQ ND,w kQ kpl(1 )ここで MQ は電離箱線量計の基準点での表示値（温度気圧補正係数 kTP，イオン再結合補正係数 ks，電位計校正定数
kelec で補正済の値）である．
kTP を求めるためには，本第三者評価で持参した温度計

berKnife 用の kQ と同じ値となることを確認した上で採用した．
FFF (Flattening Filter Free) 線質における水吸収線量
Dw,Q は，次式により求めた．
Dw,Q＝MQ ND,w kQ,JSMP12 kpl (sw,air)FFF,WFF kvol,Q(2 )および気圧計を使用した．ks は 2 点電圧法を用いて計測に

ここで，(sw,air)FFF,WFF は WFF に対する FFF の空気に対す

よ り 求 め た．極 性 効 果 補 正 係 数 kpol は 1.000 と み な しる水の阻止能比の比である．kvol,Q は，FFF ビームプロファ

た 2）, 5）．TPR20,10 については，PWDT 中 10 cm 深に対するイルによる体積平均効果の補正係数である．これらの値を20 cm 深 の 表 示 値 の 比 を 計 測 に よ り 求 め た．kQ は，標文献 3）, 6）より求め，標準計測法 122）で示されている線

90

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

質変換係数 kQ,JSMP12 に乗じた．FFF 線質の各補正係数を求パラメータが被評価施設の申請した校正深に依存して施設めるために TPR20,10 を内挿する際，TPR20,10 の WFF 線質へごとに変化するため，最大深での比較が，より一貫した評の変換は行っていない．

価が可能であると考えられるためである．PWDT の物理

式 (1) および (2) より求めた本第三者評価の校正深水吸収

密 度 お よ び Cpl は，そ れ ぞ れ 1.0392）, 4）g cm−3 お よ び

線量に対して，被評価施設が直前または 3 日以内に求めた

0.9594）で あ る た め，30013 電 離 箱 線 量 計 の 幾 何 学 的 中

校正深水吸収線量を比較した．

心 ま で の 水 等 価 深 さ は 3 cm×1.039 g cm−3×0.959＝
2.99 g cm−2 とした．さらに 30013 電離箱線量計の実効中

2.3

電子線の標準条件における第三者評価

心は 0.15 cm 線源側であり，水等価測定深は 2.84 g cm−2

電子線の標準条件において，8 施設 10 台のリニアックと な る た め，2.8 g cm−2 と み な し た．各 線 質 に お け る（TrueBeam 6 台，Clinac 2 台，Synergy 1 台，および Pri-

2.8 g cm−2 の 深 部 吸 収 線 量 比（Percentage depth dose;mus 1 台）に対して本第三者評価を行った．電子線の標準

PDD (dm)）は，多施設で取得した同一線質におけるデー

条件における第三者評価実施数は 25 件であり，Table 3 にタ群から中央値を採用し，それらをまとめて Table 4 に示

まとめて示した．なお，本第三者評価では電子線の標準条

した．

件においても 30013 電離箱線量計を用いたため，対象とな

kpl は，水と固体ファントムの電子フルエンス比 φw,pl お
よび壁擾乱補正係数比 (Pwall)w,pl から成る．Araki らの報

る線質は R50＞4.0 g cm−2 である．
電離箱線量計の幾何学的中心から上方に 3 cm 分の固体

告 4）において，2.8 g cm−2 における φw,PWDT はエネルギーに

ファントムを積層した．本第三者評価の水吸収線量計測の依らず 1.002 以下と示されているため，φw,PWDT は，1.000

ために線源表面間距離（Source-to-surface distance; SSD）とみなした．(Pwall)w,PWDT は電子線に対する円筒形電離箱線

を 100 cm に設置し，電離箱線量計を照射野 (10 cm×10 cm)

量計の Pwall は 1.000 とみなせる 2）, 7）ことから 1.000 とみな中心に設置した．Fig. 1(b) に電子線の標準条件における本

し，これらについて不確かさで考慮することとした．校正

第三者評価の計測の外観を示した．

深に対する測定深における空気に対する水の制限質量衝突阻止能比 ((L̄/ρ)w,air)dm,dc は，標準計測法 122）より求めた．

本第三者評価における電子線の水吸収線量 Dw,Q は，ND,w

式 (3) より求めた最大深における本第三者評価の水吸収と kQ を用いて，次式により求めた．

線量に対して，被評価施設が直前または 3 日以内に計測よDw,Q (dmax)＝
MQ (dm) ND,w kQ (dc) kpl ((L̄/ρ)w,air)dm,dｃ /PDD (dm)

り求めた最大深水吸収線量を比較した．

(3 )ここで dmax は最大深，dｍ は測定深，および dc は校正深で

2.4

IMRT 条件における第三者評価

IMRT 条件において，3 施設 3 台の TrueBeam に対してある．
ks および kpol は計測により求めた．kQ を求めるための計 45 件の本第三者評価を行い，Table 3 にまとめて示し

線質指標 R50 については，多施設で取得した同一線質におた．第三者評価用の治療計画には，前立腺症例（15 件），

けるデータ群から中央値を採用し，それらをまとめて

全骨盤症例（10 件），頭頚部症例（5 件），および AAPM

Table 4 に示した．

TG-1198）C-shape（15 件） の Volumetric modulated arc

すべての線質において，深部方向の線量分布が平坦とな

therapy (VMAT) プランを用いた．IMRT 条件における本る測定深一定 (3.0 cm) のもとで水吸収線量計測を行ったた

第三者評価の水吸収線量計測時，ファントム表面から電離

め，被評価施設の水吸収線量との比較は最大深で行った．

箱線量計の幾何学的中心までの距離は 8 cm である．また

これは測定深で比較する場合，被評価施設側に通常とは異電離箱線量計の下方にも同じ厚さのファントムを積層しなる線量評価パラメータが必要となること，さらには校正た．Fig. 1(c) に IMRT 条件における本第三者評価の計測の深で比較する場合には本第三者評価プログラムの線量評価

外観を示した．

Table 4

Median value, standard deviation (SD), and number of data (N) of multi-institution R50 (cm) and PDD (dm) used in thisauditElectron energy
12 MeV
15 MeV
16 MeV
18 MeV
20 MeVR50 (cm)

PDD(dm)MedianSD

NMedian

SD

N

4.94
6.23
6.60
7.52
8.19

0.04
0.04
0.02
0.05
0.04

7
6
4
5
4

1.000
0.999
0.999
0.999
0.996

0.001
0.001
0.000
0.002
0.002

6
5
4
4
4

91

医学物理 第 40 巻 第 3 号

本第三者評価では，ミニ型電離箱線量計（TM31010 も
しくは TM31021）および固体ファントム (PWDT) を用いがないプランにおいては計測と同様のカウチの移動量を治療計画装置上で設定した．

て，IMRT 出力線量計測を行った．しかし，これらの電離箱線量計を用いて，標準計測法 122）に準じた線量評価を

計測水吸収線量の不確かさ

2.5行う場合，FFF 用の線量評価に必要な補正係数が TRS-

本第三者評価プログラムで計測した水吸収線量の不確か483 で示されていないこと，31021 電離箱線量計に対しさの評価を行った．不確かさの評価にあたっては，多施設て標準計測法 122）で線質変換係数が示されていないこと，

での計測結果および文献 2）〜4）, 9）〜11）から算出した．

3）

さらに kpl が明らかではないことなどが問題点として挙げ3.

られる．そのため，本第三者評価では相互校正を行い，各field
線質に対して水吸収線量校正定数 ND,w,Qを算出し，水吸収結果

光子線の標準条件における第三者評価結果

3.1

線量評価を行った．まず，標準条件において，線質ごとにFig. 2 に光子線の標準計測における第三者評価結果を線

100 MU ずつ照射し，水吸収線量校正定数を次式により取質ごとにまとめて示した．本第三者評価における水吸収線

得する．

量に対する被評価施設の水吸収線量の相対差は平均値±標

field
field
ND,w,Q＝Dref / MQ

(4)

ここで，Dref は基準線量であり，先行して行った 30013 電

準偏差で−0.1%±0.5%，最大で 1.03% であり，その最大値を除いたすべての評価結果は，±1% 以内で一致していた．

離箱線量計を用いた標準条件における本第三者評価で計測新規導入したリニアックでの治療開始前の 1 施設の複数した水吸収線量を採用した． MQfield は測定点に置かれたミ

線質において，本第三者評価結果が±1% を超えた．水吸

ニ型電離箱線量計の基準点での表示値である．

収線量評価パラメータの比較を行った結果，相違の原因

次に，この線質ごとの N

field
D,w,Q

を用いて IMRT 出力線量

,fref
field
Dmeas ＝MQIMRT ND,w,Q
kQfpcsr
pcsr ,Q(5 ),f ref
ここでkQfpcsr
は，標準条件に対する IMRT プランにおけるpcsr ,Q

線質変換係数であり，1.000 とみなしたは，被評価施設で標準計測に使用しているエクセルシート
中の TPR20,10 の参照が誤っていたことであった．被評価施

Dmeas の水吸収線量評価を次式により行う．

設の TPR20,10 は本第三者評価で基準としている TPR20,10 に対して最大で 7.6% の相違があった．TPR20,10 の変化に対する kQ の変化は小さいため，線量差は最大で−1.7% の違

9）〜11）．なお測定点は各プランの標的内の高線量領域とし，アイソセンターに標的がないプランにおいては，カウチを移動することで，電離箱線量計を高線量領域に設置した．
式 (5) より求めた IMRT 出力線量 Dmeas に対して，被評価施設の治療計画装置の計算線量 Dcalc の相対差を評価した．
Dcalc を求める際，電離箱線量計の有感体積を輪郭描出し，輪郭内の密度または電子密度を 1.0 に，材質を割り当てる
こ と が 可 能 な 場 合 は，水 と し て 割 り 当 て た．さ ら に
PWDT ファントム全体を輪郭として描出し，治療計画装置上で，密度または電子密度を 0.9812）に，材質を割り当てることが可能な場合は，水として割り当てた．線量計算
グリッドの一辺の大きさは 2 mm に設定し，本第三者評価
用の治療計画の線量計算を行い，Dcalc は電離箱線量計の有感体積の輪郭内の平均線量とした．アイソセンターに標的
Table 5

Fig. 2 Box plots of the dose differences between our measured dose and institutional measured dose foreach X-ray energy in the photon standard dosimetry. The median value for each X-ray energy is represented as a red line

The difference of TPR20,10 between the institutional mistakenly quoted value and our reference value, and the dose difference in two instances of our audit. The dose difference (1st) represents the results before the correction of the institutional
TPR20,10 for the photon standard dosimetry. The dose difference (2nd) represents the results after the correction
X-ray energy

Difference of TPR20,10
Dose difference (1st)Dose difference (2nd)

92

4 MV

6 MV

10 MV

6 MV FFF

10 MV FFF

5.8%
− 0.4%− 0.1%

6.9%− 0.8%− 0.3%

7.4%− 1.9%− 0.6%

7.3%− 0.5%
0.0%

7.6%− 1.7%− 0.6%

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

Fig. 3 Box plots of the dose differences between our measured dose and institutional measured dose foreach electron energy in the electron standard dosimetry. The median value for each electron energy
is represented as a red line
Table 6

Fig. 4 Box plots of the dose differences between our measured dose and institutional calculated dose foreach X-ray energy in the IMRT dose veriﬁcation.
The median value for each X-ray energy is represented as a red line

The difference of R50 between the institutional mistakenly quoted value and our reference value, withthe dose difference in two instances of our audit. The
dose difference (1st) represents the results before thecorrection of the institutional dosimetric parameters
for the electron standard dosimetry. The dose difference (2nd) represents the results after the correction
Electron energy

Difference of R50 (cm)
Dose difference (1st)Dose difference (2nd)

12 MeV

15 MeV

18 MeV− 1.322.5%
0.1%− 1.461.4%− 0.5%− 1.43− 1.6%− 1.1%いであった．本第三者評価結果の報告を受けて，被評価施
設 は TPR20,10 を 再 計 測 し，水 吸 収 線 量 評 価 に お け る

Fig. 5 Box plots of the dose differences between our measured dose and institutional calculated dose foreach IMRT plan in the IMRT dose veriﬁcation. The
median value for each IMRT plan is represented asa red line

TPR20,10 および kQ を修正し，モニタ校正を行った．再度，本第三者評価を実施した結果，すべての線質で±0.6% 以

び PDD (dc) を修正し，モニタ校正を行った．再度，本第内で一致した．Table 5 にそれらの結果をまとめて示した．

三者評価を実施した結果，すべての線質で±1.1% 以内で一致した．Table 6 にそれらの結果をまとめて示した．

3.2

電子線の標準条件における第三者評価結果

Fig. 3 に電子線の標準計測における第三者評価結果を線

3.3

IMRT 条件における第三者評価結果

質ごとにまとめて示した．本第三者評価における最大深水

Fig. 4 に IMRT 条件における第三者評価結果を線質ごと吸収線量に対する被評価施設の最大深水吸収線量の相対差にまとめて示した．Fig. 5 には同結果をプランごとにまとは平均値±標準偏差で 0.2%±1.0%, 最大で 2.08% であり，めて示した．本第三者評価の Dmeas に対する，被評価施設

その最大値を除いたすべての評価結果は，±2% 以内で一の治療計画装置の Dcalc の相対差は平均値±標準偏差で致していた．

0.2%±0.8%, 最 大 で 4 MV X 線 の C-shape に お い て 2.1%

新規導入したリニアックでの治療開始前の 1 施設の複数
線質において，±2% を超えた．水吸収線量評価パラメー

であり，その最大値を除いたすべての評価結果は，±2%以内で一致していた．

タの比較を行った結果，相違の原因は，被評価施設で標準
計測水吸収線量の不確かさ計測に使用しているエクセルシート中の R50 の参照が誤っ3.4ていたことであった．被評価施設の R50 は，本第三者評価

3.4.1 光子線の標準条件における計測水吸収線量の不確で基準としている R50 に対して，最大で 1.46 cm の相違がかさあった．本第三者評価結果の報告を受けて，被評価施設はTable 7 に WFF 光子線の計測水吸収線量の不確かさのR50 を再計測し，水吸収線量評価における R50, kQ, dc, およバジェット表を示した．ND,w, 電離箱の長期安定性，基準93

医学物理 第 40 巻 第 3 号

Table 7

Uncertainty budgets for the measured absorbed doseto water of WFF photon standard dosimetry

Table 9Uncertainty budgets for the measured absorbed doseto water of electron standard dosimetry

Value

Component of uncertainty

Value

Calibration coefﬁcient ND,wLong time chamber stability
Measurement setting
Correction factor for measured value ki
Quality correction factor kQ
Determination of kQ
Fluence scaling factor kpl
Determination of kpl
Measurement value Mraw

0.52%2）
0.3%2）
0.4%2）
0.4%2）
1.0%2）
0.1%
0.7%4）
0.1%
0.1%

0.52%2）
0.3%2）
0.4%2）
0.4%2）
1.0%2）
0.2%
1.0%
0.1%

Combined relative standard uncertainty
Expanded relative standard uncertainty (k＝2)

1.5%
3.0%

Calibration coefﬁcient ND,wLong time chamber stability
Measurement setting
Correction factor for measured value ki
Quality correction factor kQ
Determination of kQ
Fluence scaling factor kpl
Measurement value Mraw
Stopping power ratio of measurement depth tocalibration depth ((L̄ /ρ)w,air)dm,dc
PDD at measurement depth PDD (dm)
Combined relative standard uncertainty
Expanded relative standard uncertainty (k＝2)

1.7%
3.5%

Component of uncertainty

Table 8

Uncertainty budgets for the measured absorbed doseto water of FFF photon standard dosimetry
Component of uncertainty

Value

Uncertainty for WFF photon dosimetry
Stopping power ratio (sw,air)FFF,WFF
Correction for volume averaging effect kvol,Q

1.5%
0.2%3）
0.2%3）

Combined relative standard uncertainty
Expanded relative standard uncertainty (k＝2)

1.5%
3.0%

条件の設定，電離箱読み値に対する補正係数 ki および kQ

0.3%
0.5%

Table 10 Uncertainty budgets for the measured absorbed doseto water of IMRT condition
Component of uncertainty

Value

Reference dose for cross calibration
Correction factor for measured value ki
Quality correction factor for IMRT
f
,fref
condition kQpcsr
pcsr ,Q

1.5%
0.4%2）

Combined relative standard uncertainty
Expanded relative standard uncertainty (k＝2)

1.8%
3.7%

1.0%6）〜8）について，標準計測法 122）より不確かさを決定した．kQの決定について，その標準不確かさを TPR20,10 のばらつき

るものの，本第三者評価で用いる 30013 電離箱線量計につより 0.1% と評価した．計測表示値 Mraw の標準不確かさは，

いては与えられていない．ただし，kpl の要素である φw,pl

多施設データ群での繰り返し測定のばらつきより 0.1% とが与えられており，これを参考値として 30013 電離箱線量評価した．kpl については Araki らの報告計に対して値を 1.000，標準不確かさとして 1.0% を見積

4）より標準不確かさを 0.7% とした．kpl を TPR20,10 から内挿により求めるもった．((L̄/ρ)w,air)dm,dc の標準不確かさについて，Cpl の不

際の標準不確かさを 0.1% と評価した．これらを合成し，

確 か さ が 与 え る 影 響 を 考 慮 し，0.3% と し た．同 様 に本第三者評価の WFF 光子線の計測水吸収線量の合成標準

PDD (dm) の標準不確かさとして 0.5% を見積もった．これ

不確かさは 1.5% とした．

らを合成し，本第三者評価の電子線の計測水吸収線量の合Table 8 に FFF 光子線の計測水吸収線量の不確かさのバ
ジェット表を示した．FFF 光子線の計測水吸収線量評価

成標準不確かさは 1.7% とした．
3.4.3

IMRT 条件における計測水吸収線量の不確かさにおける手順は，WFF と同様の計算値に，(sw,air)FFF,WFF お

Table 10 に IMRT 条件における計測水吸収線量の不確

よび kvol,Q を乗じたものである．これらに対して，TRS-

かさのバジェット表を示した．本第三者評価においては，

483 よりそれぞれ 0.2% の標準不確かさを見積もった．こ

IMRT 条件における線量計測はミニ型電離箱線量計を使用

れらを合成し，本第三者評価の FFF 光子線の計測水吸収

field
しており，相互校正により ND,w,Qを与えている．そのため，線量の合成標準不確かさは 1.5% とした．

相互校正における基準線量の標準不確かさとして 3.4.1 項

3）

3.4.2

電子線の標準条件における計測水吸収線量の不確より 1.5% とした．ミニ型電離箱の ki の標準不確かさを標かさ

準計測法 122）より 0.4% とした．測定対象が非標準条件でTable 9 に 電 子 線 の 計 測 水 吸 収 線 量 の 不 確 か さ の バ

ref
あることから，これに対する kQpcsr
を文献 9)〜11）より
pcsr ,Qf,f

ジェット表を示した．ND,w, 電離箱の長期安定性，基準条

1.000 とし，その標準不確かさを 1.0% とした．これらを件の設定，ki および kQ について標準計測法 122）より不確

合成し，本第三者評価の IMRT 条件における計測水吸収線

かさを見積もった．kQ の決定の標準不確かさについて，

量の合成標準不確かさは 1.8% とした．

R50 を多施設の同一線質の中央値から決定しているため，
そのばらつきより 0.2% とした．kpl については，Araki らの報告 4）で平行平板形電離箱線量計について与えられてい
94

4.

考

察

固体ファントムを用いた訪問による出力線量の第三者評

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

価プログラムの構築のため，光子線標準条件において 50

る光子線標準条件の目標線量精度である±3%，およびそ件，電子線標準条件において 25 件および IMRT 条件におれ以外の条件で推奨されている目標線量精度である±5%

いて 45 件，計 120 件の第三者評価を行った．米国医学物の範囲で十分に評価可能であり，各条件において臨床現場

理学会のガイドライン 13）, 14）では標準条件におけるリニで基準となる線量精度に準拠した，より小さな許容値の設

アック出力線量校正の許容値が年管理項目として±1% と定が可能であると考えられる．

15）

で本第三者評価プログラムの利点は，各条件において臨床は毎月の標準計測の許容値が±2% と示されている．また現場で基準となる線量精度に準拠した評価ができる可能性

国際原子力機関からは放射線生物学的な観点から出力線量があることのみならず，被評価施設と概ね同じ線量評価プ

示されており，日本放射線腫瘍学会のガイドラインのシステマティックバイアスは 2% 以内にすることが合理

ロトコルを採用していること，および訪問による第三者評的であると示されている 16）．本第三者評価結果は，光子価であることである．第三者評価の客観性を保ちながら，

線および電子線の標準条件において平均値±標準偏差 2 倍

被評価施設と概ね同じ線量評価プロトコルを採用している

値 (2SD) で−0.1%±1.0% お よ び 0.2%±2.0% で あ っ た．

ため，本第三者評価の水吸収線量と被評価施設の水吸収線

さらにこの 2SD を超えた被評価施設では，聞き取り調査

量に相違が生じた場合，直ちに線量評価パラメータの比較

によって線量評価パラメータが誤っていたことが分かり，などが可能であり，線量相違の原因を特定することが比較是正活動を行うことが可能であったため，本第三者評価は的容易である．さらには第三者評価結果を直ちに第三者評

13）
〜15）

価者と被評価施設で共有することが可能である．光子線標標準条件におけるリニアック出力線量校正の許容値に準じた精度で第三者評価ができる可能性がある．さら準条件において±1%，電子線標準条件において±2% 以上に，日本放射線腫瘍学会より IMRT 線量検証の評価基準にの線量相違が生じた場合に迅速に原因を相互に確認可能で

おいて線量精度が±3%17）と示されている．IMRT 条件にあったことは，訪問による本第三者評価プログラムの利点

おける本第三者評価結果は平均値±2SD で 0.2%±1.6% でである．また設置が簡便である固体ファントムを使用したあり，本第三者評価は IMRT 線量検証における評価基準とため，計測の準備に約 20 分，光子線標準条件の線量計測同等の基準で第三者評価ができる可能性がある．本第三者に約 30 分と比較的短時間で実施可能なことも本第三者評

評価の計測水吸収線量の相対標準不確かさは，光子線標準価プログラムの利点である．また光子線標準条件に続き，条件，電子線標準条件および IMRT 条件において，それぞ

電子線標準条件の第三者評価を行う場合も 30013 電離箱

れ 1.5%, 1.7% および 1.8% となり，本第三者評価プログラ

線量計を用いて測定深一定の元で第三者評価を行うため，

ムの計測水吸収線量は不確かさの範囲で被評価施設の計測

固体ファントムの深さおよび SSD を変更するだけで各電水吸収線量と一致していた．また郵送による第三者評価結子線エネルギーの線量計測が開始できる．さらに IMRT 条

16, 18, 19）と比較し，訪問による本第三者評価結果はばら

件の相互校正の基準線量は，光子線標準条件の計測線量でつきが小さかった．Table 11 に本第三者評価結果（平均あるため，それら条件の第三者評価を連続的に行うことで値±2SD）， Imaging and Radiation Oncology Core QA

効率的な実施が可能であった．

果

Center in Houston (IROC-H)の thermoluminescent

本第三者評価プログラムの課題として，現在，電子線標

dosimeter (TLD) を用いた郵送による第三者評価結果（平準条件における本第三者評価は 30013 電離箱線量計を使用

均値±2SD），Mizuno ら 18）の蛍光ガラス線量計を用いたしているため，対象となる線質は R50＞4.0 g cm−2 であるこ

郵送による光子線標準条件の第三者評価結果（中央値とが挙げられる．実際の臨床で使用頻度が高いのはよりエ±2SD），および Okamoto ら 19）の蛍光ガラス線量計を用

ネルギーが低い線質であることが多いため，今後，平行平

い た 郵 送 に よ る IMRT 条 件 の 第 三 者 評 価 結 果（平 均 値

板形電離箱線量計を本第三者評価プログラムに導入するこ±2SD）をまとめて示した．これらの結果より本第三者評とで，対応する予定である．その際は同様のフォーマリズ

価プログラムは，第三者評価ガイドライン 1）で示されていムを適用すること，さらには R50＞4.0 g cm−2 の電子線線質

Table 11

16）

Comparison between this on-site audit and other postal audits results16）, 18）, 19）

Audit programs

On-site or postal/Detector

This audit
IROC-H16）
Mizuno et al.18）
Okamoto et al.19）

On-site/IC
Postal/TLD
Postal/RGD
Postal/RGD

Average (or median)±2SD
Photonstandard dosimetry

Electronstandard dosimetry

IMRT
condition− 0.1%±1.0%− 0.1%±3.2%
0.3%±2.6%̶

0.2%±2.0%− 0.2%±3.4%̶̶

0.2%±1.6%− 1.0%±10%̶
0.1%±2.5%

IC: ionization chamber, TLD: thermoluminescent dosimeter, RGD: radiophotoluminescent glass dosimeters95医学物理 第 40 巻 第 3 号

において本報告の第三者評価結果との比較を行うことで，
R50 ≤ 4.0 g cm

−2の電子線線質においても確からしい第三者出力線量評価を実施できることが期待される．さらに，
もう一つの課題として本第三者評価プログラムは訪問による第三者評価であるため，実施可能件数に限りがあることが挙げられる．しかしこれは今後，実施担当者および使用機器の数的な充実を図ることで解決できると考えられる．
それら数的な充実を図る際においても，本報告の第三者評
価結果を基準にすることで，本邦における第三者評価体制のより一層の充実に安全に貢献できることが期待される．
5.

本第三者評価プログラムの許容値

本第三者評価プログラムでは，本結果および考察に基づき本第三者評価の計測水吸収線量に対する被評価施設の計
測水吸収線量の相対差に対する許容値として許容レベルおよび介入レベルを設定する．許容レベルを超えた際は聞き取り調査の実施により誤りの有無を確認し，介入レベルを超えた際は，誤りを訂正するよう，被評価施設に対してただちに是正行動を促す．許容レベルとして，実務的な面でのミスなどを発見するため，本報告に示す評価結果に対して正規分布を仮定して約 95% が包含される 2SD を基準に，光子線標準条件では±1.0%，電子線標準条件では±2.0%，
IMRT 条件では±1.6% とする．介入レベルとして，本報
告における計測水吸収線量の相対拡張不確かさ (k＝2) を基準に，光子線標準条件では±3.0%，電子線標準条件では±3.5%，IMRT 条件では±3.7% とする．本許容レベル
および介入レベルは，本第三者評価プログラムを運用していくうえで，評価データの蓄積等を受けて適宜再検討の上，必要に応じて改定を行う．
結

6.

論

光子線の標準条件，電子線の標準条件および IMRT 条件に対する固体ファントムを用いた訪問による出力線量の第三者評価プログラムを構築した．本第三者評価プログラムは標準条件および IMRT 条件において臨床現場で基準となる線量精度とほぼ同等の許容値での第三者評価が可能である．
謝辞
本第三者評価プログラムの構築および実施にあたりご助
力，ご助言をいただきました皆様に厚く御礼申し上げます．
付記（利益相反の開示）
両著者はユーロメディテック株式会社医学物理室に所属する社員である．
参考文献
1） 日本医学物理学会，日本放射線技術学会，日本放射線腫瘍

96

学会編：放射線治療における第三者評価機関による出力線
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Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3: 97–105 (2020)

医学物理 第 40 巻 第 3 号

解説〈連載：教育委員会企画〉

重粒子線治療装置 HIMAC の建設とそのもたらしたもの―医学物理学の観点から―
第 2 部．ブロードビーム照射の高度化と普及型装置の開発（1994〜2010）
遠藤真広 *
医用原子力技術研究振興財団

Construction of Heavy Ion Accelerator in Chiba (HIMAC) and Its Consequences
̶From Medical Physics Viewpoint: Part 2. Advancement of Broad Beam Irradiation
and Development of a New Compact-sized Therapy Accelerator（1994–2010）
Masahiro ENDO*

Association for Nuclear Technology in Medicine

第 2 部．ブロードビーム照射の高度化と普及型装置の開発（1994〜2010）

吸同期照射システムを開発した 2）．本システムは，ブロードビーム照射法を基本として，(a) 標的部位が設定時相に入った時に照射許可信号を生成するための呼吸信号生成装1994 年 6 月に重粒子線治療が始まったのであるが，治置＝患者に取り付ける赤外線発光源とその動きを検知する

療適応の拡大，治療技術の高度化，基礎となる生物・物理

位置有感型検出器，(b) 不規則な呼吸に従うトリガー信号理論の深化，重粒子線治療の普及に向けた取り組みなど課に対して高速応答するビーム取り出し法＝応答速度 1 ms

題は山積していた．第 2 部では治療開始から群馬大学に建以下の RF-KO 取り出し法，(c) ビーム利用率を最大とする設された普及型装置での治療が開始されるまでの 16 年間

運転パターン＝3.3 秒周期（HIMAC シンクロトロンの最に，これらの課題に対して行われた研究開発を概説する．

大周期），ビーム取り出しデュティー 55% などから構成さ

主な内容は，新照射法（呼吸同期，積層原体）の開発，治れていた．

療計画装置の高度化と治療 QA，生物・物理モデルの発展，

筑波大学の呼吸同期照射においては呼吸非同期の CT に

普及型装置の開発である．スキャンニング照射法の開発研より治療計画を行っていたが，HIMAC では呼吸同期 CT

究は，かなりの部分がこの期間に行われたが，記述の都合により照射と同じ呼吸時相で CT 撮影を行い，それによりにより第 3 部で述べることにする．また，表題で示してい治療計画を行うため，さらにマージンを狭くできた．また，る期間の終わりの 2010 年は群馬大学の普及型装置の臨床

従来のビーム取り出し法では呼吸同期照射に必要な高速の利用が始まった年である．

ビーム ON/OFF が困難であった．しかし，新たに開発し1.

新照射法の開発

呼吸同期照射法1.1

肺や肝臓のように呼吸に伴い位置が変動する病巣の治療に際しては，病巣に確実にビームを照射するために，位置た RF-KO 法では周回ビームに横方向電場による摂動を与え，ビームエミッタンスを増大させることでビームを取り
出 し て い る た め，電 場 の ON/OFF に 応 じ て ビ ー ム ON/
OFF が可能になり 1 ms を切る応答性が達成でき，呼吸同期照射が可能になった 3）．

の変動をカバーするようなマージン設定を行う必要がある．

1995 年度からこの呼吸同期照射システムの基礎試験を

この場合，位置の変動が大きいと正常組織の広い部分に高開始したが，動体ファントムによる試験では，同期照射に線量を投与することになり，重粒子線治療の長所が大幅においては非同期に比べて半影は約 1/3 に縮小し，固定ファ損なわれる．筑波大学の陽子線治療では，呼吸による胸壁

ントムの半影とほぼ同じとなった．また，照射時間の増加の動きに伴う圧力波から呼吸波形を測定し，呼吸波形の呼も許容範囲内であった．最終総合試験終了後，1996 年 6気時相に同期して照射する呼吸同期照射法が開発されてい月から治療照射に用いられている．Fig. 1 に本システムの

1）

た ．呼吸同期照射法では，一定の呼吸時相（通常は動き

概略図を示す 4）．

の少ない呼気時相）に照射が限定されるためマージンを狭くでき，正常組織への照射範囲を狭くすることができる．
HIMAC でも正常組織への照射範囲を狭くするために呼*1.2

積層原体照射法の開発

放医研で採用したリッジフィルターを用いたブロード

E-mail: endo.masahiro@antm.or.jp97医学物理 第 40 巻 第 3 号

Fig. 1

Schematic diagram of respiratory gated irradiation system at HIMAC4）

更し，その各層に対してマルチリーフコリメータ (MLC)
で照射範囲を標的に合わせることによって標的の立体形状に合致した治療体積を形成するものである．Fig. 2 に動作原理を示す．Fig. 3 の臨床例が示すように，通常のリッジ
フィルターを用いたビームでは単門で実現できない原体照射が可能となった 8）．
2.
2.1
2.1.1
Fig. 2

Schematics of a conventional ridge-ﬁlter beam (upper) and a layer-stacking beam (lower). Color gradient shows dose level (red for prescribed dose)8）

治療計画装置の高度化と治療 QA

HIPLAN の改良
ハードウェアの交換

第 1 部で述べたように HIPLAN は，重粒子線治療を行うために医用画像解析装置をベースに治療計画に必要なソ
フトウェアをすべて放医研で自作した治療計画装置であったが，使用を開始するといくつも改善すべき点が出てきビーム法では，SOBP 幅が照射野内で一定であるため，た．その一つは，計算機として用いた Titan750 V の処理

Fig. 3 の左図に示すように単門照射では，標的の上流側の速度が遅く，線量計算などに時間がかかることであった

正常組織に角（つの）状の高線量域ができる．これを避けが，これは，計算機をより進んだシリコングラフィクス製るためには，多門照射により，高線量域を散らす必要がの Indiogo2 に交換することにより著しく改善された．

あった．

2.1.2

CT 値―水等価長変換曲線の改善

単門で原体照射を可能としたのが，積層原体照射法であHIPLAN で 採 用 し た 3 次 元 線 量 分 布 計 算 法 で あ る ブり，これはまさに放医研オリジナルの照射技術である．こロードビーム計算法においては人体を近似的に密度可変のれは金井らによって HIMAC 開始以前の 1980 年代に発案

水としてモデル化し，その実効密度を CT 画像から取得す5）されたもので ，HIMAC を舞台に実用化研究が進めらる．次に，入射部から計算点までの体内の通過距離を同じ

れ 6）, 7），2005 年夏より臨床に使われている．さらに群馬大

エネルギー損失を起こす水の深さで表現する水等価長 s に学重粒子線医学研究センターの重粒子線治療と福井県立陽換算する．そして，水中で測定あるいは計算により求めた

子線がん治療センターの陽子線治療でも同様に利用されて深部線量分布 D(s) を当てはめることで線量を求め，これいる．

を体内を網羅するすべての線束について実施することによ

放医研の場合はブロードビームに薄いリッジフィルター

り 3 次元線量分布を計算している．

（リップルフィルター）を適用して形成した 5 mm 程度の

それでは，CT の計測（CT 値）からいかにして，水等価半値全幅の層状の小 SOBP を利用する．治療においては長を求めるのであろうか．CT 値（X 線の線減弱係数）は，

レンジシフターによって飛程を 2.5 mm 間隔で断続的に変電子密度と実効原子番号という 2 つの変数により決めら98Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

Fig. 3

解説

Comparison between a conventional ridge-ﬁlter beam (left) and a layer-stacking beam (right) in conformation of dose
(isodose lines) to a target (yellow contour)8）

れ，水等価長は電子密度に比例すると考えてよい．したがって，2 つ以上の菅電圧で CT 画像を取得すれば，水等価長を求めることができそうである．しかし，CT の 2 管
電圧撮影は，当時はもちろん，現在もルーチンで行われていない．それでは，どうするかというと，人体の構成要素
を空気，軟組織，骨の 3 成分に単純化する．次に，CT 値
が 0 以下の組織を空気と軟組織の混合物，0 以上を軟組織と骨の混合物と仮定し，CT 値と水等価長の関係を 2 相性の折れ線で近似する．そして，ファントム中で測定された複数の肺等価，軟組織等価，骨等価の物質および空気と水の CT 値の測定値を折れ線グラフに当てはめ，それを用いて CT 値を水等価長に変換することが，LBL や MGH で行
われ，治療開始から 2003 年夏までの間，放医研でも行わ

Fig. 4

Calibration curve between CT-number and waterequivalent length

れていた．しかし，この方法では水等価長の推定にかなりの誤差が生じることが容易に考えられ，LBL や MGH で対するものである．II と IV の線分はそれらの空隙をつなは，この誤差を経験的に 3% 程度としていた．

いでいるだけであり，対象となる組織はほとんどない．

粒子線治療（光子線治療も同様）の精度向上のためには

この変換法は 2003 年夏から臨床使用が開始され，2017

CT 値と水等価長の変換誤差の削減が必要であるが，1990

年に新しい方法に置き換えられるまで使用された．2017

年代になり ICRU がさまざまな人体組織の組成データを公年から使用されている新しい方法（改良法）は，ICRU に表したことが一つの契機となり，新しい方法が開発されより 2009 年に公表された人体組織の組成データに対応した．その方法では X 線減弱モデルをこのような組成データたものであり，人体組織を 11 の代表組織に分け，従来法に適用して CT 値と水等価長の相関関係を導き，水や空気と同様の校正 CT 撮影に基づいて各代表組織の理論的 CTなどのいくつかの指標物質の測定 CT 値で補正して変換曲値を導出して阻止能比と対応させることによって従来法よ線を求めている．放医研でもこのような方法を開発した．

りも詳細な変換関係を構築している 10）．従来法と改良法

放医研の方法は人体組織を主成分である筋肉と，空気，脂の結果の差は軽微であり，これらの方法により水等価長の

肪，骨との 3 種類の 2 元混合物と近似し，各成分の代替物

推定は，2003 年以前より相当に精度が向上し，もし仮にとして水，空気，エタノール (C2H5OH)，リン酸水素二カ

人体各組織の成分元素の割合と密度が ICRU の公表した組

リウム (K2HPO4) 40% 水溶液を選択した．そして，これら織（標準組織）と同じであるならば，水等価長の推定誤差

4 種類の試料を用いた校正 CT 撮影から化学量論的な補正は 0.5% 程度になる．しかし，実際には個々の患者組織とを行って，混合組織に対する 3 本の線分とそれらの空隙を標準組織は異なるわけであり，これらの方法ではこの違い

つなぐ 2 本の線分で構成される変換関係を得た ．Fig. 4による不確かさ（軟組織 1.2%，骨組織 1.6% と推定されてはこのようにして得られた変換曲線であり，I, III, V の線

いる 11））を減らすことはできない．今後は，CT の 2 管電分は，それぞれ水と空気（肺組織），水とエタノール（軟圧撮影により，さらに精度を向上させることが模索される組織），水とリン酸水素二カリウム（骨組織）の混合物にことになろう．

9）99

医学物理 第 40 巻 第 3 号

2.1.3

ペンシルビーム計算法の開発

HIPLAN で線量分布の計算に用いたブロードビーム計
算法は簡便ではあるが，照射野内の横方向の粒子の輸送を全く考慮しないため，散乱効果が反映できないという欠点がある．（ただし，ブロードビーム計算法でもビームエッジでの一定の半影は考慮している）この欠点を改良したのが，ペンシルビーム計算法であり，この計算法では照射野
を細いペンシルビームに細分割して，個々のペンシルビー
ムについて不均質物体中での縦方向と横方向の広がりを正確に計算して重ね合わせるため，横方向の粒子の輸送まで反映した線量分布が計算できる．ペンシルビーム計算法の概略は以下のようである．
細分割した j 番目のビームにより照射体積内の点 (x, y, z)に付与される線量を Dj(x, y, z) とし，z を照射野中心軸の方
向，j 番目のビームの中心軸座標を (xj(z), yj(z), z) とすると，
Dj(x, y, z)=Ddepth(s(xj(z), yj(z), z))×G(x−xj(z), y−yj(z), σj(z))(1)

点 (x, y, z) の線量 D(x, y, z) は，

 w D  x , y, z D  x , y, z ＝

j

j

(2)

j

Fig. 5

ここで，wj はビームの重みであり，通常は照射野内で 1，
照射野外で 0 とする．s(xj(z), yj(z), z) は j 番目のビームの中Clinical dose distributions (gray scale) in a transaxial plane from a carbon-ion beam for prostatecancer treatment calculated with (a) broad-beamand (b) pseudo pencil-beam algorithms12）

心 軸 に 沿 っ た 点 (xj(z), yj(z), z) ま で の 水 等 価 長 で あ る．
Ddepth(s) は水ファントム中の深さ s における線量（深部線示す．ブロードビーム法に対して簡易ペンシルビーム法で量分布）であり，物理線量でも生物（臨床）線量のどち

は照射野内の線量勾配が現実的ななだらかさになっていらでもよいが，いずれも第 1 部で述べた SOBP の設計のる．なお，単一のガウス関数では，ペンシルビームのモデ際に同時に計算されたものを用いる．G はガウシアンでリングとしては不十分であることが分かり，現在では 3 つありのガウス関数の和により表されているが，これについては

 x 2 y2 1G ( x , y, σ ) ＝exp － ＋2 
2
2πσ
2σ



(3)

で与えられる．σ は散乱の大きさを示し，リッジフィル

スキャニング照射法との関連で第 3 部で述べる．
2.2

Xio ベースの治療計画装置

ターなどビーム成型機器と体内の散乱から計算される．なHIPLAN は医用画像解析装置 Dr. View をベースに治療

お，ここでは散乱線に対する横方向の不均質の影響は計算に関係するソフトウェアはすべて放医研で製作したため，が煩雑なため考慮していない．これについては文献 12）を

HIMAC に特化した治療計画装置として長く臨床に使用さ参照されたい．また，ブロードビーム計算法ではコリメーれた．しかし，X 線治療の進歩に伴い治療計画装置としてタエッジでの半影以外，散乱の影響を考慮せず，種々の機能が必要となり，それらを Dr. View 上に作りこD(x, y, z)=Ddepth(s(x, y, z))(4)としている．ここで，s(x, y, z) はビーム軸に沿った点 (x, y,z) までの水等価長である．

んでいくのは次第に効率的ではなくなってきた．
一方，商用の治療計画装置の機能も次第に向上し，2000
年ころには粒子線治療では必須とされる CT ベースの３次

ペンシルビーム計算法は，次に述べる Xio ベースの治療

元治療計画に十分に使える段階に達していた．2001 年に計画装置には搭載されたが，HIPLAN には搭載されなかっ稼働を開始した兵庫県立粒子線医療センターの建設に際した．しかし，後に，HIPLAN に対してもブロードビームて放医研，兵庫県，三菱電機は新たに線量分布計算コード

計算法の欠点を補う簡易的なペンシルビーム法アルゴリズ

を共同開発し，CMS 社（その後，エレクタ社と合併）か．これは単一のビーム

ら販売されていた放射線治療計画装置 Xio に組み込み，そサイズ σ を用いていて，ビームエッジではブロードビーム

れを三菱電機（株）が製品化した（商品名 Xio-M）．そして，

法と同じ結果を与える．Fig. 5 に前立腺治療計画に対してこの線量分布計算にはブロードビーム計算法ではなくペン

ブロードビーム法と簡易ペンシルビーム法を比較した例を

シルビーム計算法が採用された．このようにして，Xio にムを導入する改良が加えられた

100

13）

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

解説

新しい機能が追加されると，この治療計画装置にも追加していくことが，基本的には可能となった．
2010 年から稼働した群馬大学重粒子線医学研究センター
は，兵庫県の仕様に含まれなかった積層原体照射法に対応

3.

生物・物理モデルの発展（Kanai Model から Japan Model へ）
第 1 部で述べた Kanai Model では，細胞生残率を LQ モの一部を取り入れてデルであらわし，そのパラメータ α, β は線量平均 LET の放医研が設計し三菱電機（株）が新たに製作し製品化した関数として，HSG 細胞の実験から得られるものを使用して治療計画装置（商品名 Xio-N）を利用している．Xio-N はいた．しかし，LET（以下の LET は線量平均 LET を示す）

2013 年に放医研にも導入され，HIPLAN を完全に置き換

では高エネルギー荷電粒子のミクロな挙動を適切に表現でえることになった．

きないという欠点がある．すなわち，高エネルギー荷電粒する

7）とともにその後，研究成果

14）

子は δ 線の生成断面積が大きく，同じ LET を持つ低エネル
2.3

治療 QA

ギー荷電粒子と比べて細胞核程度のミクロなスケールで見治療 QA は現在では非常に重要な課題であるが，重粒子た場合，その飛跡周辺の電離密度が小さくなるが，LET で線治療を開始した 1990 年代半ばの治療 QA は，粒子線治療

はこのことを表現できない．このことにより，LET と RBE

だけではなく放射線治療全般において現在の観点からは十の関係には核種依存性があり，炭素イオンの破砕粒子の生分のものとはいえなかった．HIMAC においては，装置の物効果を推定するに際して複雑な問題を提供していた．

精度（例えば，治療台の位置や移動の精度，ビームと位置

一方，ドイツの GSI では物理実験用の重イオンシンクロ

決め用 X 線の中心軸の一致精度）などは，十分に高精度でトロンを用いて，重粒子線治療を 1997 年に開始したが，そあり，また装置保守の一環として定期的に確認されていた．

れに際して，新たな生物・物理モデルとして LEM (Local

しかし，患者に照射する重粒子ビームの QA は，現在Effect Model) を開発した 16）．LEM では，細胞核を標的との観点からは必ずしも満足いくものとはいえなかった．

みなし，その中の微小なエネルギー付与の分布構造から生HIMAC でルーチンとして行われていたことは，毎朝に行物効果を推定しているが，それに際して X 線に対する感受

われるビーム飛程の確認と基準ビームによる線量モニター

性が普遍的であるとみなす．細胞核内のナノメートルサイ

校正，および治療開始に先立って行われる患者毎の線量モ

ズの微視的な一点一点について，入射したイオンの周囲に

ニター校正であった．ここで，後者は次のような理由で行

動径方向に広がる線量分布構造（トラック構造）が与える

われた．すなわち，ビーム強度が同じでも照射野の大小に局所的な線量 d(x, y, z) を求め，これを X 線の線量とみなよりフラグメントのように大角散乱する成分の混入割合がしてその点での局所的な効果 (local effect)SX を推定する．

異なる．これにより，患者の位置での線量はパーセント程細胞全体としての生残率 S(D) は生成された局所効果を細度異なるので，それを患者毎に補正する必要があったため

胞核体積で平均することで得られる．

である．一方，患者内の線量分布の確認は，治療初期に主

放医研では，このような GSI の動きにも刺激され，上に中心軸上のビーム強度を計測することが行われたのみで述の欠点を改善するため，基礎となる生物・物理モデル

あった．これは，古い設計思想に基づく HIPLAN の不備

を Hawkins の 提 唱 し た MKM (Microdosimetric Kinetic

や必要な計測機器が欠如していたことが理由であった．しModel)17）〜19）へ改良した．MKM ではマイクロドシメト

かし，線量分布の妥当性は，コリメータや補償フィルター

リー，すなわちマイクロメートル程度の微小な領域（ドメが設計通りに製作されていることを検証することにより保イン）に放射線が与えるエネルギー量（線エネルギー）に証されるため，現状を改善しようとする強い動機がなく，基づいて生物効果を推定する．MKM では，1）線質の指標

この点への取り組みは他の粒子線治療施設に比べて遅かっとなる線エネルギーは物理的に測定，評価が可能である．

たといえる．

2）線エネルギーが等しければ生物効果は等しくなり，LET

このような状態が改善されたのは，スキャニング照射法

を指標とした際の核種依存性から解放される．したがっの導入に伴い，患者毎 QA として線量分布の検証が必須にて，Kanai Model の上述の課題が解決されることになる．

なり，第 3 部で述べるような方法が開発されてからでHawkins のオリジナルの提案は独自の変数を用いていて，ある．ブロードビーム照射法においては，前述の Xio-N にまた，数式が多く難解であるので，マイクロドシメトリー

より「QA プラン」が作成できたので，スキャニング照射の用語や変数に書き直した放医研の論文 20）により MKM

法と同様の方法により測定した線量分布を QA プランと比を説明する．

15）

較することとした．ここで，QA プランとは，水ファント
ム中での治療ビームの物理線量分布を計算することであり，同じ形の水ファントム中で測定された線量分布と比較することにより，患者毎の線量分布を検証できる．詳しくは，第 3 部を参照されたい．
101

医学物理 第 40 巻 第 3 号

Table 1

Major speciﬁcations of Carbon Therapy Facility at
Gunma University

Ion Species

CarbonRange in Water

25 cm (400 MeV/u)

Field Size

15 cm×15 cm

Dose Rate

5 GyE/min (1.2×109 pps)

Beam Delivery

Simple and spiral wobbling
Layer stacking
Respiration gatedTreatment Room

3 (Hor., Vert., Hor./Ver.)

Patient Positioning 6 Axes treatment couch
Horizontal & vertical digital X-ray TV（CT-scanner can be added.）
Fig. 6

Experimental α value with β＝0.05 Gy−2 ﬁxed for
HSG tumor cells as a function of the saturation-corrected dose mean lineal energy, y*20）

MKM では，線エネルギーを y を用いて飽和補正線エネ
ルギー y* を次式で定義する．

 y2  
y02 ∫ 1－ exp －  f ( y )dy y0  y*＝∫ yf ( y )dy

y0 ＝

ρπ rd Rβ (rd2 ＋ Rn2 )

(8 )

y*

を示す．実験結果と式 (8) から求められる結果は広い範囲
上記のように MKM は LET に基礎を置く方法に比して理(5)論的にも優れ，また生物実験の結果をよく説明できることから，その後の治療ビーム設計の基本原理となった．MKM
による重粒子治療ビーム設計を日本モデル (Japan Model)(6)

また，f(y) は線エネルギー y の分布関数，ρ, Rn は細胞核の密度と半径，rd は細胞核を分割して得られる関心領域の半径である．y* は，物理量の線エネルギー y を照射で生じる
生物学的な損傷数に上限を設けるため，細胞核の大きさと呼び，LEM による GSI の方法をドイツモデルと呼んでいる．両者は同じ臨床線量を与える物理線量が異なるため，両者の換算テーブルも公表されている 21）．
4.

普及型装置の開発

放医研における組織的な臨床試験の結果，重粒子線治療
が陽子線を含むこれまでの放射線治療に比べていくつかのRn をパラメータとして補正したものといえる．
MKM によると生残率 S(D) は，飽和補正線エネルギー

y* を用いて次式のように表すことができる．

 

1

S ( D ) ＝ exp －  α 0 ＋ β
y*  D － β D 2 
2
ρπ
r
d

 


1

ρπ rd 2の y* に対してよく一致している．

である．ここで，2nα ＝α 0 ＋ β

点で優れた方法であることがはっきりしてきた．しかし重粒子線治療装置を設置するうえで障害となるのは何といっ(7 )ても施設が大型であること，また建設に多額の経費を要することである．小型で建設費用が安価な重粒子線治療装置

上式は LQ モデルに比べるとパラメータが増え一見複雑でへの要望の高まりを受けて，2001 年より 2005 年まで放医はあるが，吸収線量 D に対して一次と二次に比例すること

研では重粒子線治療を国内外に普及するため，治療ビーム

から，線量依存性は LQ モデルと同様である．一方，LQ

を炭素イオンに限定することで装置の小型化を図る開発研モデルでは係数 α, β は実験結果のフィッティングから定め究が行われた．そして，その研究成果をもとに群馬大学にていたが，MKM では二次の係数 β については放射線の種

小型の重粒子線治療装置が設置されることとなり，2006 年

類に依らない一定値，一次の係数は，線エネルギー→0 のに建設が開始され 2010 年に治療が開始された．この装置

極限でのパラメータである α0 と β をもとに細胞核の密度 r，は HIMAC の当初施設と同じ治療室 3 室の設計でありなが関心領域の半径 rd をパラメータとして飽和補正線エネル

ら，サイズは HIMAC のおおよそ 1/3 になり，全体が 45×

ギー y* に従って増加する関数で定まる．このように MKM

65 m2 程度の建物に収まった．この施設は，国内に設置さにより複雑に線質が変化する場でも生物効果の高精度な予れた重粒子線治療装置の基本形としての役割を果たすこと測が可能となった．

となり，その後の重粒子線治療の普及に大きく貢献した．

Fig. 6 は，MKM の妥当性を示す実験結果の１例であり，
HSG に対してさまざまな高エネルギー粒子を照射した実験から得られた y* と α の関係を示している．実線は，MKMにより計算される
102

Table 1 に群馬大施設の主要性能を示す．また，以下に主な開発事項について概略を示す．

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

Fig. 7

4.1

解説Comparison of HIMAC and compact injectors

小型入射器

イオン源と入射用線形加速器は加速イオン種を炭素に限定することにより，大幅な小型化が行われた．イオン源は，
HIMAC で使用している ECR イオン源をベースに電磁石
を永久磁石とすることにより，本体の小型化と電源が不要になることによる省スペースの両方が達成された．
また，入射用線形加速器については，４価の炭素イオンを加速することに対して最適化が行われ，加速エネルギーは入射器出口の荷電変換膜（炭素フォイル）により最大の効率が得られる 4 MeV/u に決められた．加速構造としては RFQ 線形加速器と Interdigital H-mode type drift tube
線形加速器（IH 型 DTL）が採用された．RFQ については，
出射エネルギーを 608 keV/u とすることにより，長さを2.5 m に抑えることが達成された．IH 型 DTL では，長さ当たりの加速効率の良い IH 型共振器が採用され，ビーム集束については，小型化することが困難な磁場を用いる集

Fig. 8A spiral wobbling trajectory of Carbon Therapy
Facility at Gunma University

束要素に代えて alternating phase focusing (APF) 方式が成される．偏向部の回転半径 r と磁場強度 B の積を磁気剛採用された．APF 方式ではギャップの同期位相を正負交性率といい，粒子の曲げにくさをあらわす．磁気剛性率は互に選ぶことで，ビーム進行方向と垂直方向の集束を高周粒子の運動量に比例し，炭素イオンついては，400 MeV/u

波加速電場のみで得ることができる．IH 型共振器も APF（普及小型）と800 MeV/u (HIMAC) のエネルギーに対して，方式も理論的には優れているが，設計と製作が困難なためそれぞれ 6.34 T· m と 9.73 T· m である．2 つのエネルギー

それまで実現されなかったものであり，普及型装置の開発に対する磁気剛性率の比は 0.652 であり，磁場強度は継鉄において初めて実現した．この結果として，Fig. 7 に示すの物理的性質により HIMAC で用いられた B＝1.5 T よりように入射器サイズは大幅に縮小され，HIMAC では 32 m

大きくすることは困難なため，そのまま回転半径の比となに及んだ入射用線形加速器の長さが，わずか 6 m になっる．偏向部と直線部の割合を HIMAC と同じにしていてた．本研究で開発した ECR イオン源は永久磁石のみで必は，加速器の大きさは HIMAC の 65% より小さくならず，要な磁場を生成すること，また，RFQ および APF 方式 IH

さらに小型化するためには，偏向部の割合を増やす必要が型 DTL は加速・集束をすべて高周波加速電場で行うことある．幸いにして，HIMAC の直線部は，将来のさまざまから，調整パラメータが少なく，かつ，非常に安定したな発展性を考慮して比較的に余裕のある設計であったたビームが得られるという医療用加速器として優れた特徴を

め，400 MeV/u のエネルギーに合わせて偏向部の割合を有する．このため，以後に建設される重粒子線治療装置の増やす設計を行うことができた．

多くで採用されている．

偏向部の割合を増やすだけではなく，直線部には集束のための 4 極磁石，RF 加速空洞，ビーム入射装置と出射装

4.2

小型シンクロトロン

シンクロトロンはビームを曲げる偏向部と直線部から構置，ビームモニターなど多数の機器が配置されているので，これらを相応に小型化することも必要である．例えば，
103

医学物理 第 40 巻 第 3 号

RF 加速空洞では，高透磁率のコア材の使用により直線部た患者コリメータを併用している．普及型では，40 対でに占める長さを 1.5 m と HIMAC の 2.75 m からおおよそ半

3.75 mm 幅の MLC に改良したため，患者コリメータの使分にしている．これらの努力の積み重ねにより，HIMAC

用は特別な場合を除いて，必要なくなった．なお，ビームの直径の 1/2（面積では 1/4）という小型化が実現した．こ方向のコリメータ厚は HIMAC と同じ 140 mm であり，鉄こで述べた小型シンクロトロンは一つの到達点を示してい製である．

るといえる．さらに大幅に小型化するためには，超伝導磁また，治療台天板は HIMAC のフラット天板から底部が石を用いて，磁場強度 B を大きくする必要があり，現在，平面の半円状に改造され，rolling の範囲も±5°から±25°

その検討が進んでいる．

に変更されたため，HIMAC で使用された半円状の回転カ

普及型装置では，医療装置としての利便性の向上も目指

プセルは不要となった．これらの変更は，群馬大学およびした．デジタル技術や最新のパワー半導体（半導体を用い佐賀県の重粒子線治療装置で採用されている．また，群馬

た RF アンプ，IGBT を用いた電磁石電源）の使用により，大学では治療室に患者位置決め用の CT が導入できるよう信頼性の向上を図り，またビーム輸送系の電磁石を HIMAC

な構造となっており，稼働後の 2017 年 4 月より B 室に CTの直流電磁石から交流電磁石に交換した．この結果，普及が導入されている．

型装置では HIMAC では当初 10 分程度かかっていたエネ
ルギー変更が 1 分程度となり，スキャニング照射の開発を進める中でパルス毎（佐賀の装置），ついにはパルス内（神奈川の装置）のエネルギー変更まで可能となった．操作性の向上も著しく，立ち上げと終了操作を除いては，治療照射室側から操作可能となっている．
普及型装置の加速器（入射器およびシンクロトロン）は，
基本構造は同じままスキャニング対応に改良され，佐賀国
際重粒子治療センター，神奈川県立がんセンター，山形大学東日本重粒子センターに設置され，また，韓国に輸出されている．シンクロトロンの構造は多少異なるが，同じ設計思想の装置が大阪重粒子線センターに設置され，また台湾に輸出されている．
4.3

治療照射系の改良

4.3.1

らせんワブリング法の開発

ワブリング法を用いたブロードビーム照射法では，照射野を大きくすると平坦度を所定の大きさに収めるために，散乱体を厚くする必要がある．このため，利用できる飛程が短縮する．これを改善するためには，X 方向と Y 方向の
電磁石に印加する正弦波の周波数をわずかに変え（例えば57 Hz と 59 Hz），さらに振幅を変調する．すると Fig. 8 に示すような軌跡を描く．図に示す軌跡は「らせん」のイメー
ジとは合わないが，従来の単円ワブリングでは，大きな円（図では半径 100 mm 程度の円）を描くだけであるから，はるかに密に照射野を覆うことができ，平坦化に必要な散乱体厚を小さくできる．らせんワブリング法の採用により，最大照射野 (15 cm×15 cm) に対して単円ワブリングより
15 mm 程度の飛程の伸びが可能となり，250 mm の飛程が達成された．
4.3.2

薄型マルチリーフコリメータほか

ブロードビーム法では，コリメータにより照射野を決める．HIMAC では，23 対のマルチリーフコリメータ (MLC)を装備しているが，このリーフ幅は 6.5 mm 幅と粗いため，頭頸部など精度が必要な場合は，真鍮ブロックから製作し
104

参考文献
1） Ohara K, Okumura T, Akisada M, et al.: Irradiation synchronized with respiration gate. Int. J. Radiat. Oncol.
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3） Noda K, Kanazawa M, Itano M, et al.: Slow beam extraction by a transverse RF ﬁled with AM and FM. Nucl.
Instrum. Methods Phys. Res. A374: 269–277, 1996
4） 山田 聰，北川敦志，野田耕司：2.2.1 重粒子線がん治療装
置 HIMAC―加速器の性能向上研究―．RADIOISOTOPES
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6） Futami Y, Kanai T, Fujita M, et al.: Broad-beam three-dimensional irradiation system for heavy-ion radiotherapy
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Med. Phys. 29: 2823–2829, 20028） 兼松伸幸：4.2.4 ブロードビーム対ペンシルビーム．RADIOISOTOPES 68: 383–387, 20199） Kanematsu N, Matsufuji N, Kohno R, et al.: A CT calibration method based on the polybinary tissue model for radiotherapy treatment planning. Phys. Med. Biol. 48:
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10） 兼松伸幸，森慎一郎，稲庭 拓：粒子線治療計画のためのCT 値―阻止能比変換の校正方法の更新―．医学物理 37:
34–37, 201711） Yang M, Zhu XR, Park PC, et al.: Comprehensive analysis of proton range uncertainties related to patient stopping-power-ratio estimation using the stoichiometric calibration. Phys. Med. Biol. 57: 4095–4115, 201212） Kanematsu N, Akagi T, Futami Y, et al.: A proton dose
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Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)14） Kanematsu N: Dose calculation algorithm of fast ﬁne-heterogeneity correction for heavy charged particle radiotherapy. Phys. Med. 27: 97–102, 2011
15） Furukawa T, Inaniwa T, Hara Y, et al.: Patient-speciﬁc
QA and delivery veriﬁcation of scanned ion beam at
NIRS-HIMAC. Med. Phys. 40: 121707, 201316） Scholz M, Kellerer AM, Kraft-Weyrather W, et al.: Computation of cell survival in heavy ion beams for therapy.
Radiat. Environ. Biophys. 36: 59–66, 199717） Hawkins RB: A statistical theory of cell killing by radiation of varying linear energy transfer. Radiat. Res. 140,
366–347, 199418） Hawkins RB: A microdosimetric-kinetic theory of the de-

著者紹介

遠藤

解説

pendence of the RBE for cell death on LET. Med. Phys.
25: 1157–1170, 199819） Hawkins RB: A microdosimetric-kinetic model for the effect of non-Poisson distribution of lethal lesions on thevariation of RBE with LET. Radiat. Res. 160: 61–69, 2003
20） Kase Y, Kanai T, Matsumoto Y, et al.: Microdosimetricmeasurements and estimation of human cell survival forheavy-ion beams. Radiat. Res. 166: 629–638, 2006
21） Fossati P, Molinelli S, Matsufuji, et al.: Dose prescription
in carbon ion radiotherapy: A planning study to compare
NIRS and LEM approaches with a clinically-oriented
strategy. Phys. Med. Biol. 57: 7543–7554, 2012

真広（えんどう・まさひろ）（現職名） 医用原子力技術研究振興財
団常務理事（専門分野）医学物理学，医用画像工学
現在は，線量計校正など放射線治療のインフラに関する事業や粒子線治療の普及に関する事業に従事している．また，健康維持のためにウオーキングとラジオ体操を欠かさず行っている．

105

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3: 106 (2020)

医学物理 第 40 巻 第 3 号

受賞論文
2019 年度 RPT 誌土井賞（優秀論文賞）・MCA 表彰の報告
英語論文誌担当理事

川村愼二，納冨昭弘
2019 年度の RPT 誌土井賞（優秀論文賞）・MCA が決定しました．COVID-19 の影響で JRC2020 が Web 開催となり例
年のような受賞講演会は行われませんでした．今回の土井賞は 2019 年に発行された Vol. 11-4, Vol. 12-1, Vol. 12-2, Vol.
12-3 に掲載された対象論文 50 編の中から，診断物理分野，核医学・MRI 分野，放射線治療・計測・防護分野の 3 つのカ
テゴリにおける最優秀論文が選考され表彰されました．また，2017 年に掲載された論文のうち，最も引用された上位 3 編の論文に MCA が授与されました．受賞された各分野の土井賞論文と MCA 論文は以下のとおりです．なお，土井賞受賞
論文については，論文内容の紹介記事を掲載いたします．
1.

土井賞（優秀論文賞）【診断物理分野：Diagnostic Imaging】
論文名：Simulation of photon-counting detectors for conversion of dual-energy-subtracted computed tomography
number to electron density
著

者：Masatoshi Saito

巻

号：Vol. 12(1): 105–117【核医学・MRI 分野：Nuclear Medicine and MRI】
論文名：A complementary scheme for automated detection of high-uptake regions on dedicated breast PET andwhole-body PET/CT
者：Natsuki Minoura, Atsushi Teramoto, Akari Ito, Osamu Yamamuro, Masami Nishio, Kuniaki Saito, Hiroshi

著

Fujita号：Vol. 12(3): 260–267

巻【放射線治療・計測・防護分野：Radiation Therapy Physics】
論文名：Evaluation of a 3D-printed heterogeneous anthropomorphic head and neck phantom for patient-speciﬁc
quality assurance in intensity-modulated radiation therapy
者：Noriyuki Kadoya, Kota Abe, Hikaru Nemoto, Kiyokazu Sato, Yoshiro Ieko, Kengo Ito, Suguru Dobashi, Ken

著

Takeda, Keiichi Jingu
号：Vol. 12(3): 351–356

巻

2.

MCA (Most Citation Award)

論文名：Overview of deep learning in medical imaging
著者：Kenji Suzuki

巻号：Vol. 10(3): 257–273

論文名：Fifty years of computer analysis in chest imaging: Rule-based, machine learning, deep learning
著

者：Bram van Ginneken

巻

号：Vol. 10(1): 23–32

論文名：Energy-sensitive photon counting detector-based X-ray computed tomography
著

者：Katsuyuki Taguchi

巻

号：Vol. 10(1): 8–21

106

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3: 107 (2020)

医学物理 第 40 巻 第 3 号

論文紹介〈連載：RPT 誌特集〉

RPT 誌土井賞受賞論文
Title: Simulation of photon-counting detectors for conversion of dual-energy-subtracted computed tomography number to electron density
Author: Masatoshi SAITO
Publish: 12(1): 105–117, 2019

タイトル：エネルギー差分 CT 値―電子密度変換のためのフォトンカウンティング検出器のシミュレーション研究
著者：齋藤正敏

図1

仮想ファントム（直径 25 cm）の電子密度画像：a 理想
的 PCD モデル，b 現実的 PCD モデル，c 補正した現
実的 PCD モデル

図2

現実的な PCD モデルの低エネルギースペクトル（青点線：補正前，実線：補正後）がんの放射線治療計画において，線量分布を決定づける因子の一つ「不均質補正」を正確に施すためには，生体内の電子密度情報が必要不可欠である．通常，電子密度校正用のファントムを CT 撮影し，CT 値から電子密度への変換を行うが，しかし，CT 値と電子密度の間に比例関係は成立せず，また，１対１に対応する保証もない．この課題克服のため，Dual-energy CT(DECT) を用いた「エネルギー差分 CT 値―電子密度変換法」を当研究室で開発・研究を進めている 1）．本手法のアルゴリズムは，いかなるタ
イ プ の DECT 装 置 へ 実 装 が 可 能 で あ る．近 年，従 来 のDECT 装置に内在する問題点を克服しうるモダリティとして 注 目 さ れ て い る Photon-counting detector (PCD) 搭
載 CT も例外ではない．本論文は，「エネルギー差分 CT 値
―電子密度変換法」を PCD に適用した場合に期待される性能について，解析的 DECT シミュレーションを通してことにより，低エネルギービンで誤って検出してしまった

調べたものである．
図 1 に DECT シミュレーションで得られた電子密度画像

信号をある程度除去できることが期待できる（図 2：紹介

（直径 25 cm 仮想ファントム）を示す．高・低エネルギー

論文 Fig. 9 を転載）．図 1c は，現実的 PCD モデルに対しスペクトルの重なりが全くない理想的な PCD モデルの場てこの補正法を施した電子密度画像である．高密度ロッド合（図 1a），その電子密度画像にアーチファクトは特段見間のストリークアーチファクトはほぼ消失し，理想的なられない．一方，現実的な PCD モデル（図 1b）では，高PCD モデルとほぼ同等の画像が得られることが本研究で密度ロッド間の領域で線質硬化によるストリークアーチ

明らかとなった．しかしながら，本研究では，PCD の別

ファクトが顕著に現れている．このような画質劣化は，光の課題

子の不完全な検出に起因する

いない．その効果を組み入れたさらなる研究が必要と考え

ルの重なり

高・低エネルギースペクト

によって生じる．すなわち，高エネルギーの光子により生成されたパルス信号の一部を，低エネルギー
ビン内でカウントされてしまうためである．この現象は，
カウントレートに依存せず，かつランダムに発生すると考えられるので，低エネルギービンの閾値からはみ出た信号成分は，高エネルギービン内で検出される信号に比例する
こと予想される．つまり，低エネルギービンの信号から，
高エネルギービンの信号に高線量率で顕著となる pulse pileup

を考慮して

られる．
参考文献
1） Saito M: Potential of dual-energy subtraction for converting CT numbers to electron density based on a single linear relationship. Med Phys. 39(4): 2021–2030, 2012
執筆者：齋藤正敏（新潟大学）

比例定数を乗じて差し引く

107医学物理 第 40 巻 第 3 号

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3: 108 (2020)

論文紹介〈連載：RPT 誌特集〉

RPT 誌土井賞受賞論文
Title: A complementary scheme for automated detectionof high-uptake regions on dedicated breast PET andwhole-body PET/CT
Authors: Natsuki MINOURA, Atsushi TERAMOTO,
Akari ITO, Osamu YAMAMURO, Masami NISHIO,
Kuniaki SAITO, Hiroshi FUJITA
Publish: 12(3): 260–267, 2019

タイトル：乳房専用 PET と全身 PET/CT を用いた高集積領域の自動検出著者：箕浦菜月，寺本篤司，伊藤あかり，山室 修，西尾正美，齋藤邦明，藤田広志
近年，乳房のみを撮像対象とした高い空間分解能を有す

図1

リング型乳房専用 PET 装置(a) 外観 (b) 検出器（紹介論文 Fig. 1 より転載）

図2

自動検出手法の概要（紹介論文 Fig. 2 より転載）

るリング型乳房専用 PET 装置が開発され，臨床利用が始まっている．リング型乳房専用 PET 装置の外観を図 1(a) に示す．リング型乳房専用 PET 装置は左右の乳房を図 1(b) のように検出器ホール内に片側ずつ配置して撮像することにより乳房のボリュームデータが得られる．臨床では，乳房専用 PET は全身 PET/CT と併用して行われている．乳房専
用 PET は検出器素子サイズが非常に小さく高分解能である
ため全身 PET/CT では困難となる1 cm 以下の微小病変の検出が可能である．また，全身 PET/CT では乳房外の情報が得られるため，腋窩をはじめとするリンパ節転移の有無を確認できる．これら 2 種類の PET 画像を組み合わせること
でより詳細な乳がん診断が可能になるが，2 種類の PET 装
置から得られる画像枚数は膨大であり，読影を行う医師の負担は大きい．そこで本研究では，PET 画像を用いた乳がん診断を支援するための技術として，全身 PET/CT 画像をから抽出した乳房領域に含まれる高集積領域を候補領域と用いた乳房および腋窩領域における高集積領域の自動検出する．以上の処理により得られた各々の PET 画像の候補

処理 に，乳房専用 PET 画像を用いた乳房内の高集積領域

領域の論理和を求め，最終的な候補領域とする．

1）の自動検出処理を加えて，乳房専用 PET 画像と全身 PET/

検証では，乳がん 12 症例，正常 12 症例を対象に腫瘍検

CT 画像の 2 種類の PET 画像を相補的に組み合わせたハイ出能力を評価した．その結果，腫瘍検出能力は 1 症例あた

ブリッド自動検出手法の開発を目的とする．

りの偽陽性数が 1.8 個のとき真陽性率が 76.5% となった．

自動検出処理のフローチャートを図 2 に示す．本手法でまた乳房専用 PET 画像より 1 cm 以下の小さな乳房内の高は，乳房専用 PET 画像，全身 PET/CT から得られる PET

集積領域が，全身 PET/CT 画像からは腋窩領域の高集積領

画像と CT 画像の 3 種類の画像を用いて乳房および腋窩の域が検出され，これら 2 種類の PET 画像を組み合わせる

高集積領域の検出を行う．乳房専用 PET 画像では，乳房ことによる検出性能の向上が確認された．

内の高集積領域を検出する．乳房専用 PET 画像のノイズ特性に基づいて選択的にしきい値を変化させた 2 値化処理
により乳房内の候補領域を得る．一方，全身 PET/CT 画
像

では，はじめに CT 画像の骨格情報と肺野情報を用い

1）て，乳房および腋窩を含む領域を抽出する．次に PET 画
像を用いてヘッセ行列の固有値を用いた塊状構造の強調と2 値化処理により高集積領域を検出する．そして CT 画像
108

参考文献
1） 箕浦菜月，寺本篤司，高橋克彰，他：PET/CT 画像を用いた乳房領域の抽出と乳腺腫瘍および腋窩転移の自動検出の試み．Med Imaging Technol. 35(3): 158–166, 2017
執筆者：箕浦菜月（名古屋市立大学病院

診療技術部）

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3: 109 (2020)

医学物理 第 40 巻 第 3 号

論文紹介〈連載：RPT 誌特集〉

RPT 誌土井賞受賞論文
Title: Evaluation of a 3D-printed heterogeneous anthropomorphic head and neck phantom for patient-speciﬁc
quality assurance in intensity modulated radiation
therapy
Authors: Noriyuki KADOYA, Kota ABE, Hikaru
NEMOTO, Kiyokazu SATO, Yoshiro IEKO, Kengo ITO,
Suguru DOBASHI, Ken TAKEDA, Keiichi JINGU
Publish: Vol. 12(3): 351–356

タイトル：IMRT の患者 QA における 3D プリンタで作成

図1

3D プリンタを使った患者個別ファントム作成のワーク
フローした頭頚部患者模擬ファントムの評価
著者：角谷倫之，阿部幸太，根本朗，伊藤謙吾，土橋卓，武田光，佐藤清和，家子義賢，神宮啓一強 度 変 調 放 射 線 治 療 (Intensity modulated radiation
therapy; IMRT) をはじめとする高度放射線治療では，放射線治療計画装置によって作成された治療計画が計画どおりに照射できるかどうかを事前に検証する必要がある（患者 QA と呼ぶ）．その患者 QA は，広く二次元検出器や三次元検出器を用いて行われてきた．しかし，この方法では使用する検出器は実際の患者体型を模擬した形状ではなく，評価に使用する評価指標も計画時に使用する線量評価指標

図2

患者と作成したファントムの CT 画像の比較とは異なるため（患者 QA：ガンマ値，治療計画：DVH
パラメータ），正確に患者 QA が実施できているかどうかわからないという問題を抱えている

1), 2)．

そこで今研究では，その問題を克服するために患者を模擬した患者個別ファントムを 3D プリンタを用いて再現できないかを検討し，その有効性について検証した．

実際の患者の緻密骨では CT 値は 1000HU を超えるためその部分がファントムでは再現できていないことが原因として挙げられる（ファントムの骨は海綿骨に近い CT 値）．
今研究で開発した 3D プリンタによる頭頚部患者模擬
ファントムは，一部で実際の CT 値とは乖離があるが，患図 1 にその作成までのワークフローを示すが，3D プリン

者の CT 値をある程度再現することができた．今研究成果

タによって頭頚部の左側と右側を別々に作成し，その隙間を活用することで，放射線治療を実施している施設においから骨の部分だけに石膏を流すことで骨も再現した患者個て患者個別ファントムを迅速に作成することができ，より別ファントムを作成した．この時，骨の領域は 3D モデリ

高精度な患者 QA を実施できることが期待できる．

ング時に連続した領域となるようにモデリングしている．
結果を図 2 に示すが，右側の上図が実際の患者の CT 画
像，下図が作成したファントムの CT 画像であり，非常に近い CT 画像となった．また，左側の CT 値プロファイル
においても比較的良好な一致が見られた．ただ，一部で患者とファントム画像では CT 値に乖離が見られた．一つ目の理由として，石膏が上手く流れるように STL を加工するために患者形状と少し異なることが原因として考えられ参考文献
1） Low DA, et al.: A technique for the quantitative evaluation of dose distributions. Med. Phys. 25: 656–661, 1998
2） Zhen H, et al.: Moving from gamma passing rates to patient DVH-based QA metrics in pretreatment dose QA.
Med. Phys. 38: 5477–5489, 2011
執筆者：角谷倫之（東北大学放射線治療科）

る．二つ目として，石膏の CT 値は 500HU 程度であり，

109

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3: 110 (2020)

医学物理 第 40 巻 第 3 号

論文紹介
連載：RPT 誌特集

Michel M. Ter-Pogossian 先生紹介記事
Title: Michel M. Ter-Pogossian (1925–1996): A pioneerof positron emission tomography weighted in fast imaging and Oxygen-15 application
Authors: Iwao KANNO, Miwako TAKAHASHI, Taiga
YAMAYA
Publish: 13(1): 1–5, 2020

なる．
Ter-Pogossian 先生が亡くなられた 1996 年は，偶然にも山谷が修士論文テーマとしてはじめて PET に触れた年でもあった．Ter-Pogossian 先生の功績は，今回調べて初
め て 知 っ た こ と も 多 く 大 変 勉 強 に な っ た．1975 年 は，
Ter-Pogossian 先生が世界で最初の臨床用 PET 装置を開発した年であるが，それから 4 年遅れて，田中栄一先生が日本初の PET 装置を開発している．田中先生のご講演を紙

タイトル：Michel M. Ter-Pogossian (1925–1996): PET の先駆者，特に高速イメージング法と 15O 臨床応用について
著者：菅野 巖，高橋美和子，山谷泰賀

面再現した「核医学物理の生い立ち」1）もぜひご覧いただ

PET はこんなに医療に役立っているのに，ノーベル賞

えば当時の光電子増倍管が今はシリコンフォトマルにかわ

受賞者はまだいない．その理由は，受賞候補者がすでに死るなどテクノロジーは確実に進歩しているものの，PET

去してしまっているからかもしれない．今回紹介したの原理自体は何も変わっていないことに気づく．すなわ

Ter-Pogossian 先生は，まさしくノーベル賞級の仕事をさち，陽電子・電子対消滅で生じた 511 keV 放射線のペアをれた方であった．

探し，さらに放射線の飛行時間差の情報も使って核種の位

きたい．当時の熱気が伝わる．
Ter-Pogossian 先生らパイオニアの功績を知ると，たと

本誌編集委員長の長谷川智之先生から，Ter-Pogossian

置を短い線分上に特定する．これは今日の PET でも同じ

先生の紹介記事執筆の依頼を最初に受けたのは山谷だっであり，あらためて先人の発想力のすごさに驚かされる．

た．Ter-Pogossian 先生の功績は，物理工学分野にとどま

我々現役世代がさらに人類の知見を一歩進めるためには，らず医学生物学分野にも広く及ぶことから，物理工学研究

原理自体を変えてしまうくらいのブレークスルーが必要な者の山谷では力不足かと判断し，核医学専門医の高橋にものかも知れない．

協力を仰いだ．高橋は，臨床現場で O-PET を大いに利15用してきた経験がある．しかし困ったのは，山谷も高橋も世代的に Ter-Pogossian 先生とは全く接点がなかったことである．そこで，菅野巖先生にも共同執筆をお願いした．
菅野先生は，まさに Ter-Pogossian 先生と同じ 15O-PET研究の日本のパイオニアであり，Ter-Pogossian 先生との交 流 も 深 か っ た．RPT 誌 Editorial で は，Ter-Pogossian
先生の人物像や菅野先生に印象深く残されている思い出についての紹介もある．
15

O-PET は 奥 が 深 い．15O–CO2 や 15O–O2, 15O–CO の 形でそれぞれ PET 計測することによって，局所脳血流量や酸素代謝率，酸素摂取率を算出することができる．これにより，脳のどの領域において，血流量低下に対する予備能がどの程度低下しているのかがわかる．すなわち，脳梗塞のリスクを予測できるのである．脳には，脳神経細胞の生存や活動に必要な代謝を維持するために，複数の代償機構が用意されている．患者さん自身は無症状であっても，脳図1

RPT 誌 Vol. 13, No. 1 表紙を灌流する血流量が低下すると，MRI などでは描出されないような細かい血管（側副血行路）が発達したり，血管抵抗の低下や脳神経細胞の酸素摂取率上昇が起こったり，脳を守るためのダイナミックな反応が見られる．こうした複雑なダイナミズムこそ，生命科学を特徴づけているものであり，15O と PET によってはじめて私達が知るところと

110

参考文献
1） 田中栄一：核医学物理の生い立ち．次世代 PET 研究報告書
2018: 9–16, 2019
執筆者：高橋美和子（放射線医学総合研究所），
山谷泰賀（放射線医学総合研究所）

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3: 111–114 (2020)

医学物理 第 40 巻 第 3 号

施設紹介
茨城県立医療大学大学院保健医療科学研究科
放射線技術科学専攻の紹介
布施拓 *, 藤崎達也，門間正彦，阿部慎司

茨城県立医療大学保健医療科学研究科

Introduction of Medical Physics Course
in Ibaraki Prefectural University of Health Sciences
Hiraku FUSE*, Tatsuya FUJISAKI, Masahiko MONMA, Shinji ABE

Department of Radiological Sciences, Ibaraki Prefectural University of Health Sciences

1.
1.1

施設概要

沿革および組織

1.2

施設・設備

筑波学園都市に隣接する緑豊かなキャンパスは，12 万 m2のゆとりある広さであり，機能的で開放的な設計は，充実

本学は，茨城県の医療技術者養成における中心的役割をしたキャンパスライフを送るのに最適な環境である担う施設として平成 7 年（1995 年）4 月に 1 学部 4 学科（看（図 1）．附属図書館には，一般教養図書から医療関係の専

護学科，理学療法学科，作業療法学科および放射線技術科

門図書まで約 12 万冊の蔵書，外国誌を含む 1,600 種類の学科）として開学し，本年で 26 年を迎えた．医療専門職

学術雑誌がそろっており，医療関係の視聴覚資料も豊富の養成機関として，これまでに 3 千名を超える人材を，医で，国内外の最新の専門知識が入手できる．施設は自然科

療福祉を中心とする社会のさまざまな分野に輩出し，地域

学実験や基礎医学実習を行う実験・実習室をはじめ，臨床医療の発展に大きく貢献している．また，平成 8 年 12 月

での使用を目的としない教育・研究用としての放射線医療に国公立の医療系大学としては全国初のリハビリテーショ

機器を備えた施設など，最先端の医療技術を修得するため

ン専門の付属病院を，平成 13 年度には高度医療専門職のの設備を有している．開学から 20 年以上が経過して機器養成を目的とした大学院博士前期課程を，平成 22 年度にの老朽化により更新を行い，各種 X 線撮影装置や MRI 装は大学院博士後期課程を開設するなど，保健医療分野にお置（図 2），核医学検査装置，放射線治療装置と放射線治ける医療技術の高度専門化の進展に対応できる高い資質の療計画装置（図 3）等が新しく設置された．また，付属病医療専門職の養成に努めている．放射線技術科学科には専院の設備も教育・研究のために共用しており，それらを表

任教員 14 名（本稿執筆時）が在籍しており，多様な教育，

1 に一覧としてまとめた．診断領域では，学内と付属病院

研究歴を有する教員で構成されている．

の医療機器を利用して教育・研究が行われている．一方，放射線治療領域では放射線治療装置（ELEKTA Synergy,エレクタ）に加え，放射線治療計画装置（Pinnacle3, フィリップス）とその連携を図るための治療用 RIS（MOSAIQ,エレクタ）が学内の教育・研究用医療機器として導入されている．臨床と同様の環境を整備することにより，より学
修効率が向上するよう配慮されている．さらに，周辺機器
は，臨床施設で使用されているものに加えて学修内容に沿った整備がなされている．各種電離箱線量計や電位計（図 4），3 次元水ファントム等も整備されている．大学院
での研究活動に必要なその他の電離箱等も整備されており，多種多様な研究が実施可能である．大学院における実習の様子を図 5 に示す．

図1

大学キャンパス* 茨城県立医療大学保健医療科学研究科［〒300–0394 茨城県稲敷郡阿見町大字阿見 4669 番地 2］

Department of Radiological Sciences, Ibaraki Prefectural University of Health Sciences, 4669–2 Ami-Machi, Inashiki-gun,Ibaraki 300–0394, Japan
E-mail: fuseh@ipu.ac.jp111

医学物理 第 40 巻 第 3 号

表1

学内と付属病院の医療機器

学内教育・研究用医療機器
診断領域

付属病院医療機器

一般撮影用 X 線発生装置（DR-150-1）

CR 装置（F-CR）FPD 式デジタル X 線 TV 装置 (SONIALVISION G4)
FPD 式デジタル X 線乳房撮影装置 (Senographe Pristina)
マルチスライス X 線 CT 装置 (Supria)
全身用骨密度測定装置 (Delphi A)
永久磁石型 MRI 装置 (AIRIS Vento)
超音波診断装置 (HI VISION Ascendus/Avius)
SPECT 装置 (BrightView)
画像解析ワークステーション (AZE virtual place)
放射線治療領域

マルチスライス X 線 CT 装置 (ECLOS)
全身用骨密度測定装置 (QDR Horizon)
超電導型 MRI 装置 (Vantege XG)
超音波診断装置 (HI VISION Ascendus/Avius)
SPECT 装置 (Symbia Intevo Bold)
画像診断サーバー (Virtual Place Lexus)

放射線治療装置 (ELEKTA Synergy)
放射線治療計画装置 (Pinnacle3)
治療用 RIS(MOSAIQ)

図2

2.

なし

乳房撮影装置（左），X 線 CT 撮影装置（中），MRI 装置（右）

図3

2.1

一般撮影用 X 線発生装置 (UD150 L-40)
一般撮影用 X 線発生装置 (KXO-50G)
ポータブル撮影装置 (MUX-100JL)
歯科診療用 X 線装置 (X-500, X-28)
CR 装置 (F-CR)FPD 式デジタル X 線 TV 装置 (CUREVISTA)

放射線治療装置（左）および治療計画装置（右）

教育活動

大学院教育

している．それぞれの領域では，近隣の研究施設との共同
研 究 も 行 っ て お り，ま た 付 属 病 院 で は 各 種 X 線 撮 影，
MRI，核医学装置等が整備され，基礎と臨床の結びつい

放射線技術科学専攻では，専門コースと医学物理コース

た研究が行えるような体制が整っている．また，原子力施（MP コース）の 2 コースを設けている．専門コースでは，設を多く受け入れている本県の立地特徴を背景に，公正

医用画像技術学領域，核医学技術学領域，放射線治療技術

性，論理性に優れた放射線管理者の育成も可能とする教育学領域の各領域で，それぞれ最先端の教育，研究を行い，課程としている．MP コースでは，学部の教育内容を踏ま

放射線技術科学について専門的に広い視野を獲得すること

えて，高度な医用放射線技術の専門職を養成するとともを目指している．さらに専門の領域を越えて関連する他領に，医学物理士となりうる基本的能力を習得する．医学物

域の科目も選択し，専門知識を幅広いものにするよう配慮

理士としては放射線診断，治療，核医学のそれぞれの専門112

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

図4

施設紹介

教育・研究用の各種電離箱線量計および電位計の一部

医療人材（がんプロフェッショナル）」に参画し，医学物理士としてがん治療に貢献できる多くの修了生を養成してきた．
博士前期課程では MP コースを設定し，がんプロで培った成果を継続・発展させるコース設定を行い，実践でも役立つカリキュラム構成としている．OJT (on the job training) を積極的に取り入れ，より高度な医用放射線技術の専門職を養成するとともに，医学物理士となりうる基本的能力を養っている．茨城県総合がん対策推進計画でも推進
図5

標準計測法の実習の様子されているように，茨城県立中央病院と連携した短期の医学物理学実習を実施し，博士後期課程では医学物理臨床実習を実施している．医学物理士認定機構で認定する医学物

領域の知識・技能が必要であるため，それぞれの領域に

理教育コースに認定開始以来認定されており，これまで多MP コースを設けている．

くの修了生と医学物理士認定試験合格者を輩出している．
また，MP コースから一貫した医学物理教育を可能とす

2.2

MP コースの概要

現代のがん治療，とりわけ進歩の著しい放射線治療は，るため，博士後期課程には医学物理臨床実習を設定している．医学物理士認定機構の定める医学物理教育コース

カ

放射線腫瘍医のみならず，診療放射線技師，医学物理士なリキュラムガイドラインに記載されている 2 年間の臨床実

どの多職種専門家のチーム医療が求められている．本学の習をモデルとして構成されている（表 2）．簡単に記載し卒業生は診療放射線技師として，臨床の現場で活躍しておたが，学生には詳細な履修モデルが提示され，決められたり，そしてその中には，すでに医学物理士の資格を取得し，最低学修期間を履修するために計画的に実習が行われてい医学物理士としてがん治療に貢献している卒業生も少なかる．現在は茨城県立中央病院において，認定試験に合格しらずいる．本学の放射線技術科学科の卒業生は，診療放射た博士後期課程の学生が研究活動と並行して臨床経験を積線技師として活躍するとともに，潜在的に医学物理士とな

むために研鑽を積んでいる．これらの活動によって，即戦りうる人材であると考えられる．そこで，本学では，2007

力の博士学位を有する医学物理士の教育拠点が構築でき，年度から現在まで文部科学省補助金事業「がんプロフェッ

県内医療機関の放射線治療が充実すると考えている．

ショナル養成プラン」，「がんプロフェショナル養成基盤推進プラン」および「多様な新ニーズに対応する「がん専門113医学物理 第 40 巻 第 3 号

表2

医学物理教育コース

カリキュラムガイドラインをもとに構成した 2 年間の臨床実習モデル

項目
治療計画
治療
治療装置 QA/QC
治療計画 QA/QC
CT シミュレータ QA/QC
位置照合装置 QA/QC
放射線防護

3.

内容
X 線治療，電子線治療，粒子線治療，小線源治療
患者セットアップ，QA/QC
受け入れ試験，コミッショニング，校正，QA/QC
受け入れ試験，コミッショニング，MU 計算，QA/QC
受け入れ試験，コミッショニング，校正，QA/QC
受け入れ試験，コミッショニング，QA/QC
規則・勧告・許可の理解，放射線計測装置・人線量モニタの使用方法

専攻代表から医学物理を志す者へ一言

らに主体的に気づいて改善するということも必要と考える．これまでの概念にとらわれない感性を持ち，深い洞察

放射線医療の安全性を向上させ，患者が安心して医療を力を常日頃から発揮することが求められる．茨城県の医学受けられるようにする重要な役割を担うのが医学物理士で物理士という職業的意義をつくり上げ，発展させるのは皆ある．先駆的な研究への取り組みはもとより，日常業務にさんです．本学 MP コースへの受験をお待ちしています．

も解決しなければならないさまざまな問題点があり，それ114

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 32 No. 1: 115–115 (2012)

編

集

後

記

本号の巻頭言にはこのたび新たに日本医学物理学会の会長に就任された福田茂一先生（量子科学技術研究開発機構 QST 病院）に会長挨拶を寄稿していただきました．福田先生はそのなかで，今後の医学物理の発展に学会全体として寄与するために，新たな委員会の設置をはじめとした学会の新体制について触（関西医科大学），
れられています．編集委員会も QA/QC 委員会の姉帯優介先生
防護委員会の磯辺智範先生（筑波大学），森祐太郎先生（筑波大学），計測委員
会の山田崇裕先生（近畿大学）に兼任委員として新たに加わっていただきました．これはそれぞれの委員会と連携した企画を提案することにより，本誌の記事の充実を図るためです．本号に掲載されている遠藤真広先生（医用原子力技
術研究振興財団）の HIMAC の開発に関する連載記事は教育委員会との連携に
よって生まれたものです．今後は大会支援委員会，国際交流委員会とも連携して時期を得た記事を掲載していく予定です．さらに本号には RPT 誌と連携した土井賞・MCA 表彰の報告，RPT 誌 Editorial 紹介も掲載されています．
新型コロナウィルスが世界中で猛威を振るうなか，国内外の学会のオンライ
ン化，Webinar の開催により，医学物理も含めた学術界のグローバル化が新たな展開を見せています．このような状況のなかで，邦文誌である本誌もそれに対応した変化をしていく必要があると思います．国内の関係各所と連携して邦文誌としての特徴を活かした情報を発信していく予定です．
最後になりましたが，論文の投稿先として本誌を選んでくださった方々，査読を行っていただいた方々，原稿を執筆していただいた方々にこの場を借りて感謝を述べさせていただきます．
（編集委員 杉本 聡）
Japanese Journal of Medical Physics

医

学

物

理

Editorial Board
T. Hasegawa (Chief)
Y. Anetai
F. ArakiT. Isobe
N. Kanematsu
R. Kohno
M. SakaiS. SatoS. Sugimoto
Y. Takahashi
A. Nohtomi
M. Hashimoto
T. Fujisaki
T. Magome
N. Matsufuji
S. Minohara
Y. Mori
H. Watabe
T. Yamada

編集委員長
長谷川智之（北里大学）
編集委員
姉帯 優介（関西医科大学）
荒木不次男（熊本大学）
磯辺 智範（筑波大学）
兼松 伸幸（放射線医学総合研究所）
河野 良介（放射線医学総合研究所）
境麻未（倉敷中央病院）
佐藤 清香（エレクタ（株））
杉本
聡（順天堂大学）
高橋豊（大阪大学）
納冨 昭弘（九州大学）
橋本 成世（北里大学）
藤崎 達也（茨城県立医療大学）
馬込 大貴（駒澤大学）
松藤 成弘（放射線医学総合研究所）
蓑原 伸一（神奈川県立がんセンター）
森 祐太郎（筑波大学）
渡部 浩司（東北大学）
山田 崇裕（近畿大学）

JSMP Secretariat:
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Yamabukicho, Shinjuku-ku, Tokyo 162–0801, Japan
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公益社団法人日本医学物理学会編集事務局：〒 162–0801 東京都新宿区山吹町 332–6（株）国際文献社内

ISSN: 1345–5354

ISSN: 1345–5354

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

本誌は年 1 巻とし，1 号，2 号，3 号及び 4 号として発行します．

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115

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 40 No. 3 (2020)

賛

助

会

員

名

エ

レ

ク

タ

株

式

会

社

東 洋 メ デ ィ ッ ク 株 式 会 社

株

式

会

社

応

用

技

研

長 瀬 ラ ン ダ ウ ア 株 式 会 社

加速器エンジニアリング株式会社

株

住 友 重 機 械 工 業 株 式 会 社

ユーロメディテック株式会社

株 式 会 社 千 代 田 テ ク ノ ル

公益社団法人

株 式 会 社 通 商 産 業 研 究 社

式

会

社

日

立

製

作

所

日本生体医工学会

Japanese Journal of Medical Physics
目
次
巻 頭 言
会長就任挨拶
福田茂一 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

資

73

料
本邦の放射線治療部門における診療の質評価指標 (Quality Indicator: QI) 策定に向けたアンケート報告

水野統文，川村愼二，峯村俊行，岡本裕之，遠山尚紀，黒岡将彦，川守田龍，伊藤芳紀，中山優子 . . . . . . . . . .

75

技術報告
固体ファントムを用いた訪問による出力線量の第三者評価プログラムの構築
謙甫，脇田明尚. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

谷

88〈連載：教育委員会企画〉
解説
重粒子線治療装置 HIMAC の建設とそのもたらしたもの―医学物理学の観点から―
第 2 部．ブロードビーム照射の高度化と普及型装置の開発 (1994 ～ 2010)

遠藤真広 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

97〈連載：RPT 誌特集〉

2019 年度 RPT 誌土井賞（優秀論文賞）・MCA 表彰の報告
川村愼二，納冨昭弘. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

106

論文紹介

RPT 誌土井賞受賞論文：エネルギー差分 CT 値―電子密度変換のためのフォトンカウンティング検出器のシミュレーション研究齋藤正敏 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

107

RPT 誌土井賞受賞論文：乳房専用 PET と全身 PET/CT を用いた高集積領域の自動検出
箕浦菜月，寺本篤司，伊藤あかり，山室 修，西尾正美，齋藤邦明，藤田広志 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

108

RPT 誌土井賞受賞論文：IMRT の患者 QA における 3D プリンタで作成した頭頚部患者模擬ファントムの評価
角谷倫之，阿部幸太，根本 光，佐藤清和，家子義朗，伊藤謙吾，土橋 卓，武田 賢，神宮啓一 . . . . . . . . . .

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論文紹介

Michel M. Ter-Pogossian 先生紹介記事：Michel M. Ter-Pogossian (1925–1996):
PET の先駆者，特に高速イメージング法と 15O 臨床応用について
菅野 巖，高橋美和子，山谷泰賀 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

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施設紹介
茨城県立医療大学大学院保健医療科学研究科放射線技術科学専攻の紹介
拓，藤崎達也，門間正彦，阿部慎司 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

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

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布施

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医学物理

第40巻

定価 2,000円

第3号

令和 2年9月30日発行 公益社団法人 日本医学物理学会 東京都新宿区山吹町358-5
平成 2 年 6 月11日第 4 種郵便物認可（株）国際文献社内