ISSN 1345-5354

医 学 物 20理
18
Japanese Journal of Medical Physics

Vol. 384

http://www.jsmp.org/

平成30年

第38巻 4号

日本医学物理学会機関誌

目

次

技術報告
逐次近似 CT 画像再構成法における入射光子数と線減弱係数の再構成値
篠原広行，橋本雄幸 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
解説MR 画像誘導放射線治療における On-line Adaptive Radiotherapy
岡本裕之，逆井達也，西岡史絵，三浦悠記，相川亜子，
桑原潤一，飯島康太郎，阿部容久，井垣 浩，伊丹 純. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

国際学会参加記
ISMRM・SMRT 参加記
上山 毅 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
米国核医学会 SNMMI2018 参加記
山谷泰賀 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
2018 年米国医学物理学会学術大会への参加報告
橘 英伸 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
IEEE Medical Imaging Conference (MIC) 参加報告
大田良亮，橋本二三生 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

Report of the 18th Asia-Oceania Congress of Medical Physics (AOCMP) in
Conjunction with the 16th South-East Asia Congress of Medical Physics (SEACOMP)
Hossain Md ALAMGIR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
AOCMP2018
武井良樹 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
アジア・オセアニア医学物理学術大会 (AOCMP) 参加報告
田中祥平 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
アジア・オセアニア医学物理学術大会 (AOCMP) に参加して根本 光 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

143

159

166
169
174
177
181
182
184
186

大会開催報告第 116 回日本医学物理学会学術大会報告佐藤英一 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

188

施設紹介
南東北グループ放射線治療部門の紹介
加藤貴弘，廣瀬勝己，髙井良尋 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

191

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

193【複写される方へ】
本誌に掲載された著作物を複写したい方は，（社）日本複写権センターと包括複写許諾契約を締結されている企業の方でない限り，著作権者から複写権等の行使の委託を受けている次の団体から許諾を受けて下さい．
〒 107-0052 東京都港区赤坂 9-6-41 乃木坂ビル 3 階 一般社団法人 学術著作権協会

FAX: 03-3475-5619 E-mail: info@jaacc.jp
著作物の転載・翻訳のような，複写以外の許諾は，直接本会へご連絡下さい．

CONTENTSTECHNICAL NOTE
Incident Photon Number and Reconstructed Linear Attenuation Coefﬁcients
in Iterative CT Image Reconstruction

Hiroyuki SHINOHARA, Takeyuki HASHIMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

143

REVIEW
On-line Adaptive Radiotherapy Using MRI-Guided Technique

Hiroyuki OKAMOTO, Tatsuya SAKASAI, Shie NISHIOKA, Yuki MIURA, Ako AIKAWA,
Junichi KUWAHARA, Kotaro IIJIMA, Yoshihisa ABE, Hiroshi IGAKI, Jun ITAMI. . . . . . . . . . . . . 159

REPORT OF INTERNATIONAL CONFERENCE
Report of ISMRM・SMRT 2018

Tsuyoshi UEYAMA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

Report of SNMMI2018

Taiga YAMAYA. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

2018 AAPM Annual Meeting

Hidenobu TACHIBANA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

Report on IEEE MIC 2018

Ryosuke OTA, Fumio HASHIMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

Report of the 18th Asia-Oceania Congress of Medical Physics (AOCMP)in Conjunction with the 16th South-East Asia Congress of Medical Physics(SEACOMP)

Hossain Md ALAMGIR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

AOCMP2018

Yoshiki TAKEI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

Report of AOCMP 2018

Shohei TANAKA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

Report of AOCMP 2018

Hikaru NEMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

REPORT OF JSMP MEETING
Report of the 116th Scientiﬁc Meeting of the Japan Society of Medical Physics

Eiichi SATO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

INTRODUCTION OF RESEARCH FACILITY
Southern TOHOKU Proton Therapy Center

166
169
174
177

181
182
184
186

188

Takahiro KATO, Katsumi HIROSE, Yoshihiro TAKAI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

191

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

193

医学物理 第 38 巻 第 4 号

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 143–158 (2018)

技術報告
逐次近似 CT 画像再構成法における入射光子数と線減弱係数の再構成値
篠原広行 *1, 2，橋本雄幸 31

首都大学東京2昭和大学藤が丘病院放射線科

3

杏林大学保健学部診療放射線技術学科

Incident Photon Number and Reconstructed Linear Attenuation Coefﬁcients
in Iterative CT Image Reconstruction
Hiroyuki SHINOHARA*1,2, Takeyuki HASHIMOTO3
1

Tokyo Metropolitan University

2

Department of Radiology, Showa University Fujigaoka Hospital

3

Faculty of Health Sciences, Department of Medical Radiological Technology, Kyorin University(Received August 22, 2018; Accepted November 29, 2018)[Purpose] The iterative CT image reconstruction (IR) method has been successfully incorporated into commercial CT scanners as ameans to promote low-dose CT with high image quality. However, the algorithm of the IR method has not been made publicly available by scanner manufacturers. Kudo reviewed the fundamentals of IR methods on the basis of the articles published by the joint
research group of each manufacture that were released before and during product development (Med Imag Tech 32: 239–248, 2014).

According to this review, the object function of the IR method consists of the data ﬁdelity term (likelihood) and the regularization
term. The regularization term plays a signiﬁcant role in the IR method; however, it has not been clariﬁed whether or not the variance of projection data should be included into the likelihood to act the regularization term effectively. Our purpose in this study
was to investigate the relationship of the incident photon number and the reconstructed linear attenuation coefﬁcients of the IR
method by numerical experiments.
[Methods] We assumed the X-ray beam was a pencil beam, and the system matrix was given by the line integral of linear attenuation coefﬁcients because we focused on the accuracy of the reconstructed linear attenuation coefﬁcients in the ideal photon detection
system equations given by Kudo. Total variation (TV) and the relative difference function were used for regularization of the IR
method. Three kinds of numerical phantoms with 256×256 pixels were used as test images. Poisson noise was added to the projection data with 256 linear sampling and 256 views over 180°. The accuracy of reconstructed linear attenuation coefﬁcients was evaluated by the mean reconstructed value within a region of interest (ROI) and the relative root mean square errors (%RMSEs) to theobject image.
[Results] The linear attenuation coefﬁcients were reconstructed accurately by the IR method including the variance of projection
data into the likelihood in comparison with the IR method without including the variance. When the incident photon number
ranged from 100 to 2000 for the object having a mean linear attenuation coefﬁcient of 0.067 to 0.087 cm−1, the reconstructed linear
attenuation coefﬁcients in ROI were close to the true values. However, when the incident photon number was 50, both the accuracy
and the uniformity of reconstructed images decreased.
[Discussion] From the viewpoint of the visual observation, the image quality of the IR method was superior to that of the ﬁltered
back-projection (FBP) image processed with the Gaussian ﬁlter of FWHM equal to 3 pixels. For the object with a high absorber, the
FBP gives linear attenuation coefﬁcients that were lower than the true values. This phenomenon was also observed in the IR method. The projection data of CT were given by the logarithm operation of the ratio between the incident photon and the transmitted
photon numbers. If the transmitted photon number happened to be equal to 0 owing to the inﬂuence of noise, it was held to a valueof 1 to avoid the logarithm of zero. This process caused an error of the linear attenuation coefﬁcients.
[Conclusion] The variance of projection data should be included into the likelihood to act the regularization term effectively in the
IR method.
Keywords: low-dose CT, Poisson noise, iterative image reconstruction, regularization, total variation, computer simulation* 首都大学東京

Tokyo Metropolitan University
E-mail: sinohara@tmu.ac.jp

143

医学物理 第 38 巻 第 4 号

1.

はそれぞれ独自の逐次近似法を CT に搭載している．医用

はじめに機器メーカは自社の逐次近似 CT 画像再構成のアルゴリズ

CT 画像再構成において解析的方法の FBP (ﬁltered back-ムを公表していないため詳細は不明であるが，2014 年にprojection) 法 1）, 2）は，統計雑音（以下，雑音と略）を抑制

工藤は各社の共同研究グループが製品開発前に公表した論するため Ram-Lak フィルタ（Ramp フィルタ）や Shepp-

文をもとに，3 種類の逐次近似 CT 画像再構成法について

Logan フィルタなどと低域通過フィルタとの組み合わせ解説した 13）．これによると，逐次近似 CT 画像再構成法はが用いられる．FBP 法は線形処理なのでその再構成画像

再構成画像からの予測投影データと実測投影データとの距

は投影データとそれぞれの処理を行う関数の畳み込みとな離を評価する尤度，および原画像に関する先見情報を表す

り，再構成画像の分解能および雑音は解析的に求められ正則化項からなり非線形処理を行う．そのため，この方法

る 3）．さらに，FBP 法は演算速度が速い優れた特徴を有しは FBP 法のように線形性の処理系を仮定する必要がない

2）ている．一方，検出器のサンプリング数（直線サンプリン

汎用性を有している．著者らは工藤が示した 3 種類の逐次グ数）に合わせ標本化定理を満たすように角度サンプリン

近似 CT 画像再構成法の数式を実装し，それらの再構成画

グ数（ビュー数）を選んだとしても，FBP 法は雑音に極像と平方根二乗誤差 (RMSE) を報告した 14）．しかし，このめて敏感である．計測データの微小な変動が再構成画像に

報告では，尤度への分散の組み込みの有無と正則化関数の及ぼす影響が大きいことは，投影データから原画像を求め働きおよび入射光子数数と線減弱係数の再構成値との関係

る逆問題において雑音の大きさによっては安定な解が得らについては触れていない．尤度に分散を組み込まず正則化

れないことを意味する．

のみで十分なのか，それとも分散を組み込みそのうえで正CT では入射光子数と透過光子数との比を対数変換しラ則化を行った方が誤差の少ない線減弱係数分布が得られる

ドン変換すなわち線減弱係数の積分値となる投影データをのかに関し，著者らの報告を含め先行研究では必ずしも明得る必要がある．通常，CT の入射光子数は大きいので雑らかにされていない．このような現状から，著者らは，逐音を無視できるが，検出器で計測される透過光子数は雑音次近似法による線減弱係数の再構成値（以下，再構成値）

4）の影響を無視できずポアソン分布に従う ．透過光子数がについて関心を持つに至り本研究を行った．

大きい場合，透過光子数とその対数変換に近似的に線形関

本研究では，代数的方法 15）をブロック化しそこに投影係が成立するとみなすことができるが，透過光子数が小さ

データの分散を組み入れた再構成式に正則化項を加え，画い場合には対数変換の曲率が大きく線形関係が成立しない．

像の更新と正則化をブロックごとに行う逐次近似法を用い

FBP 法は非線形性が問題となる低透過光子数において再入射光子数と再構成値との関係を調べた． 前報告 14）は目構成される線減弱係数の信頼性の低下，雑音の増幅などの的関数の最小化を最急降下法で行い画像の更新と正則化に問題を生じる．雑音の増幅はストリークアーチファクトとは全投影データを使用した．方法論についてはこれらの点なって画像に出現するため画質を著しく劣化させる．雑音が前報告と異なる．X 線は単色と仮定した．原画像は 2 次の抑制には線形フィルタが用いられてきたが，画像全体を元画像とし，原画像と投影データの関係を表すシステム行同じカーネルで平滑化するため，雑音を抑制する代償とし列は原画像の平行ビームによる線積分で表されると仮定して画像の分解能を劣化させる．この対策として，Hsieh は数値実験を行った．本論文の構成は以下のとおりである．

投影データにおいて雑音の多い領域に対し平滑化を強化し

第 2 節では用いた逐次近似法の概要，数値ファントムと計

少ない領域に対しては平滑化を行わない適応型フィルタを算機シミュレーションの方法，再構成画像の評価法につい報告した 5）．森 6）, 7），岩本ら 8）, 9）は，雑音を含む透過光子て述べる．第 3 節では数値実験の結果を示し，第 4 節では数から対数変換によって投影データを作成する際の非線形得られた結果に関する簡潔な議論と今後必要な検討事項，

性がストリークアーチファクトに及ぼす影響を研究し対策

そして第 5 節では結論を述べる．

法を報告した．さらに，森らは，非線形性に加え投影デー

2.

タを作成する際に行われる透過光子数が零あるいは負数のときそれらを 1 に置き換える処理（クランプ処理）を回避

2.1

方

法

逐次近似 CT 画像再構成法

する方法を提案した 7）．これらの先行研究によって，低透原画像の線減弱係数分布を x，投影データを y，システム

過光子数で顕著に生じる FBP 法のストリークアーチファ

行列を A とし行列の要素を aij で表す．太字はベクトルをクトや線減弱係数が真値からシフトする現象が軽減され画表しベクトルの成分は下付きの通常文字で表す．反復式は質の向上が図られた．

ベクトルの上付き文字で表す．原画像の画素を表すのに j2000 年中期頃になると CT 検査に伴う被曝量の削減が（画素の総数 J），検出器を表すのにi（検出器の総数 I）を用

CT 技術において重視された結果，新たに逐次近似法を用いる．原画像は 256×256 画素で構成される 20 cm×20 cm

いた画像再構成法が提案された 10〜12）．そして，最近の CTの大きさの 2 次元画像とした．1 画素の長さは 0.078125 cm

では逐次近似法が臨床に普及しつつあり，医用機器メーカ(20 cm/256) である．投影データの直線サンプリング数 N

144

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)は 256，角度サンプリング数 M は 256/180 度とした．入射

項の U(x) は正則化のエネルギー関数，β はその重み係数で光子数 n0 は統計変動のない定数として扱い，透過光子数ある．投影データの分散に等分散を仮定する場合には σ2yi

ni はポアソン分布に従うと仮定する．

をすべて 1 にする．

ni＝Poisson (ni)(1)

σ y2 ＝{1}(11)i

投影データの作成において透過光子数が零のときに対数変(4) 式の σ2yi を (6) 式に適用する場合，透過光子数の大きい換できないため，透過光子数を 1 にする処理（クランプ処

投影データほど最小化式への寄与を大きくし，逆に，透過理）を行う．

光子数の小さい投影データほど寄与を小さくする．等分散の (11) 式を (6) 式に適用する場合，投影データの統計的性

ni > 1ni ≤ 1ni
ni ＝ 
1(2)

質を考慮しない画像再構成となる．投影データは雑音の影響を受けているため，(4) 式の yi には投影データを半値幅 2

CT の投影データ yi は入射光子数 n0 と透過光子数 ni の比を画素のガウスフィルタ処理したものを用いた．

(6) 式の右辺は次式の代数的方法において対数変換して得られる．
n 
yi ＝ ln  0 
 ni 

(3 )x k＋1 ＝ x k －(ai x k － yi )ai
aiT ai(12)

入射光子数と透過光子数の比が対数変換される結果，透過分母の i 行についてのシステム行列の和を X 線が通過する

光子数の期待値を n̄i とすると投影データの分散 σ2yi は次式

距離とみなし，それを直線サンプリング数の N で近似し4）ている．そして，N および角度サンプリング数 M とサブで表される ．

σ y2 ＝ 1 ＝ini

セット数 S の比の積で規格し画像の更新を行う．

1∝ e yi{n0 / e yi }

{ }

(4 )

間の相関を考慮するギブス分布で表されると仮定する．

画像再構成は角度サンプリング数 M からなる投影データをブロック化（サブセット化）し以下の手順で行った．

(A) 初期化 k＝0, xk＝0＋
 (a x ( k ,i ) － yi )x ( k , i ) ＝  x ( k ,i ) －  2 iai   , ai ∈Si σ yi ×N ×M / S  


(6 )

(8 )

全 変 動 (total variation: TV)16） と Relative difference 関
数 17）を用いた．

U ( x)＝

 ( x －xr ,srr＋1, s)2＋( x r ,s －x r ,s＋1 )2

(14)

s

xr,s の下付文字は x 方向の r 番目，y 方向の s 番目の画素を(9 )(E) すべてのサブセットについて (B), (C) の処理を終えた
ら，反復回数の添字 k を更新し，(B)〜(D) を繰り返す．

(10)

ここで，k は反復回数，i はサブセットを示す添字，ai は i
番目のサブセット Si に含まれるシステム行列，S はサブ
セット数，ntv は正則化の反復回数を表す．[（上 下 左 右 の 画 素：1, 45 度 方 向 の 画 素：1/√2）を 表 す．

TV は画像の勾配の和として次式で表される．

に移動し，(B), (C) を繰り返す．

＝x

(13)

【全変動 (total variation: TV)】(D) 正則化による画像の更新を終えたら，次のサブセット

(k,S)

q

正則化関数と呼ぶことにする．正則化関数として凸関数の＋x(k,i＋1)＝x(k,i,ntv)

j

q∈Z j

ϕ(xj−xq) はエネルギー関数の働きを決めており本研究では

∂U ( x )x ( k ,i ,m＋1) ＝  x ( k ,i ,m ) － βx∂( k ,i ,m )
x＝x



(m＝0, 1, …, ntv−1)jqja は規格化因子，β はエネルギー関数 U(x) の重み，wjq は(7 )x(k,i,0)＝x(k,i)

 w φ(x －x )注目画素 j とその周辺 8 画素 Zj のユークリッド距離の逆数(C) サブセット内で正則化による画像の更新

x

P ( x ) ＝ a e－β U ( x ) , U ( x ) ＝(5 )(B) サブセット内で射影による画像の更新(k＋1,0)

逐次近似 CT 画像再構成法に用いられる正則化項は画素示す．(8) 式に必要な TV の微分∇U(x) は次式で行った．
( x[4]－ x[3])( x[4]－ x[3])2 ＋ ( x[6]－ x[3])2 ＋ ε 2∇U ( x )1 ＋

( x[4]－ x[1])( x[2]－ x[1])2 ＋ ( x[4]－ x[1])2 ＋ ε 2－( x[5]＋ x[7]－ 2x[4])( x[5]－ x[4])2 ＋ ( x[7]－ x[4])2 ＋ ε 2(15)]＋は演算途中で生じた負の値を零に置き換えることを意味する．第 3145

医学物理 第 38 巻 第 4 号( x[4]－ x[1])( x[4]－ x[1])2 ＋ ( x[0]－ x[1])2 ＋ ε 2∇U ( x )2 

∇U ( x ) ＝＋( x[4]－ x[5])( x[8]－ x[5])2 ＋ ( x[4]－ x[5])2 ＋ ε 2－( x[7]＋ x[3]－ 2x[4])( x[7]－ x[4])2 ＋ ( x[3]－ x[4])2 ＋ ε 2∇U ( x )1 ＋ ∇U ( x )22ている凸関数の Huber 関数 19）あるいは非凸関数の Geman(16)

関数 19）と異なり，強度の差の絶対値 |xj−xq| ではなく，相対強度 |xj−xq|/(xj＋xq) によって平滑化と輪郭の保存とのバランスをとるのが特徴であり次式で表される．

φ ( x j － xq ) ＝(17)

φ ( x j －x q )∂x j＝( x j －x q )2
x j ＋x q ＋γ |x j －x q|(18)( x j －x q )(γ |x j －x q|＋x j ＋3x q )( x j ＋x q ＋γ |x j －x q|)2(19)

ここで，Fig. 1 のように TV を計算する範囲を 3×3 画素とし

γ は 1 次関数と 2 次関数の重みを調節するパラメータで以

それらの画素を x[0]〜x[8] で表し，処理対象の画素を中心下の条件のとき 1 次元関数形の x[4] とする．ε は微分可能にするための平滑化用の小さな値で ε＝1×10−4 とした．(15) 式の∇U(x)1 は先行研究 18）1 <<で報告された TV の微分式であり，x[4] の微分に Fig. 1(a)γ |x j － x q|
x j ＋ xq

, φ ( x j − xq ) ＝|x j － x q|

γ

(20)

のように周辺画素を用いる．この方式では右斜め方向にとなる．これは雑音を抑制し輪郭の保存を強める働きをす

アーチファクトが発生するため，(b) のように (a) とは逆る，以下の条件のときには 2 次関数形となり平滑化を促進

方向の周辺画素を用いた (16) 式の∇U(x)2（左斜め方向にする．

アーチファクトが発生する）との平均の (17) 式を∇U(x)とした．こうするとアーチファクトは (15) 式を用いる場合に比較し軽減された．さらに，(c), (d) のような周辺画
素を用い平均化する TV の計算についても試みたが，画像の均一性の向上は認められなかった．
【Relative difference 関数】
Relative difference 関数は正則化関数としてよく知られFig. 1 Discrete gradient calculation of TV for the center
pixel in the 3×3 area using two different gradientdirections (a) and (b)Four pixels marked by the black solid line in (a)correspond to the ﬁrst term of Eq. (15); gray solidline, the second term; light gray solid line, thethird term. Four pixels marked by the black solidline in (b) correspond to the ﬁrst term of Eq. (16);gray solid line, the second term; light gray solidline, the third term.

146

Fig. 2 Object numerical Phantoms A〜C for testing thevisual observation, reconstructed linear attenuation coefﬁcients, and %RMSE. (a) Phantom A wasused for testing the minimum disk insert could be
visualized by the FBP and iterative methods. (b)Phantom B was a disk with diameter 18.4 cm having linear attenuation coefﬁcient 0.1 cm−1 and consisting of two ellipses and two disk inserts. The linear attenuation coefﬁcients of the ellipses were0.035 cm−1 and 0.065 cm−1. The linear attenuation
coefﬁcients of the two disks were both 0.2 cm−1. (c)For Phantom C the linear attenuation coefﬁcientsof the two disks were both 0.4 cm−1. (d) Region of interest (ROI) placed on Phantom B and Phantom C
to measure the linear attenuation coefﬁcients and%RMSE. The numbers 1 and others denote the
ROI numbers in Table 2 to Table 5.

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

1 >>
2.2

γ |x j － x q|
x j ＋ xq(xx )2
, φ ( x j － xq ) ＝ j － q
x j ＋ xq

Table 1A

(21)

数値ファントムFig. 2(a) の Phantom A は 直 径 18.4 cm，線 減 弱 係 数
0.1 cm−1の 円 内 に 長 径 12 cm，短 径 8 cm，線 減 弱 係 数

0.035 cm−1, 0.065 cm−1 の 楕 円， 直 径 3, 2, 1.6, 1.2, 0.8,
0.6, 0.4 cm，それぞれの線減弱係数 0.2, 0.18, 0.16, 0.15,
0.14, 0.13, 0.12 cm−1 の小円を含む．(b) の Phantom B は
直 径 18.4 cm，線 減 弱 係 数 0.1 cm−1 の 円 内 に 長 径 12 cm，短径 8 cm，線減弱係数 0.035 cm−1, 0.065 cm−1 の楕円，直径 5 cm，線減弱係数 0.2 cm−1 の小円を含む．(c) のPhantom
C は Phantom Bと同じ規格で小円の線減弱係数を 0.4 cm−1とし低透過光子数になるようにした．(d) は Phantom B, Cに設定した直径 2.8 cm の関心領域 (ROI) を示す． Phantom A〜C に対し入射光子数を 50, 100, 250, 500, 2000 と変え実験した．これら入射光子数に対する雑音を含まない
ときの透過光子数を Table 1A〜1C に示す．Phantom A,

Incident
photon
50
100
250
500
2000
Table 1B

50
100
250
500
2000
Table 1C

射光子数が 50, 100, 250, 500, 2000 のとき最小透過光子数はそれぞれ 0.395, 0.791, 1.977, 3.954, 15.817 である．
Fig. 3 の 1 行に Phantom A〜C について入射光子数 50のときの雑音を含まない投影データを示す．画像の表示レ
ベルは各画像の最小値 0，ウインドウ幅（表示最大値）は

Max

Min

Mean

50
100
250
500
2000

4.049
8.098
20.24440.488161.951

17.629±11.468
35.257±22.935
88.143±57.338
176.286±114.676
705.144±458.705

Transmitted photon
Max

Min

Mean

50
100
250
500
2000

2.922
5.843
14.50929.217116.869

16.272±12.157
32.543±24.314
81.358±60.785
162.716±121.569
650.866±486.279

Incident and transmitted photon numbers of Phantom C without noise

Incident
photon
50
100
250
500
2000

Transmitted photon

Incident and transmitted photon numbers of Phantom B without noise

Incident
photonB では入射光子数が 50 のとき最小透過光子数はそれぞれ
4.409, 2.922 である． 高吸収体を含む Phantom C では入

Incident and transmitted photon numbers of Phantom A without noise

Transmitted photon
Max

Min

Mean

50
100
250
500
2000

0.395
0.791
1.977
3.954
15.81714.186±13.554
28.372±27.108
70.930±67.771
141.860±135.542
567.441±542.167

Fig. 3 Projection data of numerical phantoms for the incident photon number of 50
The ﬁrst row (a) to (e) shows the projection data without noise. The second row (b) to (f) shows the projection data with
Poisson noise（denoted as symbol P ）after the clamp processing in the logarithm operation (if the transmitted photon
number is equal to 0, it is replaced as 1 in the logarithm operation). The window level and width of the ﬁrst row images
are 0 and that is the maximum value of each image. Those of the second row images are 0 and 3.912 which equals ln(50/1).

147

医学物理 第 38 巻 第 4 号

Fig. 4 Proﬁles of projection data with angle 90° on Phantom C for the incident photon number of 50(a) Projection data without noise; (b) transmitted photon without noise; (c) transmitted photon with noise after theclamp processing; and (d) projection data with noise after the clamp processing.

Fig. 5 Phantom A images reconstructed by the FBP method with the Gaussian ﬁlter of FWHM equal to 3 pixels
The numbers 50 and others after the symbol FBP_- denote the incident photon number: (a) 50; (b) 100; (c) 250; (d)500; and (e) 2000. The window level and width are the minimum and maximum values of each image, respectively. All
images from Fig. 6 onward are shown for the window level and width of the minimum and the maximum of each image.

各画像の最大値を用いている．2 行はポアソン雑音を含む

いため，透過光子数を 1 とするクランプ処理で得られる値

投影データを示す．表示レベルは各画像の最小値 0，ウイ

(ln 50/1＝3. 912) である．(d) の Phantom B_P に比較し (f)ンドウ幅は 3. 912 を用いている．この 3. 912 は投影デーの Phantom C_P ではクランプ処理の影響が画像の中央周タの作成において透過光子数が零のときに対数変換できな

辺に強く現れている．この様子を Phantom C で入射光子

148

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

Fig. 6 Phantom A images reconstructed by IRT_V method
The numbers 50 and others after the symbol IRT_V- denote the incident photon number: (a) 50; (b) 100; (c) 250; (d)500; and (e) 2000. For comparison with IRT_V: (f) IRT_itn20 (20 iterations); (g) IR_itn2; and (h) IR_V_itn8 at the incident photon number of 2000 are also shown. These images have the smallest %RMSE for each IR method.

数 50 について，透過光子数が一番小さい Fig. 3(f) の投影像を得た．Ramp フィルタはナイキスト周波数 0.5 cycles/

角度 90（縦方向を y として y＝0〜255 の y＝128 の行）のpixel (6.4 cycles/cm) までのものをそのままカットオフな

プロファイル（横方向を x として x＝0〜255）を Fig. 4 にしで用いた．逆投影の補間には線形補間を用いた．再構成示す．(a) は雑音を含まないときの投影データで最大値は

画像は統計雑音によって画質が劣化しているため後処理と4.840 である． (b) は (a) のもとになる雑音を含まないとき

して半値幅 3 画素の 2 次元ガウスフィルタで平滑化処理をの透過光子数で中央周辺の透過光子数の多くは 1 未満にな

した．ガウスフィルタの半値幅は視覚観察から雑音の抑制

る．(c) は (b) にポアソン雑音を加え (2) 式のクランプ処理と分解能のバランスを考慮し決めた．Fig. 5 に Phantomを行ったときの透過光子数を示す．この段階で透過光子数

A に つ い て 入 射 光 子 数 50, 100, 250, 500, 2000 の と き のは 1 以上の整数になる． (d) は (c) から得られる雑音を含む

FBP＋ガウスフィルタ処理画像 (FBP_G) の画像を示す．

ときの投影データを示す．投影データの最大値は 3.912 にFig. 5 を含めこれ以降の画像についての表示レベルは画像制限される．この場合，投影角度 90 の投影データでは中の最小値，ウインドウ幅は画像の最大値にしている．

央周辺の線減弱係数の情報がクランプ処理によって失われ
る．

2.4
2.4.1

2.3

FBP 画像再構成

逐次近似 CT 画像再構成
正則化に TV を用いた IR (IRT)

正則化に TV を用いた IR 法を IRT と記載する．逐次近デ ー タ 長 256 の 投 影 デ ー タ に ゼ ロ パ デ ィ ン グ を 行 い

似法はサブセット数を 32，反復回数を 100 とした．逐次1024 の デ ー タ 長 に し て フ ー リ エ 変 換 し，そ れ を Ramp

近似法では正則化関数の重み係数によって再構成画像の画フィルタでフィルタ補正後，逆投影し 256×256 画素の画質は変化するため，重み係数 β を決める際の指標が必要と149

医学物理 第 38 巻 第 4 号

Fig. 7 %RMSE of Phantom A image reconstructed by the IR method
The dotted line, IR; chained line, IR_V; gray solid line, IRT; and black solid line, IRT_V. The symbol Itn of the horizontal axis denotes the iteration number of the IR method.

Fig. 8150

Phantom B images reconstructed by the FBP method with the Gaussian ﬁlter of FWHM equal to 3 pixels

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

Fig. 9 Phantom B images reconstructed by the IRT_V method
For comparison with IRT_V: (f) IRT_itn11; (g) IR_itn2; and (h) IR_V_itn9 at the incident photon number of 2000 are
also shown. These images have the smallest %RMSE for each IR method.

なる．検出器の分解能による劣化がなく線積分で表される(IRT)；4）TV 正則化あり (β≠0)，投影データの分散とし投影データに対しては，逆投影のぼけ補正に Ramp フィルて (4) 式 を 用 い る (IRT_V) の 4 種 類 の 条 件 で 行 っ た．

タを用いた FBP 法が分解能の点で一番優れ，逐次近似法

Phantom A〜C について，入射光子数 50, 100, 250, 500,

によってこの分解能を上回ることはない．正則化を行えば2000 に対し透過光子数にポアソン雑音を加え対数変換しさらに (5) 式の最小化において第 2 項の寄与が減少するた

た投影データに 1）〜4）の試行実験をそれぞれ 1 回行った．

め分解能は不利になる．そこで，Fig. 5 に示す Phantom

これらの実験から，いずれのファントムにおいても IRT_

A の FBP＋ガウスフィルタ処理画像を参照画像とし，各入V の %RMSE は IR, IR_V, IRT の %RMSE に 比 較 し 小 さ

射光子数に対し FBP_G 画像で認識できる最小の円が逐次かった．そこで，Phantom A〜C について，それぞれの入近似法においても認識できるような β を採用した．その結射光子数に対し透過光子数にポアソン雑音を加え対数変換

果，Phantom A に対し入射光子数 (n0)50 のとき β＝0.0001,

し た 投 影 デ ー タ を 雑 音 の パ タ ー ン を 変 え 20 回 作 成 し，

1つのサブセット内での TV の繰り返し (ntv)4；n0＝100 のと

IRT_V の再構成値の平均値と %RMSE を求めた．

き β＝0.0001, ntv＝4；n0＝250 の と き β＝0.0001, ntv＝2.4.2 正則化に Relative difference 関数を用いた IR (IRD)2；n0＝500 の と き β＝0.0001, ntv＝1；n0＝2000 の と き

投影データの分散の組み込みの有無と正則化の有無の関

β＝0.0001, ntv＝1 とした．Phantom B, C に対してもこれ係が反復回数と %RMSE の関係に及ぼす影響は，正則化

らの β, ntv の値を用いた．

関数が TV から Relative difference 関数に変わっても TV

画像再構成は，1）正則化なし (β＝0)，投影データの分

での 1）〜4）の傾向と大きく変わらないと考えられる．そ散を考慮しない（等分散）(6) 式を用いる (IR)；2）正則化

こで，Relative difference 関数については，(4) 式の分散なし (β＝0)，投影データの分散として (4) 式を用いる (IR_式を用い (13) 式の正則化を行う，TV の 4）に該当する画V)；3）TV 正則化あり（β≠0），等分散の (6) 式を用いる

像再構成についてのみ雑音のパターンを変え 20 回の試行
151

医学物理 第 38 巻 第 4 号

Table 2A

Mean and standard deviation of linear attenuation coefﬁcients (cm−1) reconstructed by
IRT_V for Phantom B

True
Incident photon
50
100
250
500
2000

Image

ROI 1

ROI 2

ROI 3

ROI 4

0.067±0.061

0.2

0.1

0.035

0.065

0.067±0.000
0.067±0.000
0.067±0.000
0.067±0.000
0.067±0.000

0.200±0.002
0.200±0.001
0.200±0.001
0.200±0.000
0.200±0.000

0.100±0.001
0.100±0.001
0.010±0.001
0.100±0.000
0.100±0.000

0.034±0.001
0.035±0.001
0.034±0.001
0.035±0.001
0.035±0.000

0.065±0.001
0.064±0.001
0.065±0.001
0.065±0.000
0.065±0.000

Average value of 20 trials.
Table 2B
Incident photon
50
100
250
500
2000

%RMSE of IRT_V for Phantom B

Image

ROI 1

ROI 2

ROI 3

ROI 4

10.795±0.196
8.294±0.190
6.462±0.085
5.599±0.109
3.453±0.052

1.511±0.366
0.762±0.250
0.599±0.139
0.624±0.139
0.288±0.064

3.203±0.733
1.629±0.473
1.401±0.336
1.467±0.348
0.524±0.115

11.231±3.152
5.471±1.937
5.270±1.470
5.004±0.787
1.646±0.389

5.795±1.326
2.780±0.524
2.475±0.648
2.601±0.728
0.814±0.149

Average value of 20 trials.
Table 3A

Mean and standard deviation of linear attenuation coefﬁcients (cm−1) reconstructed by
IRT_V for Phantom C

True
Incident photon
50
100
250
500
2000

Image

ROI 1

ROI 2

ROI 3

ROI 4

0.087±0.007

0.4

0.1

0.035

0.065

0.086±0.000
0.087±0.000
0.087±0.000
0.087±0.000
0.087±0.000

0.385±0.002
0.397±0.001
0.400±0.001
0.400±0.001
0.400±0.000

0.085±0.002
0.097±0.001
0.100±0.000
0.100±0.000
0.100±0.000

0.035±0.001
0.035±0.001
0.035±0.001
0.035±0.001
0.035±0.000

0.065±0.001
0.065±0.001
0.065±0.001
0.065±0.000
0.065±0.000

Average value of 20 trials.
Table 3B
Incident photon
50
100
250
500
2000

%RMSE of IRT_V for Phantom C

Image

ROI 1

ROI 2

ROI 3

ROI 4

9.532±0.269
6.783±0.151
5.438±0.111
4.746±0.090
3.484±0.060

3.722±0.410
0.764±0.298
0.251±0.073
0.280±0.084
0.183±0.057

16.615±1.977
2.952±0.943
1.162±0.240
1.313±0.325
0.561±0.138

10.380±2.080
5.080±1.494
4.478±0.700
4.814±1.023
1.609±0.293

5.460±1.610
2.550±0.917
2.465±0.535
2.370±0.524
0.853±0.091

Average value of 20 trials.

実験を行った．正則化に Relative difference 関数を用い投にした %RMSE20）で行った．以下の x̂m は 1 回の試行実験

影データの分散を考慮した IR 法を IRD_V と記載する．

で得た ROI の平均線減弱係数，m の下付添字 i は i 番目のPhantom A〜C について (13) 式の γ を変えた事前の実験に試行を表す．NR は Fig. 1(d) に示す Phantom B, C に設定

おいて γ を小さくすると画像はぼけ，γ を 20 より大きくしした ROI の画素数，M は数値実験の試行回数を表し 20 回ても画像に変化がないため γ＝20 を用いた．γ＝20 は画像とした．

の輪郭を保存する働きがある．入射光子数 50, 100, 250,
500, 2000 に対し β は 0.01 に固定し，サブセット内の正則化の繰り返し ntv はそれぞれ 4, 4, 2, 1, 1 とした．
2.5

画質評価

画質評価は逐次近似法の再構成画像を x̂として関心領域(ROI) の線減弱係数の平均値±標準偏差，原画像 x を基準
152

NR

1
xˆ m ＝NR xˆ

1xˆ M ＝
M

 xˆ

j

(22)

i mi

(23)

j＝1

M

i＝1

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

Table 4A

Mean and standard deviation of linear attenuation coefﬁcients (cm−1) reconstructed by IRD_V for
Phantom B

True
Incident photon
50
100
250
500
2000

Image

ROI 1

ROI 2

ROI 3

ROI 4

0.067±0.061

0.2

0.1

0.035

0.065

0.067±0.000
0.067±0.000
0.067±0.000
0.067±0.000
0.067±0.000

0.200±0.002
0.201±0.001
0.200±0.001
0.200±0.000
0.200±0.000

0.100±0.002
0.100±0.001
0.100±0.001
0.100±0.001
0.100±0.000

0.034±0.001
0.035±0.001
0.034±0.001
0.035±0.001
0.035±0.000

0.065±0.001
0.064±0.001
0.064±0.001
0.065±0.000
0.065±0.000

Average value of 20 trials.
Table 4B
Incident photon
50
100
250
500
2000

%RMSE of IRD_V for Phantom B

Image

ROI 1

ROI 2

ROI 3

ROI 4

12.156±0.147
10.427±0.132
8.231±0.060
6.897±0.082
5.435±0.048

3.865±0.598
2.592±0.400
2.281±0.284
2.363±0.237
1.158±0.073

5.798±0.915
3.979±0.569
3.491±0.504
3.537±0.331
1.651±0.191

11.729±2.765
7.441±2.088
7.173±1.558
6.596±0.685
3.095±0.394

7.972±1.460
4.935±0.565
4.546±0.847
4.601±0.649
2.020±0.260

Average value of 20 trials.
Table 5A

Mean and standard deviation of linear attenuation coefﬁcients (cm−1) reconstructed by IRD_V for
Phantom C

True
Incident photon
50
100
250
500
2000

Image

ROI 1

ROI 2

ROI 3

ROI 4

0.087±0.0072

0.4

0.1

0.035

0.065

0.086±0.000
0.087±0.000
0.087±0.000
0.087±0.000
0.087±0.000

0.383±0.003
0.399±0.002
0.401±0.001
0.400±0.001
0.400±0.000

0.081±0.002
0.095±0.001
0.100±0.001
0.100±0.001
0.100±0.000

0.035±0.001
0.035±0.001
0.036±0.001
0.035±0.001
0.035±0.000

0.065±0.002
0.065±0.001
0.065±0.001
0.065±0.001
0.065±0.000

Average value of 20 trials.
Table 5B
Incident photon
50
100
250
500
2000

%RMSE of IRD_V for Phantom C

Image

ROI 1

ROI 2

ROI 3

ROI 4

11.938±0.224
9.927±0.167
7.647±0.104
6.162±0.080
5.233±0.046

4.821±0.544
1.909±0.228
1.580±0.268
1.583±0.179
0.789±0.091

21.155±1.720
7.156±1.254
3.330±0.524
3.490±0.438
1.646±0.264

11.362±1.947
7.112±1.494
6.481±0.873
6.736±0.865
3.116±0.469

7.476±1.657
4.856±0.962
4.768±0.713
4.545±0.566
2.029±0.236

Average value of 20 trials.

Mxˆ SD ＝ (xˆ －xˆ )
mi

i＝1

M

%RMSEM ＝

2

M －1

1
M

(24)

x̂M は 20 回の試行で得られた x̂m の平均線減弱係数，x̂SD はM

 %RMSE

(26)

mi

i＝1

M

%RMSESD ＝x̂M の標準偏差を表す．以下の %RMSEm は 1 回の試行で得 (%RMSE －%RMSE )
mi

i＝1

M －1

M

2

(27)

た ROI の平均 %RMSE を表す．%RMSEM は 20 回の試行

プログラム開発は Microsoft visual Studio 2010 の開発環で 得 ら れ た %RMSEm の 平 均，%RMSESD は %RMSEM の境 で 行 っ た．実 行 環 境 の CPU は Intel® Core (TM) 3.40

標準偏差を表す．

GHz，実装メモリ 8.0 GB，64 ビットオペレーティングシ%RMSEm ＝100xˆ －x 2x2

ステムである．

(25)

153

医学物理 第 38 巻 第 4 号

Fig. 10

Fig. 11

154

Phantom C images reconstructed by the FBP method processed with the Gaussian ﬁlter of FWHM equal to 3 pixels

Phantom C images reconstructed by the IRT_V method
For comparison with IRT_V: (f) IRT_itn5; (g) IR_itn2; and (h) IR_V_itn23 at the incident photon number of 2000 are
also shown. These images have the smallest %RMSE for each IR method.

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

Fig. 12%RMSE of Phantom C image reconstructed by IR method
The dotted line, IR; chained line, IR_V; gray solid line, IRT; black solid line, IRT_V. The symbol Itn of the horizontal
axis denotes the iteration number of the IR method.

3.

結

果

Fig. 6 に Phantom A について IRT_V の再構成画像を示

は投影データの分散を (4) 式で IRT に入れる必要がある．
等分散の (6) 式を用いた IRT の %RMSE は IRT_V に比較
し大きな %RMSE に収束する． (e) のように入射光子数がす． (a)〜(e) の入射光子数はそれぞれ 50, 100, 250, 500,

2000 に な る と IRT と IRT_V 間 の %RMSE の 差 は 減 少 す2000 である．他の IR 法と比較できるように，入射光子数

る．入射光子数 50, 100, 250, 500, 2000 のとき，IRT_V の2000 について %RMSE が最小になる IRT_itn20, IR_itn2,

画像全体の %RMSE はそれぞれ，12.217±0.163, 9.476±

IR_V_itn8 の画像を (f)〜(h) に載せている．ここで，itn20

0.150, 7.313±0.089, 6.259±0.114, 3.872±0.048 で あ っなどは反復回数を示す． Fig. 5 の FBP＋ガウスフィルタ

た．

処理画像に比較し雑音は抑制されており，円，楕円の輪郭

Fig. 8 に Phantom B について FBP＋ガウスフィルタ処は Fig. 5 よりも明瞭である．FBP 法で認識可能な最小円理画像を示す．Fig. 9 に Phantom B について IRT_V の再は IRT_V においても認識される．Fig. 7 に Phantom A に

構成画像を示す．他の IR 法と比較できるように，入射光

ついて IR〜IRT_V の %RMSE を示す．IR と IR_V の比較

子数 2000 について %RMSE が最小になる IRT_itn11, IR_から投影データの分散を式中に含めると等分散を仮定する

itn2, IR_V_itn9 の画像を (f)〜(h) に載せている．ここで，場合に比較し %RMSE は減少する．しかし，これだけでitn11 などは反復回数を示す．入射光子数 50 および 100 のは雑音の抑制は不十分であり反復回数の増加とともにとき，IRT_V の画像は雑音の影響を受けているが各領域%RMSE が増加し収束解は得られない． IR_V と IRT_V のは比較的均一に再構成されている．Table 2 に Phantom B

比較から安定した解を得るには正則化が必要である．そしについて IRT_V の線減弱係数の平均値と %RMSE を示す．

て，IRT と IRT_V の比較から，正則化の効果を高めるに

Table 2 および以後の Table 3〜Table 5 の数値は小数点第155医学物理 第 38 巻 第 4 号

Fig. 13

Phantom C images reconstructed by the IRD_V method

4 位を四捨五入し第 3 まで表示している．入射光子数 50〜

るが，それに統計的な性質を持たせるため分散を組み込ん2000 のとき画像全体および各 ROI の線減弱係数は真値にだ (5) 式の逐次近似法を用いた． (5) 式の収束性を数学的近い値が得られた．

に証明することはしていないが，Fig. 7 のように Phan-

Fig. 10 に Phantom C について FBP＋ガウスフィルタ処

tom A について凸関数の TV を正則化関数に用いた IRT_V

理画像を示す．入射光子数 50 および 100 のとき，線減弱は，反復回数とともに %RMSE は単調減少する画像再構

係数 0.4 cm

成 式 で あ り 最 小 解 が 得 ら れ た．こ の こ と は Fig. 12 の−1の高吸収体に挟まれた領域（ROI 2 とその周辺を含む領域）で均一性が低下する． Fig. 11 に Phantom

Phantom C についても確認された．Phantom B について

C について IRT_V の再構成画像を示す．他の IR 法と比較

は %RMSE のグラフの掲載を省略しているが，Phantom

できるように，入射光子数 2000 について %RMSE が最小

A, C と同様に，%RMSE は単調減少し最小解が得られた．

になる IRT_itn5, IR_itn2, IR_V_itn23 の画像を (f)〜(h) にFig. 7(e) の 入 射 光 子 数 2000 の と き Phantom A で IRT と載せている．ここで，itn5 などは反復回数を示す．Fig.

IRT_V 間の %RMSE の差は小さいが，Phantom A に比較

10 の FBP＋ガウスフィルタ処理画像と同様に入射光子数

し透過光子数が小さくなる Fig. 12(e) の Phantom C では

50 のとき高吸収体に挟まれた領域で均一性が低下する．

%RMSE の差が大きくなり，低透過光子数における分散項

Fig. 12 に Phantom C に つ い て IR〜IRT_V の %RMSE をの組み込みの重要性を示している．Table 2A から Phan-示す．Table 3 に Phantom C について IRT_V の線減弱係

tom B について IRT_V による再構成値は真値に近い．画数の平均値と %RMSE を示す．入射光子数 50 および 100

像全体の %RMSE は入射光子数 50 のときに大きいものののとき ROI 1 および ROI 2 の再構成値は真値よりも低い

入射光子数の増加とともに減少し，それに伴い画質が向上

が，高吸収体の影響が ROI 2 に比較し少ない ROI 3 およびする．
一方，Fig. 11(a) および Table 3A のように Phantom C

ROI 4 の再構成値は真値に近い．
Fig. 13 に Phantom A〜C に つ い て 入 射 光 子 数 50, 100

については入射光子数が小さいときに FBP 法で観察されのときの IRD_V の再構成画像を示す．入射光子数 250 以

た高吸収体およびそれに挟まれた領域の線減弱係数の低下上のとき IRD_V の再構成画像は IRT_V の再構成画像に近が IRT_V においても観察された．この理由は透過光子数

い た め 省 略 し て い る．Table 4 に Phantom B に つ い ての対数変換と (2) 式のクランプ処理で透過光子数が零のとIRD_V の線減弱係数の平均値と %RMSE を示す．Table 5

きにそれを 1 に置き換えることによる．雑音のない Fig.

に Phantom C について IRD_V の線減弱係数の平均値と4(a) の 投 影 デ ー タ が 雑 音 を 含 む と き に 中 央 周 辺 で Fig.

%RMSE を示す．

4(d) のように修正されると，線減弱係数の情報が失われ
4.

考

察

代数的方法は投影データを定数とし導出されたものであ156

る．その結果，高吸収体およびそれらに挟まれた領域の再構成値を真値よりも低下させる．この影響は Phantom Bの Table 2B, Phantom C の Table 3B で入射光子数 50 のとJpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

Table 6

Phantom B
Phantom C

RMSE of IRT_V for Phantom B and C at incident photon 50

Image

ROI 1

ROI 2

ROI 3

ROI 4

0.0098±0.0001
0.0134±0.0001

0.0030±0.0018
0.0149±0.0017

0.0032±0.0013
0.0166±0.0018

0.0039±0.0012
0.0036±0.0014

0.0038±0.0011
0.0035±0.0014

Average value of 20 trials.

きに両者の ROI 2 における %RMSE の差に現れる．
Relative difference 関数を正則化関数に用いた IRD_V
による Phantom B の再構成値は IRT_V の再構成値と同程

M

RMSESD ＝

 (RMSE －RMSE )
mi

i＝1

M

2

M －1

度 に 真 値 に 近 い． Fig. 13(c) お よ び Table 5A の よ う に(30)

Phantom C については高吸収体およびそれに挟まれた領

試行回数はこれまでと同じく M＝20 回とした． Table 6

域の線減弱係数の低下が IRD_V においても観察された．

に 小 数 点 第 5 位 を 四 捨 五 入 し 第 4 ま で の RMSEM±RM-

この現象は (18) 式の γ の値を 20 から次第に小さくしても

SESD を示す．Table 6 の標準偏差の数値が 0 以外の値を持改善しなかった．Phantom A, B では線減弱係数 0.1 cm−1

つのは画像全体 (Image) で小数第 4 位，ROI で小数第 3 位の 大 円 を 基 準 に し た 線 減 弱 係 数 0.035 cm−1 の 楕 円，

であり，このことが Table 2A, Table 3A の入射光子数 50

0.065 cmにおける線減弱係数の標準偏差が小さい理由と考えられ−1の楕円，線減弱係数 0.2 cm−1の小円それぞれの相対強度は 0.48, 0.21, 0.33 である．Phantom C では線減
弱係数 0.4 cm−1

る．

の小円の相対強度は 0.6 である．このよう

TV は CT の正則化に一般に用いられており，入射光子

な相対強度に対し γ＝20 のとき (20) 式が成立するので，い数 50 のときを除き本研究でもその有効性は示された．しずれのファントムにおいても Relative difference 関数は雑かし，TV の欠点として，パッチ状のアーチファクトの出音を抑制し輪郭を保存する絶対値関数としての働きが強現，疑似輪郭の出現，画像のテクスチャー損失の問題が指い．TV は Phantom A〜C のように領域内の値が一定の画摘されている 21〜23）．最近，Dong らは圧縮センシングを用像に対し雑音抑制と輪郭の保存が知られている．正則化にいた CT 画像再構成において非線形スパース変換を用いる

おいて TV は画像の勾配を零にするように働くので，Fig.

方法を定式化し，Median, Bilateral, Nonlocal means の 3

9, Fig. 11 に見られるよう領域内の視覚的な均一性が高い．

種類の非線形フィルタを実際の歯科 CT 画像に適用し，TV

Relative difference 関数は TV と同じ絶対値関数からなる最小化よりも良好な画像が得られることを示した 22）, 23）．

が，TV と異なり画像の勾配を零にするような働きはなく，本研究は圧縮センシング CT ではなく，通常の CT におFig. 13 に示す IRD_V の領域内の視覚的な均一性は IRT_V

ける正確な再構成値の取得を目的にしており，Phantomに比較し劣る．

B, C のような簡単な対象について TV は有効であった．構

本研究では Phantom B と Phantom C の複数ファントム

造がより複雑な解剖学的形状を有する頭部や骨盤部の対象を用い数値評価を行う目的から，ファントム間の比較を容に対しては，TV, Relative difference 関数の他，Dong ら易にするため数値評価には試行回数 20 回の線減弱係数のが行ったように再構成画像から非線形フィルタ処理した画

平均値±標準偏差および %RMSE の平均値±標準偏差を像を減算し高周波数領域を強調した正則化関数についても用いた．一方，(27) 式の %RMSE の標準偏差が (24) 式の試みる必要があり，今後の課題としたい．

線減弱係数の標準偏差にどのように関係するかについて
は，%RMSE が相対値であるためわかりにくい．そこで，

5.

結

論

入射光子数 50 のときの Phantom B と Phantom C の再構

代数的方法に投影データの分散を組み込み，TV, Rela-

成画像について，次式で RMSE を求めその標準偏差 RM-

tive difference 関数を正則化に用いたブロック型の逐次近SESD と (24) 式の線減弱係数の標準偏差との関係について似法を CT に応用した．平均線減弱係数 0.067〜0.087 cm−1

調べた．

の原画像において，入射光子数を 50〜500 にするとき，尤
NR

RMSEm ＝RMSEM ＝


j＝1

1
M

度に等分散を仮定すると正則化関数の働きを十分に生かす( xˆ j － x j )2(28)

N R －1

もに投影データの値に応じた分散を用いる必要がある．この場合，入射光子数 50 のとき高吸収体およびそれらに挟M

 RMSEmii＝1

ことはできない．正確な線減弱係数を得るには正則化とと(29)

まれた領域の再構成値は真値より低値を示すが，入射光子数 100〜2000 のとき再構成値は真値に近い．

157

医学物理 第 38 巻 第 4 号

付記
本研究の利益相反に関わる事項はない．
参考文献
1） Ramachandran GN, Lakshminarayanan AV: Threedimensional reconstruction from radiographs and electron micrographs: Application of convolutions instead of
Fourier transforms. Pro. Natl. Acad. Sci. 68: 2236–2240,
19712） Shepp LA, Logan BF: The Fourier reconstruction of ahead section. IEEE Trans. Nucl. Sci. 21: 21–43, 1974
3） Liang ZP, Lauterbur PC: Principles of magnetic resonance imaging. 233–250, IEEE Press, 2000
4） Kak AC, Slaney M: Principles of computerized tomographic imaging. 194–200, IEEE Press, 20015） Hsieh J: Adaptive streak artifact reduction in computed
tomography resulting from excessive x-ray photon noise.
Med. Phys. 25: 2139–2147, 1998
6） 森 一生，風間正博：ストリーク状アーチファクトの緩和．
Med. Imag. Tech. 21: 272–276, 2003
7） Mori I, Machida Y, Osanai M, et al.: Photon starvation
artifacts of X-ray CT: Their true cause and a solution.
Radiol. Phys. Technol. 6: 130–141, 20138） 岩本新一郎，汐崎 陽：雑音を含む投影データの対数変換
による統計的影響とその簡易補正法．Med. Imag. Tech. 24:
209–215, 2006
9） Iwamoto S, Shiozaki A: Correction method of nonlinearity
due to logarithm operation for X-ray CT projection datawith noise in photon-starved state. IEICE Trans. Inf. &Syst. E-90D: 1697–1705, 2007
10） Tibault JB, Sauer K, Bouman CA, et al.: A three-dimensional statistical approach to improved image quality for
multislice helical CT. Med. Phys. 34: 4526–4544, 2007
11） Yu Z, Tibault JB, Sauer K, et al.: Accelerated line searchfor coordinate descent optimization. In Proc. IEEE Nuclear

158

Science Symposium and Medical Imaging Conf. 6498:
2841–2844, 200612） Purdue University Biomedical Engineering Web Page.
https://engineering.purdue.edu/BME/AboutUs/Newsletter/2011/December2011 (accessed August 5, 2017)13） 工藤博幸：低被曝 CT における画像再構成―統計的画像再構
成，逐次近似画像再構成，圧縮センシングの基礎―．Med.
Imag. Tech. 32: 239–248, 201414） 篠原広行，橋本雄幸：統計的 CT 画像再構成アルゴリズムの実装と画質評価．医学物理 38: 48–57, 201815） Gordon R, Bender R, Herman GT: Algebraic reconstruction technique (ART) for three dimensional electron
microscopy and X-ray tomography. J. Theor. Biol. 29:
470–481, 1971
16） Rudin L, Osher S, Fatemi E: Non-linear total variationnoise removal algorithm. Phys. D 60:259–268, 1992
17） Nuyts J, Beque D, Dupont P, et al.: A concave prior penalizing relative differences for maximum-a-posteriori reconstruction in emission tomography. IEEE Trans. Nucl. Sci.
49: 56–60, 200218） Sidky EY, Pan X: Image reconstruction in circular conebeam computed tomography by constrained total variation minimization. Phys. Med. Biol. 53: 4777–4807, 200819） Geman S, McCluer DE: Statistical methods for tomographic image reconstruction. Bull. Int. Stat. Inst. 52–4:
5–21, 1987
20） Bilgic G, Goyal VK, Adalsteinsson E: Multi-contrast
reconstruction with Bayesian compressed sensing. Magn.
Reson. Med. 66: 1601–1615, 201121） Guo W, Qin J, Yin W: A new detail-preserving regularization scheme. SIAM J. Imag. Sci. 7: 1309–1334, 201422） Dong J, Kudo H: Proposed of compressed sensing using
nonlinear sparsifying transform for CT image reconstruction. Med. Imag. Tech. 34: 235–244, 201623） Dong J, Kudo H: Accelerated algorithm for compressedsensing using nonlinear sparsifying transform in CT
image reconstruction. Med. Imag. Tech. 35: 63–73, 2017

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 159–165 (2018)

医学物理 第 38 巻 第 4 号

解説
MR 画像誘導放射線治療における On-line Adaptive Radiotherapy
岡本裕之 *1，逆井達也 2，西岡史絵 1，三浦悠記 2，相川亜子 2，
桑原潤一 2，飯島康太郎 1，阿部容久 2，井垣
1

国立がん研究センター中央病院

放射線品質管理室

2

国立がん研究センター中央病院

放射線技術部

3

国立がん研究センター中央病院

放射線治療科

浩 3，伊丹純3

放射線治療技術室

On-line Adaptive Radiotherapy Using MRI-Guided Technique
Hiroyuki OKAMOTO*1, Tatsuya SAKASAI2, Shie NISHIOKA1, Yuki MIURA2, Ako AIKAWA2,
Junichi KUWAHARA2, Kotaro IIJIMA1, Yoshihisa ABE2, Hiroshi IGAKI3, Jun ITAMI3
1

Department of Medical Physics, National Cancer Center Hospital2

Department of Radiological Technology, National Cancer Center Hospital3

Department of Radiation Oncology, National Cancer Center HospitalIn our institution, we installed MRI-guided radiotherapy system (MRIdian, ViewRay Inc.), allowing to perform on-line adaptive
radiotherapy (ART). The MRIdian has three 60Co sources with 120 degrees apart, equipped with MRI system using a static magnetic ﬁeld of 0.35 T. The tumor can be monitored and identiﬁed in real-time Cine-MRI during treatments, and gated-radiotherapy is
possible based on the boundaries. On-line ART can provide the optimum delivery where high dose coverages to the tumor and sparing dose to health organs can be achieved. However, patient speciﬁc QA in on-line ART has a limitation of activities, because patients stay in the couth while planning. In this report, we summarized the commissioning of the MRIdian, and the patient speciﬁc
QA established in on-line ART was described.
Keywords: adaptive radiotherapy, IMRT, MRI, MRI-guided

1.

はじめに

近 年，放 射 線 治 療 分 野 に お い て Magnetic resonance

ご了承いただきたい 9）, 10）．
2.

MR 画像の利点と欠点(MR) 画像の利用が急速に進んでいる．例えば，MR 画像

Fig. 1 に示すように，MR 画像は CT 画像と比べると軟部の拡散強調画像 (diffusion-weighted MRI) を用いて治療中

組織のコントラストに優れ，腫瘍やリスク臓器の輪郭描画の腫瘍の信号変化を検出し，早期の治療効果判定の試みがが行いやすい．また画像取得に伴う放射線被ばくも一切な行われている 1）〜3）．また特殊な撮影シーケンスにより複数

いため，腫瘍の動きを容易に評価しやすい．しかし，MRの MR 画像から肺，空気，筋肉，骨などを特定し，擬似的画像は，磁場中の核スピンの変化からプロトン密度を収集

な CT 画像 (Synthetic CT) を出力し線量計算の実現が可能した情報であるため，線量計算に必要な電子濃度を取得すとなった．現在では放射線治療計画用 MR シミュレーター

ることはできない．さらに，MR 画像は，画像再構成の原

4）
, 5）

．商用の放射線治療装置

理から考えても静磁場の不均一性によって画像の歪みが起においては，ViewRay 社が世界ではじめて MR 一体型のきやすい特徴を持つ．サブミリを求める高精度放射線治療

放射線治療装置 MRIdian を開発し，MR 画像を用いたにおいては，この画像の歪みは克服すべき課題といえる．

On-line Adaptive Radiotherapy (ART) の実現に成功してFig. 2 に示すように，MR 画像では撮影に数十秒を要するたいる 6）, 7）．また，Elekta 社では高磁場の MR 一体型リニめ，患者の呼吸や蠕動運動によりモーションアーチファク

アックを開発し，2018 年 8 月に世界ではじめて高磁場 MR

トの影響を受けやすい．CT のガントリ速度がサブミリ秒以8）下であることを考えると MR 画像は動きに弱いといえる．

として商用化に成功している®

での放射線治療が行われた ．MR が参入したことによって放射線治療史に残る大きな転換期となった．筆者の施設
では，2017 年に MRIdian® を臨床導入した経緯があり，

3.

低磁場の利点

本稿ではこの装置のコミッショニングおよび自験例を紹介

MRIdian® の静磁場は 0.345 T であり，診断 MR 画像でしたい．なお，執筆においては，筆者がすでに報告してい一般的に利用されている磁場に比べると低い．無論，診断

る報文集から内容の一部を抜粋しているため，あしからず

用 MR に比べればコントラストは悪く，画質も同等とはい*

国立がん研究センター中央病院 放射線品質管理室［〒104–0045 東京都中央区築地 5–1–1］
Department of Medical Physics, National Cancer Center Hospital, 5–1–1 Tsukiji, Chuo-ku, Tokyo 104–0045, Japan
E-mail: hiokamot@ncc.go.jp

159

医学物理 第 38 巻 第 4 号

Fig. 1a）CT and b）MR-images with a 0.345 static magnetic ﬁeld

Fig. 2

Fig. 3a）CT and b）MR-images for Abdomen

Gated-radiotherapy in MRIdian® (ViewRay Inc.)

えない．しかし，前述したように放射線治療において重要

スコンシ大学，マイアミ大学，韓国ではソウル大学，イタ視されている画像の歪みの影響を受けにくく，ケミカル

リアでは Gemelli 病院，日本では国立がん研究センター中アーチファクトや後述する磁場中の電子の軌道変化も起き央病院と江戸川病院である．Linac ベースの MRIdian® ににくい 11）．また，本機は治療中に MR シネを撮影するため，ついても世界で 10 台稼働中であり，米国のワシントン大静磁場を利用することによって患者が受ける熱量 (SAR,

学，マイアミ Cancer Institute, ヘンリフォード病院，NY

speciﬁc absorption ratio) の低減が図られている．

Presbyterian 病 院，ウ ィ ス コ ン シ ン 大 学，Loyala 病 院，

4.

MRIdian® の治療原理

ドイツの Heidelberg 病院，オランダの Vu 大学で 2 台，ア
ラブ首長国連邦の Sheikh 病院が挙げられる．

Fig. 3 に示すように MRIdian は，リング式回転ガント

照射中にはサジタル面のみではあるが毎秒 4 フレームの®

リに 120 度間隔で 3 つのコバルト線源が配置され，MR

シネ画像を取得することができ（Liniac ベースでは毎秒 8(0.35 T) 監視下で最大線量率 6 Gy/min の Step-and-Shootフレーム），画像処理によりリアルタイムに腫瘍をトラッ

方 式 の IMRT が 実 現 で き る．す で に Linac ベ ー ス のキングし，腫瘍が境界を超えた場合には自動的にコバルト

12）

MRidian も開発され臨床使用されている． 2018 年 8 月時

線源が格納されビームが止まる．腫瘍が境界内に戻ってき

点でコバルト線源を用いた MRIdian® システムは 7 台稼働た場合に自動的に治療が再開される．MR 画像で治療計中であり，米国においては，ワシントン大学，UCLA ウィ

画，照合，同期治療を行うことができる画期的な治療装置®

160

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

Fig. 4

解説

The calculations in TPS and ﬁlm dose for tongue-and-groove in tip of the leaf
Table 1

I. Safety

Commissioning of MRIdian®
IV. Mechanical

1. Emergency-stop (E-stop)
2. System safety interlocks
3. Radiation leakage
4. Treatment in emergencies
II. Dosimetric characteristic
1. Gantry dependence of beam output
2. Variation in output within a day
3. Linearity of timer
4. Reproducibility of timer
5. Absorbed dose in water
6. External audit by IROC system
III. Image quality
1. SNR and uniformity
2. High and low contrast
3. Spatial Integrity

1. Coincidence of coordinate of treatment to laser system
2. Coincidence of coordinate of imaging to laser system
3. Gantry starshot
4. Couch position accuracy
V. MLC
1. MLC leakage using a chamber
2. Uniformity of MLC leakages in a ﬁlm dosimetry
3. Fence test with a different gantry angle
VI. Dosimetry
1. Flatness and symmetry of dose proﬁle and penumbra
2. Tongue-and-groove effect
3. Surface dose
4. Couch attenuation
5. Point dose measurement under simple conditions
6. Point dose measurement in lung water
7. External audit in IMRT ﬁeld
8. Patient-speciﬁc QA for 3DCRT
9. Patient-speciﬁc QA for IMRTといえる．また，従来の治療機に比べ Adaptive に特化しなる．当院ではタイセイメディカル社との共同研究により，て 設 計 さ れ，ユ ー ザ は 2 つ の Adaptive（Off-line ART と磁場の環境でも使用できるよう水ファントムの開発を行っOn-line ART）を適宜選択できる．
5.

コバルト線源の線量率と照射時間

MRIdian システムに登録する測定値は寝台の減弱率と®

た（Fig. 5a 左下）．材質からの検討から始まり主にステンレスやプラスチックなどの非磁性体を用いた．また寝台の駆動範囲とボアの直径 80 cm を考慮し，ファントムがボア壁に衝突しないように水ファントムのサイズを決定した．

3 つのコバルト線源の線量率の 2 つのみである．寝台の減

6.

弱率については電離箱を用いて測定し，登録した値を参照

MRIdian® MLC

して治療計画装置内の寝台をモデリングしている．後者にMRIdian® にはコリメータが搭載されていない．すべて

ついてはアクセプタンス時に各線源の線量率を測定し，の照射野サイズはダブルフォーカスタイプのマルチリーフ

システムに登録する．治療計画装置では線量率は 1.85

コリメータ (MLC) により決定される．MLC の先端およびGy/min と常に一定で，この線量率で照射時間が暫定的に側面には，漏れ線量を減らすための tongue-and-groove

決定される．実際の治療においては，システム内に登録さ(T&G) 構造となっている．Fig. 4 に示すように治療計画装れている実際の線量率を基に照射時間が再計算される．

置上で T&G がモデリングされておりフィルムともよく一

MRIdian の基準条件は，照射野サイズ 10.5 cm×10.5 cm,

致している．MLC の幅は 1.05 cm 幅であり，線束に対し

SSD＝100 cm, 5 cm 深における水の吸収線量率である．ガて MLC がアーチ型に開閉するためペナンブラを一定に保®

ントリ回転の駆動に制限があり，3 つの線源のうち 2 つ

12）の線源しかビーム方向 0 度の位置に移動できない．すべての線源が移動できる位置は 90 度方向であるため，水平からの照射が可能な固体ファントム，水ファントムが必須とつことができる．
7.

Commissioning

MRIdian® のコミッショニング項目を Table 1 に示す．
161

医学物理 第 38 巻 第 4 号

Fig. 5

Fig. 6QA/QC tool for MRIdian®

Off-line ART is possible from any daily treatments without additional process

Fig. 7

Process map in On-line ART

主に AAPM TG-14213）で示されている項目から検討した

ArcCHECK（Sun Nuclear 社）である．Fig. 5b では左上が，MRIdian の場合には従来の項目の他に MR 画像の品から右方向に，ソリッドウォータ均質ファントム（Gam-®

．また，コバルト線源を使用して

mex 社），MRIdian® 付属として多目的 QA ファントム，画いることからヘッドからの漏洩線量や照射時間を制御する

質評価用，画像歪み評価用ファントム，フェンステスト用

ためのタイマー精度，コバルト線源や MR 装置の安全性のジグ，任意ガントリ角フェンステスト用ジグ，End-to-試験なども評価する ．Fig. 5 に MRIdian で使用した品

end 試験用ファントム，MR 対応動体ファントムである．

質管理も必要となる

14）

9）

®

質管理ツールを示す．Fig. 5a の左上から右方向に，定規（ステンレス 304），温度気圧計測器（CNMC 社），MR 対

8.

臨床導入までの期間

応 電 離 箱（A19, A1SL, A28, A26, Standard imaging 社），

2016 年 11 月に装置搬入を開始し翌年 1 月に当院スタッ

MR 対応 3 次元水槽水ファントム（タイセイメディカル

フ 2 名が MRIdian® のトレーニングセンターにて 2 週間の社）， MR 対 応 IC proﬁler（Sun Nuclear 社）， MR 対 応

実技研修を受け，2 月上旬にアクセプタンスを開始し，

162

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

Fig. 8

解説a）Ring and PTV can be automatically created using a function of Rule
Table 2On-line ART checklist

2 月中旬から 3 月までコミッショニングを行った． 4 月は像や治療直前に修正した輪郭情報，治療中のシネ画像など

ドライランを通して操作の確認やスタッフへの教育を行が事後で確認できる．したがって，Fig. 6 に示すように計い，マニュアルの整備にも務めた．そして 2017 年 5 月に

画者はカレンダー上の任意の治療日を選択することがで臨床稼働した．しかし，はじめは Adaptive Radiotherapy

き，その日の計画情報から治療計画を変更することができにおいてはすべて Off-line で対応し，約 1 年間かけて体制

る．従来のように計画 CT を再度撮影する必要もない．まを構築し On-line ART を開始した．

た，輪郭の再描画についてもすでに治療直前の線量評価で9.

Off-line ART

Off-line ART と は 従 来 の 治 療 計 画 変 更 を 意 味 す る．
MRIdian® で は 従 来 の 治 療 機 に 比 べ よ り 正 確 で ス ピ ー

終了している場合には，その輪郭情報を引き継ぎ直ちに線量計算からスタートできる．
10.

On-line ART

ディーに計画変更が可能である．MRIdian® では治療後の患者が寝台に寝た状態で即時的に治療計画を修正するこ

すべてのデータが保存されるため，日々の照合用の MR 画とを On-line ART と呼ぶ．Fig. 7 に On-line ART の放射線163

医学物理 第 38 巻 第 4 号

Fig. 9CT dataset is used to calculate dose distribution for each treatment fraction in On-line ART

Fig. 10a）Predicted dose distribution without ART, b）On-line ART for pancreas cancer

治療プロセスマップを示す．はじめに照合用 MR を撮影を行う．項目ごとに結果をお互いに確認し，個人によるミ

し，一般的に腫瘍合わせで照合し寝台位置をリモートで調スを防ぎ QA の効率化を図るようにしている (Fig. 8b)．

整する．この MR 画像は照合用だけではなく治療計画用とTable 2 に On-line ART の チ ェ ッ ク 項 目 を 示 す．On-

しても用いられ，その後医師が輪郭の再描画を行う．輪郭

line ART は連日にも及ぶため Fraction ごとに結果を記録の再描画は非常に時間がかかるため，Deformable image

する．また，Fig. 9 に示すように，本システムは初回に撮

registration (DIR) によりオリジナルの計画から輪郭をプ

影した CT 画像を照合用 MR に対して DIR させ電子濃度をロパゲーションする．しかし，GTV, CTV などは治療中の取得している．したがって Registration 精度と Body の確腫瘍の形状や増大の変化を評価するため原則 rigid による認は重要である．その後，輪郭の再描画，reoptimize, 線

写し込みを採用している．プロパゲーション後も医師が輪

量分布，線量制約の確認を経て，治療計画データを独立計

郭を適宜調整する．On-line であるため短時間で治療を準算ソフトに出力する．独立計算ソフトでは別の計算アルゴ

備する必要があり，原則全スライスの輪郭調整はせず最適

リズムが用いられガンマ解析 (3/3 mm) で計画装置の線量化計算に必要なリング ROI（PTV 端から 3 cm の領域内）

分布を評価する．90% を下回った場合には，担当医と協を目安として範囲を限定して調整する (Fig. 8a)．その後，議し治療の継続が臨床的に重要であると判断された場合治

医学物理士，診療放射線技師が On-line 用のチェックシー

療を行い，安全性は治療後に測定を行うことで確認する．

トを用いて QA を実施する．チェックの方法についてもよQA に要する時間は平均 10 分である．治療の効率化とコバり効果的に実施するため，1 名の医学物理士が操作を行い

ルト線源の latency の影響を最小化するため原則呼気止め

2 名の診療放射線技師がチェックシートの記録および指示治療を採用している．On-line ART は主に Hypofractiona-164

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

解説tion や GTV 内に高線量を設けている症例が多い．各リス

adaptive radiotherapy (ART) のコミッショニングと自験

ク臓器の耐容線量などは 2 Gy 等価線量換算値 Equivalent

例を紹介した．本機は，MR 画像の特徴を最大限に利用しdose (EQD2) を計算しテンプレートとして管理している．

た治療装置である．しかし On-line ART においては寝台

Reoptimize には 2 種類の方法がある．1 つ目は，ビームに寝た状況下であるため品質管理業務が限られる．安全な数やガントリ角度などの計画情報を一切変更せず最適化計

On-line ART を実施するためには，洗練された品質管理体

算のみを行う方法であり，無論最適化計算パラメータも変制と職種間の相互チェックが重要である．

更しない．短時間で治療計画が完了するため当院ではこの方法を採用している．一方，臓器の位置関係や腫瘍の形状が大きく変化した場合にはパラメータを固定にしたままの最適化計算では限界があり，細かいパラメータの調整が必要となる．場合によってはビームの角度やビームを追加するなど適宜対応が求められる．そのため前者よりは作業に時間がかかり，ある程度の治療計画の経験が必要となる．
当院では On-line ART の経験が浅いことから前者の方法を採用している．
On-line ART では，線量分布の調整のみならず，処方設
定の変更も可能である．一般的な D95 処方や平均線量処方
からリスク臓器に対しても設定できる．例えば，小腸の最大線量が 54 Gy を超えている場合，最大線量を 54 Gy にすることも可能である．またポイント線量のみならず V54 Gy
が 0.1 cc 以下にすることも可能である．On-line ART を行うことにより抗腫瘍効果をねらいながら，リスク臓器に過剰に線量が投与される場合には容易に安全な治療計画に変更することができる．次に On-line ART の有効性がわかる症例を提示する．
膵臓がんでは周囲のリスク臓器として胃，小腸，十二指腸（以 下，GI, gastrointestinal）な ど が 挙 げ ら れ，各 臓器の位置は日々変化し，治療においては呼吸性移動により大きく腫瘍が動く．当院では 50 Gy/5Fr の線量分割を採用
し，腫瘍における EQD2 (α/β＝10) としては 83 Gy となり
抗腫瘍効果が期待できる．一方で上記リスク臓器の晩期障
害では 30 Gy/5Fr が EQD2 (α/β＝3)54 Gy となり，GI の安全域として定義される．線量分布の評価においては，特に高線量が意図せず出現していないことと GI の安全域の線量レベルを確認する．Fig. 10a は膵臓がんにおける Online ART を行う前の線量分布である．リスク臓器の近傍に高線量が出現し (50 Gy/5Fr)，また安全域である 30 Gyの線量レベルが十二指腸に重なっているのがわかる．V30 Gy（30 Gy 以上の体積）を計算すると 1.6 cc という結果になった．一方で Reoptimize を実施すると 30 Gy の線量レベル
が十二指腸をスペアし，V30 Gy が 0 cc となった．仮に Reoptimze をし十二指腸の V30 Gy が改善されない場合でも，前述したように V30 Gy を 0 cc に線量分布をリスケールする
ことができる．
11.

ま

と

め

参考文献
1） Thoeny HC, Ross BD: Predicting and monitoring cancer
treatment response with diffusion-weighted MRI. J.
Magn. Reson. Imaging 32: 2–16, 2010
2） Heijmen L, Verstappen MC, Ter Voert EE: Tumour response prediction by diffusion-weighted MR imaging:
Ready for clinical use? Crit. Rev. Oncol. Hematol. 83:
194–207, 2012
3） Pasquier D, Hadj Henni A, Escande A: Diffusion weighted
MRI as an early predictor of tumor response to hypofractionated stereotactic boost for prostate cancer. Sci. Rep. 8:10407, 20184） Simens, https://www.healthcare.siemens.com/ (accessed
October 31, 2018)5） Philips, https://www.philips.co.uk/healthcare/product/
HC781439/ingenia-mr-rt-oncology-conﬁguration (accessed
October 31, 2018)6） Acharya S, Fischer-Valuck BW, Kashani R: Online magnetic resonance image guided adaptive radiation therapy:
First clinical applications. Int. J. Radiat. Oncol. Biol.
Phys. 94: 394–403, 20167） Henke L, Kashani R, Yang D, et al.: Simulated online
adaptive magnetic resonance-guided stereotactic body radiation therapy for the treatment of oligometastatic disease of the abdomen and central thorax: Characterizationof potential advantages. Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys.
96: 1078–1086, 20168） Elekta, Elekta Unity, worldʼs ﬁrst high-ﬁeld MR-linac, receives CE mark, https://www.elekta.com/meta/press-all.
html?id=4D12CB723E319A4F (accessed October 31,
2018)9） 岡本裕之，他：MR 画像誘導放射線治療装置の臨床導入，第6 回 JBMP 放射線治療品質管理・医学物理講習会，大阪，
2017/9/17
10） 岡本裕之：On-line Adaptive Radiotherapy の臨床導入，第7 回 JBMP 放射線治療品質管理・医学物理講習会，岩手，
2018/9/17
11） Okamoto H, Nishimoto S, Iijima K, et al.: Monte Carlomodeling of Cobalt-60 MR-guided radiotherapy system on
Geant4 and experimental veriﬁcation of dose calculation
under magnetic ﬁeld of 0.35 T. J. Radiat. Res. 201812） Mutic S, Dempsey JF: The ViewRay system: Magnetic
resonance-guided and controlled radiotherapy. Semin.
Radiat. Oncol. 24: 196–199, 201413） Klein EE, Hanley J, Bayouth J, et al.: Task Group 142 report: Quality assurance of medical accelerators. Med.
Phys. 4197–12, 200914） Hu Y, Rankine L, Green OL, et al.: Characterization of
the onboard imaging unit for the ﬁrst clinical magnetic
resonance image guided radiation therapy system. Med.
Phys. 42: 5828–5837, 2015

本書は，MRIdian® の特徴と MR 画像を用いた On-line

165Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 166–168 (2018)

医学物理 第 38 巻 第 4 号

国際学会参加記
ISMRM・SMRT 参加記
上山毅*

東京大学医学部附属病院

放射線部

Report of ISMRM・SMRT 2018
Tsuyoshi UEYAMA*The University of Tokyo Hospital

１.

はじめに

フランスの首都パリにて国際磁気共鳴医学会（ISMRM・
SMRT）に参加しましたので報告します．ISMRM・SMRT

た，近年は Artiﬁcial Intelligence(AI) の台頭により，コン
ピュータサイエンス・情報工学の分野の科学者も増えていると感じております．これは磁気共鳴に限らず，さまざまな科学分野にも見られる現象ではないでしょうか．

は毎年開催場所が変わり，定時総会として 4 月〜6 月の間

また ISMRM が発行するジャーナルは 2 つ，磁気共鳴学

で約 1 週間の会期であることが慣例であります．今年はに関する臨床研究や診断応用に重きを置いた，Journal of2018 年 6 月 15 日から 21 日にかけてパリ中心部に近いポル

Magnetic Resonance Imaging (JMRI) と磁気共鳴学を用ト・ベルサイユという名のコンベンションセンターにて開いた技術開発などの基礎分野に重きを置いた Magnetic

催されました．会場となったポルト・ベルサイユの 4 階かResonance in Medicine (MRM) があります．特に，MRM

らはエッフェル塔を眺めることができとても立地のよい会

は医学物理学と近い側面がありますので，医学物理学会の場でした．何度も万国博覧会が開催されている街であり，会員の皆様にも有益な情報を得られるジャーナルであると独特の風情と歴史を感じることができました（図 1）．

感じます．

２.

ISMRM・SMRT とは

SMRT: The Society for MR Radiographers &ISMRM: International Society for Magnetic Res-

Technologists

onance in Medicine

SMRT は臨床の MRI に携わる診療放射線技師や技術者

ISMRM は医学や生物学に磁気共鳴学を臨床応用するたを対象に，高度な知識の普及と技術向上を促進するためにめに組織された学会であります．構成するメンバーは臨床

ISMRM の中に組織されています．毎年，ISMRM と同時に携わる研究者よりも，磁気共鳴分野を専門とする物理やに SMRT の年次総会も開催され，MRI の撮影技術に関わ数学に精通する基礎系の科学者が多い印象があります．まる一般演題と専門知識と先端教育を共有できるフォーラム

図1*

セーヌ川から見上げたエッフェル塔
ISMRM・SMRT2018 の開催地となったパリ．天候に恵まれ，非常に勉強しやすい気候でした．

E-mail: ueyama.tsuyoshi@gmail.com

166

図2

セーヌ川クルーズでのレセプションパーティー
世界中の MRI に携わる臨床現場の診療放射線技師と交流をもつことができました．

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

国際学会参加記を提供しています．

４.

SMRT のメンバーになるためには，病院などの医療機プログラムについて

関の臨床 MRI に携わることが条件であり，一般的な研究

ISMRM・SMRT2018 のプログラムでは，ハードウェア

機関に所属する研究者は会員になれません．ホームページ

開発や AI(Artiﬁcial Intelligence) 技術に関するセッション

で確認していただきたいのですが，年次総会の参加費用がが設けられており，診療放射線技師にとって MRI の撮像

安いなど，SMRT 会員にはさまざまな特典が多いので病技術だけでなく，医療の進歩に対応するための広い知識が院に勤めている診療放射線技師は SMRT メンバーになる必要であることを感じさせるプログラムでありました．

ことがお勧めです．特に今大会ではセーヌ川でのクルーズ
船に乗ってレセプションパーティーが開催されました

MRI から電子密度計算が可能か？

（図 2）．これも SMRT 会員の参加費は優遇されています．

ISMRM・SMRT2018 の プ ロ グ ラ ム に お い て， Radi-

３.

ISMRM・SMRT に参加するには

omics

や

Radio therapyなど，イメージング技術の枠を超えたセッションが多くありました．そのなかでも

ISMRM・SMRT の一般演題の演題登録の締め切りは 11

Deep Learning（特 に convolutional neural network）を月上旬となることが通例です．日本では秋には学会が開催用いた画像再構成・セグメンテーション・治療効果判別にされることが多く，また日本学術振興会の科研費の申請時

関する演題が集まっていました（図 4）．特に興味深く感期と重なるため，日本の研究者にとっては非常に忙しい時

じた演題はRadio therapyのセッションにて MR 画像期であると思われます．そして，採択の結果は 2 月上旬にを Deep Learning で CT 画像に再構成する技術 (Synthetic

発表されます．私は採択された日に急いで格安航空券とホCT) で す．Deep Learning で 得 ら れ る Synthetic CT を 用

テルを予約した記憶があります．科研費を取得していない

いて電子密度計算できることから放射線治療の線量分布計

私にとってはとても大事な作業でした．また，学会ホーム算に応用できる報告が多くあったことを記憶しています．

ページでは，年次総会への参加に関する奨学金（最大 1,000

Synthetic CT ではビームハードニングアーチファクトがドル）の情報も提供されますので該当するメンバー（フルないというメリットを拝見したとき感心しました．しか会員であることや，上長の推薦状があることなど）はサ

し，MR 画像にも特有のアーチファクトは存在しますのポートを応募する権利があります．

で，どのような MR 画像を教師データとして蓄積するか，発表形式は一般的な壇上に上がってプレゼンを行う口述
発表に加え，質疑応答に重きを置いた電子ポスター，さらまたどのようなアルゴリズムを設計するかがポイントになりそうです．

に紙ベースのポスター発表もあります．いずれにせよ，4月には発表内容の電子データを提出する期日があります．

私たちの仕事は AI に奪われるのか？

抄録を閲覧するためのパスワードが発行されますので，年AI の台頭が私たちの臨床業務にどのように影響するの

次総会の開催日までにしっかりと予習することが大事ではだろうかということを議論するためのフォーラムが行われないかと感じます．今回，私は SMRT にてポスター発表を行ってきました（図 3）．

図3

筆者のポスター発表
脳実質内のミエリン定量に関する研究発表を行いました．

図4

Deep Learning のセッションの会場の様子
会場に臨床よりも情報工学やコンピュータサイエンスに詳しい参加者が集まっているようでした．

167

医学物理 第 38 巻 第 4 号て人類の進歩と調和をテーマに掲げながら，そのテーマを破壊的に否定するように表現していたことに似ているような気がします．
５.

パリの街

パリは大都会でありながら，昔ながらの道路設計を維持しているため道路はガタガタで交通渋滞が起こりやすく非
常に不便さを感じます．しかし，その不便さが私にとってはとても心地良いのです．歴史を感じる古い建築が多く，学会会期中は毎日散歩していました．私は散歩しているな
図5

ロシアワールドカップ（日本 vs コロンビア戦）を観戦
学会会期中はロシアワールドカップの時期と重なっており，多くの人種が住むパリは街中が熱気に包まれていました．

かで，多くの人種が生活していることを実感しました．それは植民地政策の歴史に加えて，フランスが自由・平等・
友愛・政教分離の精神の下，沢山の移民を受け入れていることが挙げられます．しかし，シャルルドゴール空港からパリ市街に向かう途中には多くのシリア難民を目撃しましました．これまでにも MR 技術は目覚ましく進歩しておた．シリア難民らはフランスに自由を求めて移住をしていり，複雑な検査もより簡便かつ高速に実施することが可能

ますが，実際には外国人観光客に駆け寄って物乞いしていとなってきています．以前から科学技術の進歩とともに診る姿が現状です．何もできない自分自身に不甲斐なく思う

療放射線技師の技術者としての存在意義が危ぶまれるのでと同時に，何も求めなくとも自由に研究活動をできる環境はないかと議論されることは多かったですが，近年 AI がをありがたく感じました．

騒がれるようになり，より大きな問題提起となっている印

カップ（日本対コロンビア）を観戦した写真です．偶然に象です．
フォーラムが結論づけているのは， Human vs AI

そして，図 5 は会場近辺のカフェにてロシアワールドともコロンビア人が隣に座り，白熱した応援合戦をしたこという構図を議論するのではなく， Human vs Human＋

が一番の思い出となりました．特にさまざまな人種が住むAI

パリではとても素敵なワールドカップ熱気を感じました．

という構図を議論するべきだということでした．確

かに，AI に怯えることなく，上手く共存することが正しい選択と感じます．一方で， Human＋AI は，まさに 鬼に金棒 なのですが，Human と AI において，どっちが鬼でどっちが金棒かわからなくなるという恐怖が残ります．
このような問題は，岡本太郎先生が 1970 年の大阪万博に

168

６.

最

後

に

最後に，このような機会を与えてくださいました医学物
理学会編集委員橋本成世先生に深く感謝いたします．

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 169–173 (2018)

医学物理 第 38 巻 第 4 号

国際学会参加記米国核医学会 SNMMI2018 参加記
山谷泰賀 *
量子科学技術研究開発機構

放射線医学総合研究所

Report of SNMMI2018
Taiga YAMAYA*

National Institute of Radiological Sciences, National Institutes for Quantum and Radiological Science and Technology

1.

はじめに

Society of Nuclear Medicine and Molecular Imaging

park では，ロバート・インディアナの有名な「LOVE」の文字の彫刻が有名であり，カップルが写真撮影の順番を並んでいる光景が見られた（図 2）．

(SNMMI) は，1954 年に設立された米国の学術団体であ山谷が最初に参加した SNM（当時は SNMMI ではなくり，日本語では米国核医学会と呼ばれている．2018 年大SNM だった）は 2004 年であり，このときもフィラデル

会 は，6 月 23 日 か ら 26 日 ま で，フ ィ ラ デ ル フ ィ ア のフィア開催だった．他の国際会議でのポスター発表の経験

Pennsylvania Convention Center にて開催された（図 1）．

はあったものの，SNM2004 は人生初の国際会議口頭発表

フィラデルフィアは，ペンシルベニア州最大の都市であであり，しかもめでたく Young Investigator Award をいり，自由の鐘や（独立宣言と憲法の宣言が署名された）独

ただいたこともあって，今も記憶に残っている（図 3）．

立記念館などアメリカ独立の歴史を象徴する都市として知SNMMI は，もちろん臨床がメインの学会であるが，そられる．また，フィラデルフィア美術館へと続くベンジャ

もそも核医学の発展は理工学によって支えられてきた経緯

ミン・フランクリン・パークウェイの始点である Loveから，メーカーが技術をブラックボックス化してしまう風
潮は他モダリティほどはなく，今でも，医工連携および産

図１

図3

Pennsylvania Convention Center

図２

Love park の風景

2004 年に同じくフィラデルフィアで開催された SNM に参加したときの筆者．このとき，Young Investigator Award を受賞* E-mail: yamaya.taiga@qst.go.jp
169医学物理 第 38 巻 第 4 号

学連携の好循環が続いていると感じている．よって，理工等を行うようになった．今回は，中国がハイライト国で系研究者にとっても，最先端の核医学に浸かってニーズをあったのもその一因かもしれないが，中国の存在感が目

先読みし，また自らの装置開発研究へのフィードバックを立った．演題数でいうと，米国比 75%，日本の 3 倍以上で得るために，SNMMI への参加は有意義であると考える．

ある．

筆者は，現在のイメージング物理研究チームを引き継いだ

一 方 で，Instrumentation and data analysis の ト ラ ッ2009 年の翌年からは，SNMMI には毎年欠かさず参加しクに限って国別演題数でみると，第一位米国 50%，第二ている．また，比較的臨床出口を向いた仕事をしている

位中国 12%，第三位日本 11% であり，その後はフランス，

チームメンバーにも，積極的な参加を呼びかけている．今カナダ，韓国，オランダの順に続く．中国が第二位である

回筆者は，直前にシドニーで別件の仕事があったためことには変わりはないが，機器・データ解析分野に限って

SNMMI の参加はあきらめようかと思っていたが，強行ス

はまだ日本と同じらくいの演題数であった．
中国発メーカーの進出も徐々に進んできている．上海のケジュールでなんとか参加にこぎつけた．

United Imaging からは，シーメンスおよび GE に続いて

SNMMI2018 について2.

世界 3 社目となる臨床用一体型 PET/MRI 装置の開発につ

一般演題数は 1,781 件であり，そのトラック別内訳は

い て の 発 表 が あ っ た [Shuguang Chen, 他 , No. 215]．

表 1 のとおりである．装置開発やデータ解析法のトラック

MRI は 3T．PET 検 出 器 は，2.8 mm 角・15.5 mm 厚 のは 319 件であり，全体の約 18% を占める．トラック別でLYSO と SensL 製 silicon photomultiplier (SiPM) の 組 みはなく疾患別で集計し直してみると，Oncology 関係テー

合わせである．32 cm と長い体軸視野以外には目新しい技

マが 844 件ともっとも多く，全体の 47% を占める．その術は見られない．Time-of-ﬂight (TOF) 分解能は 450 ps．

他，Educational 講 演 99 件，Technologists 関 係 演 題 158

中国政府による医療機器承認は現在進行中であるが，臨床件を合わせると，全体で 2,038 演題であった．機器展示場

研究として上海の Zhongshan 病院にて 500 人以上の患者は約 160 ブースと盛況であった（図 4）．

を検査したとのこと．PET による MRI 影響については言3.

及がなかったが，MRI 撮像による PET 分解能および感度

目立つ中国の勢いへの影響は 1.5% 以下であった．

国別演題数でみると，トップの米国（約 720 件）に次い4.

で，第二位中国（約 540 件），第三位日本（約 160 件），第さらに進化する TOF

四 位 韓 国（約 80 件），第 五 位 ド イ ツ（約 75 件）と 続 く．

大手 PET メーカー各社は，最上位クラスに TOF 搭載機

SNMMI のグローバル化傾向を受けて，数年前から，各年をラインナップさせており，各社その時間分解能を競って毎に選ばれた米国以外の国がハイライト国として特別企画

いる．SiPM の性能が進化し，光電子増倍管よりも時間応答性が高くなってきたことがブレークスルーのひとつであ

表1

Cardiology
Neuroscience
Instrumentation and data analysis
Molecular targeting probes (radioactive andnon-radioactive)
General clinical specialties
Oncology: basic and translational
Oncology: Clinical therapy and diagnosis

図4

170

る．フィリップスは独自開発の digital SiPM モジュール

SNMMI2018 の分野別演題数

機器展示場入り口の様子

151
188
319
289

を，GE とシーメンスは浜松ホトニクス製 SiPM である

221
284
329

図5

シーメンスブースで展示されていた 214 ps CRT の性能を誇る TOF-PET/CT 新機種

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

国際学会参加記

表2
名称
開発機関
目的
対象
ベース技術

図6

Explorer プロジェクトの試作装置概要

MiniEXPLORE-1

MiniEXPLORE-2

uEXPLORER

PennPET EXPLORER

UC Davis
Application prototype
PrimateSiemens

UC Davis
Technology prototype
Brain
United imaging

UC Davis
High spatial resolution
Total-body
United imaging

U PennHigh TOF resolution
Torso
Philips

放医研の赤松剛博士研究員によるヘルメット型 PET 装置開発の口頭発表の様子

MPPC を採用している．
フ ィ リ ッ プ ス digital PET に つ い て は，310 ps coincidence resolving time (CRT) が得られ，その計数率依存性は少ない．光電子増倍管ベースの同社 Gemini TF (450–600 ps) との画質比較が報告された [Jun Zhang, 他 , No.
216]．
GE の SiPM ベース TOF-PET/CT の DISCOVERY MI については，25 cm に体軸長を拡張した 5 リングバージョンについての評価結果の発表があった．シンチレータは 4.0
mm×5.3 mm×25 mm の Lu ベース素材．通常の 4 リングバージョンと比べて，検出器数 1.25 倍に対して 1.38 倍のNECR ピーク値が得られたが，たとえば 10 mm 球のホッ
トコントラスト回復では，4 リングの 54％に対して 5 リン

図7

グは 46% などと若干の画質低下が見られた [Tinsu Pan,
他，No. 221]．

放医研の田島英朗主任研究員によるヘルメット型 PET装置開発のポスター発表の様子

める．

シ ー メ ン ス か ら は，機 器 展 示 ブ ー ス に て 新 製 品 Bio-

PennPET Explorer は，フィリップスの digital SiPM モ

graph Vision が紹介されていた．LSO と MPPC による新ジュールを採用するが，5°C に冷却することによって 250

規設計の検出器モジュールを搭載．昨年の SNMMI のポス

ps 以下の TOF 時間分解能を達成した（フィリップス製品

ター発表では TOF 時間分解能 250 ps と発表されていたの Vereos は 18°C 運用で TOF 時間分解能 317 ps）．3 リンが，今回 214 ps と大幅に性能を改善して製品化に至った

グ 70 cm 体軸視野，4 mm 空間分解能，10% エネルギ分解

ようである（図 5）．214 ps CRT は，臨床用 TOF-PET 装能を実現．データ収集は，シングルデータ収集・ソフト

置としては現時点で世界最高性能である．

ウェアコイン方式．現在臨床研究に向けて IRB 承認待ち

5.

Explorer プロジェクトと の こ と．今 後 は，6 リ ン グ 拡 張 に よ る 140 cm 体 軸
視野確保に加えて，90 度回転式のベッド共有による CT

2015 年に始まった 2 m 体軸視野の PET を作る NIH の巨組み合わせを計画しているようである [Joel S. Karp, 他，

大 プ ロ ジ ェ ク ト [Cherry et al., Sci. Transl. Med. 9,

No. 222]．UC Davis の Explorer は，United Imaging 社

eaaf6169 (2017)]． 今 回， UC Davis (Simon Cherry and

製 PET モ ジ ュ ー ル（2.8 mm 角，18.1 mm 長 LYSO +Ramsey Badawi) と University of Pennsylvania (JoelSensL SiPM）を そ の ま ま 使 っ て 76 cm ボ ア 径・196 cm

Karp) の 2 つのグループから最終試作機の発表があった．

体軸長を実現している．80 列 CT と組み合わせてある．今

これまでのミニ試作機 2 台と合わせて，特徴を表 2 にまと回，ファントム評価結果が示された [Ramsey Badawi, 他，
171

医学物理 第 38 巻 第 4 号

No. 223]．

ムのさきがけとして研究開発をリードしている．今回筆者

Explorer の応用探索として，MiniEXPLORE を使ったらの研究チームからは，第一号試作機の評価方法に関する

Zr 投与サルの 30 日に亘る計測結果が発表された． Zr の口頭発表と（図 6），ノーマリゼーション方法に関するポ

半減期は 78 時間と PET 核種としては長いのが特徴であスター発表を行った（図 7）．

8989る．抗体ラベル時に使う 3 種類のキレート剤について時間
的安定性を調査した [Eric Berg, 他，No. 424]．
6.

頭部専用 PET

頭部専用 PET 装置は，高まる認知症 PET へのニーズ等

ソウル大からは，スタガー方式の 2 層 DOI＋SiPM アレ
イによる頭部 PET 試作の発表があった．独自の Chargeto-time converter によるデジタル化がポイントである．
フ ァ ン ト ム 試 験 ま で 実 施 し た [Jun Yeon Won, 他，No.
93]．

を受け，流行の研究開発課題のひとつとなってきた．筆者

元祖ヘルメット PET ともいえるウェストバージニア大らの研究チームでは，検出器を半球状に配置することで高のグループからは，自作のウェアラブル PET により，歩感度・低コストを両立する方法を 2013 年に発案し，ブー行（ひざ曲げ）による FDG 取り込み率の変化を調べたフィージビリティ研究の報告なされた [Qiao Huang, 他，
No. 427]．
機器展示では，頭部専用 PET を展示してたブースが 2
つあった．米国の PRESCIENT 社では，垂直型 PET や C
アーム形状の PET などユニークなモバイル型 PET を開発している．BBX（図 8）は部位別モバイル PET 装置であり，頭部用のほか，ヘッドを 180 度回転させることにより乳房専用 PET としても使えるとのこと．FDA 認可取得を 4 ヵ
月後に見越しているようである．
もう一社は米国の brainbio 社であり，CerePET という頭部専用機を展示していた（図 9）．FDA 認可はまだのようであり，もらったカタログでは，LONGMILE Veterinary Imaging 社の πPET という獣医学用 PET 製品として紹介されていた．スペックは，2 mm 角・13 mm 厚 LYSOと PMT の組み合わせで，85 mm の体軸視野とのこと．

図8

PRESCIENT 社の部位別ポータブル PET「BBX」．横
に立つのは筆者

7.

機械学習関係テーマ

機械学習／ deep learning 関係のテーマも多く見られた．中身を詳細に理解することは難しいが，核医学分野においてどのような応用が検討されているのは興味深い．いくつか演題をリストする．
・Xiaofeng Yang, 他 (Emory University), MRI-based Attenuation Correction for PET/MRI: A Novel Approach
Combining Anatomic Signature and Machine Learning, No. 649
・Junyoung Park, 他 (Seoul National University, Gachon University), Deep Learning Based Kidney Segmentation for Glomerular Filtration Rate Measurement Using Quantitative SPECT/CT, No. 26
・Xinhui Wang, 他 (Oakland University),

Improved

myocardial perfusion PET imaging using artificial
neural networks, No. 27
・Kevin H. Leung, 他 (Johns Hopkins University), A
deep-learning-based fully automated segmentation
approach to delineate tumors in FDG-PET images of
図9172

brainbio 社の頭部専用 PET 装置の展示

patients with lung cancer, No. 323

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

国際学会参加記・Ludovic Sibille, 他 (Siemens Medical Solutions USA,ているだろう．また，グローバル化が進む現状において，Uniklinik Münster, Siemens Healthcare Limited),

研究成果を普及させ，患者に届けるためには，英語で発表

PET Uptake Classiﬁcation in Lymphoma and Lung

をすること，さらには世界中の人が集まる国際会議で発表

Cancer using Deep Learning, No. 325

をすることが必須であると言える．日本語は，日本以外で

8.

おわりに

は使われていないからである．具体的なチャンスは増えてきている．4 月に世界核医学会がメルボルンで開催された

今回に限らず関連分野の国際会議に出席して共通して感が，次 回 の 2022 年 開 催 の 第 13 回 世 界 核 医 学 会（13th

じることは，技術進歩とグローバル化の 2 つである．先日，World Federation of Nuclear Medicine and Biology) は，

日本医用画像工学会が発行する e-news letter にて，田中

京都への誘致が成功している．また，核医学物理学でもっ栄一先生による次世代 PET 研究会 2018 での大変貴重なごともメジャーな学会である IEEE Nuclear Science Sym-

講演「核医学物理学の生い立ち」を紙面再現させていただ

posium and Medical Imaging Conference (NSS-MIC) のく 機 会 を 得 た [http://www.jamit.jp/mit/newsletter/

横浜への誘致もめでたく決定し，世界核医学会の前年のJAMIT_NL_No.30.pdf]．90 年以上の歴史を持つ核医学で2021 年に開催される．ますますグローバル化が進む核医あるが，今回の SNMMI 報告で紹介したように，技術の進学分野において，日本が活躍する舞台は整った．

歩は止まることがない．また来年は，さらに技術は進歩し

173

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 174–176 (2018)

医学物理 第 38 巻 第 4 号

国際学会参加記2018 年米国医学物理学会学術大会への参加報告
橘英伸 *国立がん研究センター東病院

放射線品質管理室

2018 AAPM Annual Meeting
Hidenobu TACHIBANA*

Particle Therapy Division, Research Center for Innovative Oncology, National Cancer Center

米国医学物理学会 (American Association of Physicistsに利用するものである．一見，患者 QA にとって非常に贅in Medicine) が開催する毎年１回の会議である 2018 AAPM

沢なようにも思えるが，そうではない．現在の臨床で通常Annual Meeting はテネシー州 Nashville 市で開催された．

実施されている検証自体が 4 次元治療の点から考えると簡日本では決して知名度が高くない（著者の偏見かもしれな

略されすぎたものである．すなわち，患者 QA といっていいが）Nashville 市であるが，米国の中では非常に有名な

るが MLC の動き（デリバリーチェック）のみであり，3都市であるようだ．特に音楽が盛んであり，オープンなラ

次元の呼吸による腫瘍の動きを利用していないこと，体内イブハウスがたくさん，というよりはむしろほとんどであ

不均質を考慮していないこと，照射の ON-OFF をゲートるといっても過言ではなく，また週末になるとライブ＋ア

照射などで実施していないことなどがある．本システムに

ルコールドリンクで，パーティーピーポーがたくさんい

よって不明であった事象が明らかになるのではないかと思た．今回の会議が開催された会場である Music City Cent-う．また，本文を見てくださっている方で，椎木先生の研er をはじめ，様々な開発が進み，物価も上がっているよ

究に興味を持った方は，是非椎木先生に質問することをおうで，ここ数年継続して AAPM Annual Meeting に参加薦めする．というのも，このように世界で認められた研究しているがホテル代は最も高かったように思う．

を実施している研究者は国内では決して多くはない．そし

さて，今回の会議の話をすると，もっとも印象深いのは，て，椎木先生は Best in Physics の受賞だけでなく，海外山口大学の椎木健裕先生が Best in Physics という賞を受

誌に論文も多く載せている著名な研究者であり物理士であ賞したことである (Fig. 1)．この賞を取得した発表は今回り，さらに今回の会議でも多くの椎木先生の学生が口述発の会議の中で最も優秀な発表のうちの一つであるというこ

表をするというような優れた Mentor でもある．さらに非とであり，ここ 5 年の間に新設された賞であると思うが，常に温和で，話しかけやすい人柄である．是非，国内学会

椎木先生は日本人初であろう．タイトルは「4D Dynamic

発表などで捕まえてください．皆さんの研究や臨床などのRobotic Phantom System for Patient-Speciﬁc Quality

一つの大きなきっかけをもらえるはずだから．

Assurance in Real Time Tumor Tracking Radiotherapy」

私自身，米国から日本に戻ってからも積極的に AAPM

で，四次元治療＋ロボット＋3D プリンターという最新技

Annual Meeting に演題を投稿し，参加している．目的は術を非常にうまく融合させた研究であり，それを患者 QA

3 つある．1 つ目は，当然発表である．今回は厚生労働科

Fig. 1Best in Physicsを受賞した山口大学椎木先生と* E-mail: htachiba@east.ncc.go.jp
174

Fig. 2e-Poster 発表

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

国際学会参加記

研や AMED の委託研究である独立計算検証の総まとめの発表をした (Fig. 2)．この場をかりて，独立計算検証の多施設試験に協力してくださった皆様に感謝申し上げたい．
2 つ目は情報収集である．AAPM Annual Meeting の参加を欠かした時に重要な情報を得られなかったと思うと，非常に後悔するだろうなと思うこと．そして，論文では得られない情報が得られること．特に機器展示では日本より先に多数の機器が公開されるし，日本で販売されていないものが公開されている．今回の機器展示で面白かったものとしては，外から患者に照射した X 線によって，患者からFig. 3ミネソタ大学渡邉先生と日本から AAPM に参加した
みなさんとFig. 4

University of California Davis 校 の Robin L Stern
教授とチェレンコフ光が発せられるがそれを測定する検出器である．私以外の複数人の方も興味を持っていたようである．
シャツや服などを着ると，チェレンコフ光は遮光されるため測定できないが，乳房への照射などには応用できそう
で，実際に実例も紹介していた．3 つ目は，米国で働いている元上司や元同僚と会うことである．米国で 2 年半ほど働く機会を得たが，良い施設および良い同僚に恵まれたこともあり，彼らから遠くても刺激を受けている．実際，皆私より若いが，物理部門の准教授になっている方や Director をしている方もいる．当然彼らの実績の結果であるが，臨床に従事している方は決して論文を多く書いているわけ
ではなく，現場での成果をあげているのだろうと思う．もちろん研究をメインにしている人は，個人で 1 億以上の研究費を得て研究に従事している．AAPM Annual Meetingに行くと，このような刺激を受けて帰ってくる．
また，AAPM Annual Meeting には国内でも有名で，利用されているガイドラインを作成した方が多くいる．とはである．渡邉先生や Robin 先生とお会いできるのも AAPM

いえ，参加しても誰が誰だかわからない．一方，良いきっぐらいなので，これも AAPM 参加の私の一つのモチベーかけを持つことができ，知り合えた方もいるので，AAPM

ションとなっている．

Annual Meeting 参加すると，そのような方々にお会いで最後に，私個人の考えとして，放射線治療は IMRT の登き，また食事の機会などが持てて，様々なお話ができるこ場によって大きくがん治療に貢献した一方で，IMRT は日とも AAPM Annual Meeting 参加の醍醐味ではないかと本でも，もはや高精度治療ではなく標準治療となりつつあ思う．まずは，ミネソタ大学の渡邉先生 (Fig. 3)．先生はる．また，近年のがん治療はいかに Overall survival を延放射線治療の医学物理士としてまた教授として勤務されてばすかという段階に来ており，放射線治療単独での研究のいる．当然，渡邉先生は広い知識および豊富な経験をお持

難しさを感じている．いわゆる，IMRT によって大幅に治ちであり，また気さくな先生であるので，いろいろな情報

療成績が向上した現在，今後の放射線治療の技術革新は放を提供してくださる．渡邉先生とのお食事は AAPM の最射線治療自身の技術を伸ばすが，この技術革新がこれ以上も楽しみにしていることの一つである．加えて，今回はの治療成績を延ばせるかということである．医学物理におAAPM タスクグループ 114（独立計算検証のガイドライ

ける研究はやはり高精度化などの技術革新であろうが，技ン）の リ ー ド を し た University of California Davis 校 の術革新と Overall survival の延長を結びつけた新しい研究

Robin L. Stern 教授ともお食事ができた (Fig. 4)．Robinというものを見つけ出せずにいる．もちろん，ビックデー

先生とは前述の独立計算検証の研究の際に日本に招致させタの利用と Deep learning などはわかりやすい技術革新のていただいた際にお知り合いになることができた．彼女も一つであり，放射線治療とも親和性は高いと思う．一方，非常に著名な先生で，前述のガイドラインだけでなく今回Deep learning のようなものは人，もの，金がそろっていの AAPM のプログラムに関する Chair も担っているといる放射線治療メーカは当然取り組む．そのなかで，日本のう方であるが，非常に温和で気さくな方である．そんな温ように人も少ない，金も少ないというなかで，同じことを和な方をいかに弄ぶかと楽しんでいる日本の医学物理士も競っても結果は目に見えている．よく医師などは「うちはいたが，そんな粗相な

結構な件数をしているからデータが貴重だ」というが，そ輩を笑って許す素晴らしい先生

175医学物理 第 38 巻 第 4 号

れは放射線治療機器メーカが米国の有名施設と組めばいい

常に難しい．とはいっても，しつこいのが私の取り柄なのことであるし，実際そうしているだろう．また，センター

で，くじけず，負けずに，あと数年は足掻こうと思う．現化されているアメリカの施設は，小さい国であるにもかか

在，臨床現場に有用で，かつ新しい何かであると信じ，研わらず治療施設が多くある日本の病院より豊富なデータを究に従事しつつ，継続して放射線治療の安定供給に関する有しているはずである．そういったなかで，私に何ができ臨床業務に従事している最中である．来年はテキサス州サ

るか，今後どういった研究に従事していくかというのは非ンアントニオ，AAPM には参加をする予定である．

176

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 177–180 (2018)

医学物理 第 38 巻 第 4 号

国際学会参加記IEEE Medical Imaging Conference (MIC) 参加報告
大田良亮 *，橋本二三生
浜松ホトニクス株式会社

中央研究所

Report on IEEE MIC 2018
Ryosuke OTA*, Fumio HASHIMOTO

Central Research Laboratory, Hamamatsu Photonics K. K.

1.

MIC Dinner は MIC に参加したあらゆる研究者との交流

Introduction

会 の 場 で も あ る．筆 者（大 田）も MIC Dinner に て UC

IEEE Medical Imaging Conference (MIC) は IEEE

Davis の Simon Cherry 教授とコミュニケーションを交わNuclear Science Symposium (NSS) との合同で開催されすことができた（図 2）．ほかにも NSS/MIC 全体のレセプる学会であり，NSS は今年で 65 年目，MIC は 28 年目をションもあり，そこでは MIC のみならず NSS の参加者た迎える．NSS は素粒子原子核実験や放射線計測の研究開

ちとも交流することができる．図 3 にレセプションにて放発に関する学会であり，MIC は PET, SPECT, X 線 CT な

射線医学総合研究所の山谷泰賀チームのメンバーと名古屋

ど放射線を利用した医療機器の研究開発に関する学会であ大学の山本誠一教授と弊社のメンバーとの写真を載せる．

る．素粒子原子核実験と医療機器は全く異質の分野である

今年の MIC は 23 セッション，122 口頭発表，445 ポス

が，装置に要求される技術は非常に類似している．そのたター発表から成っていた．MIC の発表には審査があり，

め本学会は単なる研究開発の発表の場ではなく，領域横断

今年のリジェクト率は 6.5% であった（NSS は 247 口頭的な役割も果たしており世界各国の様々な分野の研究者と発 表，428 ポ ス タ ー 発 表，5% リ ジ ェ ク ト 率 で あ っ た）．

交流を深めることもできる．

NSS/MIC の参加者は約 1,800 人であり，アメリカ，ヨー

今年の NSS/MIC はオーストラリア・シドニーの International Convention Centre (ICC) にて 11/10（土）〜17（土）で開催された．会場周辺はショッピングセンターや飲食店，さらには動物園や水族館まですべて徒歩圏内であり，非常によい立地であった．図 1 に会場周辺の写真を載せる．この時期のオーストラリアの気温は日本の気温とほぼ同じであり，更に時差も 2 時間しかないことから，日本人にとっては過ごしやすい環境であったと思う．
MIC では公式のパーティーとして

MIC Dinner

というものがある．今年の MIC Dinner は Luna Park という

図2

MIC Dinner の 様 子（左）と，筆 者 と UC Davis のSimon Cherry 教授（右）図3

NSS/MIC レセプションにて．放射線医学総合研究所の参加者（一部）と名古屋大学の山本教授と弊社の参加

遊園地で開催された．MIC Dinner の様子を図 2 に載せる．

図1

会場周辺の様子* E-mail: ryosuke.ota@crl.hpk.co.jp
177

医学物理 第 38 巻 第 4 号

CERN の Paul Lecoq 氏は MIC Plenary talk にて，メタマテリアルによる CTR＝10 ps へのアプローチの手法を提案していた．筆者の力不足で完全には理解できなかったが，シンチレータなどの結晶に加工を施しメタマテリアル
化することでチェレンコフ放射の強度を増幅することが可能なようだ．チェレンコフ放射はシンチレーション放射に比べて即発的であるため，時間分解能の向上が期待される．
Stanford University の Li Tao 氏はシンチレータなどの結晶の光学的な変調を計測することで CTR を向上させる手法を提案していた．放射線が結晶内で相互作用した時に
図4ジョイントセッションでの山本教授の発表の様子

引き起こされる光学的な変調の時間スケールはピコ秒以下であるため，変調を計測することができれば CTR が向上
することが期待される．本発表では様々なタイプの結晶をロッパ，アジアの参加者の割合はそれぞれ 30%, 40%, 30%

用いて 511 keV の γ 線がどの程度変調を起こさせるかを検といった具合である．発表の中でも双方の分野に跨るよう証していた．

な内容のものはジョイントセッションにアサインされる．

CERN の Stefan Gundacker 氏 は プ ラ ス チ ッ ク シ ン チ

1,500 件近い発表の内ジョイントセッションに選ばれるのレータや BaF2 シンチレータといった PET 用には不向きでは 18 件であり，日本人では筆者の把握している限りで名はあるが，高速な減衰時間を示すシンチレータを用いて古屋大学の山本教授，早稲田大学の望月早駆さんと筆者がCTR の改善の可能性について検討していた．プラスチッ

発表を行った．図 4 に山本教授の発表の様子を載せる．

クシンチレータは BC-422 を利用していた．プラスチック

ICC のシアターがジョイントセッションの会場となっておシンチレータは原子番号の低さから 511 keV の γ 線はほとり，約 2,500 人が聴講できる超巨大ホールであった．発表

んど光電吸収を起こさないため，300 keV 程度のコンプト

者が壇上を歩くとそれに追従するようにカメラも動き，左ン端のイベントでコインシデンスを取っていた．その結右の巨大スクリーンに映し出されるような仕組みもあっ果 CTR＝35 ps FWHM を 達 成 し て い た．ま た BaF2 で は
68 ps FWHM を達成していた．BaF2 の発光の高速な成分

た．
2.

Main topic

本章では技術的な内容について述べる．筆者が注目した
今年の MIC の大きなテーマは「究極の時間分解能」と「Deep Learning の医学応用」である．

は 220 nm と紫外領域であるため，光検出器の紫外領域における検出効率が向上すれば BaF2 を用いて CTR＝30 ps
FWHM は可能だと主張していた．
こ の 結 果 を 受 け て CERN の R. Martinez Turtos 氏 は
200 μm の BGO プレートと 250 μm の BC-422 プレートをス

まず「究極の時間分解能」について説明する．近年のシタックさせる構造のシンチレータを作成し CTR の向上をンチレータ，光検出器，信号処理回路などの PET 装置の図っていた．基本的な発想は BGO で 511 keV の γ 線を止め要素技術の発展に伴い，TOF-PET 装置の開発が PET メーて，BC-422 で高速に発光させることで検出感度を落と

カーの間で主流になってきている．Siemens は今年 Bio-

すことなく時間特性を維持できるというもののようであgraph Vision を発表し半値全幅 (FWHM) の同時計数時間

る．BGO＋BC422 スタックシンチレータで CTR＝95 ps

分解能 (CTR) で 215 ps という性能を出しており，TOF 性

FWHM を達成していた．BGO で CTR＜100 ps FWHM を能のおかげで PET 画像の S/N は格段に上がってきている．

達成したのは筆者が知る限りではこれが初であると思う．

TOF により PET 画像の S/N がよくなるというのは一般的

CTR＝10 ps 以外にも BGO を TOF-PET 用のシンチレー

な技術になりつつあり，TOF-PET が目指す次のステップ

タとして利用しようという動きもある．BGO はその高いが「CTR＝10 ps FWHM」という究極の時間分解能である．

屈折率からシンチレーション光の発光の前に多くのチェレ

CTR＝10 ps というのは空間分解能に換算すると 1.5 mm

ンコフ光（約 16 p.e./511 keV）を放射することが報告されである．TOF 性能がこのレベルまで達成されると数学的，ている 1）．したがって，このチェレンコフ光で同時計数す

統計学的に解いていた画像再構成のプロセスがもはや必要ることで BGO が TOF-PET 用のシンチレータとして利用なくなる．これにより画像の S/N の向上だけでなく，薬剤できるというのである．しかし常にチェレンコフ光同士で集積のリアルタイムイメージングも可能になる．そのため同時計数できるとは限らず，場合によってはシンチレー

各国の研究者らがこぞって CTR＝10 ps を目指し始めた．

ション光で同時計数してしまうこともある．その結果

以下に CTR＝10 ps への取り組みについて報告する．

BGO ベースの検出器同士の同時計数の時間差ヒストグラ

178

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

国際学会参加記

ムは裾が広がるという傾向をもつ（FWTM が悪いと言っ

Si-PM から出力された波形を一般的な CNN に入力し，出てもよい）．そこで UC Davis の S. I. Kwon 氏は両端読み力として DOI を学習させていた．信号処理に CNN を用い出しによって裾の広がりを軽減する手法を提案していた．

ることで，特に結晶の中央では従来法と比較して FWHM

3×3×20 mm3 の BGO 結晶の両端に接合された SiPM の検で分解能が 17% 向上していた．また，検出器の出力波形

出 時 刻 の 時 間 差 情 報 を 利 用 す る こ と で 1072 ps だ っ たから Deep learning を用いて相互作用位置や TOF 情報を

FWTM が 719 ps FWTM まで改善された．

推定する手法が報告されていた．

続いて「Deep learning の医学応用」について紹介する．

その他にも，PET 画像や CT 画像のノイズ除去法や一般

Deep learning は，コンピュータビジョンの分野で革新的

胸部画像の骨抑制技術など，CNN を用いた画像ベースのな技術として注目されており，従来の機械学習では必要不研究が盛んに行われていた．今後，より一層 Deep learn-

可欠であったing の医学応用が発展していくことに期待したい．

お手製の特徴量を定義する必要がないことが最大の特徴といえる．会期中，Deep learning の様々な応用が紹介されていたが，特に筆者が興味深いと感じた
2 つの演題について簡単に解説する．

3.

Our presentations

筆者らの発表について少し述べさせていただきたいと思

まず 1 つめは，教師データセットを必要としない新しいう．筆者（大田）も CTR＝10 ps を達成するために検出器

Convolutional neural network (CNN) を用いた画像再構を開発し，本学会でその性能について発表を行った．内容

成法の検討である．教師データセットを必要としないは「従来の PMT の窓材をチェレンコフ輻射体に変更する

Deep image priorという CNN の原理については，文ことで γ 線に対する検出効率と時間分解能が向上した」と

献 2 を参照されたい．Massachusetts general Hospital &いうものであり，結果として CTR＝46.6 ps を得ることがHarvard Medical School の Gong 氏は，UC Davis の Qi らできた．本発表はジョイントセッションであったため巨大Deep image priorを用いた PET の反復再構シアターでの発表となり，緊張したがなんとか乗り切るこ成法を提案していた．この手法は，同一患者の MRI 画像とができたと思う（図 5）．また，筆者（橋本）は「モノリを事前情報として CNN に入力し，Alternating Direction

シックなチェレンコフ輻射体と 2 次元光検出器アレイから

Method of Multipliers アルゴリズムに基づいて反復再構なる放射線検出器において，Deep Neural Network を利成を行っていた．MRI などの形態画像を利用して画像再用することで γ 線の相互作用位置の推定精度が向上するこ構成を行う方法はいくつかあるが，それらの手法の手法をとをシミュレーションにて検証した」といった内容の発表

上回る性能を示していた．特筆すべきは，Deep learningを行った（図 5）．今後もチェレンコフ放射ベースの検出器の研究において学習データセットを必要とせずとも高品質の性能向上に向けて尽力しようと思う．

と共同で

2）

な再構成画像が得られていたことである．

4.

2 つめは，Deep learning を利用した信号処理の検討である．University of California Davis の Liu 氏らは，両端

Summary

シドニーで開催された IEEE NSS/MIC に参加した．筆

読 み 出 し の シ ン チ レ ー シ ョ ン 検 出 器 の 信 号 波 形 か ら，者が感じた今年の大きなテーマは「究極の時間分解能

Depth of interaction (DOI) を推定する手法を提案してい(CTR＝10 ps)」と「Deep learning の医学応用」であった．

た．シ ン チ レ ー タ の 両 端 に カ ッ プ リ ン グ さ れ た 2 つ の

これら 2 つのトピックが来年はどのように昇華されている

図5

筆者（左：大田，右：橋本）の口頭発表の様子

179医学物理 第 38 巻 第 4 号

か今から非常に楽しみである．IEEE NSS/MIC は 2019 年の業界が今まで以上に盛り上がっていくことを期待したはイギリス・マンチェスター，2020 年はアメリカ・ボス

い．

トン，そして，2021 年の会場はここ日本・横浜となっている．開催日は 2021/10/16〜2021/10/23，会場はパシフィ
コ横浜の新施設の予定だそうだ．国内でこの規模の学会に参加できるということで，（まだ 1,000 日程先ではあるが）今から非常に楽しみである．おそらく日本からの参加者も増えると思われるので，3 年後の初の日本開催に向けてこ

180

参考文献
1） Kwon SI, Gola A, Ferri A et al.: Bismuth germanate coupled to near ultraviolet silicon photomultipliers for timeof-ﬂight PET, Phys. Med. Biol. 61: L38–L47, 2016
2） Ulyanov D, Vedaldi A, Lempitsky V: Deep Image Prior.
arXiv. 1711.10925, 2017

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 181 (2018)

医学物理 第 38 巻 第 4 号

国際学会参加記
Report of the 18th Asia-Oceania Congress of Medical Physics (AOCMP) in Conjunction
with the 16th South-East Asia Congress of Medical Physics (SEACOMP)
Hossain Md ALAMGIR*

Division of Medical Quantum Science, Department of Health Sciences, Graduate School of Medical Sciences, Kyushu University

I attended the 18th Asia-Oceania Congress of Medical

Kenta Ninomiya, Fumio Kinoshita, Sumiko Watanabe,

Physics (AOCMP) in conjunction with the 16th South-

Kenjiro Imada, Ryoma Koyanagi, and Yoshinao Oda) on

East Asia Congress of Medical Physics (SEACOMP)

Tuesday, 13 November, 2018. I have received usefulconference (November 11–14, 2018, Connexion Confer-comments and suggestions from attendees and chair-ence & Events Centre, Bangsar South City, Kuala Lum-

persons. The conference provided me with a valuablepur, Malaysia), supported by JSMP. The congress at-learning experience. For instance, it was an excellent

tracted more than 500 participants from the professions

opportunity to gather useful information and exchangeof medical physics, biomedical engineering, radiology,

their ﬁndings and views during conference sessions, cof-

radiotherapy, nuclear medicine, radiation protection, bi-

fee breaks and conference lunch. Consequently, I haveophysics, radiobiology and the related ﬁelds from differ-

known a number of academics and professionals froment countries. The theme for this conference wasAdifferent countries such as Japan, Australia, Malaysia,

Sustainable Future for Medical Physics . The objective

Korea, Indonesia, and Thailand. Fig. 1 shows a pictureof the congress was to gather medical physicists and al-with current and former members in Arimuraʼs labora-

lied health professionals in the region for sharing

tory who attended the conference.

knowledge, expertise, scientiﬁc discussions, cultural exchange and medical technologies updates.

Finally, I would like to sincere thanks to JSMP for
their ﬁnancial support to attend the conference. In addi-

This conference provided a full opportunity for me totion, I would like to thank Kyushu University and mypractice and constructive dialogue. In this international

supervisor, Prof. Hidetaka Arimura, for having given

conference, I gave an oral presentation, entitled Esti-me the opportunity to attend this conference. This con-mation of Intravoxel Incoherent Motion (IVIM) Parame-

ference was very interesting and enriched my experi-

ters Using Monte-Carlo Simulation of Diffusion MRI

ence with more information, knowledge and conﬁdence.

(co-authors: Hidetaka Arimura, Hidetake Yabuuchi,

Fig. 1

A picture with Dr. Yoshidome, me, Prof. Arimura, Ms. Nguyen, Ms. Sitti (Institute of Technology Bandung: ITB,
Indonesia), Ms. Fauzia (ITB), and Ms. Lini (ITB) (from left to right)* E-mail: alamgir_ru07@yahoo.com
181

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 182–183 (2018)

医学物理 第 38 巻 第 4 号

国際学会参加記AOCMP2018
武井良樹 *1, 2
1

近畿大学医学部奈良病院放射線部

2

近畿大学大学院医学研究科医学物理学博士課程 2 年

AOCMP2018
Yoshiki TAKEI*1, 2
1

Department of Radiology, Kindai University Nara Hospital2

Department of Medical Physics, Graduate School of Medicine, Kindai University

このたび，日本医学物理学会の補助を受けて，2018 年
11 月 11〜14 日までマレーシアのクアラルンプールにて開催された第 18 回アジアオセアニア医学物理学会 (AsiaOceania Congress of Medical Physics: AOCMP)& 第16 回
東南アジア医学物理学会 (South-East Asian Congress of
Medical Physics: SEACMP) に参加しました．
マレーシアはアジア最大の経済成長を遂げているアジアの中心に位置する国で，日本から飛行機に乗って 7 時間ほどで到着します．マレーシアは，マレー系・中国系・インド系など多数の民族で構成される多民族国家で，それぞれの民族が持つ宗教，生活習慣が融合した独特の文化を持つ国です．食べ物や建物もそれぞれの文化のものが点在しながらうまく調和されている印象でした．また，市街地に建つツインタワーは世界一の高さを誇り，経済発展を象徴するシンボルになっていました (Fig. 1)．天候は雨季のため，雨が多く学会会期中もほぼ毎日午後には雷を伴う大雨がFig. 1

ツインタワー

Fig. 2

筆者の発表風景

降っていました．
今 回 の AOCMP&SEACMP は 27 カ 国 か ら の 参 加 が あり，マレーシアでの開催は 2004 年以来の 2 回目の開催でした．登録演題数は口頭発表とポスター発表で約 300 ありました．日本からの演題は開催国のマレーシアに次ぐ 2 番
目の多さで，日本の積極的な国際学会への参加が見られました．特に大学院生の参加が多い印象でした．私は日本人があまり国際学会に積極的ではないイメージがあったた
め，この演題数の多さに驚きました．私の所属する研究室からも 8 名演題登録を行い，団体戦の気持ちで学会に臨みました．
私は最終日の朝に，放射線治療のセッションで口頭発表を行いました (Fig. 2)．発表タイトルは「The bolus effect

強い線量増加効果（ボーラス効果）があり，ボーラス効果

with the tungsten function paper in build-up region forの強さはエネルギーや遮蔽材の原子番号などに影響される

electron radiotherapy」でした．発表を行った研究内容は，ため，遮蔽材の遮蔽効果とともにボーラス効果も検討する

タングステン機能紙を用いた電子線放射線治療でのビルド必要があります．そこで，今回の研究ではタングステン機

アップ領域におけるボーラス効果に関する研究です．新し能紙の電子線治療におけるボーラス効果を検討しました．

い素材の遮蔽材であるタングステン機能紙は，人体に有毒

英語での口頭発表は 2018 年 1 月 17〜19 日に開催されたである鉛を含まず，加工が容易で様々な形で使用できま

タイ医学物理学会に引き続き 2 回目で，スライドなどの準す．しかし，薄い遮蔽材を使用する場合，遮蔽材の直下で備や発表自体は前回よりスムーズに行えました．前回は英* E-mail: y.takei5794@gmail.com
182

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

Fig. 3

国際学会参加記

所属する研究室メンバーでの集合写真（筆者は左から 3 番目）

語での質疑がたどたどしく，質問内容を聞き取ることでんが，また引き続き英語発表にチャレンジして，色々な国

いっぱいいっぱいであったため，今回もドキドキして質疑の方とディスカッションできればと思います．

の時間を迎えましたが，幸か不幸か質問がないまま終わっ

最後に，このような機会を与えていただいた日本医学物てしまいました．質問がないのは寂しいですが，一緒に来理学会と，発表を含めた研究指導をしていただいた指導教ていた大学院の先生に発表は全然問題ないと言っていただ

官と研究室の方々に深く感謝いたします (Fig. 3)．

いたのでホッとしました．まだまだ英語力不足は否めませ183

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 184–185 (2018)

医学物理 第 38 巻 第 4 号

国際学会参加記
アジア・オセアニア医学物理学術大会 (AOCMP) 参加報告
田中祥平 *
東北大学大学院医学系研究科医科学専攻放射線腫瘍学分野修士 1 年

Report of AOCMP 2018
Shohei TANAKA*

Tohoku University Graduate School of Medicine

このたび，11 月 11 日から 14 日にクアラルンプールのdiomics についての研究です．今回，私たちは世界初の試Connexion Convention & Event Centre（Fig. 1）で 開 催

みとして数学的概念である ホモロジー を Radiomics にThe 18th Asia-Oceania Congress of Medical

取り入れることにより，新たな Radiomic 特徴量 Homolo-

さ れ た

Physics (AOCMP)に出席し，口頭発表をいたしました

gy-based radiomic 特徴量を開発しました．この Homol-

ので，その報告をさせていただきます．私は 11 月 12 日のogy-based radiomic 特徴量はがん細胞のつながり具合を定Proffered Papers: Radiobiology, Radiation Protection &

量化することができます．制御できない増殖が起こり，つOthers 1.2 の Session に て， Homology as a novel radi-

ながりが無視された悪性度の高いがんとそうではない悪性omic feature for prediction of the prognosis of lung can-

度の低いがんを区別することにより，患者の生存期間に有

cer based on CT-based radiomicsというタイトルで発意差が確認されました．今後は，Homology-based radi-

表いたしました（Fig. 2）．私の研究は，現在盛んに研究

omic 特徴量と従来の予後予測で使用されている Radiomicが行われている画像のみから生存期間などを予測する Ra-

特徴量を組み合わせて機械学習を行い，正確な予後予測シ
ステムを確立させたいと考えております．発表後は会場から「正常細胞ではどのような結果になるのか」，「MRI でも Homology-based radiomic 特徴量は抽出可能か」，「CT装置のシーケンスはどのような設定か」といった質問をいただきました．座長の方からの助言はありましたが，英語を理解し，英語で伝えることができたという事実により自信をつけることができました．また，Session 後にはインドネシアの方から研究の内容について質問され，メールア
ドレスを交換し，学会後もお互いの研究についてディス
カッションすることができました．今回が私にとって初めての国際学会でありましたが，このような貴重な体験からこれからの国際学会への足掛かりになったことは間違いあFig. 1 会場 (Connexion Convention & Event Centre) の外観

りません．
学会初日は Radiomics の Workshop があり，そこではこれから解析を行う予定である人工知能を用いた Radiomics
学習について学ぶことができ，過学習の危険性や Deeplearning を行う際のデータの可視化などを学びました．また，Radiomics の Workshop で発表された先生方のスライドは大変わかりやすいものばかりで，これからの私の学会発表のスライド作成の参考になりました．
学会 2 日目には学会が主催するディナーが開催され，そこではマレーシア料理を食べることができました．地元で取れる魚や豆，根菜を使った料理が多く，またマレーシア
料理は独特の甘い味付けや香辛料が多く入っており，どれも日本では食べることができない料理と感じました．これ

Fig. 2

発表の様子* E-mail: shohei.tanaka@med.tohoku.ac.jp184

らのなかでも，行く前から気になっていたマレーシア代表

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

Fig. 3

国際学会参加記マレーシア代表料理のナシゴレン

料理ナシゴレンが一番おいしかったです（Fig. 3）．ディナー会場では同じく日本から発表に来ていた人たちと食事をともにし，お互いの研究について話し合いとても刺激となりました．学会後にはホテル近くのペトロナスツインタ
ワーとその周辺を観光しました（Fig. 4）．マレーシアはFig. 4

ペトロナスツインタワー

このような高層ビルが建ち並ぶ都会的な街並みもあれば，屋台が立ち並ぶ庶民的な場所もあり，とても変化に富んでました．それと同時に，私も学ぶだけではなくこのようないました．学会期間を通して，日本では体験できない異文

規模の大きな国際学会で他の方々に興味を持たれるような化に触れることができました．

講演をこれからは行わなければならないと強く感じましA Sustainable Future for Medical Physics

た．今回の学会の経験を活かして，より一層これからの研というテーマで，議論を通して医学物理の知識を深めるこ究，学会発表に精進していきたいと思います．最後に，ことにより，核医学や放射線治療，放射線防護，放射線生物のような発表の機会を下さった東北大学の先生方と研究成学，新興技術との連携を促進するという目的で開催されま果発表の支援をして下さった医学物理学会に深く感謝申しした．アジア全土の先生方が集まり多岐にわたる医学物理上げます．ありがとうございました．

本学会はに関する講演が行われ，大変多くの知識を学ぶことができ

185

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 186–187 (2018)

医学物理 第 38 巻 第 4 号

国際学会参加記
アジア・オセアニア医学物理学術大会 (AOCMP) に参加して根本光*

東北大学大学院医学系研究科医科学専攻放射線腫瘍学分野修士課程 1 年

Report of AOCMP 2018
Hikaru NEMOTO*

Department of Radiation Oncology Tohoku University Graduate School of Medicine

1.

はじめに

2018 年 11 月 11 日から 14 日にかけて行われた，アジア・オセアニア医学物理学会連合 (Asia-Oceania Federation ofOrganizations for Medical Physics̶AFOMP) が 主 催 する，第 18 回アジア・オセアニア医学物理学術大会 (AsiaOceania Congress of Medical Physics̶AOCMP) お よ び
第 16 回東南アジア医学物理学術大会 (South-East AsianCongress of Medical Physics̶SEACOMP) に 参 加 し た．
ま た 今 大 会 は，International Organization for Medical
Physics (IOMP) や ASEAN College of Medical Physics(ACOMP) が共催する形で開催されている．開催地は，マレーシアの首都であり，ツインタワーとしては世界一の高さを誇るペトロナスツインタワー (Fig. 1) でも有名なクア
ラルンプールであった．大会中は連日 30°C を超える暑い日が続き，連日，夕方にはスコールが降るといった，熱帯雨林に特徴的な気候であった．AOCMP2018 に参加してFig. 1

大会の合間に行ったペトロナスツインタワー

感じたことや得られたことを報告する．
2.

AOCMP 2018 について

AOCMP は，現在，地域開発が活発に進行中の Bangsar
South に あ る Figs. 2, 3 に 示 し た Connextion Convention
and Exhibition Centre (CCEC) で 開 催 さ れ た．AOCMP
2018 の テ ー マ は， A Sustainable Future for Medical
Physicsを掲げ，27 カ国から発表者が参加し，日本からもマレーシアの 67 件に次いで 2 番目に多い 56 件の発表が行われた．AOCMP2018 全体では，口頭発表が 151 件（日本からは 31 件），ポスター発表が 149 件（日本からは 25件）であった．大会初日は，Pre-Congress として，放射線治療，核医学，放射線診断学，CT 撮像技術，Radiomics に 関 す る 12 件 の Workshop が AAPM, IPEM, 9thAOC-

Fig. 2 AOCMP2018

会場の外観

MP, JSRT, SEAFOMP により開催された．大会 2 日目から 4 日目にかけては，Radiomics，医療における 3D Print-

欧米からは AAPM などから著名な方々の招待講演が開か

ing 技術，医学物理における女性の役割 (IOMP)，放射線れた．一般演題について，放射線治療の分野においては，治療における安全 (IAEA)，診断参考レベル (MEFOMP)，

AI を使った Deep learning や，ビッグデータを使用する

マンモグラフィ，放射線治療 (AAPM)，核医学 (IPEM) な

Radiomics といった，最近研究発表や論文投稿が盛んな

ど様々な分野におけるシンポジウムが開催された．また，テーマが多く見受けられた．これらの発表により，最新の

今大会は，日本やマレーシアをはじめとするアジア各国やテーマに関する知見を深めることができ，それらのテーマ* E-mail: h.nemoto@med.tohoku.ac.jp186Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

Fig. 3 会場のエントランスにて（中央が著者）

国際学会参加記

Fig. 4

大会 2 日目に開催された GALA DINNER の様子にさらに興味を持つことができた．著者にとって，海外でCBCT から作成した肺機能情報に基づく放射線治療を開発開催される国際学会は初めてだったため，日本の学会ではする．この手法により，治療期間中の肺機能の変化を正確

あまり感じることのできない，積極的なディスカッションに把握することが可能となり，機能肺への照射により発生を体験し，そのようなディスカッションの重要さを学ぶこすると考えられる放射線肺臓炎の発生の低減や腫瘍への線とができた．

量増加が期待できると考えられる．その初期検討として，大会期間中の昼食は大会会場で準備されており，マレー

4D-CBCT 画像から 4D-CT 同様に肺機能画像を作成可能でシア料理を中心としたバイキング形式の昼食会場が設営あるか報告するという内容であった．肺機能画像を用いたされた．2 日目には，Fig. 4 のように GALA DINNER が放射線治療法で 4D-CBCT を使用している報告はまだ少な

開 催 さ れ た．GALA DINNER で は，Char kuey Teow

い状況であるため，今後も 4D-CBCT を用いた研究を継続（チャークイティオ）や Laksa（ラクサ）をはじめとするして行い，様々な学会などで発表していきたいと思う．まマレーシア料理を中心として国際的な料理をビュッフェ形

た，海外での初めての発表であり，英語によるディスカッ式で提供された．今大会は，イスラム圏からも多数参加しションといった大変貴重な経験を積むことができた．このているため，提供されるすべての食事がハラールであっ経験もこれからの国際学会で活かして，積極的な発表をした．歓迎セレモニーとして，いくつかの参加国から伝統的ていきたいと思う．

なパフォーマンスが披露された．この GALA DINNER では，アジアを中心とした各国から参加している方々との国際的な交流を深めることができた貴重な機会であった．
3.

発表について4.

おわりに今回，日本医学物理学会より旅費の援助を受けたことを感謝いたします．AOCMP2018 への参加を通じて，アジア・オセアニア地域における医学物理の現状を把握する非

私は，AOCMP2018において「Development of 4DCBCT-

常に貴重な機会を経験することができました．また，海外

based lung ventilation for adaptive ventilation-guidedの国際学会で口頭発表しディスカッションすることで，英radiotherapy」というテーマで口頭発表した．治療前に撮語で発表し，伝えるということを実体験をもって学ぶこと

影する 4D-CT から作成した肺機能情報に基づく放射線治ができました．最後に，このような貴重な発表の機会を与療法は，治療期間中の変化する肺機能領域を考慮できてい

えてくださいました日本医学物理学会に改めて御礼を申しないため適切に機能肺の線量低減ができていない可能性が上げたいと思います．ありがとうございました．

考えられる．そこで我々は，治療回毎に撮影される 4D-

187

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 188–190 (2018)

医学物理 第 38 巻 第 4 号

大会開催報告第 116 回日本医学物理学会学術大会報告
大会長

佐藤英一 *
岩手医科大学教養教育センター物理学科

Report of the 116th Scientiﬁc Meeting of the Japan Society of Medical Physics
President of the 116th Meeting of JSMP
Eiichi SATO*

Department of Physics, Iwate Medical University

1.

はじめに

療の融和」が良いと考えました．しかし，演題内容を見ると診断が治療と見事に融和していると確信しました．JSMP

第 116 回日本医学物理学会学術大会が 2018 年 9 月 15 日

会員の中には，医学物理士会 (JBMP) の講習会にも参加すから 17 日にかけて岩手県盛岡市のアイーナ（いわて県民る方々も多数いらっしゃるので，名簿上では 500 人の参加

情報交流センター）において開催されました．アイーナは者を達成することができました．

盛岡駅に隣接する岩手県管轄の公的イベントホールで，県3.

立図書館，県立大学，パスポートセンター，運転免許セン
ター等の公的施設が入居しています．会議室やホールの使

3.1

講

演

教育講演

用料が安価であることから，近年，盛岡での学術大会のほ

大会長による開会式（図 1, 2）に続いて，教育講演が行

とんどがこの施設を利用して開催されています．建物の特われました．軟部組織の描出に有用な MR とがん治療用

徴は内部の広い空間で，広大な岩手県に似ているような気Linac との融合技術は，装置の価格が下がれば，今後の放がします．

射線治療に広く用いられる可能性があります．また，ス

大会前の 9 月 4 日には台風 21 号が上陸し，近畿や四国にウェーデンの XCounter 社で開発されたデュアルエネルギー

被害をもたらしました．さらに追い打ちをかけるように，のテルル化カドミウム (CdTe) アレーでは，サイズ 0.1×

9 月 6 日には平成 30 年北海道胆振東部地震が発生し，全道

0.1 mm2 のピクセルそれぞれに電荷有感増幅器が取り付けが停電して死者が出るなど，地震は市民生活に大きな影響をおよぼしました．
これらの天災により，116 回大会における演題数の減少が危惧されました．しかし，ほぼ期待とおりの演題が集まり，学会員，国際文献，放射線関連企業，イベント業者等の方々のご協力を得て，比較的スムーズに秋季大会を終えることができたと思っています．それでは，以下に第 116回大会の概要についてご報告します．
2.

演題数と参加者数

表1

一般演題
教育講演
特別講演
学会参加者
教育講演参加者
市民公開講座参加者
情報交換会参加者
イブニングセミナー参加者
協力企業

医学物理学会を主催するにあたり気がかりだったのは，やはり一般講演の演題数と参加者数です（表 1, 2）．盛岡
市は人口約 30 万人の地方中都市ですが，新幹線による東京からの所要時間は約 2 時間半ですので，ある程度の演題数は確保できると思っていました．締め切り当初の演題数
は 102 でしたが，2 題がキャンセルとなったため，ちょうど 100 となり，そのうち 30 をポスター発表としました．
近年，診断関連の演題が減っていることから，第 116 回

演題数，参加者および協力企業概要

表2

100 題（ポスター 30 題）
2題
7題
500 名
158 名
100 名（盛岡市民 86 名）
60 名
60 名
15 社

会員種別参加者数

会員種

事前登録数

当日登録数

名誉会員
正会員
非会員
学生

48 名
2名
0名
0名

0名
306 名
20 名
38 名

計

50 名

364 名

合計

414 名

大会のテーマには「放射線医療における先進的な診断と治* 岩手医科大学教養教育センター物理学科［〒028–3694 岩手県紫波郡矢巾町西徳田 2–1–1］

Department of Physics, Iwate Medical University, 2–1–1 Nishitokuta, Yahaba, Iwate 028–3694, Japan］
E-mail: dresato@iwate-med.ac.jp

188Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

図1

大会開催報告図3

開会式における大会長の挨拶

3.3

機器展示とポスター発表の会場

一般講演とポスター講演

一般講演は 3 会場に分けられ，同時進行されました．発
表時間は講演と質疑応答を合わせて 13 分間で，これまでの 10 分に比べて余裕があったように思います．一方，ポスター講演は機器展示会場で行われ（図 3），質疑応答時には多くの参加者で賑わいました．本学からは YAP-PMT 検出器を用いたデュアルエネルギー X 線 CT, LSO-MPPC 検
出器を用いた簡単な X 線スペクトルの測定，室温で使用する CdTe 検出器を使ったデュアルエネルギー X 線 CT，そして CdTe アレー検出器を使った K エッジ造影について，
図2

開会式

計 4 題が発表されました．
3.4

ランチョンセミナーられており，これまでのものと比して価格は一桁ほど安価

ランチョンセミナーは，スポンサーの企業により企画・です．よって，アレー全体としてのエネルギー分解能が高開催されました．IMRT の線量分布検証を行う Portal do-

まれば，普及することも考えられ，今後の性能向上が期待

simetry，治療期間中の腫瘍の変化を記録・分析して線量されます．

管理を行う Adaptivo，そして Linac 用ガントリマウント式透過型検出器の Dolphin に関する講演会がバリアン，千

3.2

特別講演

本学には最新鋭の 7T-MRI 施設があり，MRI スキャナー

代田テクノル，東洋メディック社によりそれぞれ行われ，
毎日 200〜300 食の昼食が振る舞われました．

は文部科学省からの研究助成金を得て稼働されています．
特に磁束密度 7T の高静磁場により SN 比の高い鮮明な画像が得られており，多数の研究者により共同利用されてい
ます．

3.5

市民公開講座

市民公開講座には多くの市民に参加いただき，暗視野法を使った超高空間分解能の位相コントラスト撮影，岩手医

放射線治療においては，高エネルギーX 線治療法である強科大学附属病院における Linac を使ったがん治療，新たな度変調放射線治療 (IMRT) や強度変調回転照射治療 (VMAT)

がん診断・治療技術に関する 3 題の講演が行われました．

のような高精度放射線照射法は今後汎用されると予想されがんの診断や治療は盛岡市民にとっても関心があるようます．さらなる X 線治療の高精度化と新しい治療法の開発

で，熱心に講演を聞く姿が印象的でした（図 4）．

も期待されます．

4.

本学のサイクロトロンセンターでは PET，PIXE 等の研究

情報交換会とイブニングセミナーが行われています．しかしランニングコスト等の事由から

情報交換会は大会初日の午後 6 時から盛岡駅隣りのホテ

維持することが難しく，残念ではありますが今年度でセン

ルメトロポリタンで開催されました．新しい医学物理学会

ターを閉じることになりました．生体内部の蛍光 X 線分析

会長の赤羽先生からご挨拶をいただき（図 5, 6），大会長はできませんが，PIXE での蛍光 X 線分析能力は他の方法による乾杯の音頭で会が始まりました．元ミスさんさ等にと比して高く，これまで多くの研究業績が残されています．

よる踊りが披露され（図 7），会が一気に盛り上がりました．
189

医学物理 第 38 巻 第 4 号

図4

図5

市民公開講座図7

さんさ踊り

情報交換会における赤羽会長のご挨拶

図8

弦楽五重奏

5.

おわりに

私が岩手医科大学物理学科の主任となり，本会を含めて国内会議 3 回，国際会議 1 回，地方会 1 回を主催しました．
学会を開催するたびに，物理学科の教室員と研究員には迷惑をかけましたが，けっこう楽しかったように思います．
特に，第 116 回大会の主催にあたっては，2 年ほど前から準備を始めましたが，大会開催に関する文書が多いのには驚きました．特に秋季大会では，もう少し諸手続きを簡略化すれば，学会主催に関わる労力と経費を大幅に削減でき
図6

情報交換会

るように思いました．
最初に盛岡にて日本医学放射線学会物理部会主催のお手伝いをしてから約 30 年になります．この間に，数百人だっイブニングセミナーは特別講演と懇親会を兼ねてトーた学会員が数千人になり，学会参加費は無料からとうとう

レックにより企画されました．セミナーはアイーナ隣りの約 1 万円になりました．しかし，演題数がほとんど増えな

マリオス 20 階で開催され，まずは夕食をいただきました．

いのは何故なのか考える時期が来たような気がします．

次いで，講演はスペースシャトル内で創られたタンパク質の結晶構造をシンクロトロンにより解析し創薬に応用するという内容でした．盛岡の夜景を見ながら弦楽五重奏を聞き（図 8），感動の中でセミナーが終了しました．

謝辞
最後に，山田プランニングの皆様，日本医学物理学会会員
各位，助成金を賜りました日本ラジオロジー協会と盛岡観光
コンベンション協会，放射線関連企業，お手伝いいただいた
本学の皆様，そして学会開催の詳細にわたりお世話いただいた国際文献社の篠原様と砂田様には心から感謝いたします．

190

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4: 191–192 (2018)

医学物理 第 38 巻 第 4 号

施設紹介
南東北グループ放射線治療部門の紹介
1.

はじめに

できるように BNCT 照射前の点滴待機室を 5 室，治療室を2 室設け，1 日に数名の患者への治療が可能となっている．

南東北グループの中核施設である脳神経疾患研究所は，

BNCT ではビームポートより照射された熱外中性子を効

福島県郡山市に位置しており，地域がん診療連携拠点病院

率的に患者体内へ入射させるために患者をビームポートにである総合南東北病院を中心として南東北医療クリニッ

近接させなければならないという制約がある．そこで患者

ク，南東北がん陽子線治療センター，南東北 BNCT 研究

セットアップを行う患者固定台としては様々な病変部位へ

センターなど複数の事業体で構成されている．放射線治療対応するため，臥位寝台と座位用固定台の 2 種類を設け，装置としてはリニアック 2 台，ラルス，サイバーナイフ，

腫瘍の局在部位に応じて適した固定条件を選択できる仕様

陽子線治療，加速器 BNCT を備え，放射線治療事業を積とした．また照射直後は治療室内のバックグラウンドが上極的に展開しているのが当グループの特徴と言える．

昇するため，スタッフの累積被曝を増加させないよう配慮

放射線治療部門の人員構成としては，放射線治療医 19 名が必要である．そこでスタッフが治療室内での作業を最小（うち常勤 9 名），脳神経外科医 2 名（うち常勤 1 名），歯科限に抑えながら治療を安全かつ円滑に実施できる建屋レイ

口腔外科医 2 名，診療放射線技師 22 名，医学物理士 12 名，

アウトを設計するなど随所に工夫を凝らすことでこの課題

看護師 13 名，委託加速器運転員 6 名となっており，事務を克服することに成功した．2014 年 4 月より加速器の搬入員も含めると総勢 100 名超の大所帯で日々運営している．

が始まり，同年 9 月に原子力規制庁より使用許可が得られ，

南東北グループ傘下で放射線治療施設を有する施設としビーム調整を開始した．その後，施設検査の受検を経てアてはこの他に新百合ヶ丘総合病院，総合東京病院があるが，クセプタンステスト，クリニカルコミッショニングを実施

本稿では，脳神経疾患研究所附属施設で実施している光子

し，2015 年 11 月より医療施設として開設，2016 年 1 月よ線治療，陽子線治療，BNCT の運用状況について概要をり悪性神経膠腫を対象とした第 II 相臨床試験を大阪医科紹介する．

大学や京都大学複合原子力科学研究所と共同で開始した．
2.

運用状況の紹介(a) BNCT（図 1）

また，同年 7 月からは再発ないし切除不能な局所進行頭頸部癌を対象とした第 II 相臨床試験も開始した．実際の照射においては患者条件や腫瘍局在によって個々の症例毎に2012 年 7 月に福島県の公募事業である国際的先端医療機

特異な患者セットアップを要することが多く，3 ないし 4器開発実証事業費補助事業に採択される形で病院併設型と名の専任技師・物理士のグループを結成し一人の患者の治して世界で初めて当院に加速器 BNCT が導入されることに療フローを最初から最後まで担当するような対応がなされなった．治療装置は住友重機械工業社製の BNCT30 であている．今後，薬機承認を得るための申請作業を実施し，り，30 MeV 仕様のサイクロトロン HM-30 を 1 mA で稼働

近い将来，一般診療を開始できるように準備を進めている

させ，加速させた陽子を金属のベリリウムターゲットに照ところである．

射することで中性子を発生させる．この中性子はブロード(b) 陽子線治療なエネルギーを有するため，より深部への治療が可能とな

2008 年 10 月に国内民間医療機関としては初となる陽子

る最適なエネルギースペクトルへと減速されてから患部へ線治療装置（図 2）を導入し，この 10 年間に 4,500 例超の照射される．将来的により多くの患者に対して治療を実施症例に対して治療を実施してきた．治療装置は日立社製

図1

BNCT 用座位・臥位連結式治療台

図2

陽子線治療用回転ガントリー

191

医学物理 第 38 巻 第 4 号（旧三菱電機社製）の陽子タイプであり，治療室は回転ガ
ントリー 2 室，固定照射室 1 室の計 3 室の構成となっている．対象疾患は，頭頸部領域の割合が多いのが特徴である．
2016 年 4 月より保険適用となった小児癌については福島
県立医科大学小児腫瘍内科と連携しており，麻酔科医の協力の下，積極的に実施している．また，当施設の方針としてこれまで前立腺癌は陽子線治療の積極的な適応とはしてこなかったが，2018 年 4 月からは前立腺癌が保険適用とされたことから陽子線治療を希望する患者数が増えてきて
おり，利用頻度の少なかった水平照射室が積極的に活用さ
図3

れ始めるなど，取り巻く環境の変化が日常運用に大きく影

TrueBeam

響することを実感させられているところである．
陽子線治療センター内には off-line ではあるが自由に利用できる CT が 2 台あり，腫瘍縮小などの変化に応じて速やかに CT を撮影し，治療計画変更へとつなげられるような体制を構築している．現在の 1 日あたりの治療患者数は60〜70 名程度であるが，再計画が必要と判断されるケー
スはほぼ毎日発生することから，常に治療計画が立て込
み，ボーラス加工に追われる日々を送っている．今後はスキャニングが主流となってくると考えられることから，装置の更新についても検討を進めているが，難題がいくつも横たわっており，医療従事者にも経営的マインドを併せ持つことが求められることを痛感させられているところであ

図4

M6

る．

(c) 光子線治療での治療計画を併用する形で実施している．治療室とは別

光 子 線 治 療 機 器 と し て は リ ニ ア ッ ク 2 台（Clinac iX,室となってしまうが，CT や MRI を利用した IGBT も将来

TrueBeam（図 3）），サイバーナイフ (M6)（図 4），小線源

的にはやれるように特注の着脱式天板も用意している．

治療装置 (microSelectronHDR-V3) の計 4 台を保有してい3.

る．ちなみにガンマナイフ (Model C) も備えてはいるが，おわりに現在，脳定位照射はすべてサイバーナイフに移行したため，多様な放射線治療モダリティを用いて 1 日あたり 100 名

使用はしていない．リニアックの治療計画装置には Eclipse

超の治療を実施しつつ，新規事業や装置更新計画，そしてを メ イ ン に 運 用 し て い る が，こ の 他 に も XiO, Monaco,

研究，開発の実行と放射線治療部門における業務は多岐にRayStation を保有しており，比較検証や研究用として積わたっている．また，それに対応できる人材の育成も急務

極的に利用している．IMRT の施行割合が年々増加していとなっている．現在，on the job training を中心とした院るが，近年では固定 IMRT から VMAT にすべて移行して内教育プログラムの整備を進めているが，それと同時にこおり，VMAT では線量制約が満たせないような難しいケーの充実した環境を活用した地域貢献を果たしていくこともスにのみ固定 IMRT が検討されている．対象症例としては

重要な役割と考えており，放射線治療の啓蒙活動や教育機

頭頸部領域が主流となっているが，骨盤領域に加え最近で関との連携も積極的に進めている．現在，東北大学の医学は呼吸同期 VMAT も一部施行し始めている．サイバーナ

物理士養成コースの実習施設の一つとして修士学生を毎年イフは，脳定位照射を中心に頭頸部や椎体の再照射例に対受け入れているが，今後，2021 年 4 月に開設が予定されして用いている．椎体再照射では腹臥位での ﬁducial-freeている福島県立医科大学保健科学部（仮称）とも積極的に追尾照射も行っている．サイバーナイフでの肺，肝臓，前

連携していくことを予定している．放射線治療に携わる，立腺を対象とした SBRT はまだ施行していないが，近い将

熱意溢れる医学物理士や診療放射線技師を一人でも多く世来実施する方向でシンクロニーの QA など検討を進めていに送り出せるよう，微力ながら貢献していきたいと考えてるところである．ラルスについては近年では件数がやや伸いるところである．

び悩んでいるが，婦人科癌を中心に CBCT を利用した 3D

192（文責：加藤貴弘，廣瀬勝己，髙井良尋）Jpn. J. Med. Phys. Vol. 32 No. 1: 193–193 (2012)

編

集

後

記

「医学物理」第 38 巻 4 号をお届けいたします．今号には解説や施設紹介等のほか，国際学会参加記が 8 件掲載され，学会員の先生方が国際的に活動されていることをうかがい知ることができます．また，大会開催報告では，第 116回学術大会の盛況な様子が伝わってきます．今回編集事務局という立場で編集後記を書かせていただいておりますが，このように学会誌の原稿を通して会員の皆さまのご活躍の様子を身近に感じることができるのは仕事の愉しみの一つでもあります．
さて，私自身は「医学物理」の編集事務委託が開始された 2007 年より当編集事務局を務めさせていただいております．本年度は冊子体廃止という学会誌の一つの節目にあたりました．第 37 巻 4 号に蓑原先生がご執筆された記事を拝読しこの間の機関誌の変遷を俯瞰しつつ，原稿一つ一つにまつわるエピ
ソードが思い返されます．医学物理学に関わる多くの先生方の熱意とご協力に支えられているメディアであると思います．編集委員長・編集委員会の舵取りの下，発展しながら継続していく機関誌の発行を今後も微力ながらサポー
トさせていただく所存です．今後ともどうぞよろしくお願い申し上げます．
（編集事務局）

Japanese Journal of Medical Physics

医

学

物

理

Editorial Board
T. Hasegawa (Chief)
M. Akimoto
F. ArakiN. Kanematsu
R. Kohno
S. SatoS. Sugimoto
Y. Takahashi
A. Nohtomi
M. Hashimoto
T. Fujisaki
T. Magome
N. Matsufuji
S. Minohara
T. Yamamoto
H. Watabe

編集委員長
長谷川智之（北里大学）
編集委員
秋元 麻未（倉敷中央病院）
荒木不次男（熊本大学）
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）
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）山本
徹（北海道大学）
渡部 浩司（東北大学）

JSMP Secretariat:
c/o International Academic Publishing, Co., Ltd., 358–5
Yamabukicho, Shinjuku-ku, Tokyo 162–0801, Japan
TEL: 03–6824–9384 FAX: 03–5227–8631

公益社団法人日本医学物理学会事務局：〒 162–0801 東京都新宿区山吹町 358–5（株）国際文献社内

JSMP Editorial Ofﬁce:
c/o International Academic Publishing, Co., Ltd., 332–6
Yamabuki-cho, Shinjuku-ku, Tokyo 162–0801, Japan
TEL: 03–6824–9363 FAX: 03–5206–5332

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．

JJMP is indexed in Index Medicus and MEDLINE on the
MEDLARS system.

本 誌 の 研 究 論 文，資 料，特 集 の レ ポ ー ト 等 は
MEDLINE で検索できます．

TEL: 03–6824–9384 FAX: 03–5227–8631

TEL: 03–6824–9363 FAX: 03–5206–5332

193

Jpn. J. Med. Phys. Vol. 38 No. 4 (2018)

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

医 学 物 理
Japanese Journal of Medical Physics

第 38 巻（2018 年度）
総目次

第1号

pp. 1– 46第2号

pp. 47–112

第3号

pp.113–142

第4号

pp.143–193

公益社団法人

日本医学物理学会（i）

第 38 巻 第 1 号
巻 頭 言
会長就任挨拶
赤羽恵一 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

1

技術報告
呼吸同期 VMAT のマルチリーフコリメータ位置精度

金井一能，小田部和輝，木嶋幸太郎，石川泰丈，中山秀次 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

解2

説
核医学イメージングの最先端技術
錦戸文彦，田島英朗，吉田英治，山谷泰賀 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

10〈連載：RPT 誌特集〉
論文紹介：最近の RPT 誌レビュー論文から. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

19

真田 茂，田中利恵：田中利恵「胸部 X 線動態撮影：フラットパネルディテクタによる肺機能 X 線イ
メージング」Radiol. Phys. Technol. 9: 139–153, 2016.
白石順二：鈴木賢治「医用画像分野におけるディープラーニングの概要」Radiol. Phys. Technol. 10:

257–273, 2017.
遠藤真広：関亮一他「熱外中性子によるホウ素中性子捕捉療法の物理（熱外中性子 BNCT）」Radiol.

Phys. Technol. 10: 387–408, 2017.
小寺吉衞：田口克行「エネルギー感受性光子計数検出器ベースの X 線コンピュータ断層撮影」Radiol.

Phys. Technol. 10: 8–22, 2017.
白石順二：Bram van GINNEKEN「胸部画像コンピュータ解析 50 年の歩み：ルールベース法，機械学
習，深層学習」Radiol. Phys. Technol. 10: 23–32, 2017.
荒木不次男：J. M. BOONE et al.「三次元乳房画像データを用いて改善された二次元乳房撮影の線量計測」Radiol. Phys. Technol. 10: 129–141, 2017.
松原孝祐：Anchali KRISANACHINDA et al.「タイにおける心血管インターベンション治療従事者の水晶体線量測定の現状」Radiol. Phys. Technol. 10: 142–147, 2017.

国際学会参加記

ASTRO2017 参加報告

馬込大貴，水谷拓也 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

24IEEE Medical Imaging Conference (MIC) 参加報告
山本誠一 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

27

RSNA2017 参加記
小林隆幸 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

32

アジア・オセアニア医学物理学術大会 (AOCMP) に参加して川村愼二 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

36

施設紹介
東海大学医学部付属病院放射線治療科の紹介
株木重人 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

40

追 悼 文
稲邑清也先生のご逝去を悼む
松本政雄 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

43

稲邑清也先生の思い出
飯沼（ii）

武 ...........................................................................................

45

第 38 巻 第 2 号
巻 頭 言
第 112 回医学物理学会学術大会特集号に寄せて

垣花泰政 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

47

技術報告
統計的 CT 画像再構成アルゴリズムの実装と画質評価

篠原広行，橋本雄幸 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

解

48

説

〈第 112 回医学物理学会学術大会特集〉
シンポジウム①『医学物理学の発展に必要な医療安全の理解』

ASTRO Safety is No Accident や世界の事例紹介
水野秀之 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

58

医学物理学の発展に必要な医療安全の理解
岡本裕之，中村哲志，西岡史絵，飯島康太郎，竹森望弘，中山広貴，相川亜子，芝田祥宏，加藤 融，
阿部容久，井垣 浩，中山優子，伊丹 純 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

62

放射線外部照射での患者安全へ向けて
太田誠一 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

68

シンポジウム②『核医学分野における医学物理―明日からの機能検査―』
米国の核医学分野における医学物理士と日本の現状との比較
津田啓介，福士政広 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

74

核医学検査における半定量指標の精度と臨床利用
慧，村田泰輔 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

79

PET/CT を用いた放射線治療計画
花岡宏平，奥村雅彦，門前 一 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

85

三輪建太，髙橋裕人，宮司典明，我妻

海外セッション『アジア各国における医学物理学・医学物理士の現状』

Medical Physics Education and Clinical Training in Thailand
Anchali KRISANACHINDA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

89

Medical Physics in Palestine: A Hope for Better Prospective
Hussein ALMASRI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

93〈連載：RPT 誌特集〉
平成 30 年度英語論文誌土井賞（優秀論文賞）・MCA 表彰の報告

川村愼二 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

96

RPT 誌土井賞受賞論文：子宮の術前計画のための 3D プリンタと注入成形によるモデル作成と評価
サイド アハマッド ジクリ ビン サイド アルウィー . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

97

RPT 誌土井賞受賞論文：リバーシブルトレーサである F-FLT にたいする短時間画像計算法の開発
久冨信之 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

98

RPT 誌土井賞受賞論文：6 チャンネルマルチリーフコリメータを用いた診断用 X 線 CT における線量低減手法橋本二三生 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

99

論文紹介

18

（iii）

大会開催報告第 115 回日本医学物理学会学術大会報告

宏 ...........................................................................................

100

WC2018 参加報告
岡﨑啓太 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

106

小口

国際学会参加記

施設紹介
熊本大学医学部附属病院

放射線治療部門の紹介

下東吉信，丸山雅人，荒木不次男 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

書

108

評
『エネルギーの視点からみた放射線―強くて，恐いけど，怖くない―』藤淵俊王 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

111

第 38 巻 第 3 号
技術報告
ポアソン分布に従う投影データに対するカイ二乗統計最小化による逐次近似画像再構成法の誤差評価
篠原広行，橋本雄幸 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

解

113

説

Radiomics 入門

渉 ....................................................................

129

深堀麻衣 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

135

仲本宗泰，芳賀昭弘，高橋国際学会参加記

WC2018
施設紹介

広島がん高精度放射線治療センターの活動について
靖...............................

138

乳井嘉之 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

141

小澤修一，山田書

聖，岩波由美子，権丈雅浩，辻

和夫，永田

評
『画像・情報処理』（iv）

第 38 巻 第 4 号
技術報告
逐次近似 CT 画像再構成法における入射光子数と線減弱係数の再構成値

篠原広行，橋本雄幸 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

解

143

説

MR 画像誘導放射線治療における On-line Adaptive Radiotherapy
岡本裕之，逆井達也，西岡史絵，三浦悠記，相川亜子，
桑原潤一，飯島康太郎，阿部容久，井垣 浩，伊丹 純 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

159

国際学会参加記

ISMRM・SMRT 参加記
上山 毅 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

166

米国核医学会 SNMMI2018 参加記

山谷泰賀 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

1692018 年米国医学物理学会学術大会への参加報告
橘 英伸 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

174

IEEE Medical Imaging Conference (MIC) 参加報告
大田良亮，橋本二三生 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

177

Report of the 18th Asia-Oceania Congress of Medical Physics (AOCMP) in
Conjunction with the 16th South-East Asia Congress of Medical Physics (SEACOMP)
Hossain Md ALAMGIR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

181

AOCMP2018
武井良樹 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

182

アジア・オセアニア医学物理学術大会 (AOCMP) 参加報告

田中祥平 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

184

アジア・オセアニア医学物理学術大会 (AOCMP) に参加して根本

光 ...........................................................................................

186

大会開催報告第 116 回日本医学物理学会学術大会報告佐藤英一 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

188

施設紹介
南東北グループ放射線治療部門の紹介
加藤貴弘，廣瀬勝己，髙井良尋 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

191

（v）

VOL. 38, NO. 1
PREFATORY NOTE
Inaugural Message from the President of JSMP
Keiichi AKAHANE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

1

TECHNICAL NOTE
Multileaf Collimator Position Accuracy of Respiratory Gated VMAT

Kazuyoshi KANAI, Kazuki KOTABE, Koutarou KIJIMA, Yasutake ISHIKAWA, Hidetsugu NAKAYAMA . . . . . . . .

2

REVIEW
State-of-the-Art Technologies in Nuclear Medicine Imaging

Fumihiko NISHIKIDO, Hideaki TASHIMA, Eiji YOSHIDA, Taiga YAMAYA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

10〈Special Issue Series: RPT〉

Recent Review Articles in RPT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

19Sigeru SANADA, Rie TANAKA: Rie TANAKA, Dynamic chest radiography: ﬂat-panel detector (FPD) based
functional X-ray imaging. Radiol. Phys. Technol. 9: 139–153, 2016.
Junji SHIRAISHI: Kenji SUZUKI, Overview of deep learning in medical imaging. Radiol. Phys. Technol. 10:
257–273, 2017.
Masahiro ENDO: Ryoichi SEKI et al., Physics of epi-thermal boron neutron capture therapy (epi-thermal
BNCT). Radiol. Phys. Technol. 10: 387–408, 2017.
Yoshie KODERA: Katsuyuki TAGUCHI, Energy-sensitive photon counting detectorbased X-ray computed
tomography. Radiol. Phys. Technol. 10: 8–22, 2017.
Junji SHIRAISHI: Bram van GINNEKEN, Fifty years of computer analysis in chest imaging: rule-based, machine learning, deep learning. Radiol. Phys. Technol. 10: 23–32, 2017.
Fujio ARAKI: J. M. BOONE et al., Two-dimensional breast dosimetry improved using three-dimensional
breast image data. Radiol. Phys. Technol. 10: 129–141, 2017.
Kosuke MATSUBARA: Anchali KRISANACHINDA et al., The current status of eye lens dose measurement ininterventional cardiology personnel in Thailand. Radiol. Phys. Technol. 10: 142–147, 2017.

Report of International Conference
Report of ASTRO2017

Taiki MAGOME, Takuya MIZUTANI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

Report of IEEE Medical Imaging Conference (MIC)
Seiichi YAMAMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Report of RSNA 2017
Takayuki KOBAYASHI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Report of AOCMP 2017
Shinji KAWAMURA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Introduction of Research Facility
Department of Radiation Oncology, Tokai University School of Medicine
Shigeto KABUKI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
EulogyMourning the Loss of Prof. Inamura
Masao MATSUMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
In Memory of Prof. Inamura
Takeshi IINUMA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
（vi）

24
27
32
36

40

43
45

VOL. 38, NO. 2
PREFATORY NOTE
Greetings of the Special Issue for the 112th Scientiﬁc Meeting of the Japan Society of Medical Physics
Yasumasa KAKINOHANA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

47

TECHNICAL NOTE
Implementation of Statistically-Based Image Reconstruction Algorithms for CT and Numerical
Evaluation of Image Quality
Hiroyuki SHINOHARA, Takeyuki HASHIMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

48

REVIEWS〈Special Issue: The 112th Scientiﬁc Meetings of the Japan Society of Medical Physics〉

Symposium 1
ASTRO Safety is No Accident and World Case Reports
Hideyuki MIZUNO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Efforts toward Patient Safety: Development of System and Education of Non-Technical Skill

58

Hiroyuki OKAMOTO, Satoshi NAKAMURA, Shie NISHIOKA, Kotaro IIJIMA, Mihiro TAKEMORI, Hiroki NAKAYAMA,Ako AIKAWA, Yoshihiro SHIBATA, Toru KATO, Yoshihisa ABE,
Hiroshi IGAKI, Yuko NAKAYAMA, Jun ITAMI. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

62

Efforts toward Patient Safety in External Radiotherapy
Seiichi OTA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

68

Symposium 2
Comparison between Medical Physicist in the Field of American Nuclear Medicine and JapanesePresent Conditions
Keisuke TSUDA, Masahiro FUKUSHI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Accuracy of Standardized Uptake Values Obtained by Quantitative PET/CT and SPECT/CT
Kenta MIWA, Hiroto TAKAHASHI, Noriaki MIYAJI, Kei WAGATSUMA, Taisuke MURATA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
PET/CT Simulation for Radiation Therapy Planning
Kohei HANAOKA, Masahiko OKUMURA, Hajime MONZEN . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
International Session
Medical Physics Education and Clinical Training in Thailand
Anchali KRISANACHINDA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Medical Physics in Palestine: A Hope for Better Prospective
Hussein ALMASRI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

74
79
85

89
93

〈Special Issue Series: RPT〉

Introduction of the Doi Award and MCA of Radiological Physics and Technology in 2018
Shinji KAWAMURA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

96

ARTICLE REVIEWSRPT Doi Award: Evaluation of pre-surgical models for uterine surgery by use of three-dimensional
printing and mold casting
Sayed Ahmad Zikri Bin SAYED ALUWEE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
RPT Doi Award: Fully parametric imaging with reversible tracer 18F-FLT within a reasonable time
Nobuyuki KUDOMI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

97
98

（vii）

RPT Doi Award: Dose reduction technique in diagnostic X-ray computed tomography by use of
6-channel multileaf collimators
Fumio HASHIMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

99

REPORT OF JSMP MEETING
Report of the 115th Scientiﬁc Meeting of the Japan Society of Medical Physics
Hiroshi OGUCHI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

100

REPORT OF INTERNATIONAL CONFERENCE
Report of WC2018
Keita OKAZAKI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

106

INTRODUCTION OF RESEARCH FACILITY
Department of Diagnostic Radiology, Kumamoto University Hospital
Yoshinobu SHIMOHIGASHI, Masato MARUYAMA, Fujio ARAKI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

108

BOOK REVIEW

Toshio FUJIBUCHI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

111

VOL. 38, NO. 3
TECHNICAL NOTEAn Error Evaluation of Iterative Image Reconstruction Methods Using
Chi-Square (χ2) Statistic Minimization for Poisson-Distributed Projection Data
Hiroyuki SHINOHARA, Takeyuki HASHIMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

113

REVIEW
An Introduction to Radiomics: Toward a New Era of Precision Medicine
Takahiro NAKAMOTO, Akihiro HAGA, Wataru TAKAHASHI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

129

REPORT OF INTERNATIONAL CONFERENCE
Report of WC2018
Mai FUKAHORI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

135

INTRODUCTION OF RESEARCH FACILITY
Activity at Hiroshima High-Precision Radiotherapy Cancer Center

Shuichi OZAWA, Kiyoshi YAMADA, Yumiko IWANAMI, Masahiro KENJO, Kazuo TSUJI, Yasushi NAGATA. . . .

138

BOOK REVIEW

Yoshiyuki NYUI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

（viii）

141

VOL. 38, NO. 4
TECHNICAL NOTE
Incident Photon Number and Reconstructed Linear Attenuation Coefficients in Iterative CT Image
Reconstruction
Hiroyuki SHINOHARA, Takeyuki HASHIMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

143

REVIEW
On-line Adaptive Radiotherapy Using MRI-Guided Technique
Hiroyuki OKAMOTO, Tatsuya SAKASAI, Shie NISHIOKA, Yuki MIURA, Ako AIKAWA,
Junichi KUWAHARA, Kotaro IIJIMA, Yoshihisa ABE, Hiroshi IGAKI, Jun ITAMI. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

159

REPORT OF INTERNATIONAL CONFERENCE
Report of ISMRM・SMRT 2018
Tsuyoshi UEYAMA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Report of SNMMI2018
Taiga YAMAYA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
2018 AAPM Annual Meeting
Hidenobu TACHIBANA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Report on IEEE MIC 2018
Ryosuke OTA, Fumio HASHIMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Report of the 18th Asia-Oceania Congress of Medical Physics (AOCMP) in Conjunction with the 16th
South-East Asia Congress of Medical Physics (SEACOMP)
Hossain Md ALAMGIR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
AOCMP2018
Yoshiki TAKEI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Report of AOCMP 2018
Shohei TANAKA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Report of AOCMP 2018
Hikaru NEMOTO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

166
169
174
177

181
182
184
186

REPORT OF JSMP MEETING

Report of the 116th Scientiﬁc Meeting of the Japan Society of Medical Physics
Eiichi SATO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

188

INTRODUCTION OF RESEARCH FACILITY
Southern TOHOKU Proton Therapy Center

Takahiro KATO, Katsumi HIROSE, Yoshihiro TAKAI . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

191

（ix）

第 38 巻（2018 年度）

Author IndexAbe, Yoshihisa ............................................62, 159
Aikawa, Ako ...............................................62, 159
Akahane, Keiichi...................................................1
Alamgir, Hossain Md ........................................181
Almasri, Hussein .................................................93
Araki, Fujio .................................................19, 108Endo, Masahiro ...................................................19
Fujibuchi, Toshio ..............................................111
Fukahori, Mai....................................................135
Fukushi, Masahiro...............................................74
Haga, Akihiro ....................................................129
Hanaoka, Kohei...................................................85
Hashimoto, Takeyuki ..........................................48
Hashimoto, Fumio.......................................99, 177
Hashimoto, Takeyuki ................................113, 143
Hirose, Katsumi ................................................191
Igaki, Hiroshi ..............................................62, 159
Iijima, Kotaro ..............................................62, 159
Iinuma, Takeshi ...................................................45
Ishikawa, Yasutake ................................................2
Itami, Jun.....................................................62, 159
Iwanami, Yumiko ..............................................138
Kabuki, Shigeto...................................................40
Kakinohana, Yasumasa .......................................47
Kanai, Kazuyoshi ..................................................2
Kato, Toru ...........................................................62
Kato, Takahiro ...................................................191
Kawamura, Shinji .........................................36, 96
Kenjo, Masahiro................................................138
Kijima, Koutarou ..................................................2
Kobayashi, Takayuki ...........................................32
Kodera, Yoshie ....................................................19
Kotabe, Kazuki .....................................................2
Krisanachinda, Anchali .......................................89
Kudomi, Nobuyuki .............................................98
Kuwahara, Junichi.............................................159
Magome, Taiki ....................................................24
Maruyama, Masato ...........................................108
Matsubara, Kosuke .............................................19
Matsumoto, Masao..............................................43
Miura, Yuki .......................................................159
Miwa, Kenta........................................................79
Miyaji, Noriaki....................................................79
Mizuno, Hideyuki ...............................................58
Mizutani, Takuya ................................................24（x）

Monzen, Hajime..................................................85
Murata, Taisuke ...................................................79
Nagata, Yasushi .................................................138
Nakamoto, Takahiro ..........................................129
Nakamura, Satoshi ..............................................62
Nakayama, Hidetsugu ...........................................2
Nakayama, Hiroki ...............................................62
Nakayama, Yuko .................................................62
Nemoto, Hikaru.................................................186
Nishikido, Fumihiko ...........................................10
Nishioka, Shie .............................................62, 159
Nyui, Yoshiyuki ................................................141
Oguchi, Hiroshi .................................................100
Okamoto, Hiroyuki .....................................62, 159
Okazaki, Keita...................................................106
Okumura, Masahiko............................................85
Ota, Seiichi..........................................................68
Ota, Ryosuke .....................................................177
Ozawa, Shuichi .................................................138
Sakasai, Tatsuya ................................................159
Sanada, Sigeru.....................................................19
Sato, Eiichi ........................................................188
Sayed Aluwee, Sayed Ahmad Zikri Bin .............97
Shibata, Yoshihiro ...............................................62
Shimohigashi, Yoshinobu..................................108
Shinohara, Hiroyuki ............................48, 113, 143
Shiraishi, Junji.................................................... 19
Tachibana, Hidenobu ........................................174
Takahashi, Hiroto ................................................79
Takahashi, Wataru .............................................129
Takai, Yoshihiro ................................................191
Takei, Yoshiki....................................................182
Takemori, Mihiro ................................................62
Tanaka, Rie .........................................................19
Tanaka, Shohei ..................................................184
Tashima, Hideaki ................................................10
Tsuda, Keisuke ....................................................74
Tsuji, Kazuo ......................................................138
Ueyama, Tsuyoshi .............................................166
Wagatsuma, Kei ..................................................79
Yamada, Kiyoshi ...............................................138
Yamamoto, Seiichi ..............................................27
Yamaya, Taiga .............................................10, 169
Yoshida, Eiji ........................................................10

第 38 巻（2018 年度）

Keyword Index
adaptive radiotherapy ........................................159
advanced radiotherapy ........................................62
BTV.....................................................................85
chi-square statistic.............................................113
clinical training ...................................................89
clinically qualiﬁed medical physicist ..................89
Compton imaging................................................10computer simulation............................48, 113, 143
conjugate gradient method ................................113
CT .......................................................................48
curriculum ...........................................................89
data mining........................................................129
developing countries ...........................................93
education .......................................................89, 93
FDG.....................................................................85
harmonization .....................................................79
image reconstruction ...........................................10
IMRT .................................................................159
incident learning..................................................68
iterative image reconstruction .............48, 113, 143
log-ﬁle ...................................................................2
low-dose CT ......................................................143
machine learning ...............................................129
medical physics .............................................89, 93
MLC ......................................................................2
MLC position accuracy .........................................2
MRI ...................................................................159
MRI-guided .......................................................159
multidisciplinaly team.........................................68
non-technical skill ...............................................62
nuclear medicine ...............................................113
nuclear medicine imaging ...................................10
patient safety .......................................................68
PET .....................................................................85
PET/CT .........................................................79, 85
Poisson noise.....................................................143
positron emission tomography ............................10
precision medicine ............................................129
process map.........................................................62
quality management ............................................62
quantiﬁcation.......................................................79
radiomic feature ................................................129
radiomics ...........................................................129
radiotherapy ........................................................68

regularization ....................................................143
reporting system ..................................................62
respiratory gated....................................................2
SPECT/CT ..........................................................79
standardization ....................................................79
statistical image reconstruction ...........................48
SUV.....................................................................79
total variation ..............................................48, 143training ................................................................93
VMAT ...................................................................2（xi）

Japanese Journal of Medical Physics
目
次
技術報告
逐次近似 CT 画像再構成法における入射光子数と線減弱係数の再構成値
篠原広行，橋本雄幸 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
解

143

説

MR 画像誘導放射線治療における On-line Adaptive Radiotherapy
岡本裕之，逆井達也，西岡史絵，三浦悠記，相川亜子，
桑原潤一，飯島康太郎，阿部容久，井垣 浩，伊丹 純. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
国際学会参加記
ISMRM・SMRT 参加記
上山 毅 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
米国核医学会 SNMMI2018 参加記
山谷泰賀 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
2018 年米国医学物理学会学術大会への参加報告
橘 英伸 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
IEEE Medical Imaging Conference (MIC) 参加報告
大田良亮，橋本二三生 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

Report of the 18th Asia-Oceania Congress of Medical Physics (AOCMP) in
Conjunction with the 16th South-East Asia Congress of Medical Physics (SEACOMP)
Hossain Md ALAMGIR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
AOCMP2018
武井良樹 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
アジア・オセアニア医学物理学術大会 (AOCMP) 参加報告
田中祥平 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
アジア・オセアニア医学物理学術大会 (AOCMP) に参加して根本 光 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

159

166
169
174
177
181
182
184
186

大会開催報告第 116 回日本医学物理学会学術大会報告佐藤英一 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

188

施設紹介
南東北グループ放射線治療部門の紹介
加藤貴弘，廣瀬勝己，髙井良尋 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

191

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

193【複写される方へ】
本誌に掲載された著作物を複写したい方は，（社）日本複写権センターと包括複写許諾契約を締結されている企業の方でない限り，著作権者から複写権等の行使の委託を受けている次の団体から許諾を受けて下さい．
〒 107-0052 東京都港区赤坂 9-6-41 乃木坂ビル 3 階 一般社団法人 学術著作権協会

FAX: 03-3475-5619 E-mail: info@jaacc.jp
著作物の転載・翻訳のような，複写以外の許諾は，直接本会へご連絡下さい．

医学物理

第38巻

定価 2,000円

第4号

平成31年2月28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