強度変調放射線治療における物理技術ガイドライン 2023
（略称：IMRT 物理技術ガイドライン 2023）

初版（2011 年版） 2011 年 4 ⽉ 26 ⽇
改訂（2023 年版）

2023 年 2 ⽉ 6 ⽇（五⼗⾳順）
公益社団法⼈⽇本医学物理学会
公益社団法⼈⽇本放射線技術学会
公益社団法⼈⽇本放射線腫瘍学会

第１章

第1章

ガイドライン総説

ガイドライン総説

強度変調放射線治療（intensity-modulated radiation therapy:：IMRT）は欧⽶において 1994 年から臨床治療が開始され，本邦においては 2000 年秋頃から臨床導⼊された。診療報酬としては，2006 年に先進医療としての実施が承認され，その後 2008 年に頭頸部腫瘍，前⽴腺腫瘍および中枢神経腫瘍に対して保険適⽤となった。2009 年には前出 3 部位以外
への IMRT が先進医療として認められ，さらに 2010 年からは限局性の固形悪性腫瘍の患者に対する IMRT が保険適⽤となった。当初は国内でも限られた⼀部の医療機関でのみ実施される治療技術であったが，保険医療機関施設基準届出状
況によると，現在では全国の 360 を超える施設で治療が実施されており，前⽴腺癌や頭頸部癌では，標準的照射⽅法とも⾔われるまでに技術が熟練されてきた。
IMRT が保険適⽤となったことを契機として，2011 年 4 ⽉に IMRT の物理技術，品質保証に焦点を絞った「強度変調
放射線治療における物理・技術的ガイドライン 2011（略称：IMRT 物理技術ガイドライン）」が作成された。これは IMRTの物理技術的な品質保証および品質管理(quality assurance: QA，quality control: QC，以下 QA/QC)を体系的にまとめた
国内初めてのガイドラインとして，⽇本における IMRT の普及と安全⽂化の形成に貢献してきた。ガイドライン発表後も治療装置だけでなく，治療計画装置，治療計画⽀援装置，画像誘導システムなどの治療関連機器の技術⾰新は続いており，固定多⾨照射が主流であった IMRT の照射⽅法は回転型強度変調放射線治療（volumetric-modulated arc therapy：
VMAT）への置換が急速に進んでいる。さらに治療装置の治療寝台上で取得した患者画像を利⽤してその場で作成した治
療計画で治療を実施する即時適応放射線治療も普及の兆しを⾒せている。品質管理に⽬を向けると，配列型検出器などの⾼度 QA 機器や線量計算ベースの線量検証システムの普及も進んでいる。このため現⾏のガイドラインでは臨床技術およびその精度と安全を保証するための物理技術の両⾯で，⽇本の臨床環境の現状に対して⼗分に対応しきれない状況にある。
そこで現⾏のガイドラインの構成と内容を⾒直し，「強度変調放射線治療における物理・技術的ガイドライン 2023（略称：IMRT 物理技術ガイドライン 2023）」として改訂版ガイドラインを作成した。

1.1. ガイドラインの⽬的と構成
本ガイドラインは，既に IMRT を臨床実施している施設および新規に開始する施設の医師，医学物理⼠，診療放射線技師らに，IMRT の品質保証に関して適切な理論と⽅法を⽰すこと，ならびに安全な IMRT 提供体制の整備のための指標を⽰すことを⽬的とした。
IMRT の導⼊計画と診療体制の整備に始まり，IMRT システムのコミッショニング，実際の診療過程と⽇常の QA/QCに⾄るまで，医療機関が直⾯する IMRT のあらゆる諸問題に対応すべく，下記の 9 章構成とした。本章内に 2 章から 9章の各論で解説されるポイントを列記し，各論への導⼊として本ガイドラインの概要を把握できるように配慮した。
1 章：ガイドライン総説（本章）
2 章：臨床導⼊
3 章：治療体制
4 章：治療装置
5 章：治療計画装置
6 章：付属機器
7 章：治療計画
8 章：線量検証
9 章：位置照合

1第１章

ガイドライン総説

1.2. IMRT の定義
逆⽅向治療計画によって⽴案された複数の⽅向からの空間的・時間的に強度変調を施した線束を利⽤し，リスク臓器等を避けながら標的形状と⼀致した最適な三次元線量分布を作成し治療する放射線治療法である。

1.3. 本ガイドラインが取り扱う IMRT 技術および装置
l

汎⽤リニアックでマルチリーフコリメータ（multi-leaf collimator: MLC）を⽤いる⽅法l

バイナリ MLC を搭載した装置を⽤いる⽅法

l

ロボットアーム型治療装置を⽤いる⽅法

補償フィルタを使⽤した IMRT は，現在本邦での実施実績が無いため，本ガイドラインの対象外とした。

1.4. 併せて参照するべきガイドライン
現在の放射線治療は，線量計算，位置照合技術や照射技術などそれぞれが⾼度に発展した技術が融合されて実施される。IMRT という技術に特化して作成された本ガイドラインのみでは，真に安全な治療の提供には不⼗分である。そのため，放射線治療に関連した既出ガイドラインの最新版も併せて参照し，安全な IMRT の提供に努める必要がある。以下に主なガイドラインを列記する。なお，本ガイドラインとこれらの既出ガイドラインは相補的な関係であり，特別な階層関係を成すものではない。

l

外部放射線治療における QA システムガイドライン（⽇本放射線腫瘍学会）

l

画像誘導放射線治療の臨床施⾏のためのガイドライン（⽇本放射線腫瘍学会他）l

MR 画像誘導即時適応放射線治療ガイドライン（⽇本放射線腫瘍学会他）l

放射線治療計画ガイドライン（⽇本放射線腫瘍学会）

l

基準ビームデータを使⽤した放射線治療装置及び放射線治療計画装置の導⼊に関するガイドライン（⽇本医学物理学会）

l

放射線治療における第三者機関による出⼒線量評価に関するガイドライン（⽇本放射線腫瘍学会他）l

呼吸性移動対策を伴う放射線治療に関するガイドライン（⽇本放射線腫瘍学会他）l

放射線治療における⾮剛体画像レジストレーション利⽤のためのガイドライン（⽇本放射線腫瘍学会他）

2

各章の要約1.5. 各章の要約
第 2 章：臨床導⼊l

円滑に IMRT を臨床導⼊するために，必要な機器の選定を⾏い，システム導⼊から臨床開始までに⾏う項⽬のリストアップおよび作業スケジュールを作成する。
（2.1 参照）l治療装置本体を購⼊するタイミングで IMRT を導⼊する場合，１年以上前から機器選定を⾏う場合もあるため，
事前に⼗分な情報収集，スタッフ間の情報共有・議論をしておく。
（2.1 参照）l

IMRT の臨床導⼊には，通常治療のコミッショニングに加えて，線量検証や QA/QC 機器の習熟など，IMRT のためにさらなる準備期間がかかることを理解した上でスケジュールを作成する。
（2.2 参照）l

IMRT システムの最終的なコミッショニングは，実際に患者データを⽤いた End-to-End 試験を経て完了する。
（2.2 参照）l

IMRT の診察から治療開始までのスケジュールについて，スケジューリングと最⼩⼿順時間(安全のために必要)をそれぞれの⼿順と環境に応じて設定する。疾患によって早急に治療開始が求められる場合,臨床⽬的と安全を鑑み,スタッフ間で⼗分に検討を重ねたうえで適切なスケジュールを設定する。
（2.3.2 参照）

第 3 章：治療体制l

IMRT を実施する場合，通常治療に必要な⼈員に加えて⾼精度放射線治療の品質管理業務や治療計画を補助する業務を⾏う者を配置する。
（3.1 参照）l

放射線治療部⾨内での役割分担を明確にし，臨床業務における情報共有を図るための定期的なカンファレンス（症例検討会等）を実施する。
（3.3 参照）l

放射線治療の質を保ちながら客観的に品質管理状況について判断するために，放射線治療部⾨（診療部⾨）とは独⽴した放射線治療品質管理委員会を設置する。
（3.3 参照）

第 4 章：治療装置（汎⽤リニアックの IMRT）
l

汎⽤リニアックの QA/QC を AAPM TG-142 および TG-198 に準拠して実施し，さらに IMRT に対して，通常治療よりも厳しい評価基準で QA/QC を実施する。
（4 参照）l

IMRT 物理的確認項⽬（表 4.1）はコミッショニングの段階で装置性能を評価し，QA/QC で装置性能の不変性を確認する。
（4.2 参照）l

治療時間の短縮のために⾼い線量率を使⽤して IMRT を実施することは，装置の型式によって，投与線量の精度が担保できない可能性があるため，⾃施設にて⼗分な検証を⾏った上で使⽤する。
（4.2.1 ②参照）l⻑期間の使⽤による MLC 透過線量の変化を把握するために，MLC 透過線量を annual QA として定期に測定する。
（4.2.2 参照）l

装置導⼊時には，治療計画装置が要求する測定⽅法により MLC leaf offset を評価する。
（4.2.2 参照）l

MLC 位置は，絶対位置と相対位置とに分類され，それぞれの MLC 位置精度を確認する。評価基準の設定は，
IMRT の線量分布や絶対線量の精度が担保できる許容レベル（tolerance level）や介⼊レベル（action level）を施
設ごとに設定する。ピケットフェンステスト等による毎週の定性的 QA/QC と毎⽉の定量的 QA/QC を実施する。
（4.2.3 ①参照）

3

各章の要約l

動的 MLC 位置精度の確認のために実施される DMLC 出⼒⽐試験は，装置ごとで特性が異なることが考えられるため，各施設で検討の上，評価基準を設定する。
（4.2.3 ③参照）l

MLC キャリッジ位置精度の評価基準は 0.5 mm を推奨する。⾃重の影響を考慮し複数のガントリ⾓度で実施する。
（4.2.3 ④参照）l

ガントリ固定型の IMRT の照射精度が担保されたのち，VMAT 特有の QA/QC としてガントリ回転中のビーム
特性，MLC 位置精度，および VMAT 動作の包括的照射試験を実施する。
（4.2.4 参照）

l臨床の IMRT プランを使⽤し，照射中に中断や停⽌が発⽣しないことを確認する。また照射を中断後，速やかに照射が再開でき，かつ絶対線量および線量分布に中断の影響が無いことを確認する。
（4.2.5 参照）（バイナリ MLC を⽤いた IMRT）
l

AAPM TG-148 に準拠して QA/QC を実施する。TG-148 発刊後に搭載された技術に対しては，ユーザーマニュ
アルを参照する。
（4.3 参照）l

ガントリ⾓度に同期した動作および照射中における⼀貫性を確認する。
（4.3.1 参照）l

標準計測法 12（⽇本医学物理学会）に従って線量校正を実施する。
（4.3.2 参照）l

寝台速度の⼀定性，およびガントリ回転に対する治療寝台の移動距離精度を確認する。
（4.3.3 参照）（ロボットアーム型治療装置）
l

AAPM TG-135 レポートに準拠して QA/QC を実施する。
（4.4 参照）l

IRIS コリメータは，公称値と実測値の⼀致を確認した上で，経時的な変動が許容値内であることを確認する。
（4.4.1 参照）l

指定されたピケットフェンステストや Bayouth テストを⾏い，MLC の位置精度が許容値内であることを確認する。
（4.4.1 参照）l

標準計測法 12 に従って線量校正を実施する。
（4.4.2 参照）l

トラッキング⽅法毎に並進軸，回転軸の位置認識精度，位置補正精度を確認する。
（4.4.4 参照）

第 5 章：治療計画装置
l

治療計画装置のコミッショニングでは，MLC，⼩照射野，低 MU 値，ガントリ駆動などに関するパラメータを確認する。
（5 参照）

l

治療計画装置のコミッショニングの⼿順：①治療部位，照射技法及び線量計算法などの条件を決定，②コミッシ
ョニングの項⽬と実施する順番を決定，③ビームデータおよび MLC パラメータの取得，④IMRT プランによる線量計算精度の確認，⑤転送試験を含む End-to-End 試験の順に実施する。
（5.1 参照）l

臨床を模擬したテストプランは，エネルギーごとに 5 例以上作成し，測定による全⾨検証を実施する。
（5.1 参照）l

基準ビームデータの利⽤は，測定の簡略化・⽴ち上げ時間の短縮・ビームデータの誤登録を防ぐことができるが，利⽤にあたっては，⼀部のデータについて⾃施設装置の実測ビームデータとの⼀致を確認する。
（5.1 参照）l

第三者出⼒線量評価認定機関による基準条件や IMRT 条件での外部評価を受審することが望ましい。
（5.1 参照）l

IMRT では⼩照射野を使⽤するため，⼩照射野の出⼒係数と線量プロファイルの計算精度が重要である。3 cm×3
cm 以下の照射野での測定では，有感体積が 10-2 cm3 オーダのミニ型や 10-3 cm3 オーダのマイクロ型の電離箱や固体検出器などを⽤いる。
（5.2.1 参照）l

MLC 透過線量は，inter-leaf transmission，intra-leaf transmission と leaf end transmission に分類され，治療計
画装置でモデリングされる。⾃施設のすべての照射部位や照射技法に対して MLC パラメータが適切に設定でき

4

各章の要約ていることを確認する。
（5.2.2, 5.2.3 参照）
l

装置の駆動制限に関しては，MLC・コリメータ・ガントリ等の最⼤駆動速度や，VMAT 照射中の最⼩・最⼤線
量率および⾓度毎の出⼒ MU 値などのパラメータを登録し，End-to-End 試験を通して照射できることを確認する。
（5.2.4 参照）lモンテカルロ法や線形ボルツマン輸送⽅程式（LBTE 法）では，物質の組成の割り当て⽅法や物質境界付近の線量計算精度の特性を理解する。⽔吸収線量(Dose to Water)と組織吸収線量(Dose to Medium)についても同様である。
（5.2.5 参照）l

適切な線量計算グリッドサイズを選択する。⼀般的には 0.2 cm 程度を，定位放射線治療の場合には，0.1cm 程
度を⽤いる。
（5.2.6 参照）

第 6 章：付属機器
l

治療計画⽤ CT 装置は，臨床使⽤前にコミッショニングを⾏い，継続的な QA/QC を実施する。
（6.1 参照）l

治療計画⽤ CT 装置のコミッショニングを通じて，撮影プロトコルを確⽴する。
（6.1.1, 6.1.4 参照）l

診断⽤ CT 装置と同様に，治療計画⽤ CT 装置においても，患者の被ばく線量の管理を⾏う。（6.1.4 参照）

l治療計画装置内に登録されている治療計画⽤ CT 装置の CT 値-相対電⼦濃度（物理密度）変換テーブル（CTED/PD 変換テーブル）について，適正な数値が⼊⼒されていることを確認する。また，CT-ED/PD 変換テーブ
ルは，定期的に確認する。
（6.1.2 参照）

l

4DCT は，呼吸運動が再現可能な動体ファントムを使⽤し，標的の描出能や被ばく線量の確認などを実施する。
（6.1.3 参照）

l治療計画に⽤いる MR 画像や PET/CT 画像は，適切に精度管理が⾏われた装置を⽤い，治療計画⽤に最適化されたプロトコルで撮像する。
（6.2 参照）l

治療計画⽀援装置のコミッショニングは，治療計画⽤ CT 装置および治療計画装置との座標中⼼の⼀致や幾何学的な設定が整合していることを確認する。
（6.3 参照）l

IMRT における位置照合装置の精度管理は，その時点での最新の IGRT に関するガイドラインを参考にする。
（6.4.1 参照）l

AAPM TG-180 における提案を採り⼊れ，位置照合における被ばく線量が治療線量の 5%を超える場合，治療線量に考慮して治療計画を⾏う。
（6.4.4 参照）

第 7 章：治療計画l

治療部位に応じて前処置の必要性を判断し，実施する場合は，再現可能な範囲で適切に実施する。
（7.1.1 参照）

l

治療計画⽤ CT 画像の撮像について，標的およびリスク臓器の⼤きさを考慮し，適切なスライス厚を選択する。
⼀般的には 0.2 cm 以下，頭部定位照射では 0.1 cm 以下のスライス厚が使⽤されている。
（7.1.2 参照）

l治療計画装置において，登録画像から得た情報（装置情報，患者名，ID 番号，検査⽇等）や座標系が適切に登録されていることを確認する。
（7.2.1 参照）l

画像シリーズの誤使⽤防⽌のため，各画像シリーズを識別しやすいように，検査⽇，呼吸状態，造影の有無などを画像シリーズ名等に記述する。
（7.2.1 参照）

l

標的，リスク臓器は ICRU report 50, 62, 83 に従って輪郭描出する。
（7.2.2 ①参照）

l治療計画作成開始後の輪郭修正は，計画者の負担増加や治療開始の遅れを招く可能性があるため，線量分布計算

5

各章の要約前までに⼗分に検討し輪郭を決定する。
（7.2.2 ①参照）
l

輪郭名に治療計画に重要な情報を記述することを考慮するとともに，施設内で輪郭名に関する規定を作成し，統⼀された輪郭名を利⽤する。
（7.2.2 ①参照）l

臨床使⽤前に，⽂献などを参考に寝台を通過する照射⾓度や回転照射した場合の減弱の計算精度を検証する。固定具においても，減弱による影響が無視できない場合は同様に考慮する。
（7.2.2 ③参照）

l治療計画を作成するためには，処⽅線量する体積および線量指標以外に，D50%，D2%，D98%などの他の線量制約
や，標的外など⾼線量が望ましくない領域の位置に関する制約についても，より具体的な指標を定める。
（7.2.3参照）l

最終的な線量分布計算には Superposition 法，モンテカルロ法や， LBTE 法を⽤いた⼿法など線量計算精度の⾼い線量計算アルゴリズムを使⽤する。
（7.2.4 ②参照）l

⼀般的に IMRT の治療計画では 0.2 cm 程度の計算グリッドを使⽤する。
また，
定位照射のような⼩さな標的や，標的とリスク臓器間に急峻な線量勾配を要する症例では，0.1 cm 程度の計算グリッドを使⽤する。
（7.2.4 ②参照）

l

作成された治療計画は，線量分布や線量指標，ホットスポット/コールドスポットの有無，MU 値，照射時間，治療装置との⼲渉など，複数の因⼦を総合的に評価する。
（7.2.5 参照）

l施設の治療装置，治療計画装置や業務内容を考慮した治療計画の評価および確認の実施体制を構築する。
（7.2.5参照）l各システムに登録されたデータは，データの作成者や登録者以外の第三者によって確認する。
（7.3 参照）l

治療計画に AI 技術を利⽤する場合は，臨床使⽤前には⼿動で作成した輪郭描出や線量分布計算と⽐較するなど，
その妥当性を確認するとともに，各機能のピットフォールを把握したうえで安全に利⽤する。
（7.4 参照）

第 8 章：線量検証l

患者に照射するすべての IMRT 治療計画について線量検証を実施する。
（8.1，8.3 参照）l

IMRT の臨床開始直後から安定期に⾄るまでは，エネルギーごとに 10 例以上の測定による全⾨検証を実施する。
また，IMRT プロセス（⼈員，機器，⼿順など）に重要な変更があるときは，不変性試験として変更前後で測定による全⾨検証を実施する。
（8.3 参照）l

IMRT の安定期においては，表 8.1(b)を参考にして検証作業を効率化することを許容する。
（8.3 参照）l

線量検証で使⽤する測定器等は，受⼊試験とコミッショニングを実施する（8.4，8.5 参照）。

l

線量検証の評価基準には表 8.2 を適⽤する。許容レベルは IMRT プロセスの正常稼働を確認するための基準である。介⼊レベルは誤照射等のリスクから患者を守るための基準である。
（8.6.2 参照）

l介⼊レベルを満たさない治療計画は臨床使⽤しないこと。
（8.6.2, 8.7 参照）

l

線量差の評価基準は，PTV 内など⾼線量で線量が平坦な領域における点線量の全⾨検証で使⽤する。線量差が3％以下であれば許容できる。
（8.6.2 参照）l

γパス率の評価基準は，線量分布のガンマ解析の結果に対して使⽤する。ガンマ解析の線量差と DTA の許容値をそれぞれ 3%と 2 mm，
線量しきい値を 10%に設定したときのγパス率が 95％以上であれば許容される。
（8.6.2参照）

l

線量検証の結果，許容レベルに満たない場合は表 8.3 を参考にして原因を調査する。
（8.7 参照）l

表 8.3 を確認してもなお介⼊レベルを満たせない結果が頻繁に得られる場合は速やかに別の検証⽅法に移⾏することを推奨する。
（8.7 参照）

6

各章の要約l

患者の線量検証の結果は永久保存が望ましいが，少なくとも 5 年間は保存する。
（8.8 参照）l

即時適応放射線治療など，寝台上に患者がいる状態のため測定による線量検証ができない場合，⼀般的には独⽴計算による線量検証を実施する。
（8.9.1 参照）l

表 8.2 の評価基準は，計画通りの位置に静⽌している測定器を照射した場合の線量検証を想定して設定されている。このため，動体下の線量検証では表 8.2 の評価基準を満たすことが困難となる。この場合，表 8.2 とは異なる評価基準を設定するか，臨床的な判断に基づき合否を決定する。
（8.9.2 参照）

第 9 章：位置照合
l

線量検証によって物理的な線量精度が確認されていても，標的位置に変位が⽣じたまま治療を実施すると，標的およびリスク臓器に対する臨床的な線量精度は保証されない。
（9.序⽂参照）l

医師，診療放射線技師，医学物理⼠，看護師等と情報を共有しながら位置照合指針を策定し，位置照合⽅法および判断基準を統⼀する。
（9.序⽂参照）l

画像誘導の⽅法や頻度，被ばく線量について検討し，各疾患・部位について適切な IGRT プロトコルを作成する。
（9.序⽂参照）l

呼吸性移動を伴う部位には，必要に応じて呼吸性移動対策を実施する。
（9.1 参照）l体表⾯照合や 2 次元画像による⾻照合の位置照合を実施している場合，定期的に 3 次元画像などで，治療期間
中に解剖学的変化を確認する。
（9.4 参照）l

位置照合画像にて標的及び標的周囲の臓器の変形や変位が確認された場合，再治療計画の必要性などを医師とともに検討する。
（9.4 参照）l

位置照合画像では，標的のみならず周辺臓器の位置についても確認する。
（9.4 参照）

7

第2章

IMRTの臨床導⼊第2章 IMRTの臨床導⼊
IMRTは照射技術の複雑さから，通常の外部照射のためのQA/QCに加えて，⾼度な品質保証を追加で実施する。また，安全性を担保するために多⼤な労⼒を要するため，従来の放射線治療のためだけの⼈員体制では，⼗分なIMRT導⼊準備やQA/QCの実施が困難である。そのため施設ごとに⼈員体制を中⼼とした治療体制を整備し，適切に品質保証された状況で実施する必要がある。IMRTは治療装置，治療計画装置および付属機器のQA/QCや治療計画，線量検証，
位置照合などの⽇常業務もさることながら，臨床導⼊に⾄るまでの期間が重要であり，最も労⼒を要する過程である。
この過程で必要な作業を適切に実施できれば，治療開始後の⽇常業務は正しく設定された⼿順に従って実施できる。
本章では，各施設でIMRTを臨床導⼊するためのプロセスと検討事項について述べる。

2.1. IMRTシステム導⼊前の準備期間
IMRTシステムとは，IMRTを実施するために必要な治療装置，治療計画装置，位置照合装置, 付属機器，測定機器，
固定具等を指す。また，それらと⼈員を中⼼とした治療体制を含めたシステム全体をいう場合もある。図2.1に，システ
ム導⼊前の準備からIMRT臨床開始直前までの作業⼯程の例をフローチャートで⽰す。IMRTシステム受⼊試験（アクセプタンステスト）までの準備期間に，以下に挙げる項⽬について⼗分な議論・準備を⾏う必要がある。

図2.1. IMRTシステム導⼊の作業⼯程フロー（例）

8

第2章

IMRTの臨床導⼊

円滑にIMRTを臨床導⼊するためには，必要な機器の選定を⾏い，システム導⼊から臨床開始までに⾏う項⽬のリス
トアップおよび作業スケジュールを作成する。近年では，頭部や体幹部の定位放射線治療にIMRT技術を利⽤する施設も増えてきた1)。照射⽅法や画像誘導，患者の固定，呼吸性移動管理などの⽅法により，QA/QCプログラムや使⽤機器も変わる。特に治療装置本体を購⼊するタイミングでIMRTを導⼊する場合，１年以上前から機器選定を⾏う場合もあるため，事前に⼗分な情報収集，スタッフ間の情報共有・議論を⾏う。
準備期間には，単に機器的な整備を⾏うだけでなく，IMRTの安全な臨床導⼊と運⽤を⾒据えた適正な⼈員配置を整備する必要がある。診療報酬で定められているIMRTの施設基準は安全なIMRTを提供するために必要最低限な規定となっており，従来の通常治療のためだけの⼈員体制では，⼗分なIMRTの導⼊準備やQA/QCの実施，安全性の担保が困難である。また，システム導⼊前の準備期間は従事する⼈員を教育または育成し，IMRTに関する知識，技術を習得する期間である。近年では学会や関連団体，⼤学が主催する講演会や実践形式の講習会が開催されており，技術・知識を習得する重要性を施設・部⾨として認識し⽀援する必要がある。⼈員体制の詳細については3章で述べる。
治療装置，治療計画装置のコミッショニングに要する期間は，放射線治療品質管理機構からの報告2)を参照し，⼗分な期間を確保する必要がある。しかし限られた期間内でコミッショニングを完遂しなければいけない場合も多く，また治療装置を新規導⼊する場合は⽇・週・⽉毎の定期的QA/QCのベースラインとなるデータを初期段階で取得しておく必要がある3)。そのため，導⼊予定の治療装置や付属機器の特性を把握し，ビームデータ測定，線量検証に必要な測定機器の使⽤についても早い段階で習得する必要がある。治療装置と付属機器についてはそれぞれ4章と6章で，線量検証については8章で詳細に述べる。

2.2. IMRTシステムの臨床導⼊プロセス
システム導⼊時には，メーカーが保証するスペックを満たしていることを，納⼊業者とユーザーの双⽅が⽴会いの下で実施される受⼊試験で確認する。
IMRTのコミッショニングは，通常照射のコミッショニングが適切に⾏われていることを前提に進められる。そのため治療装置本体を新規導⼊する施設は，納⼊業者との受⼊試験の実施，治療計画装置のための基本ビームデータの取得，治療計画⽤CT装置のCT値―電⼦濃度/物理密度変換テーブル（CT-ED/PD変換テーブル）取得，治療計画装置のビームモデリングやコミッショニング，システム全体のQA/QCのためのベースライン取得といった通常治療のコミッ
ショニングに加えて，線量検証やQA/QC機器の習熟など，IMRTのためにさらなる準備期間がかかることを理解した上でスケジュールを作成する4)。しかし⼀部の治療計画装置では，MLCパラメータなど通常照射とIMRTの両⽅で使⽤する共通パラメータで，通常治療とIMRTでの最適値がそれぞれ異なる場合がある5)。そのため治療装置を新規導⼊する施設は，通常照射とIMRTのコミッショニングを別々に考えるのではなく，IMRTを念頭に置いて⼀体型のコミッショニン
グ計画を⽴案するのが効率的である。AAPM MPPG 5.bでは，治療計画装置メーカーから必要とされていなくてもモデ
リング・QA/QC⽤ビームデータの取得時に⼩照射野データを計測しておくことを推奨している6)。また，先にIMRT⽤パラメータを求めてから全体のコミッショニングを⾏う記載もある。治療計画装置は5章，治療計画⽤CT装置は6章に詳細を記載する。
IMRTのコミッショニングでは，ピラミッド形状などの単純なプロファイル，ファントム上に臓器輪郭を模擬したモ
デル，実際の患者CTのモデルの順に段階を踏んで進める。また施設ごとにIMRTで使⽤する固定具や位置照合⽅法を⽤いた場合の患者セットアップ誤差や，治療中の患者の動きのデータを収集・解析し，適切なマージンを決定する必要がある。そのため，患者固定法，マージンサイズ，線量計算アルゴリズム等の治療計画にかかわる基本⽅針はあらかじめ検討しておく必要がある。画像誘導放射線治療（image-guided radiation therapy: IGRT）の⽅法や頻度，被ばく線量についても検討し，各疾患・部位について適切なIGRTプロトコルを作成する必要がある。治療計画は7章で，位置照合に

9

第2章

IMRTの臨床導⼊

ついては6章および9章で詳細を述べる。
IMRT線量検証法は，電離箱，フィルム，配列型検出器や電⼦ポータル画像取得装置（electronic portal imaging
device: EPID）など多岐にわたる。保有する機器や治療⽅法，⼈員など，各施設に合った検証プログラムを作成する必要がある。治療計画装置の計算値と治療装置での測定値に⽣じた誤差の要因が治療装置や治療計画装置に起因するもの
であるか，または線量検証⼿法によるものなのかを判別するためには，複数の線量検証システムを利⽤することが有効である。測定結果を解析する際の評価指標，および許容レベル，介⼊レベルについても決定しておく必要がある7)。独
⽴計算ソフトウェアを保有している場合，運⽤⽅法や許容値についても検討が必要である。
IMRTシステムの最終的なコミッショニングは，実際に患者データを⽤いたEnd-to-End試験を経て完了するが，このリハーサルを実施することによって，治療計画装置に登録してある基本ビームデータおよびMLCパラメータを最終確認
し，線量および幾何学的精度が確保されていることを確認する。線量検証およびリハーサルで必要な症例数については8
章で詳細を述べる。
IMRTシステムを構成する装置群は，装置個別にコミッショニングが⾏われる。しかし，装置単体としては問題がな
くても，異なるベンダーの装置間の相互接続により問題が⽣じる可能性もある。例えば，CT，MR，PET画像など，標的やリスク臓器を描出するための画像が治療計画装置上で正しく表⽰されなければ，誤った部位を輪郭として描出することになる。IGRTの照合ソフトウェア上で，治療計画時の輪郭描出表⽰が不正確な場合，意図しない位置での照射が⾏われることになる。そのため，IMRTを臨床導⼊する前に患者を模擬したファントムを使⽤し，⼀連の治療プロセスのEnd-to-End試験を実施する必要がある6,8)。
End-to-End試験は，治療計画⽤CT撮影から治療計画や照射までの過程の精度を⼀連として評価するものであり，許容する不確かさの範囲内で意図した照射が⾏われているかを保証する検証である。これにより患者に投与される線量の不確かさを予測し，ユーザーやシステムの不備を洗い出すことができる。End-to-End試験は複数の過程を含んだ検証となるため，関係するスタッフ間で試験内容を検討する。このスタッフ間協議や実際のEnd-to-End試験を通して，実際の業務上の分担や注意点や分担する業務上の問題点を多職種で共有し，多⾓的な視点から，より安全な業務フロー確⽴につなげることも可能である。

2.3. IMRT臨床導⼊に当たり検討すべきその他の事項
ここでは業務フローおよびスケジュールについて述べる。事前に部⾨内で議論し，多職種のスタッフ間でコンセンサ
スを得ておくことで，円滑にIMRTを臨床導⼊することができる。

2.3.1. 業務フローに関する事項
以下にIMRTの業務フローの⼀例を⽰す。
l

診察と治療⽅針の決定

l

処⽅線量や前処置等の指⽰

l治療体位，固定具の選定と作成

l

治療計画⽤画像取得と標的等描出に必要な画像の選択

l

標的とリスク臓器の描出および必要な幾何学的なマージンの決定

l

治療計画（線量制約，ビームアレンジメント，最適化計算等）

l

計画データ等の転送と情報システムへの登録l患者（計画）個別の線量検証

l患者セットアップ・位置照合および照射

10

第2章

IMRTの臨床導⼊

このように放射線治療は多くの複雑な過程から構成され, それらは相互に依存する。個々の過程における担当
スタッフの役割や責任分担を明確にするとともに，作業を分担するうえで，複数スタッフや複数の職種のコミュ
ニケーションがとれる体制の構築が重要である。またQA/QCの実施頻度を設定し，施設独⾃のQA/QCガイドラ
インやマニュアル等を整備する必要がある9)。

2.3.2. スケジュール
IMRTは診察から治療開始までの過程において通常の放射線治療より⻑い時間を要する。⼀般的にIMRTでは治療計画⽤CT撮影から7〜14⽇後に治療開始される。各施設は，表2.1のようなスケジュールについて，あらか
じめ議論し，スケジューリングと安全のため必要な最⼩⼿順時間をそれぞれの⼿順と環境に応じて設定すべきである。しかし，疾患によって早急に治療開始が求められる場合，臨床⽬的と安全を鑑み，スタッフ間で⼗分に検討を重ねたうえで適切なスケジュールを設定する。

表2.1. スケジュールと安全を担保するのに要する時間（“X”）の例10)
⼿順ステップ

安全のため必要な最⼩⼿順時間

画像取得後：

X ⽇

標的およびリスク臓器輪郭の描出と承認，計画⽬的の定義
輪郭承認後：
治療計画：3-D IMRT

X ⽇

治療計画：3-D IMRT，VMAT

X ⽇

治療計画：3-D SBRT

X ⽇

治療計画：SRS

X 時間

治療計画評価と医師の承認

X 分（時間調整のためにX 時間の割り当てが必要）

IMRT QAと解析治療開始のX 時間前に完了していること

治療の準備：

X 時間の余裕

治療計画装置から治療開始前に治療管理システムに転送
治療前の最終確認

X 分あるいは時間

治療セットアップと照射（複雑さによる）

X 分

11

第3章

治療体制

第3章 治療体制
IMRT を安全に実施するためには, ⼗分な⼈員配置と, 専⾨的な知識・技術に対する教育体制が極めて重要となる。 また, 放射線治療の質を保証するためには, 治療装置・治療計画装置・位置照合装置の定期的な QA/QC に加えて，線量検証のための測定機器の整備が求められる。さらに, IMRT では多くの職種が業務に関わることから情報伝達に係るリスクの増加が懸念される。 このことから, 職種間の役割分担を明確にし, IMRT の臨床状況や品質管理状況を共有できる体制の構築も必要になる 1)。第 3 章では, 医療安全の観点から, IMRT の治療体制の重要性を概説する。

3.1. ⼈員体制
放射線治療では，患者⼀⼈あたりに必要な総治療時間は通常照射で 10〜15 分，IMRT や呼吸姓移動対策を要する治療では 20〜30 分程度必要である 1）。近年は VMAT が普及しており，IMRT に必要な照射時間が短縮されている。しかし
IGRT の必要性が⾼い治療であり，位置照合等にかかる業務負荷の軽減は難しく，結果として患者当たりに要する治療時間の⼤幅な短縮は困難である。⻑時間の照射業務で集中⼒を維持することが困難な場合もあるため，疲労を考慮して⼗分なスタッフ数を配置するとともに，施設の実情に合わせて余裕をもった時間枠を設定する。

IMRT を実施する場合，照射および位置照合の業務を⾏う⼈員に加えて，⾼精度放射線治療の品質管理業務や治療計画を補助する業務を⾏う者を配置することが望ましい。特に IMRT 開始までには，IMRT を実施するシステム構成やプロ
トコルの検討（固定具，治療計画装置，治療装置，位置照合装置，測定機器，解析ソフト等）から始まり，追加のビームデータや QA/QC のベースラインデータの測定，治療計画装置のコミッショニング，IMRT 治療計画・線量検証の習熟に⾄るまで膨⼤な作業が必要となる。そのため，これらの業務に携わる⼈員は, IMRT システムの導⼊前から選定しておく必要がある。また, IMRT の臨床導⼊には多くの時間と労⼒が必要となるため他業務との兼任は避け，上記の放射線治療の品質管理業務に専任（専従）する者の他に，IMRT の品質管理等を⾏う常勤の医学物理⼠または放射線治療品質管理⼠を専従させることを推奨する。また，IMRT を診療報酬として請求する場合は診療報酬上の施設基準を遵守しなければならない 2,3)。

3.2. 教育体制
IMRT は, 従来の放射線治療と⽐較して照射⽅法が⾮常に複雑であるため, 通常治療の臨床経験に加えて, 専⾨的な知
識と技術が求められる。そのため，通常の外部照射を実施している施設が新たに IMRT を導⼊する場合，他施設における⾒学・研修や講習会参加を通じて, IMRT に関する知⾒を満遍なく学ぶ必要がある 4,5)。IMRT の治療計画は通常治療とは考え⽅が異なることから, 治療計画作成業務に従事する者はビーム配置⽅法や線量の最適化計算について熟知しておく必要がある。また, IMRT の QA/QC 業務に従事する者は測定機器と解析ソフトの使⽤⽅法と解析アルゴリズムについて⼗分なトレーニングを受ける必要がある。また医師は，診療放射線技師と医学物理⼠に，治療計画の望ましい線
量処⽅，線量指標について，部位ごとに明確な指針を提⽰する必要がある。IMRT 導⼊前には，施設管理者はこれらのトレーニングのための時間を確保すること，ならびに経済的に⽀援することが望ましい。
教育体制を構築する上で⾃施設のガイドライン，マニュアル整備やスタッフ教育も重要である。JIS 品質マネジメント
システム 6)では，「製品品質に影響がある仕事に従事する要員は，関連する教育，訓練，技能および経験を判断の根拠として⼒量があること」が求められている。各施設は，スタッフ研修等の教育およびその記録を⾏い，業務を実践する
うえでの⼒量要件を設けることが望ましい。外部の⼒量評価を受けたスタッフとして，各職種のグループに専⾨または

12

第3章

治療体制

認定資格を有する者を配置することが望ましい 6）。IMRT の技術は⽇進⽉歩であり，IMRT 臨床導⼊後も継続的に知識の向上・技術の習得のために，学会・研究会への参加・学術発表，論⽂・勧告・ガイドラインなどによる情報収集の時
間と機会を積極的に確保することが望ましい。

3.3. 放射線治療品質管理体制の整備
放射線治療部⾨は放射線腫瘍医，診療放射線技師，医学物理⼠，放射線治療品質管理⼠，看護師，受付担当者などで構成される。関わる職種が多様化したことによって，各プロセス間の情報伝達に係るリスクの増加や，トレーニング不⾜や責任の所在の不明瞭さに基づくリスクが増加している。放射線治療部⾨内での役割分担を明確にし，臨床業務における情報共有を図るための定期的なカンファレンス（症例検討会等）を実施する。また，患者とスタッフの安全を確保
し，放射線治療の質を保ちながら客観的に品質管理状況について判断するために，すべての放射線治療施設において，放射線治療部⾨（診療部⾨）とは独⽴した放射線治療品質管理委員会注 1)を設置することが望ましい。この委員会は病院
内医療安全対策部⾨と連絡を密にし，放射線治療の品質管理状況を病院幹部が理解できるようにする 7)。委員会の構成員には放射線治療部⾨のスタッフ以外に，関連診療科の医師，病院事務スタッフや，第三者として評価するための院外の放射線治療の QA/QC に詳しい専⾨家（医学物理⼠，放射線治療品質管理⼠，放射線腫瘍医など）が参加することが望ましい。品質管理委員会の構成例を図 3.1 に⽰す。

注 1) 放射線治療全体の観点から，専⾨的な知識を基に，品質管理・放射線治療の安全性の向上に関する各種の重要事項を審議し決定する機関として放射線治療品質管理委員会を組織する。委員会は，品質管理のための具体的措置や作業マニュアル，職員研修，その他
関連事項全般のことを検討し決定する。品質管理上の各種の情報は，最終的には放射線治療品質管理委員会で検討され，具体的な品質管理，質の向上に反映されていくことが必要である。

図 3.1. 放射線治療品質管理委員会の構成と役割※外部放射線治療における QA システムガイドライン 2016 年版 8） 図 1.5.2 を⼀部改変

13

第4章

第4章

治療装置

治療装置

AAPM TG-1421)および TG-1982)に準拠して汎⽤リニアックの QA/QC を実施する 3)。IMRT では，装置動作の僅かな変化が投与線量に多⼤な影響を及ぼす可能性があるため，通常治療よりも厳しい精度管理が求められる。IMRT には複数の照射⽅法があり，それぞれに応じた治療装置のコミッショニングや QA/QC を実施する 4)。特殊な治療装置については，各装置に特化したレポートが発刊されており，それらのレポートに従って QA/QC を実施する 5,6)。近年では，flattening
filter free（FFF）ビーム 7)による IMRT も実施されているが，基本的にコミッショニングおよび QA/QC の実施項⽬は通常ビームによる IMRT と同様である。
本章では，
IMRT に対応した治療装置のコミッショニングおよび QA/QC について，
汎⽤リニアックによる IMRT とそれ以外の照射⽅法で実施される IMRT を治療装置別に分けて述べる。

4.1. 照射⽅法の分類
汎⽤リニアックによる IMRT は，ガントリーを固定したまま照射を⾏う IMRT とガントリを回転させながら照射を⾏う
VMAT に⼤別される。さらに，ガントリー固定型の IMRT は，segmental MLC IMRT (SMLC IMRT) と dynamic MLC
IMRT (DMLC IMRT) に分けられる。SMLC IMRT は，照射野（セグメント）形状がビーム照射中は変化せず，照射停⽌中に変化する照射⽅法で，低 MU 値のセグメントを積み重ねることで照射平⾯のフルエンスを強度変調させる。DMLCIMRT は，ビーム照射中に照射野（セグメント）形状を連続的に変化させながら強度変調を⾏う照射⽅法である。VMAT
はガントリー回転中に線量率，ガントリー速度，照射野（セグメント）形状を連続的に変化させる照射⽅法であり，MLC
動作は，DMLC IMRT と類似する 8)。
IMRT を実施する特殊な治療装置としては，バイナリ MLC を⽤いた IMRT5)（トモセラピー®）では，治療時にガントリーを連続回転，もしくは固定し，バイナリ MLC の開閉と同期して治療寝台がガントリー回転軸⽅向に移動し治療が⾏われる。ロボットアーム型治療装置 6)であるサイバーナイフ®はアイソセンターの概念がなく，6 つの関節を持ったロボッ
トアームにより任意の⾓度から照射が可能である。MLC が搭載されたサイバーナイフでは，MLC や IRIS コリメータを⽤いた強度変調に加えて，照射位置（ビーム中⼼）およびそれぞれの照射位置での照射時間を変化させることによってフルエンスの強度変調を⾏う。

4.2. 汎⽤リニアックによる IMRT の QA/QC
汎⽤リニアックによる照射法別の IMRT 物理的確認項⽬を表 4.1 に⽰す。これらの物理的確認項⽬は，コミッショニン
グと QA/QC で共通のものである。コミッショニングの段階で装置性能を評価し，その結果をベースラインとして QA/QC
で不変性を確認する。

14

第4章

治療装置

表 4.1. 汎⽤リニアックによる IMRT の物理的確認項⽬
SMLC IMRTDMLC IMRT

VMAT
出⼒精度の線量率依存性

リニアック

低 MU*値の出⼒精度
出⼒精度の線量率依存性

ガントリー回転中の出⼒安定性

線量率の出⼒安定性
VMAT 動作の包括的照射試験

MLC

MLC 透過線量

MLC 透過線量

MLC 位置精度

MLC 位置精度（静的，MLC キャリッジ）（静的，動的，MLC キャリッジ）（DMLC IMRT に追加して）ガントリー回転中の MLC 位置精度*モニターユニット（Monitor Unit）

4.2.1. リニアックの出⼒精度①低 MU 値の出⼒精度
SMLC IMRT では低 MU 値のセグメントを積み重ねて強度変調分布を形成する。低 MU 値のビームは
MU 直線性および線量プロファイル形状が通常治療条件のビームとは異なる特性を⽰すため，SMLC
IMRT 導⼊時は，低 MU 値条件での MU 直線性，線量プロファイルの対称性を検証する。MU 直線性，線量プロファイルの対称性の QA/QC は，AAPM TG-142 および TG-198 の試験⽅法と評価基準に従って実施する 1,2)。

②出⼒精度の線量率依存性
SMLC IMRT で使⽤される低 MU 値のビームでは，その出⼒精度に注意が必要である。これはモニタ線量計と電⼦銃などのビーム制御系との間に働くフィードバック機構が安定して動作するまでに⼀定の時間を要することや，モニタ線量計の端効果やビーム遮断時に発⽣する暗電流などが原因である 9-11)。これらの影響を軽減するために，低い線量率による照射が有効である。また，SMLC IMRT では, 治療装置により⾼い線量率設定においてセグメントの照射のばらつきの原因となるオーバーシュートやアンダーシュー
トと呼ばれる現象が発⽣することがあり，適切な線量率設定が必要となる 12)。新型の治療装置では，制御システムの強化により低 MU 値セグメントの出⼒精度の向上が得られているとの報告がなされているが，照射条件を決定するために精度検証を実施する 13)。最⼩ MU 値を連続して照射する複数セグメントのプランを作成し，線量率を変化させてプロファイルの変化を確認する試験を⾏うことで，オーバーシュート
現象等の影響を確認し，最適な線量率を求める 14)。
DMLC IMRT で⾼い線量率を設定した場合，照射 MU 値と MLC 移動距離の関係によっては MLC 速度が限界に達することでビームが遮断される現象（ビームホールドオフ）が⽣じ，線量分布や出⼒線量の誤差の原因となる 15-17)。ビームホールドオフが MLC の位置誤差に与える影響は MLC のログファイル解析
等により確認することができる 18)。以上のように，SMLC，DMLC いずれの⽅式においても，治療時間の短縮のために⾼い線量率を使⽤して IMRT を実施することは，装置の型式によって，投与線量の精度が担保できない可能性がある。そのため⾃施設にて⼗分な検証を⾏った上で IMRT 照射の線量率を決定する。

4.2.2. MLC 透過線量
MLC からの透過線量は，①MLC ⾃体を透過する放射線（intra-leaf transmission），②隣接する MLC 間を透過す

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第4章

治療装置

る放射線（inter-leaf transmission），③MLC 先端部分を透過する放射線（leaf end transmission）に分類される。Intraleaf transmission と inter-leaf transmission は，フィルムや線量計を⽤いて，オープン照射野に対する線量⽐として評価する。測定結果は，両者の平均値などで評価される。AAPM TG-142 および TG-198 では，⻑期間の使⽤による透過線量の変化を把握するために，intra-leaf transmission と inter-leaf transmission は annual QA として定期に実施することが推奨されている 1,2)。Leaf end transmission は MLC 先端部分が円弧状の MLC で形成された照射野に線束が⼊射する際，MLC 先端部分を透過して被照射体へ到達する線量のことで，光照射野と X 線照射野との間の相違（leaf offset という）を⽣じる要因である 19,20)。装置導⼊時には，治療計画装置が要求する測定⽅法によりleaf offset を評価する。Dual layer 式の MLC については，ベンダーの協⼒のもと MLC ファイルを作成し，上下段の MLC に対して別々と同時の 2 通りの評価を⾏い，各々の評価で問題が無いことを確認する 21)。

4.2.3. MLC の機械的精度①MLC 位置精度
MLC の位置精度は，アイソセンターを基準とした MLC の位置を⽰す絶対位置と，向かい合う MLC の間隔を⽰す相対位置とに分類される。絶対位置はガントリーヘッドへの MLC キャリッジの組み付け精度不良
や，ガントリーを回転させた場合の⾃重などによって変位が⽣じる。 ⼀⽅，相対位置は個々の MLC 駆動モータやナットの劣化，MLC キャリブレーションのエラーなどで変位が⽣じる。両者の MLC 位置精度の確認が重要となるが，AAPM TG-142 および TG-198 では，MLC 位置精度の確認として，ピケットフェンス
テスト等による毎週の定性的 QA/QC と毎⽉の定量的 QA/QC が推奨されている 1,2)。MLC 位置精度の計測
はサブミリメートルの検出精度が要求されるため，検出精度が保証できるデバイスの使⽤が必要である 1)。
また，計測機器に EPID を使⽤することで，より簡便な実施が可能となる 22)。
IMRT の線量精度は，MLC 位置精度のみならず治療計画装置の特性が影響を及ぼすため，すべてのリニ
アックで統⼀した MLC 位置精度の許容値を設定するのは困難である。
⾃施設の MLC の動作特性を把握し，
注1)や介⼊レベル（action level）
IMRT の線量分布や絶対線量の精度が担保できる許容レベル（tolerance level）

を，施設ごとに設定する必要がある。

注2)

参考として Palta らが提唱する MLC 位置精度の評価基準を表 4.2 に⽰す 23)。表 4.2 の MLC 位置精度は，
MLC の絶対位置の精度が想定されている。MLC 位置が変位した場合は強度変調されたビームがそのまま平⾏移動するだけで，IMRT の強度分布への影響が⼩さいため，やや⼤きめの評価基準になっている。⼀⽅，
MLC 位置や MLC 開度の再現性が低下した場合は，MLC の相対位置に誤差が⽣じ，それぞれのセグメントの出⼒線量が変化する。それにより最終的な強度分布が変化するため厳しい評価基準が設定されている。なお，表 4.2 で相対位置の変化を意味する再現性の評価基準は，MLC の位置精度が IMRT の線量分布に与える影響を調査した報告からも⽀持される数値である 24-27)。

注1) 誤差もしくは偏差として容認できる範囲のこと。その範囲を超えると，是正のための作業が必要となる場合がある。
注2) 誤差もしくは偏差として容認できない範囲のことで，その範囲を超えた場合，是正のための作業が必須である。

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第4章

治療装置

表 4.2 （参考）MLC 位置精度の評価基準 23)
SMLC

DMLC

許容レベル

介⼊レベル

許容レベル

介⼊レベル

MLC 位置精度

1.0 mm

2.0 mm

0.5 mm

1.0 mm

MLC 位置再現性

0.2 mm

0.5 mm

0.2 mm

0.5 mm

MLC 開度再現性

0.2 mm

0.5 mm

0.2 mm

0.5 mm②静的 MLC 位置精度
AAPM TG-142 および TG-198 では，MLC 位置精度に関して，毎週の定性的試験と毎⽉の定量的試験が推奨されており，光照射野もしくは X 線照射野により MLC 位置精度を確認する 1,2)。光照射野による確認⽅法では，MLC で形成される照射野の形状を⽅眼紙に書き込み，実際の静⽌位置との差を⽬視にて確認する。X 線照射野による確認⽅法では，ピケットフェンステスト等の照射パターンを⽤いて評価される。装置の構造により 1 mm のスリットパターンにより評価する⽅法や，短冊状の照射野パターンの辺縁を繋ぐように照射し，照射野の重なり部分で評価する⽅法がある 2)。ピケットフェンステストは，MLC 位置精度に対する重⼒の影響を評価するため，MLC の動作⽅向およびガントリー⾓度依存性を考慮したパターンで実施
する 1,2)。ガントリー⾓度は主要な 4 ⽅向で実施されるが，毎週の定性的試験については，1 か⽉の間に 4 つの主要な⾓度をカバーするように，毎週異なるガントリー⾓度で試験を実施することが推奨されている 2)。

③動的 MLC 位置精度
DMLC ⽅式の IMRT の線量精度は，MLC 開度の精度に⼤きく左右される。この MLC 開度は，DMLC
出⼒⽐試験によって精度管理ができる 28)。DMLC 出⼒⽐試験とは，⼀定の MLC 開度を保ちながらダイナ
ミック照射を⾏い，その出⼒線量から MLC 開度の精度を確認する試験である 28)。MLC 開度 5 mm でダ
イナミック照射を⾏った場合，3%の DMLC 出⼒⽐変動が約 0.2 mm の MLC 開度の違いに相当するが 28)，
装置ごとで特性が異なることが考えられるため，各施設で検討の上，許容レベルを設定する。また，FFFを⽤いた⾼線量率照射を⾏う場合には，MLC 移動速度が相対的に速くなるため，実際に臨床に使⽤する線
量率を⽤いた確認が必要である 29)。
DMLC 位置精度試験として，MLC のログファイル解析を⽤いた MLC 駆動速度や照射中の MLC 位置
誤差を評価する DMLC IMRT テストを実施する 1,2)。

④MLC キャリッジ位置精度
MLC キャリッジ位置精度は，MLC で照射野を形成し，⽬視による光照射野の確認またはフィルムや EPIDを利⽤した X 線照射野で評価する。アイソセンターを中⼼に対称な MLC 照射野を 2 つ作成し，コリメータ
⾓度を 90˚と 270˚で照射するキャリッジ位置精度試験が実施されることが多く，許容値は 0.5 mm が推奨されている 30)。MLC キャリッジは⾃重により変位を⽣じる可能性があるため，複数のガントリー⾓度で実施
する。

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第4章

治療装置

4.2.4. VMAT
①IMRT としての基本性能
VMAT は IMRT が基本となるため，対象となる装置が実施可能なガントリー固定型の IMRT の照射法において，その基本性能を確認する。ただし，VMAT の MLC 動作は DMLC ⽅式が基本となるため，動的 MLC
位置精度の確認を⾏う必要がある。ガントリー固定型の IMRT の照射精度が担保されたのち，ガントリー回転を加えた精度評価を⾏うことでエラー原因の切り分けが可能となる。

②VMAT 動作時のビーム特性
VMAT では，照射中に連続的に線量率が変化するため，線量率の変化に伴う出⼒および線量プロファイル
対称性の変化を確認する 31)。また，VMAT はガントリー回転を伴う照射法であるため，ガントリー回転中の出⼒安定性を確認する。

③ガントリ―回転中の MLC 位置精度
MLC 位置精度の確認は，DMLC IMRT に従って実施する。また，可能な範囲でガントリー回転中の MLC
位置精度を確認する。ガントリーを回転させながらピケットフェンステスト等を実施する場合には，ブロックトレイにフィルムや⼆次元検出器を固定する等の検出器を保持する機構が必要となる。簡便で有効な⽅法
として EPID を利⽤する⼿法も報告されている 32)。

④VMAT 動作の包括的照射試験
VMAT 動作検証⽤の基準プランで定期的に線量検証を実施して，VMAT 動作の経時的変化を包括的に評価する 2)。また可能であれば，ログファイル解析等によりガントリー⾓度ごとの MLC 位置と照射 MU 値の関係が正しく同期していることを確認する 33,34)。

4.2.5. 照射安定動作と照射中断試験
線量率，ガントリー回転速度，MLC 駆動速度等のパラメータの設定値やエラー許容値の登録に問題が無いことを確認するため，臨床の IMRT もしくは VMAT プランが，中断・停⽌することなく照射が完遂できることを確認する。また，照射中断時に速やかに照射が再開でき，かつ絶対線量および線量分布に中断の影響が無いことを確認する 2)。

4.3. バイナリ MLC を⽤いた IMRT の QA/QC
バイナリ MLC を⽤いた IMRT（トモセラピー®）の QA/QC は，AAPM TG-148 5)に準拠して実施する。TG-148 発刊
後に搭載された技術に対しては，別途 QA/QC を実施する。ここでは，代表的な確認項⽬について述べるが，詳細はユーザーガイドを参照すること 35,36)。

4.3.1. バイナリ MLC
治療時には，ガントリー⾓度に同期してバイナリ MLC が開閉するため，ガントリー⾓度に同期したバイナリ
MLC の動作および照射中における⼀貫性を確認する 5,37)。

18

第4章

治療装置

4.3.2. ビーム特性および線量校正
出⼒安定性，エネルギー，深部線量百分率（percentage depth dose: PDD）および線量プロファイルの基準デー
タとの⼀致などを確認する 5,38,39)。
通常の治療装置の線量校正と異なり，基準条件には 10 cm×5 cm の照射野，SSD=85 cm における⽔中深さ 10
g/cm2 が使⽤される 5,40)。線量校正は標準計測法 12 に従って実施する 40)。

4.3.3. 寝台移動
治療時には，治療寝台がガントリ回転軸⽅向に等速移動するため，寝台速度の⼀定性を確認する 5,37)。また，ガントリ回転に対する治療寝台の移動距離精度を確認する 5,37）。

4.3.4. 照射中断試験
治療時は寝台が移動するため，治療中断前後のプランの連続性が問題となる。ガントリー回転および固定照射中に強制中断が起きた場合，継続照射プランが適正に作成され，その継続照射が正常に完了するかを確認する 5) 。

4.3.5. 動体追尾
Radixact® は平⾯ kV 画像を利⽤した動体追尾が可能であるため 41)，動体追尾に対する照射精度を確認する 41-44)。
また，kV ビームと MV ビームの座標中⼼の⼀致度を確認する 44) 。

4.4. ロボットアーム型治療装置の QA/QC
ロボットアーム型治療装置であるサイバーナイフ®におけるコミッショニングおよび QA/QC 項⽬は AAPM TG-135 レ
ポート 6)に準拠して実施する。そのレポート発刊後に搭載された IRIS コリメータや MLC 等の技術に対しては，別途
QA/QC を実施する必要がある。ここでは，代表的な確認項⽬について述べるが，詳細はユーザーマニュアルを参照していただきたい 45,46)。

4.4.1. IRIS コリメータおよび MLC
IRIS コリメータはビーム毎に照射野サイズを変化させることができるため，⼀連の照射で複数の照射野サイズが使⽤される。コリメータサイズの変動は，治療計画装置で計算された線量分布との差異を⽣じさせるため，公称値と実測値の⼀致を確認した上で，経時的な変動が評価基準内であることを確認する。MLC に関しては，汎⽤リニア
ックでの MLC の確認事項に加えて，指定されたピケットフェンステスト 47)，Bayouth テスト 48)を⾏い，MLC の位置精度が評価基準内であることを確認する 45)。

4.4.2. ビーム特性および線量校正
X 線エネルギー，線量率，MU 直線性・再現性，回転安定試験，線量平坦度・対称性，半影，コリメータ透過線
量率などを定期的に確認する。 線量校正は標準計測法 12 に従って実施する 40)。汎⽤リニアックの線量校正と異なり，線量校正の基準条件は直径 60 mm の円形照射野，SCD=80 cm における⽔中深さ 10 g/cm2 が使⽤される 6, 40)。
MLC や IRIS 照射野での線量校正は⾏わず，直径 60 mm の円形照射野に対する出⼒係数⽐として線量が関連付けられている。

19

第4章

治療装置

4.4.3. レーザーアライメント
サイバーナイフ®には汎⽤リニアックのようなクロスヘアがなく，放射線中⼼を決定するためにビーム軸と⼀致するレーザーがヘッド内に内蔵されている。 このレーザーを利⽤して，各ビームパスでのロボット照射位置が校正されるためレーザ位置精度は照射位置精度に影響を与える。よって，このレーザーの機械的なアライメントの確認
を⾏い，X 線照射野の中⼼にレーザーがアライメントされていることを確認する 6,46)。サイバーナイフ®では⼀連の照射で SAD が 65 cm から 110 cm 内で変化するため，複数の SAD での⼀致を確認する。

4.4.4. トラッキング
直交した 2 ⽅向の X 線を⽤いた位置照合装置により，患者位置を正確に推定し治療計画位置からの位置ずれを補正（トラッキング）して照射するため，トラッキング精度は照射位置精度に⼤きく影響する。そのため，トラッキ
ング⽅法毎に並進軸，回転軸の位置認識精度，位置補正精度を確認する 6,46)。また，動体追尾照射を⾏う Synchrony®
では，動くファントムに対して追尾照射した場合の線量および線量分布が停⽌したファントムに照射した場合に⽐べて評価基準内であることを確認する 46)。あらかじめ位置照合装置の画像中⼼とアライン中⼼（アイソポスト先端のアイソクリスタル中⼼）の⼀致は確認しておく。

4.4.5. 照射中断試験
安全システムは，危険または不正確な照射を回避するために治療を中断できる必要がある。照射中断試験ではロボットの動作停⽌，放射線の照射停⽌，⾼電圧の印加停⽌を確認する 6)。また，ロボットアームと患者が⼲渉しないように患者安全範囲が設定されているため，近接感知プログラムが動作することを確認する。

4.4.6. 照射位置オフセット
サイバーナイフ®では End-to-End 試験と呼ばれる総合的な照射位置確認試験を⾏い，その結果を治療装置にフィードバックすることにより，照射位置精度を向上させている。指定されたファントムを使⽤して，ビームパス・ト
ラッキング⽅法・コリメータ毎に End-to-End 試験を⾏い，照射位置精度が評価基準であることを確認する 6,46)。もし評価基準を超える場合には，各⼯程の精度を確認した上で，治療装置にフィードバックするオフセット値を更新
する。

20

第5章

第5章

治療計画装置治療計画装置IMRT の強度変調ビームは，治療計画装置上の最適化技術を⽤いて作成される。IMRT における治療計画装置のコミッ
ショニングは，この強度変調ビームを形成する MLC と，⼩照射野，低 MU 値，ガントリ駆動などの照射条件に関するものが重要となる。治療計画装置のコミッショニングは，各施設の IMRT の品質を左右するため，臨床導⼊前に⼗分な期間を確保して実施する。また，治療開始までの準備中にトラブルが発⽣し，⼤幅にスケジュールに遅れを⽣じた場合でも，
コミッショニングに費やす時間を削減しない 1)。
IMRT のための治療計画装置のコミッショニングを実施する前段階として，通常治療のための治療装置ならびに治療計画装置の QA/QC およびコミッショニングを実施し，そのうえで IMRT のための治療装置のコミッショニングおよび
QA/QC を実施して品質を担保する 2-7)。治療計画装置のコミッショニングは，線量に関与しない項⽬と線量に関与する
項⽬に分類される。線量に関与しない項⽬は通常治療と多くの項⽬で重複するため，本章では線量に関与する項⽬のみを述べる。なお，Dual-layer MLC や MRI システムを搭載した治療装置，トモセラピーやサイバーナイフなどの特殊な治療装置に関しては，装置固有のパラメータや測定⽅法があるため，論⽂や書籍等を参考にすること 8-13)。

5.1. コミッショニング⼿順
治療計画装置のコミッショニングは下記の⼿順で⾏い，記録に残す。
①

治療部位，照射技法及び線量計算法などの条件を決定②①を基にコミッショニングの項⽬と実施する順番を決定③

ビームデータおよび MLC パラメータを取得④

IMRT プランによる線量計算精度の確認⑤

転送試験を含む End-to-End 試験

まず，治療計画装置のコミッショニングを⾏う前に，医師，診療放射線技師，医学物理⼠らで，事前に臨床で⾏う治療
部位や照射⽅法などを協議し決定する。その照射条件に基づいてコミッショニング内容を決定し，計画的に実⾏する 1)。
治療計画装置コミッショニングの主な流れは，ビームデータおよび MLC パラメータの取得，IMRT プランでの線量計算
精度の確認，転送試験を含む End-to-End 試験の実施である。線量計算の結果は，線量計算アルゴリズムの種類と線量計
算グリッドサイズ，さらにモンテカルロ法では統計的不確かさなどの設定に依存するため，コミッショニングは臨床使⽤が想定される条件で実施し，コミッショニングの記録には計算条件を明記する。
IMRT の臨床プランは複雑であるため，計算値と測定値で乖離が⽣じた場合，原因の究明が困難である。そのため，最初に⼀⾨照射で階段状やピラミッド状などの単純なプロファイル形状の IMRT プランで，絶対線量と線量分布の各⾨検証から始める 14)。単純なプロファイル形状で計算値と測定値の乖離が⽣じた状態では，プロファイル形状が複雑な臨床プランではさらに⼤きく乖離する。よって，単純なプロファイル形状では，計算値と測定値の系統的な乖離を最⼩限にすることが必要である。
次に各施設で所有する固体ファントムなどの治療計画⽤ CT 画像上に，C 型の標的や前⽴腺，頭頸部などを模擬した輪郭を描出する。この際，国外の治療計画トライアルの情報 15)やトレーニング⽤のデータセット 16)を利⽤すると良い。作
成した輪郭に対して複数ビームによる IMRT プランを作成し，より臨床条件に近いプランで各⾨検証だけでなく全⾨検証も実施する 17)。
その後，患者の CT 画像を⽤いた臨床を模擬したテストプランをエネルギーごとに 5 例以上作成し，治療計画装置の計
算値と測定値との差異が許容レベル以内であることを確認する。許容レベルについては，8 章の表 8.2 の基準に従う。臨
床プランでは治療部位や要求される線量分布により，セグメント数や MLC からの透過線量が全体の線量に寄与する割

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第5章

治療計画装置合などが⼤きく変化する。そのため，種々の条件でコミッショニングを実施する。結果が許容レベルを超えた場合は前段階の検証作業に⽴ち返り，原因と考えられる治療計画装置のパラメータを調整する。
⼀部のリニアックでは，ベンダーから代表的なビームデータ（基準ビームデータ）18-23)，が提供されることがある。基準ビームデータの利⽤はビームデータ測定の簡略化，⽴ち上げ時間の短縮及びビームデータの誤登録を防ぐ安全⾯等におけるメリットがあるが，利⽤の可否は施設で判断する。全くの検証なしに基準ビームデータを利⽤することは避け，⾃施設で測定したリニアックのビームデータとの⼀致を確認してから利⽤する。確認項⽬や基準ビームデータ利⽤の詳細はガイドライン 23)を参考にされたい。基準ビームデータを利⽤してもコミッショニング結果によっては再モデリングやMLC パラメータ等の調整が必要であることはこれまでと変わらない。
治療計画装置の線量計算精度が担保された後，End-to-End 試験を⾏う 24)。End-to-End 試験とは，臨床開始前に CT 撮
影，治療計画装置へのデータ転送，IMRT 治療計画，Record and Verify システム（R&V システム）への照射データの転送・登録，線量検証など，患者治療に必要なすべての⼿順を試⾏して，問題点が無いことを確認する作業である。また施
設単位でのコミッショニングや End-to-End 試験だけでなく，ガイドライン 25)に則って第三者出⼒線量評価認定機関による基準条件や IMRT 条件での外部評価を受審する。

5.2. 治療計画装置へのパラメータ登録
治療計画装置に登録が必要な IMRT 専⽤のパラメータは，使⽤する治療装置および治療計画装置によって，その種類や測定⽅法が異なる。また，使⽤する測定器によっても測定結果が異なるため，ベンダーが推奨する測定⽅法をあらかじめ確認しておく必要がある。全てのパラメータについて詳説することは困難であるため，本節では代表的なパラメータについて述べる。

5.2.1. ⼩照射野の出⼒係数，線量プロファイル，低 MU 値
通常照射では，4 cm×4 cm 以上の照射野が利⽤されるが，IMRT はそれよりも⼩さな照射野（セグメント）を使⽤する。したがって，⼩照射野の出⼒係数と線量プロファイルの計算精度が重要となる。⼩照射野ではわずかな
照射野の⼤きさの相違で線量が⼤きく変化するため，測定前に治療装置の数値表⽰と X 線照射野が⼀致していることを確認する。
また，測定結果は検出器の種類や⼤きさ 26, 27)，設置精度に⼤きく影響されるため，3 cm×3 cm 以下の照射野での測定では，ファーマ形電離箱より⼩さい電離体積を有する電離箱（例えば，有感体積が 10-2 cm3 オーダのミニ型
や 10-3 cm3 オーダのマイクロ型の電離箱）や固体検出器などを⽤いる 28)。ただし治療計画装置に登録するデータの測定はベンダーの推奨を確認する。⼩照射野の出⼒係数は，電離箱を X 線照射野の中⼼に設置することが重要である。三次元⽔ファントムで線量プロファイルを測定し，得られた線量プロファイルの中⼼位置に線量計を設置する⽅法がある。
SMLC IMRT では，低 MU 値での照射が繰り返される場合があるため，必ずその出⼒線量の再現性，設定 MUと出⼒線量の直線性及び線量プロファイルの不変性を評価し，治療計画に使⽤する最⼩ MU 値を決定する。

5.2.2. MLC モデリング
MLC 端部のモデリングでは，光照射野と X 線照射野の不⼀致の補正と，MLC 端部の線量プロファイルの調整が重要である。single focused type の MLC では，X 線が MLC 端部を透過するために X 線照射野と光照射野とが⼀致しない 29)。したがって，治療計画装置で両者の位置の相違を補正するパラメータが必要となる場合がある。
IMRT では，MLC で形成されるセグメントを組み合わせて線量分布を作成するため，MLC による半影領域の

22

第5章

治療計画装置

線量プロファイルを調整するパラメータが⽤意されている場合がある。ファーマ形電離箱など有感体積部分が⼤
きな線量計では，半影の⼤きさを過⼤評価するため，フィルムやマイクロ型電離箱線量計など⼩さい有感体積の検出器で測定する 28)。電離箱線量計でプロファイル形状を測定する場合は，測定⽅向と電離箱の短軸を⼀致させ，測定⽅向の空間分解能を⾼める必要がある。
IMRT では標的領域においても線束が MLC で⻑時間遮蔽されるため，全線量に対する MLC 透過線量の割合が⼤きい。低線量領域となるリスク臓器は，MLC に遮蔽されている時間が標的領域よりも⻑いため，MLC 透過線量に関するパラメータが投与線量精度に与える影響がより⼤きくなる。モデリングに必要な MLC 透過線量の種類および登録⽅法は治療計画装置によって異なる。MLC 透過線量は，測定器や測定位置で結果が相違することが報告されており 30-32)，測定⽅法については⼗分な検討を要する。
VMAT では，常にビームが照射された状態で MLC 照射野が動的に変形されるため，MLC 透過線量に関するパラメータのモデリングが特に重要となる。MLC パラメータの変更は，出⼒線量および MLC 端部のプロファイル
形状に影響するため，IMRT だけでなく 3DCRT でもその影響を評価する。

5.2.3. パラメータ登録に関する注意事項
⼀般的な治療計画装置では１つの線量計算アルゴリズムに 1 つの MLC パラメータしか登録できない。しかし，
MLC パラメータは照射野の⼤きさや深さ，照射⽅法（ガントリー固定型 IMRT，VMAT）に依存することが知らており，1 つのパラメータではすべての照射部位や照射⽅法に対応できないことがある 33-37)。したがって，コミッショニングを通して，さまざまな条件で MLC パラメータの妥当性を確認する。臨床稼働後においても，新たに開始する治療部位についても同様の検証作業を⾏う。⼀連の検証作業はビームモデリングが伴うため，ビームモ
デリングについても熟知し，ユーザ⾃⾝で実施できることが望ましい。

5.2.4. 駆動制限に関するパラメータ
IMRT では駆動部の駆動制限に関するパラメータ調整が必要となる。ベンダーの提供する仕様書を参考に，
MLC・コリメータ・ガントリ等の最⼤駆動速度や，VMAT 照射中の最⼩・最⼤線量率および⾓度毎の出⼒ MU 値のパラメータを登録する。実際の装置の駆動制限を上回る値を登録すると，治療計画通りに駆動できずに照射が中断することも起こりえるため，治療装置が動作できるパラメータを設定する。特に，頭頸部など強度変調が強い部位の治療計画は，パラメータの設定に⼤きく影響を受ける。強い強度変調を加えた様々な症例で駆動制限に関するパラメータの妥当性を確認する。
治療装置と異なるベンダー（サードパーティ製）の治療計画装置では，同⼀ベンダーとは異なる駆動制限に関するパラメータを登録しなければならないことがある。治療装置へ治療計画情報を転送する際に駆動情報がどのように反映されるかは，治療計画装置の機種やそのソフトウェアバージョンによって異なる。サードパーティ製治療計画装置を使⽤する場合は，治療装置のベンダーの推奨パラメータを把握し，End-to-End 試験を通して照射できることを確認する。

5.2.5. 線量計算アルゴリズム
治療計画装置に複数の線量計算アルゴリズムが搭載されている場合がある。それぞれのアルゴリズムの特性と線量計算精度を把握し，適切なアルゴリズムを使⽤する。IMRT の治療計画においてアルゴリズムは，最終的な線量分布を計算する過程と線量分布の最適化過程の 2 つにおいて関与する。最終的な線量分布計算ではSuperposition 法，モンテカルロ法や線形ボルツマン輸送⽅程式を⽤いた⽅法（linear Boltzmann transport
equation：LBTE 法）などの線量計算精度の⾼いアルゴリズムを使⽤する。

23

第5章

治療計画装置モンテカルロ法や LBTE 法は，各ボクセルに対して CT 値から物質の組成を割り当てるため，CT 値から密度等への変換テーブルや，物質境界付近の線量計算精度を理解しておく必要がある 38)。また，吸収線量は，⽔吸収線量（Dose to Water）と組織吸収線量（Dose to Medium）の 2 種類の表⽰法があり，それぞれの設定⽅法や特性を理解して使⽤する 39)。

5.2.6. 線量計算グリッド
最終的な線量分布計算では，標的やリスク臓器の⼤きさなど，臨床で要求される線量計算の精細度によって，適切な線量計算グリッドサイズを選択する。線量計算グリッドサイズが⼤きいと計算時間は短くなるが，線量勾配が急峻な領域での計算精度が低下し，かつ体積の⼩さな輪郭の DVH が正しく算出できない。⼀⽅，⼩さい線量計
算グリッドサイズでは，線量分布と DVH がより正確になるが，計算時間を要する。定位放射線治療のように標的やリスク臓器が⼩さい場合は 0.1 cm 程度を，その他の部位では 0.2 cm 程度を⽤いる 40)。

24

第6章

第6章

付属機器

付属機器

6.1. 治療計画⽤ CT 装置
治療計画⽤ CT 装置で撮影した CT 画像は，標的およびリスク臓器の描出，線量計算，治療時の位置照合⽤基準画像の作成などに⽤いられるため，治療計画⽤ CT 装置の品質は治療全般の精度に直結する。従って，適正な放射線治療を⾏う
ためには，治療計画⽤ CT 装置のコミッショニングと継続的な QA/QC を実施する。さらに，治療計画⽤ CT 装置においては，患者被ばく線量を管理する。

6.1.1. ⼀般的確認事項
治療計画⽤ CT 装置について，IMRT を実施するための特別なコミッショニング項⽬はなく，通常治療と同様である。ただし，IMRT は⼀連のプロセスにおいて位置精度の重要性が⾼まるため，治療計画⽤ CT 装置においても AAPM TG-1421)に掲載されている類似項⽬（レーザー位置の指⽰位置，寝台の歪み，画質など）における IMRTの精度と同等の精度を担保する必要がある。コミッショニングでは，次項に⽰す QA/QC 項⽬を実施し，各施設の使⽤条件に合わせ必要な項⽬を追加する。コミッショニングを通じて，撮影プロトコルを確⽴する。併せて，治療計画⽤ CT 装置から他の装置へ CT 画像を転送する際に，撮影の向きや座標軸などの幾何学的な設定が正しく継承されることを確認する。
各施設で治療計画⽤ CT 装置に関する QA/QC プログラムを作成し，定期的に実施する。QA/QC 項⽬は，幾何学的検証と画質や線量に関する検証がある 2)。幾何学的検証では，ガントリ内レーザー，壁⾯・天井レーザー，寝台の据付調整精度や，寝台，ガントリの駆動精度などを確認する。画質や線量に関する検証では，CT 値の正確性，
画像ノイズ，画像の幾何学的整合性，均⼀性，空間分解能，コントラスト分解能，被ばく線量などを確認する。画質や線量に関する検証の結果は，撮影条件に依存するため，臨床で使⽤する全ての条件に対して評価を⾏う。
近年，逐次近似または逐次近似応⽤画像再構成法やメタルアーチファクト低減処理などが CT 装置に実装され利⽤可能である。これらは，ノイズやメタルアーチファクトの低減効果が期待できる⼀⽅，画質に影響を及ぼす場
合や過剰な補正を⾏う場合があるため，臨床に使⽤する前にその特性を確認する。これらの品質管理に関する既存ガイドラインはなく，またその性能はメーカーや機種に⼤きく依存するため，各施設で臨床導⼊前に画質や CT
値−相対電⼦濃度（物理密度）変換テーブル（CT-ED/PD 変換テーブル）へ及ぼす影響を評価した上で使⽤する。

3)

6.1.2. CT 値−相対電⼦濃度（物理密度）変換テーブル（CT-ED/PD 変換テーブル）CT 画像を⽤いて線量計算を⾏うためには，CT 値を相対電⼦濃度または物理密度へ変換する必要がある 2, 4-6)。
そのために CT-ED/PD 変換テーブルが必要である。相対電⼦濃度または物理密度が既知である物質が数種類挿⼊された専⽤ファントムを治療計画⽤ CT 装置で撮影し，各材質の平均 CT 値と相対電⼦濃度または物理密度を治療計画装置に登録する。撮影管電圧などに依存して CT 値が変化するため，臨床と同じ撮影条件でデータを取得する。専⽤ファントムに⾼ CT 値を⽰す⾦属などの物質を挿⼊することで CT-ED/PD 変換テーブルを拡張できるが，⾼電⼦濃度物質に対する CT 値の信頼性や，メタルアーチファクトが CT 値計測に影響を与えないように注意が必要である。また，治療計画装置で利⽤できる CT 値と相対電⼦濃度または物理密度には下限値および上限値が設定されており，装置毎に確認が必要である。⼀定以上あるいは以下の値を制限するように CT-ED/PD 変換
テーブルの調整を要する場合がある。相対電⼦濃度と物理密度のどちらを⽤いるかは，治療計画装置または線量計算アルゴリズムによって異なるため，誤ったデータを登録しないよう，あらかじめ確認する。
治療計画⽤ CT 装置の CT-ED/PD 変換テーブルは，線量計算に⽤いるという重要性から，定期的に確認する

25

第6章

付属機器

。また装置の X 線管交換やメーカーメンテナンス時のキャリブレーションでも CT 値は変化するため，これらの2)

作業後においても確認する。CT-ED/PD 変換テーブルの品質管理における評価基準については，Davis らの CT
値変化の許容範囲に関するシステマティックレビュー7)が参考になる。
近年，MR 画像から擬似的な CT 画像を⽣成するアルゴリズムや，低管電圧などの異なる管電圧で撮影したデー
タから擬似的に基準管電圧の CT 画像を⽣成するアルゴリズムなど，従来の放射線治療計画の枠組みを変えうる
新しい画像⽣成技術が実装され利⽤可能となっている 8, 9)。これらの技術はワークフロー改善や被ばく線量低減などの観点から有⽤であると考えられるが，使⽤する際はアルゴリズムの特性を⼗分に理解し，線量計算精度や位置照合精度を⼗分に検証した上で臨床導⼊する必要がある。

6.1.3. 4DCT
呼吸性移動を伴う部位に対する治療計画時において，4 次元 CT（4DCT）を利⽤することが有⽤である。4DCTの精度管理に関しては，呼吸性移動対策ガイドライン 10)において⾔及されている通り，精度管理プログラムを作成し定期的に実施する。ただし，当該のガイドラインに具体的な⼿法は明記されておらず，また他の既存ガイドラ
インなどもないことから，各施設で基本性能や特性を評価した上で使⽤する。⼀般的には，呼吸運動が再現可能な動体ファントムを使⽤して，標的の描出能や被ばく線量の確認などを実施する 11, 12)。また，4DCT 画像は呼吸の乱れや安静状態の変化に依存して呼吸振幅や呼吸位相がスキャン位置で異なることで⽣じるアーチファクトを含
むため，その特徴を理解した上で使⽤する 13, 14)。

6.1.4. 治療計画⽤ CT 装置の被ばく線量
IMRT は，従来の照射よりも標的へ線量を集中しつつ，正常組織への線量を低減させるような線量分布を作成するため，治療計画においては正確に標的や臓器を描出することが重要である。また，治療計画装置の線量計算ア
ルゴリズムの計算精度は，治療計画⽤ CT 画像の画質に依存する。そのため，治療計画⽤ CT 画像は，輪郭描出と線量計算の双⽅に適した画像でなければならない。⼀⽅で，医療法施⾏規則の線量管理の原則に基づき 15)，治療
計画⽤ CT 撮影においても撮影条件を最適化し，被ばく線量を可能な限り低減させるように務める必要がある。
従って，治療計画⽤ CT 装置を臨床で稼働させる前に，事前に画質評価ファントムなどを⽤いて撮影条件に対する CT 画像の画質を評価し，被ばく線量と治療精度の両⽅の観点から最適な撮影条件を決定する。また，実際の患者の撮影に当たっては，医療被ばくの線量記録を残さなければならない。

6.2. 治療計画⽤画像関連装置
IMRT の治療計画では，病変の存在や進展範囲を⾒極めるために，MR 画像や PET/CT 画像を重ね合わせ，標的やリスク臓器の輪郭描出を⾏うことが重要である。しかしながら，診断⽬的で撮像された MR 画像や PET/CT 画像を治療計画に⽤いる場合，その利⽤に幾つか注意すべき項⽬がある。まず，これらの撮像時における装置の寝台形状，撮像体位，
固定具などが治療計画⽤ CT 画像を撮影する時と異なっていることがある。更には，呼吸状態，蓄尿や絶⾷などの前処
置，⽣理的な運動により，患者体内の臓器の位置は常に変化する。MR 画像ではスライス厚や空間分解能，幾何学的歪みなどの MR 特有のアーチファクト，造影剤投与から画像取得までのタイミングによる腫瘍体積変化 16)などの注意点が，また PET/CT 画像では空間分解能，部分容積効果による standardized uptake value (SUV) の変化，画像表⽰設定による
腫瘍体積変化，呼吸性移動による SUV 変化やボケなどの注意点がある。これらは，治療計画⽤ CT 画像とのレジストレーションや標的の描出精度に直接影響する。したがって，治療計画に⽤いる MR 画像や PET/CT 画像は，適切に精度管理が⾏われた装置を⽤い，治療計画⽤に最適化されたプロトコルで撮像する 17-19)。

26

第6章

付属機器

MR 画像に関しては，⼀般的な MR 装置の精度管理を実施する。その上で，専⽤ファントムを⽤いた幾何学的歪み評価
や，歪み補正機能の評価などを実施する 21)。また MR 撮影担当者と放射線治療担当者間で，⼗分な打ち合わせを⾏い，治療計画に適した MR 画像撮像プロトコルを決定することが重要である。
PET/CT に関しても同様に，⼀般的な PET/CT
装置の精度管理を実施する。PET/CT に関しては，院内外で撮影された既存画像を治療計画に⽤いることが主であり，
画像再構成時の平滑化フィルタや画像表⽰設定などに依存し，画質や SUV，腫瘍体積が変化するため，放射線治療担当者はその特性を把握しておく必要がある 17, 20)。さらに，近年，呼吸同期撮影が可能な PET/CT 装置が登場しており，呼吸同期の有無によっても SUV や腫瘍体積が変化するため注意を要する。

6.3. 治療計画⽀援装置
IMRT の治療計画を⾏う場合，治療計画⽀援装置を⽤いる場合がある。治療計画⽀援装置は，マルチモダリティに対応した画像レジストレーションや⾃動輪郭描出などの機能を有し，放射線治療計画装置を補い，治療精度向上や作業効率を改善するために利⽤される。
治療計画⽀援装置の代表的な機能としては，画像のレジストレーション，輪郭のセグメンテーション，プロパゲーショ
ン，線量分布の変形，線量合算，コーンビーム CT（cone beam CT: CBCT）画像を⽤いた適応放射線治療への応⽤などが挙げられる。これらの機能における精度検証の詳細は，その時点で最新の画像レジストレーションに関するガイドラインを参考にする 22)。
治療計画⽀援装置は，治療計画装置を⽀援する装置であるため，治療計画装置の⼀部の機能を備えている。そのため，
コミッショニングや QA/QC は，原則として治療計画装置における線量に関与しない項⽬・基準を採⽤する。特に，治療計画⽤ CT 装置および治療計画装置との間の座標系の整合性を確認することは重要である。

6.4. 位置照合装置
位置照合装置は，画像情報に基づいて，治療時の患者位置変位量を三次元的に計測，修正し，治療計画で決定した照射位置を可能な限り再現するための装置である。しかし，位置照合装置の QA/QC が⾏われていない場合，誤った位置照合となり，治療成績の低下や有害事象を引き起こす可能性がある。特に，IMRT は，標的に対して線量集中性を⾼め，正常臓器への線量低減を⽬的とするため，その影響は⼤きい。そのため，IMRT では，通常の放射線治療と⽐較し，より厳格な位置照合装置の QA/QC が求められる。臨床的な確認項⽬については第 9 章を参照されたい。

6.4.1. ⼀般的確認事項
基本的には，放射線照射装置および位置照合装置のそれぞれの座標中⼼（照射系座標中⼼，照合系座標中⼼）が⼀致することでその精度が保証される。また，それぞれの位置照合装置で取得される画像の特徴を理解し，⾼精度な位置照合および適応放射線治療への応⽤可能な画質を保証するための QA/QC が必要となる。QA/QC は基本
的には，その時点で最新の IGRT に関するガイドラインを参考にする 23)。

6.4.2. 照射位置精度
標的の治療計画時の位置と照射時の位置の相違を検証する⼿段が必要となる。検証の即時性および定量性の観点から，迅速に撮影，画像確認，位置誤差解析を実施できる位置照合装置を⽤いて照射位置精度を検証することが必要である。また，照射位置精度を保証するために，位置照合装置で得られる画像を⽤いて，解剖学的形態変化を確認する必要がある。

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第6章

付属機器

位置照合装置は，2 ⽅向以上の⼆次元画像，三次元画像，または三次元患者体表⾯情報に基づいて，治療時の患者位置変位量を三次元的に計測する装置に分類される。具体的には，X 線撮影装置，透視装置，超⾳波装置，CT
装置，CBCT 装置，MR 装置，光学表⾯スキャナ装置などがある。これらの特徴の詳細や精度検証に関しては，その時点で最新の IGRT に関するガイドラインを参考にする 23)。また，これらを IMRT に利⽤する場合，通常の放射線治療よりも⾼い照射位置精度が求められる。
また，治療計画⽀援装置を⽤いて適応放射線治療を実施する場合，⾮剛体画像レジストレーション（deformableimage registration: DIR）技術を⽤いることが想定される。DIR 技術の精度が照射位置精度に影響を及ぼすため，最新の画像レジストレーションに関するガイドライン 22)を参考にして⼗分な精度検証を実施する。

6.4.3. 付属機器で撮影された CT 画像の治療計画への利⽤
付属機器を⽤いて撮影される CT 画像として，kV（または MV）CBCT 画像，MVCT 画像などがある。これらを放射線治療計画に利⽤する場合，標的や正常臓器の⾃動輪郭描出や線量計算を⾏うため，画質が重要となる。画質におけるコントラスト，線量計算に関する CT 値の直線性・均⼀性，ノイズ，画像内の歪みに関する空間直線性などは，CBCT 装置の撮影軌道範囲も考慮して撮影条件を最適化することである程度は調整可能である。⼀⽅で⾦属によるメタルアーチファクト 24)，体動や腸管ガスによるモーションアーチファクト，有効視野（field of view：
FOV）が被写体より⼩さい場合に⽣じるトランケーションアーチファクトなどを低減させたい場合は，逐次近似法に基づく画像再構成法などの導⼊を検討する。また，CBCT 装置は検出器サイズの制限により，FOV や体軸⽅向の撮影範囲が限定されることに注意が必要である。
近年，付属機器を⽤いて撮影される CT 画像の画像再構成技術は，⾶躍的に向上している。それらの画像を基にした線量計算の実施に期待が⾼まるが，多くの課題や注意点がある。まず，CBCT 画像に CBCT 値−相対電⼦
濃度変換テーブルを適⽤して線量計算した線量分布は，⼀般的に計算精度が低い 25, 26)。⼀⽅で，DIR 技術を⽤いて，治療計画⽤ CT 画像の CT 値を CBCT 画像に割り当てて線量計算する⼿法がある 24, 27)。この⼿法を⽤いる場
合は，DIR 技術の精度検証を⼗分に⾏う。トモセラピー®で撮影した MVCT 画像では，MVCT 値−相対電⼦濃度
変換テーブルを作成することで線量計算が可能であることが AAPM TG-148 で報告されている。ただし，各物質における MVCT 値を定期的に確認し，AAPM TG-148 に記載されている推奨値以内であることを確認する 8)。
MVCBCT 画像を利⽤した線量計算は，散乱線やビームハードニングによるカッピングアーチファクトを適切に補正することで可能とされている 29)。

6.4.4. 位置照合装置の被ばく線量
2022 年 4 ⽉現在の医療法施⾏規則では 15)，位置照合装置は被ばく線量の管理および記録が必要な機器群には挙げられていない。しかしながら，その法の⽬的からすれば，位置照合装置による被ばく線量も適切に管理する。そのため，位置照合装置を取り扱う者は，位置照合装置を臨床で稼働させる前に，画質評価ファントムなどを⽤いて撮影条件に対する画質を評価し，位置照合に⽀障をきたさない最適な撮影条件を把握する。
AAPM では，位置照合装置の被ばく線量に関する研究を AAPM TG-180 として報告し，被ばく線量に関する推奨事項を提案している 31)。被ばく線量を効果的に低減する⽅法として，頭部レベルであれば⽔晶体から遠位の撮影⽅向または撮影軌道を⽤いること，CBCT 装置の頭尾撮影範囲を必要範囲に制限することなど，臨床上有⽤な⽅法が提案されている。AAPM TG-180 では，ALARA（as low as reasonably achievable）の原則に基づいて患者に対する得失を考慮した被ばく線量管理が必要であることが記載されている。本ガイドラインでは AAPM TG180 における提案を採り⼊れ，位置照合装置における被ばく線量が治療線量の 5%を超える場合，治療線量に考慮
して治療計画を⾏う。

28

第6章

付属機器

6.5. その他の装置
本項では，付属機器に分類されるその他の機器についてのコミッショニングや QA/QC について記載する。
放射線治療で⽤いられる付属機器は多岐に渡る。まず，X 線シミュレータについては，呼吸性移動の確認や事前の患者のセットアップの確認などに⽤いられる。X 線シミュレータのコミッショニングおよび QA/QC 項⽬には，寝台の歪みや位置決めレーザーの精度確認などが挙げられる。X 線シミュレータを IMRT 計画に⽤いる場合は，QA/QC 項⽬，頻度については AAPM TG-4032)を参照し，TG-1421)における IMRT の該当する項⽬に相当した精度を保証する。⼀⽅で，近年は超⾳波を⽤いた膀胱容量測定装置 32)のような周辺機器も臨床で使⽤されるようになってきている。そのような周辺機器であっても，コミッショニングや QA/QC を実施する。例に挙げた超⾳波を⽤いた膀胱容量測定器は簡易な測定装置にあたるため，臨床使⽤初期は基準である計画⽤ CT 画像で計測された膀胱容量と相互⽐較を⾏うことで結果が妥当であることを確認すること，装置のマニュアルに従って定期的に校正する。
近年，標的の位置を明確にするために，標的内または近傍に X 線不透過マーカーを留置する⼿技が増加している。X 線
不透過マーカを利⽤することで，動体追跡照射 34, 35)や動体追尾照射 36, 37)などの⾼精度な治療技術を患者に提供できるようになる。⼀⽅で，X 線不透過マーカーを留置しても，周囲の⾻などの⾼吸収体の存在や位置照合装置の撮影⽅向あるいは撮影条件によっては，位置照合装置または観察者が正しく X 線不透過マーカーを検出できない 38)，あるいは誤った位置を認識する場合がある。また，位置照合装置が認識できる X 線不透過マーカーの種類やサイズに制限がある装置もある。従って，X 線不透過マーカーを⽤いる場合は，臨床で使⽤する前に，ファントムに埋め込みまたは貼付したものを様々な撮影条件で撮影し，システムの認識能⼒を評価するとともに，臨床場⾯での再撮影を減らすことができるように訓練しておくべきである。
その他の線量計測・評価に関連する付属機器として挙げられる EPID を⽤いた間接的な線量計測システム，独⽴線量検証ソフトウェアについては，第 8 章に記載する。

29

第7章

第7章

治療計画

治療計画

7.1. 画像の取得
7.1.1. 患者固定と前処置
患者固定は，治療時の患者体位の再現性向上および治療中の体動抑制が⽬的である。吸引式固定具や熱可塑性
シェル，補助具等が，患者固定に使⽤される。患者状態などを考慮し安定した体位で使⽤するなど適切に患者固定を実施すること。固定具等には，放射線の減弱が顕著なものがある。また，外観から確認できない⾼密度物質が使⽤されている場合もある。固定具等の設計図や，固定具等を CT 撮像することで⾼密度物質の有無や位置等を確認し，適切に輪郭描出や線量計算において考慮する。
標的やリスク臓器の位置再現性の向上，リスク臓器の線量低減等を⽬的に前処置を実施する場合がある。前処
置としては，絶⾷，蓄尿，排尿，排便，排ガス等がある。治療部位に応じて前処置の必要性を判断し，実施する場
合は，再現可能な範囲で適切に実施する。

7.1.2. 治療計画⽤ CT 画像
治療計画⽤ CT 画像は，照射時の体位にて，必要に応じて固定具等を FOV に含めて撮像され，体輪郭，標的，
リスク臓器等の輪郭描出や，線量計算に利⽤される。
治療計画⽤ CT 画像のスライス厚は，輪郭描出，線量計算精度および位置照合精度に影響する。スライス厚の
薄い CT 画像を使⽤すると，正確に輪郭描出できるとともに，正確な線量指標を算出することができる 1)。特に，体積の⼩さい輪郭は，輪郭描出精度は CT スライス厚に⼤きく依存する。よって，標的およびリスク臓器の⼤きさを考慮し，適切なスライス厚を選択する。⼀般的には 0.2 cm 以下，頭部定位照射では 0.1 cm 以下のスライス厚が使⽤されている 2)。
肺や肝臓などの並列臓器は，臓器全体の体積に対する，⼀定の線量以上が照射される体積の割合が重要となる。よって，撮像範囲には評価する臓器全体を含むように設定する。
造影 CT 画像は，標的やリスク臓器の輪郭描出に有⽤である。しかし，造影 CT 画像を線量計算に利⽤する場
合，造影効果により CT 値が変化し不適切な線量計算となる場合がある。そのため，造影 CT 画像の線量計算への適⽤は，臨床使⽤する線量計算アルゴリズムを⽤いて影響を評価し，利⽤の可否を判断する。
体内に存在する⾦属により CT 画像内にメタルアーチファクトが発⽣する。メタルアーチファクトは実際に⾦属が存在する領域とその周囲に⾼ CT 値あるいは低 CT 値領域を広く形成し，輪郭描出や線量計算精度に影響を与える。⾦属が存在する部位の CT 撮像時には，メタルアーチファクト低減処理の利⽤を検討する。
標的移動を伴う部位に IMRT を実施する際は，4DCT を撮像し，治療計画に利⽤する場合がある。4DCT 撮像
時には，呼吸波形の乱れに起因する 4DCT アーチファクトの発⽣に注意し，必要に応じて適切な画像を治療計画に使⽤する。また，4DCT 撮像時に得られた複数の位相画像から，最⼤値投影画像（maximum intensity
projection image： MIP 画像）や平均値投影画像（average intensity projection image： AIP 画像）等を使⽤することがある。その場合も適切に画像が作成されていることを確認する。

7.1.3. CT 以外の画像
CT 以外の画像として MR 画像や PET 画像，SPECT 画像等が治療計画に利⽤される場合がある。これらの画像は，標的やリスク臓器の輪郭描出時の補助画像として有⽤であるが，治療計画⽤ CT 画像と異なる体位，呼吸位
相や，画像歪みを含むことがあるため確認のうえ利⽤する。また，必要に応じて，治療時と同様の体位，固定具，前処置にて撮像することを考慮する。利⽤にあたっては，第 6 章を参照し実施する。

30

第7章

治療計画

7.2. 治療計画の作成
7.2.1. 画像登録と画像レジストレーション
治療計画を実施する際，治療計画装置に計画の⽴案に必要な画像を登録しなければならない。特に，線量計算に利⽤する治療計画⽤ CT 画像の登録は必須である。また，線量計算のために CT 撮像条件に応じた CT 値-相対電⼦濃度（物理密度）変換テーブル（CT-ED/PD 変換テーブル）を使⽤しなければならない。逐次近似法や Dual
Energy CT による再構成 CT 画像を線量計算に利⽤する場合も同様に検証し，適切な変換テーブルを利⽤する。
治療計画装置において，登録画像から得た情報（装置情報，患者名，ID 番号，検査⽇等）や座標系が適切に登録されていることを確認する。症例によっては，患者ごとに複数の画像シリーズが登録される。画像シリーズの誤使⽤防⽌のため，各画像シリーズを識別しやすいように，検査⽇，呼吸状態，造影の有無などを画像シリーズ名等に記述する。
MR 画像や PET 画像等を治療計画に利⽤する場合，適切に治療計画⽤ CT 画像と画像レジストレーションを実施する。画像レジストレーションについては，その時点での最新の画像レジストレーションに関するガイドライン
を参考に実施する。

3)

7.2.2. 輪郭描出
①標的とリスク臓器標的およびリスク臓器は ICRU report 50, 62, 834-6)に従って輪郭描出する。IMRT 治療計画は，従来の治療計画法と異なり，逆⽅向治療計画（インバースプランニング）における最適化計算を利⽤して，線量分布あるいはフルエンス強度分布を作成する逆⽅向治療計画における標的やリスク臓器の領域認識は，描出された輪郭情報に基づいて実施される。さらに，作成された治療計画は，輪郭情報ごとの各種線量指標に基づいて評価される。そのため，適切な治療計画作成と正確な線量評価の実施のために，輪郭は正確に描出しなければならない。また，治療計画作成開始後の輪郭修正は，計画者の負担増加や治療開始の遅れを招く可能性があるため，線量分布計算前までに⼗分に検討し輪郭を決定する必要がある。
IMRT 治療計画では数⼗個におよぶ輪郭を描出する場合がある。また，標的体積内同時ブースト（simultaneous integrated boost：SIB）法のように，１つの治療計画において，複数の標的にそれぞれ異なる線量を処⽅することがある。そのため，輪郭名に治療計画に重要な情報を記述することを考慮するとともに，施設内で輪郭名に関する規定を作成し，統⼀された輪郭名を利⽤することが望ましい 7)。また，必要に応じて照射前および照射中の位置照合の基準となる範囲を輪郭として描出することを検討する。これらにより，ヒューマンエラーが発⽣しにくいワークフローの構築に加えて，臨床試験や⼤規模な放射線治療データベースの構築，過去症例の解析を⾏う際にも効率よく実施できることが期待される。
4DCT 画像を利⽤する場合は，各位相画像，MIP 画像および AIP 画像等を使⽤し輪郭を描出する。

②マージン設定治療計画で求められる臨床的課題は，臨床的標的体積（clinical target volume：CTV）に対して必要⼗分な線量を照射できる計画を⽴案することである。Inter-fractional motion と intra-fractional motion へ対処するために，CTV に対して適切に内的マージン（internal margin：IM），セットアップマージン（set-up margin：SM）を付与して計画標的体積（planning target volume：PTV）を描出する。患者の状態や IGRT ⼿法，リスク臓器との位置関係，⾃施設の治療装置の精度等を考慮し，症例ごとに CTV に対するマージン 8)を検討する必要がある。また，マージン設定は，標的のみならずリスク臓器に対しても適⽤される。特に，リスク臓器の中でも脊髄や脳幹などの直列臓器は，計画的リスク臓器体積（planning

31

第7章

治療計画

organ at risk volume：PRV）を設定する。

③仮想寝台と固定具
IMRT の照射の際に寝台を通過するビームを使⽤せざるを得ない場合が多い。近年，多くの治療装置で利⽤されているカーボンファイバー製天板により，IGRT 実施時の画質改善や寝台たわみの低減が可能となった。しかし線量計算精度を⾼い⽔準で担保するために，寝台による放射線の減弱の影響を考慮する。⼀部の治療計画装置には仮想寝台と呼ばれる寝台の輪郭が登録されており，CT 画像上に配置し適切

9)な CT 値等を割り当てることで，減弱を考慮した線量分布を計算することができる。臨床使⽤前に，⽂献などを参考に寝台を通過する照射⾓度や回転照射した場合の減弱の計算精度を検証する。固定具におい9)ても，減弱による影響が無視できない場合は同様に考慮する。CT 画像上の固定具を計算に⽤いる⽅法が簡便であるが，その際も寝台と同様に，あらかじめ減弱の計算精度を検証する。

④メタルアーチファクト
メタルアーチファクトを含む CT 画像を治療計画に利⽤する場合，線量計算精度への影響を低減するため，アーチファクト領域を描出した輪郭に対して⾦属，軟部組織または⽔など適切な CT 値等を割り当てる。必要に応じて，メタルアーチファクト低減処理を利⽤した CT 画像の利⽤を考慮する。

⑤ダミー輪郭ダミー輪郭とは，線量分布調整のために描出される輪郭の総称である。例えば，標的とリスク臓器の重複領域のみの輪郭，体表⾯近傍が⾼線量にならないように⽪膚表⾯から数 mm の領域を除外した標的輪
郭，線量の集中性を⾼めるために標的周囲に描出されるリング状の輪郭，および線量の過不⾜を改善するために該当領域に描出される輪郭などである。ダミー輪郭の描出は，修正したい領域のみを指定して線量制約を設定することができるため，線量分布の改善に有効な選択肢の⼀つである。効果的なダミー輪郭の設定⽅法は，最適化パラメータの調整と同様に計画者の経験による場合がある。それぞれの状況に応じた⼿法を学ぶ必要がある。
三次元原体照射等の通常の放射線治療では，体表⾯近傍にある標的が呼吸などで照射中に移動する場
合，標的の線量低下を防ぐため，照射野を体表⾯から 2 cm 程度広げることが⼀般的である。IMRT では，体表⾯の外側に仮想ボーラスと呼ばれるダミー輪郭を設定し最適化計算を⾏うことで，標的移動や形状変化を考慮する場合がある 10,11)。

7.2.3. 線量処⽅と線量制約
従来の治療計画における線量処⽅は，原則として PTV 内の⼀定の基準を満たす点を ICRU 基準点として設定
し，その点に付与する線量として定めている。⼀⽅で IMRT の処⽅は，PTV など線量処⽅する輪郭を設定し，その輪郭に対して照射される線量とその体積の割合を設定する体積処⽅により定められる。⼀般に D50%，D95%や辺縁線量処⽅等が利⽤される。体積処⽅は，仮に同じ処⽅線量でも，定義する体積および線量指標により実際の線量は異なることに注意が必要である。また，１つの計画の中に複数の異なる線量処⽅が定義される SIB 法が利⽤される場合がある。線量処⽅はあくまで線量分布を表す 1 つの指標にすぎないうえ，位置情報を含まない。そのため，線量処⽅の設定のみではどのような線量分布とすべきか定まらない。治療計画を作成するためには，処⽅する体積および線量指標以外に，D50%，D2%，D98%などの他の線量制約や，標的外など⾼線量が望ましくない領域の位置に関する制約についても，より具体的な指標を定める。

32

第7章

治療計画

リスク臓器の線量制約も標的と同様に線量分布計算前に明確に設定する。また，リスク臓器の線量は制約内に収めるだけではなく，可能な限り低減すること。線量制約の達成が困難と予測される場合，標的への線量付与とリス
ク臓器の線量低減のどちらをどの程度優先するか，事前に検討しておく。

7.2.4. 線量分布計算①ビーム配置
使⽤する治療装置に応じて，各症例で適切なビーム配置を検討する。線量分布の改善，線量分布計算の不確かさの低減を考慮し設定する。線量分布の改善のためには，治療装置に応じたビーム数，ガントリー
⾓度，コリメータ⾓度，カウチ⾓度，アイソセンタ位置の設定や，標的・リスク臓器の位置等を考慮する。線量分布計算の不確かさの低減のためには，固定具，体内⾦属の位置等を考慮する。また，患者状態に応じ，照射時間も考慮する。加えて，必要に応じ低線量領域の広がりや照射野外線量を考慮したビーム配置を⾏う。MU 値の少ない治療計画に努めることで照射野外の被ばく低減が期待される。ビーム配置については，⾃由度が⾼いため各施設で検討したのち利⽤する。特に，ノンコプラナービームを使⽤する場
合は，事前に治療装置と患者，固定具，寝台等が⼲渉しないことを確認する。
標的移動を伴う部位へ IMRT を利⽤する場合，MLC 等の治療装置側の動作と標的移動の相互作⽤（インタープレイ効果）により，計画線量と実際に照射される線量との間に変化が⽣じる可能性がある。特に
IMRT は三次元原体照射とは異なり，CTV を含む標的のあらゆる位置で⽣じる可能性がある。よって，
インタープレイ効果の影響を低減するために照射⾨数の増加，線量率の低減，MLC 等の照射動作の複雑さの抑制等を検討し治療計画を⽴案する 12-15)。

②線量計算設定
線量分布計算のために線量計算アルゴリズムおよび線量計算グリッド等を設定する。これらの設定は，治療装置，治療計画装置のコミッショニングによりその線量計算精度が確認されたものを利⽤する。最終的な線量分布計算には Superposition 法，モンテカルロ法や LBTE 法など線量計算精度の⾼い線量計算ア
ルゴリズムを使⽤する。計算グリッドサイズは症例ごとに適切に設定する。⼤きな計算グリッドサイズでは，線量分布の急峻な領域での線量計算精度が低下するとともに，体積の⼩さな輪郭の DVH 解析精度が低下する。⼀⽅，⼩さな計算グリッドサイズでは計算時間が延⻑する。⼀般的に IMRT の治療計画では0.2 cm 程度の計算グリッドサイズを使⽤する。また，定位照射のような⼩さな標的や，標的とリスク臓器間に急峻な線量勾配を要する症例では，0.1 cm 程度の計算グリッドサイズを使⽤する。

③最適化計算治療計画は，逆⽅向治療計画を⽤いた最適化計算により実施される。最適化計算では，事前に医師と協議のうえ決定した線量処⽅と線量制約に基づき標的やリスク臓器，ダミー輪郭ごとに，DVH 上の線量制
約点や等効果均⼀線量（equivalent uniform dose: EUD）などの⽣物学的線量指標を設定し，それらの優先度を割り当てることで実施する。また，標的の周囲の線量勾配を調整するなど各治療計画装置固有の機能が存在するため，各機能を理解した上で適切に利⽤すること。線量制約達成の可否は標的の⼤きさやリ
スク臓器との位置関係など，症例によって異なるため事前に予測することが難しい場合がある。この問題に対して⼈⼯知能（artificial intelligence:：AI）を⽤いた最適化⽀援機能が利⽤可能となってきた（7-4-1参照）。また，標的に低密度領域や⽪膚近傍が含まれる場合，最適化計算によって過度な強度変調を⽣じ，不適切な線量分布や不必要な MU 値の増加を⽣じることがあるため注意する。

33

第7章

治療計画

7.2.5. 治療計画の評価と確認
治療計画は，線量分布や線量指標，ホットスポット/コールドスポットの有無，MU 値，照射時間，治療装置との⼲渉など，複数の因⼦を総合的に評価する。線量指標が許容値内であっても，線量分布が不適切な場合もあるた
め注意する必要がある。物理的に線量が低下する空気層や⽪膚表⾯が PTV に含まれる場合，線量制約を満たさないことがあることに注意する。
治療計画の確認は，複雑化した放射線治療システムにおいて，ニアミス/インシデントなどのエラーの発⽣を未然に防ぎ，円滑なワークフローを確保するために実施する重要なプロセスである。⽂献 16-18)などを参考に，施設の治療装置，治療計画装置や業務内容を考慮した治療計画の評価および確認の実施体制を構築する。

7.2.6. 治療計画の保存
治療計画データは必ず保存する必要がある。治療計画データの保存に関する要件および内容は QA システムガ
イドライン 19)，医療情報システムの安全管理に関するガイドライン 20)および画像情報の確定に関するガイドライン 21)を参考にして適切に管理する。保存期間は，永久保存が望ましい。保存形式として，電⼦媒体や紙媒体が考えられるが，各施設で対応可能な形式で保存する。電⼦媒体で保存する場合は，DICOM，JPEG や PDF などの標準的ファイル形式を採⽤する。

7.3. データの転送，登録及び確認⽴案された治療計画は，治療計画装置から放射線治療管理システム，位置照合装置及び病院情報システム等へ転送される。⼀般的にこのデータ転送は，DICOM 形式で実施される。各システムに登録されたデータの確認は，データの作成者
や登録者以外の第三者が実施する。確認項⽬例としては，転送された画像の整合性，アイソセンタ等の座標情報，MLCなどの制御点データ，放射線治療管理システムに⼿動⼊⼒する情報（１⽇あたりの照射回数等，照射⼜は１⽇あたりの線
量制限，位置照合の設定等），ビーム変調器（ウェッジ，ボーラス等）の設定などがある 20)。特に MLC データの登録ミ
スは重⼤な放射線照射事故の原因となるため，慎重に実施する。

7.4. AI 技術を⽤いた治療計画
近年，AI 技術を⽤いた輪郭描出，治療計画機能等が臨床使⽤されはじめ，効率的かつ計画者に依存しない治療計画を作成できるようになってきた。
輪郭描出においては，解剖学ベースや深層学習（ディープラーニング）を利⽤した⾃動輪郭描出技術が利⽤可能となっている 22)。治療計画においては，多基準最適化（multicriteria optimization：MCO）や知識ベース治療計画（knowledgebased planning：KBP）やテンプレートベース治療計画が利⽤可能である 23)。今後，深層学習を利⽤し，治療計画⽤ CT
画像や輪郭情報から達成可能な線量分布を直接計算できるような機能の導⼊も予想される 24)。輪郭描出や線量分布の予測能⼒は向上しており，⼿動で作成したものと同等以上まで達する場合もある。しかし，臨床使⽤にそぐわない輪郭描出や，複雑な照射部位等において線量制約を満たすことができず，治療計画の⼿動修正を要する場⾯がある 25,26)。また，AI 技術を使⽤した治療計画では，照射動作が複雑化するといった報告 27,28)もある。治療計画に AI 技術を利⽤する場合は，臨床
使⽤前には⼿動で作成した輪郭描出や線量分布計算と⽐較するなど，その妥当性を確認するとともに，各機能のピットフ
ォールを把握したうえで安全に利⽤する。また，スクリプト機能などにより治療計画の確認を⾃動化することも可能となり，ヒューマンエラーの低減が期待される。これらの機能に対しても，正しく動作することを確認し臨床導⼊する。

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第8章

第8章

線量検証

線量検証

8.1. 線量検証の必要性
放射線治療では臨床開始前に線量検証を実施し，治療計画装置上の線量分布と実際に照射される線量分布が⼀致することを保証しなければならない。特に IMRT ではビームモデルの不確かさが影響して実際とは著しく異なる線量分布が計算されることがある。
臨床開始後においても，患者の安全を保証するため，すべての IMRT 治療計画について事前に線量検証を実施することが強く推奨されている 1-4）。New York Times の⼀連の記事では，IMRT 治療計画のデータ保存や転送不良が死亡事故に繋がっており，改めて線量検証を省略した場合の危険性が⽰されている 5, 6）。さらに，治療計画装置のバージョンアッ
プ後など，IMRT プロセス（⼈員，機器，⼿順など）に重要な変更があったときも線量検証を実施する。

8.2. 線量検証の分類
8.2.1. 測定と独⽴計算測定による線量検証では，ファントム中の点線量または線量分布を測定して，治療計画装置の計算値と⽐較する 7)。測定には電離箱，配列型検出器，フィルム，EPID などを使⽤する。測定による線量検証は IMRT の計画，
データ転送および照射のプロセスを包括的に検証できる利点があるが，治療件数が増えてくると作業負荷が問題となる場合がある。測定による線量検証の詳細は 8.4 節に記述した。
独⽴計算による線量検証を実施する場合は，患者 CT 画像上の点線量および線量分布を計算できる独⽴計算ソ
フトを利⽤し，治療計画装置による計算結果と⽐較する 8)。通常，測定による線量検証が患者の解剖学的構造を無視した単純な形状のファントムで⾏われるのに対し，独⽴計算による線量検証は個々の患者の体形と不均質性を考慮して実施される。独⽴計算は作業負荷の軽減に効果的であるが，通常の⽅法では「治療計画装置の検証」のみとなってしまい，データ転送と照射のプロセスを含む「治療装置の検証」ができない⽋点がある。独⽴計算による線量検証の詳細は 8.5 節に記述した。

8.2.2. 点線量と線量分布
点線量検証は，評価点の吸収線量を⽐較する検証を指す。吸収線量は Gy 単位で測定または独⽴計算し，治療計
画装置の計算値との線量差を求めて⽐較する。⼀般に，評価点は臨床的に重要となる PTV の中⼼付近やリスク臓器に設定される。複数の位置で⽐較する場合もある。
線量分布検証は，評価⾯もしくは評価体積の線量分布を⽐較する検証を指す。測定または独⽴計算した線量分布を，治療計画装置で計算した線量分布と⽐較する。線量分布の評価⽅法には，線量プロファイルや等線量曲線の視覚的な⽐較，解析ソフトを⽤いた線量差と distance-to-agreement（DTA）の計算，ガンマ解析などがある。線
量分布の評価⽅法の詳細は 8.6 節に記述した。

8.2.3. 全⾨検証と各⾨検証
全⾨検証とは，実際に患者を治療する照射条件で測定または独⽴計算を⾏う検証を指す 7)。測定による全⾨検証
ではガントリ⾓度による MLC 位置の変化や寝台による減弱などを治療時に近い状況で検証できる。また，線量分
布の全⾨検証では，PTV の⾼線量域とリスク臓器の低線量域の位置関係など，患者の治療計画に基づいた線量分
布の全体像の再現性を検証することができる。
各⾨検証とは，患者の治療計画を 1 ⾨ごと（1 アークごと）に測定または独⽴計算する検証を指す。本ガイドラ

35

第8章

線量検証

インでは，ガントリ⾓度や寝台⾓度を 0°に置き換えた場合など，実際に患者を治療する条件以外での検証をすべて各⾨検証に分類する。通常，各⾨検証は測定器の⽅向依存性が問題となる場合や，EPID などの全⾨検証ができない検出器を使⽤する場合に実施される。1 ⾨ごとの分析によりエラー検出能が向上する場合があり，全⾨検証でエラーが観察された時の原因調査にも利⽤できるが，各⾨検証は患者の治療計画との関連性が乏しく，線量分布の全体像を検証できない⽋点がある。

8.3. 線量検証の推奨項⽬
IMRT 臨床導⼊前の治療計画装置や治療装置のコミッショニングでは，第 5 章を参考にして臨床を模擬したテストプ
ランを作成し，エネルギーごとに 5 例以上の測定による全⾨検証を実施する。このとき，複数の測定器を使⽤して測定結果に偏りがないことを確認する必要があるため，表 8.1(a)に⽰す通り，「電離箱と配列型検出器」または「電離箱とフィルム」で全⾨検証を実施する。電離箱による点線量検証は，PTV 内などの⾼線量かつ低線量勾配の領域について実施する。配列型検出器またはフィルムによる線量分布検証は，PTV とリスク臓器が含まれる断⾯を含めて実施する。これらの線量検証で系統的な差が観測された場合，治療計画装置のビームモデルを調節することがある（5 章参照）。ただし，
この調節は IMRT 以外の照射⽅法にも影響することに注意が必要である。許容レベルなど，線量検証の評価基準は 8.6 節に記述した。
臨床導⼊後においても，患者に照射するすべての IMRT 治療計画について線量検証を実施する。特に臨床の開始直後
から安定期に⾄るまでは，表 8.1(a)の線量検証をエネルギーごとに 10 例以上は実施する。
IMRT の安定期においては，表 8.1(a)の線量検証を継続するほかに，表 8.1(b)を参考にして検証作業の効率化を図っても良い。表 8.1(b)の「測定による線量分布検証」の代表例は配列型検出器または EPID 等による線量検証である。また，「独⽴計算による線量分布検証」では 8.5 節を参考にして「治療装置の検証」も実施する。ただし，EPID 等や独⽴計算
は導⼊前に表 8.1(a)と⽐較するなどのコミッショニングを実施する。
IMRT プロセス（⼈員，機器，⼿順など）に重要な変更があったときも線量検証を実施する。例えば，治療計画装置のバージョンアップや治療装置の MLC 周辺機器の修理後などである。この場合，不変性試験として変更前後で表 8.1(a)にある線量検証を実施する。

表 8.1. IMRT 線量検証の推奨項⽬(a) IMRT 臨床導⼊前のコミッショニング，臨床導⼊直後，プロセスの変更時，など※点線量検証と線量分布検証の両⽅を実施する・電離箱と配列型検出器による全⾨検証
・電離箱とフィルムによる全⾨検証(b) IMRT の安定期

※上記(a)からの簡略化を許容する・測定による線量分布検証
・独⽴計算による線量分布検証 + 治療装置の検証

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第8章

線量検証

8.4. 測定による線量検証
8.4.1. 固体ファントム
固体ファントムは⽔に近い密度をもつ⽔等価ファントムが第⼀選択であるが，肺や⾻など⼈体を模擬した不均質なファントムも利⽤できる。ファントムの受⼊試験では⼨法と密度を測り，製造元の公称値と⽐較する。また，
CT を撮影して形状，材質の均⼀性および気泡の有無などを確認する。
治療計画装置でファントム線量を計算する際は，固体ファントム全体を外輪郭の ROI として描出し，⽔に対する固体ファントムの相対電⼦濃度を割り当てることで深さをスケーリング（縮尺調節）する。これとは別に，⼀部の治療計画装置では物質と密度（g/cm3）を指定する場合があるが，固体ファントムの材質であるアクリル樹脂（PMMA）などを物質として指定すると⽔吸収線量を計算できないことが多い。基本的に，測定値は⽔吸収線量として得られるため物質には⽔を指定する場合が多いが，これらの仕様は治療計画装置ベンダーに確認する。

8.4.2. 電離箱
電離箱は 0.01〜0.6 cm3 程度の円筒形を使⽤する。リファレンスクラス 9,10)の電離箱であることが望ましい。原
⼦番号がアルミニウム以下の材料で出来た電極の電離箱を使⽤し，スチールなど⾼原⼦番号の電極を持つ電離箱
は使⽤しないことが推奨されている 11)。受⼊試験では，極性効果や接続時のドリフトを観察して正常動作を確認する。
通常，線量計算には固体ファントムに電離箱を挿⼊した状態で撮像した CT 画像を使⽤するが，治療計画装置
上の仮想ファントムを使⽤することもできる。計算値は⽔に置換した電離空洞の平均線量とする。評価点は臨床的に重要となる PTV の中⼼など，⾼線量で低線量勾配の領域に配置する。⼀般に，電離空洞の最⼤線量と最⼩線量の差は 5％以内であることが推奨されている 7)。このため，治療計画装置上で差が 5％を超える場合は測定位置や電離箱サイズの変更を検討する。
測定値は，⽐較対象となる治療計画装置の計算値と同じ条件で照射して得る。計算値と測定値は，照射野 10×10
cm2 など，それぞれ不確かさの⼩さい固定照射の線量（読み値）に対する⽐をとることが望ましい。これにより，⽇々の出⼒変動の影響や固体ファントム由来の不確かさを低減できる。また，⼩型電離箱では測定値が安定するまでに時間を要する場合があり，漏れ電流対策のため両極性の測定が必要となる場合がある。
⾼線量かつ低線量勾配の領域での測定では，電離箱はフィルムや半導体と⽐べて不確かさが⼩さい 7)。ただし点線量検証であるため，フィルムや配列型検出器とセットで検証して電離箱を基準にするなど，他の線量分布検証と相補的に利⽤する場合が多い。

8.4.3. 配列型検出器
⼩型の電離箱や半導体を並べた配列型検出器は，線量の不確かさが⼩さく，結果を即時に確認できる利点がある。また，全⾨検証ができる場合，患者に投与される線量分布の全体像を容易に把握できる利点もある。このため，現在は配列型検出器が IMRT の線量検証に最も多く使⽤されている 12)。通常，配列型検出器で全⾨検証を実施するためには⽅向依存性が無視できる設計やソフトウェア側で正確に考慮する機能が必要になる。また，ノン
コプラナ照射を伴うため各⾨検証となる場合や⾼い空間分解能が求められる場合では，フィルムによる全⾨検証の追加を検討する。
使⽤前のコミッショニングでは，配列型検出器の線量直線性と⽅向依存性を確認する。各素⼦の感度の違いを補正する相対校正は製造元の推奨事項に従って適切な頻度で実施する。毎回の測定前には配列型検出器の線量校正を実施し，検出器の応答変化と治療装置の出⼒変動の影響を補正することが望ましい。線量分布の正規化に関する推奨事項は 8.6.1 項に記述した。

37

第8章

線量検証

8.4.4. フィルム
現在はラジオクロミックフィルムが主流であるが，現像処理が必要なラジオグラフィックフィルムでも線量検証が可能である。いずれにおいても，フィルム濃度が飽和しないように治療計画の最⼤線量に対して適切な感度をもつフィルムを使⽤する。設置時にはアイソセンタなどの位置をマーキングし，固体ファントムとフィルムの間に空気層ができないよう⼗分に密着させる 9)。
照射後のフィルムはスキャナで読み取り，特性曲線（光学濃度から線量への変換曲線）を⽤いて⽔吸収線量に変換する。フィルムの光学濃度は，光⼦エネルギー，照射後の経過時間，スキャナ上のフィルムの位置と⽅向，フィルタや解像度などのスキャン条件など多くの影響を受ける。このため，特性曲線と線量分布は同じロットのフィ
ルムを使⽤し，できるだけ同条件で照射とスキャンを⾏う 13,14)。
フィルムは空間分解能が⾼く臨床的に重要な断⾯の線量検証が可能であり，ノンコプラナ照射の全⾨検証にも⽤いることができる。しかし，線量の不確かさは配列型検出器よりも⼤きく，絶対線量を計測するための理想的な測定器ではないため，
電離箱や配列型検出器と組み合わせて使⽤する。
線量分布の正規化に関する推奨事項は 8.6.1
項に記述した。

8.4.5. EPID 等
EPID や照射ヘッドに装着する測定器を⽤いた IMRT の線量検証は，その幾何学的配置の制限によって全⾨検証を実施できない。また，素⼦への⼊⼒信号が各⾨または各アークで積分される場合，⼀部のエラーが，どのタイ
ミングでどの程度のエラーを⽣じたのか検出不能になる可能性がある。このため，EPID 等を⽤いた線量検証は
IMRT 導⼊時のコミッショニングには適していない。ただし，効率的で測定結果の再現性が⾼いため，安定稼働している IMRT プロセスにおける線量分布検証として有⽤である。
EPID を⽤いた検証は，線量直線性，ガントリ⾓度依存性，残像効果などの影響を受けるため使⽤前に確認する。また，表 8.1(a)の結果と⽐較するなどのコミッショニングも必須となる。各素⼦の感度の違いを補正する相対

15)

校正は製造元の推奨事項に従って適切な頻度で実施する。

8.4.6. 解析ソフト
線量分布の解析ソフトには様々な種類があるため，同じデータセットを解析しても結果が異なることが⽰されている 7)。特にガンマ解析で⽤いられる空間分解能，データ補間および正規化に関するアルゴリズムの違いは解析
結果に⼤きく影響する。主要な設定を統⼀して表 8.2 の評価基準を使⽤するため，8.6 節に従って事前に線量分布の解析条件を設定する必要がある。
通常の線量検証では検出器⾯の線量分布のみを解析するが，現在では測定された線量情報から三次元の線量分布を再構成する解析ソフトもある。この機能を⽤いることで患者の解剖学的構造に基づいて線量分布の全体像を検証することが可能である。しかし，再構成される線量の計算精度は測定器や解析ソフトにより異なるため，導⼊前に治療計画装置と同様のコミッショニングが必要となる。

8.5. 独⽴計算による線量検証
独⽴計算による線量検証には，治療計画装置から独⽴したビームモデルと線量計算アルゴリズムを搭載したソフトウ
ェアを使⽤する 8)。独⽴計算には，治療計画装置と同世代の線量計算アルゴリズムが使⽤され，患者の CT 画像に基づいて不均質補正が⾏われることが望ましい。IMRT の線量検証では，評価点の Gy/MU を検証する従来の⽅法ではなく，三次元の線量分布と DVH を計算するソフトウェアを使⽤することが望ましい。この実施条件を満たすため，独⽴計算に別

38

第8章

線量検証

の治療計画装置を⽤いる⽅法も報告がある 16-19)。
独⽴計算ソフトは，臨床導⼊前に治療計画装置と同様の受⼊試験とコミッショニングを実施する。ビームデータを登録
して評価基準を設定した後に，ユーザは AAPM TG-2198)の表 7 と表 8 などを参考にして様々な治療部位と照射条件でコ
ミッショニングを実施する。特に不均質領域の境界や線量勾配が急峻な領域では，線量計算アルゴリズムの相違により単純な条件でも 5％以上の線量差が⽣じる場合があるため事前に確認する。
治療計画装置から転送されたデータのみを⽤いて独⽴計算する場合，治療装置で⽣じるエラーは検出できないことに注意しなければならない。この場合，独⽴計算とは別に測定による線量検証を実施するなど，実機の正常動作を確認する「治療装置の検証」が必要となる。このため，最近では測定と独⽴計算を組み合わせたハイブリッド法が普及している。この⼿法は装置ログや EPID 等の測定値を⼊⼒値として線量分布の独⽴計算を⾏うことで，「治療装置の検証」を

20,21)

⾏いつつ線量分布を検証する。ただし，装置ログなど治療装置の内部機能を⽤いる場合は，治療装置のキャリブレーションの誤りを検出できない等の⽋点に注意しなければならない。

8.6. 線量検証の評価
8.6.1. 線量分布の評価⽅法
線量分布の評価⽅法には，⽬視などの定性的な⽐較，線量差，DTA22,23)，ガンマ解析 24, 25)などがある。IMRT の線量検証ではガンマ解析が最も多く⽤いられており，次いで線量差による評価も⾏われている 7, 12)。いずれの⽅法
も，基準線量分布（reference dose distribution）と評価線量分布（evaluated dose distribution）の位置を合わせた
上で⽐較が⾏われる。通常，治療計画装置の計算線量分布を基準とするが，解析ソフトの制限で測定した線量分布（または独⽴計算の線量分布）を基準にする場合もある 7, 8)。
線量分布の定性的な⽐較は，等線量曲線または線量プロファイルを重ねて表⽰して視覚的に⽐較する。短時間で全体の傾向を把握できる利点はあるが，定量性に⽋け⾒落としなどが懸念されるため以下の定量的な⽅法と組
み合わせて使⽤する。
線量差𝛿(𝑟⃗)は次式で定義される。

𝛿(𝑟⃗) = 𝐷! (𝑟⃗) − 𝐷" (𝑟⃗)(8.1)

ここで， 𝐷! (𝑟⃗)，𝐷" (𝑟⃗)はそれぞれ同じ位置𝑟⃗における評価線量と基準線量である。通常，𝛿(𝑟⃗)の単位は Gy であるが，処⽅線量や線量分布上の最⼤線量で正規化する場合もある。線量差は線量勾配が緩やかな領域で有効である
が，線量勾配が急峻な領域ではわずかな位置ずれで⼤きな線量差を⽰すため重要ではないことが多い。
DTA は等線量曲線の位置ずれを定量し，線量分布の空間的な⼀致度を評価する。基準線量分布上の位置𝑟⃗の線
量と同じ線量となる点を評価線量分布上で検索し，その最短距離が DTA である。通常，DTA の単位は mm である。DTA は線量勾配が急峻な領域で位置ずれの検出に有効であるが，線量勾配が緩やかな領域ではわずかな線量差で⼤きな DTA 値を⽰すため重要ではないことが多い。
ガンマ解析は，線量差と DTA に対してそれぞれの許容値を設けた上で誤差伝播の法則を⽤いて合成する線量分
布の評価⽅法であり，次の 2 式で定義される。

" ! ("⃗" ,"⃗# )𝛤(𝑟⃗! , 𝑟⃗" ) = ,

∆( !

+

) !("⃗" ,"⃗# )

(8.2)

∆*!

γ(𝑟⃗" ) = min{𝛤(𝑟⃗! , 𝑟⃗" )}∀{𝑟⃗! }

(8.3)

39

第8章

線量検証

ここで，𝛤(𝑟⃗! , 𝑟⃗" )は基準点𝑟⃗" に対する評価点𝑟⃗! のガンマ値，𝑟(𝑟⃗! , 𝑟⃗" )は𝑟⃗" と𝑟⃗! の距離，𝛿(𝑟⃗! , 𝑟⃗" )は𝑟⃗" と𝑟⃗! の線量差，∆𝑑は
DTA の許容値，∆𝐷は線量差の許容値である。γ(𝑟⃗" )は基準点𝑟⃗" の周囲にある評価点𝑟⃗! について計算されたガンマ値
𝛤(𝑟⃗! , 𝑟⃗" )の最⼩値である。基準点𝑟⃗" の合否の判定は，γ(𝑟⃗" ) ≤ 1となれば合格（Pass），1 を超えれば不合格（Fail）となる。
正確なガンマ値を得るためには，評価線量分布の空間分解能が DTA の許容値である∆𝑑の 1/3 以下である必要がある 7)。なお，この空間分解能を達成するためにデータを補間してもよい。また，式 8.2 において％単位の線量
差𝛿(𝑟⃗! , 𝑟⃗" )を使⽤する場合，はじめに Gy 単位の線量差を計算し，最⼤線量や処⽅線量を⽤いて正規化（global
normalization ）する⽅法が推奨されている 7) 。個々のデータポイントで正規化を⾏う局所正規化（local
normalization）は低線量領域の評価が過度に厳密になるため通常の線量検証で使⽤するべきではないが，IMRT 導
⼊時のコミッショニングや QA 結果のトラブルシューティングに使⽤する場合がある。また，先に線量分布を正規化した後で線量差を算出する相対線量評価も通常の線量検証で使⽤するべきではないが，やむを得ず相対線量評価となる場合は⾼線量かつ線量が平坦な領域で正規化し，この領域の線量を電離箱などで確認する。
ガンマ解析の結果の総合評価では，γ(𝑟⃗" )の平均値や最⼤値，γパス率が⽤いられる。γパス率は，線量しきい値以上の線量をもつ基準点𝑟⃗" の内，γ(𝑟⃗" ) ≤ 1となる点の割合として定義される。γパス率の元となるγ(𝑟⃗" )の値は，正規化の⽅法，∆𝑑，∆𝐷の設定値，線量しきい値によって変化するため，線量検証の結果と共に記録する。

8.6.2. 線量検証の評価基準
IMRT 線量検証の評価基準を表 8.2 に⽰す。この評価基準は治療結果への影響を考慮して設定した全施設共通の評価基準で，測定と独⽴計算の両⽅で使⽤できる。許容レベルは IMRT プロセスの正常稼働を確認するための基準である。許容レベルを満たす場合，検証結果の統計的変動を考慮しても⼗分な精度が達成されていると考えられる。⼀⽅で，介⼊レベルは誤照射等のリスクから患者を守るための基準である。そのため，反証材料が揃わない限り，介⼊レベルを満たさない治療計画は臨床に使⽤してはならない。状況によっては IMRT だけでなくすべての治療を中⽌し，原因調査と是正⾏動が必要となる。
線量差の評価基準は，PTV 内など⾼線量で線量が平坦な領域における点線量の全⾨検証で使⽤する。線量差が処⽅線量の 3％以下であれば許容できる。
γパス率（3%/2mm, 10%）の評価基準は，線量分布のガンマ解析の結果に対して使⽤する。ガンマ解析の線量差と DTA の許容値はそれぞれ 3%と 2 mm，線量しきい値は 10%に設定する。％単位の線量差は，はじめに Gy
単位の線量差を計算し，最⼤線量や処⽅線量を⽤いて正規化して得る。γパス率（3%/2mm, 10%）が 95％以上であれば許容できる。
検証結果が許容レベルと介⼊レベルの間にある場合，8.7 節を参考にして原因を調査して再度検証を実施する。
それでもなお許容レベルを満たさない場合は品質管理担当者と放射線腫瘍医が治療への影響を協議して再計画や治療の可否について判断する。許容レベルと介⼊レベルの間にある治療計画を臨床使⽤する場合，その理由を線量検証の結果やカルテ等に記載する。

表 8.2. IMRT 線量検証の評価基準
許容レベル

介⼊レベル

線量差

3％

5％

γパス率（3%/2mm, 10%）

95%

90%

40

第8章

線量検証

8.6.3. 施設ごとの評価基準
本項では表 8.2 より厳しい評価基準を必要とする場合について述べる。例えば，治療計画装置のコミッショニン
グにおいては，ガンマ解析に 2%/2mm などの許容値を⽤いることで，調整するべき系統的なエラーを検出できる場合がある（５章参照）。また，IMRT 臨床開始後においても，セットアップマージンが⼩さい定位放射線治療では，許容値に 3%/1 mm を使⽤するなど，より厳しい DTA の許容値も検討する。また，γパス率のみではなく，
γ(𝑟⃗" )の平均値や最⼤値も併せて評価する。
低線量領域の有無はγパス率のバイアスとなるため，線量しきい値は 10％に設定する 7)。ただし，正常組織の耐容線量が線量しきい値を下回る場合や⼆次発がんのリスクを考慮すると低線量を無視できない場合もあるため，10％以下の線量が⼤きく乖離する場合は放射線腫瘍医と相談して影響を考察する。
腫瘍制御や正常組織の耐容線量を考慮に⼊れるため，Gy 単位の線量差も求めて臨床的に問題ないことを確認する。特にガンマ解析で Fail となった領域が PTV やリスク臓器と重なる場合は放射線腫瘍医と相談して治療効果への影響を考察する。また，解析ソフトが三次元の線量分布を計算可能な場合，DVH を評価することで重要なエラーを検出できる場合がある。DVH の評価基準には PTV の D95%や D50%，肺の V20Gy など臨床の治療計画に準じた線量制約を⽤いることができる。
各施設の線量検証の結果を統計的に解析して許容レベルを設定することで，より正確に IMRT プロセスの異常を検出することができる。統計的に評価基準を設定する⽅法には，標準偏差や移動範囲を⽤いる⽅法がある 2,7,26)。

8.6.4. 評価基準の背景
IMRT が従来の放射線治療と異なる点は，標的とリスク臓器の境界の急峻な線量分布形状であり，標的への投与線量に求められる正確さは従来の治療と⼤差ない。つまり，IMRT 線量検証の評価基準を考える場合，線量差の評価基準は従来と同等に設定し，線量分布の空間的位置は従来よりも厳しい評価基準を設定する 27)。
放射線治療における標的への投与線量は臨床的所⾒と⽣物学的な考察から 5%以内の精度が必要とされている。このため，AAPM TG-218 7)では電離箱を⽤いた線量差の許容レベルに 2%，介⼊レベルに 3%を推奨してお28, 29)り，JASTRO（2011 年版）および ESTRO のガイドラインでは線量差の許容レベルに 3%，介⼊レベルに 5%を推奨している 26, 27)。また，AAPM TG-219 8)では独⽴計算による点線量検証（⾼線量/低線量勾配/不均質領域あり/
全⾨検証の条件）の介⼊レベルに 5％が設定されている。本ガイドラインでは実務的な観点から過度に厳しい評価
基準は望ましくないと考え，線量差の許容レベルに 3%，介⼊レベルに 5%を採⽤した。
線量分布検証の評価基準には，AAPM TG-218 7)が推奨するγパス率を採⽤した。なお，ガンマ解析における正規化，許容値，線量しきい値も AAPM TG-218 7)と同じ設定とした。AAPM TG-218 7)では，介⼊レベルに満たない治療計画を臨床に使⽤するべきではないとされており，本ガイドラインもこれに準ずる。しかし，γパス率は検証⽅法や使⽤する測定器によって変化し，Fail となった領域の臨床的な意義を評価しない。このため，「γパス率（3%/2mm, 10%）が 90％未満の治療計画は臨床的に不適切である」とは必ずしも⾔い切れない側⾯がある。このため，本ガイドラインでは 8.7 節の対応を記述した。
独⽴計算による線量分布検証の介⼊レベルとして，AAPM TG-2198)では AAPM TG-218 7)に準ずることを推奨している。 ⼀般的に，線量分布の全⾨検証を実施できる独⽴計算ソフトは Superposition 法以上の線量計算アルゴリズムを搭載しており，⾼い計算精度を有する 30-34)。また，肺や⾻などの不均質領域では治療計画に対して±5%程度の線量差を⽰す場合もあるが 35)，解析領域全体のγパス率 （3%/2mm, 10%）が 90%を下回る事例は少ない 20,36,37)。以上のことから，本ガイドラインでも AAPM TG-219 と同じ介⼊レベルを採⽤した。ただし，治療計画装置と同様にビームモデルの調整が必要になる場合もあるため 38)，臨床導⼊前に⼗分なコミッショニングを実施するべきである。

41

第8章

線量検証

8.7. 許容レベルに満たない場合の確認項⽬
検証結果が許容レベルに満たない場合の確認項⽬の例を表 8.3 に⽰す。γパス率（3%/2mm, 10%）が許容レベルに満たなかった場合，まず線量差と位置ずれのどちらが主因か調査し，主因に関係するヒューマンエラーから確認する。主因は線量差と DTA の中央値やヒストグラム形状からも判断できる。また，ガンマ解析で Fail が集中している領域が PTV内部の場合は線量差が主因と考えられ，PTV 辺縁の場合は位置ずれが考えられる。エラーの特徴を全体的に捉えるために，線量プロファイルを重ねて⽐較する視覚的評価も有効である。表 8.3 の項⽬を確認し，再度検証しても同じ結果が得られた場合は別の測定器による検証や各⾨検証で原因を調査する。検証結果が介⼊レベルに満たない場合の対応も同じである。
表 8.3 を確認してもなお介⼊レベルに満たない結果が頻繁に得られる場合は速やかに別の検証⽅法に移⾏する。この移⾏期間においてのみ，施設の責任の下で評価基準を緩和することを許容する。ただし，評価基準を緩和する場合は「統計的に求めた許容レベルと介⼊レベル 2,7,26,39)」を⽤いて IMRT プロセスの異常を検出する。さらに，DVH 等の変化を検証して治療効果と患者の安全を保証する。

8.8. 検証結果の保存
IMRT のコミッショニングや臨床開始直後に⾏った線量検証の結果は，後に参照する可能性が⾼いため治療計画の ID等と併せて保存する。また，定期的に同じ線量検証を実施して初期の結果と⽐較することで，治療装置と測定器の不変性試験に利⽤することができる。
線量検証の結果は少なくとも 5 年間は保存することが望ましい。近年では，放射線治療の⾼精度化や全⾝療法の進歩により，治療成績が向上したため，10 年後，20 年後の再治療時にも参照できるよう永久保存することを推奨する。保存する内容は，患者情報，担当医⽒名，計画者⽒名，線量検証の担当者⽒名，治療計画装置名（バージョン情報含む），治療計画 ID，治療計画 CT 撮影⽇，治療開始⽇，治療装置名，照射パラメータ，処⽅線量，線量検証⽇，使⽤したファントムと測定器，測定結果，解析⽅法，評価基準，検証結果，検証結果に対するコメント，許容レベルを超えた場合の対処
⽅法，治療の可否に関する承認者の⽒名などが挙げられる 1)。保存形式は各施設に委ねるが，電⼦媒体または紙媒体で保存でき容易に参照できる形式とする。

42

第8章

線量検証

表 8.3. 許容レベルに満たない場合の確認項⽬ 7,26)
γパス率（3%/2mm, 10%）が許容レベルに満たない場合


線量差と位置ずれのどちらが主因か確認する



下記に従い，主因に関係するヒューマンエラーから順に調査する①ヒューマンエラー

検証プランの設定（Gy/fr の設定ミスなど）



評価点の位置（線量勾配が急峻な領域など）

別プランの転送や照射

測定セットアップ，寝台による減弱

測定器の校正，設定



測定シート，⼊⼒値



フィルムの⼆重照射，スキャン設定，特性曲線の指定



ガンマ解析の設定，線量分布の位置合わせ，正規化の設定②治療装置，測定器


治療装置の出⼒，平坦度，対称性，低 MU の安定性



治療装置の故障，修理，制御⽅法の変更，経年変化（MLC モーターの劣化など），地震の影響



MLC と Jaw の位置の正確さ（軸外距離に応じた位置の不確かさの増⼤など）



検出器サイズ，検出器間隔の影響



測定器の故障，修理，経年変化（基板や接続部の損傷）③治療計画装置，独⽴計算ソフト


治療計画の複雑さ，MU

複雑な MLC セグメント（⼩照射野，細⻑い照射野）

ビームモデル（MLC パラメータ，⼩照射野の出⼒係数，焦点サイズ，軸外照射野の線量分布など）



線量計算アルゴリズム



線量計算グリッドサイズ，モンテカルロ計算の統計誤差



電⼦濃度の割り当てVMAT のガントリ⾓度間隔

適応疾患の拡⼤による標的サイズや複雑さの変化

バージョンアップによる仕様変更

8.9. その他の注意事項
8.9.1. 即時適応放射線治療
寝台上に患者がいる状態のため測定による線量検証ができない場合，⼀般的には独⽴計算による線量検証を実施する。独⽴計算ソフトは臨床での使⽤前に治療計画装置と同様の受け⼊れ試験とコミッショニングを実施する。即時適応放射線治療の線量検証については，MR 画像誘導即時適応放射線治療ガイドライン 40)も参考にするこ

8)と。

8.9.2. 患者ポジショニングの影響
表 8.2 の評価基準は，計画通りの位置に静⽌している測定器を照射した場合の線量検証を想定している。しか

43

第8章

線量検証

し，実際の放射線治療では，患者ポジショニング，IGRT 装置，呼吸性移動などで⽣じる位置の不確かさの影響を考慮する必要がある。通常，位置の不確かさの影響は以下の通りに測定器の設置⽅法を変化させて段階的に評価する。
治療計画装置のコミッショニングにおいて，特にビームモデル（MLC パラメータなど）の調節を⽬的とする線量検証では，可能な限り位置の不確かさを除外して測定器を設置する。また，この検証結果は表 8.2 の評価基準を満たすことが望ましい。
End-to-End 試験で⾏われる線量検証では，実際の患者ポジショニング⽅法を⽤いて測定器を設置する。そのため，この検証結果には患者ポジショニング⽅法に起因する位置の不確かさが含まれるが，検証結果は表 8.2 の評価
基準を満たすことが望ましい。
患者の呼吸性移動を模擬して測定器を移動させる動体下の線量検証では，位置の不確かさが⼤きくなるほど表
8.2 の評価基準を満たすことが困難となる。この場合，表 8.2 とは異なる評価基準を設定するか，治療計画に準じた臨床的な判断に基づき合否を決定する。

8.9.3. 線量検証の改善活動
臨床開始前のリハーサルを通して，線量検証に関する作業の習熟，精度の向上，⼿順の効率化，器具の確認，ス
タッフの連携などを確認する。臨床開始後は，エネルギーごとに 10 例以上は同⼀の線量検証を実施して熟練度の向上を図ると同時に，線量検証結果の傾向を捉える。線量検証で系統的な差が観測された場合，表 8.3 を⾒直して原因を調査する。これらの項⽬に問題がない場合，ビームモデルや MLC モデルの再調整が必要となる場合がある。

41-43)

44

第9章

第9章

位置照合

位置照合

IMRT では標的とリスク臓器が近接しているため，計画時と照射時の標的位置のずれは標的への過⼩照射やリスク臓器への過剰照射につながり，治療成績に影響を与える可能性がある。線量検証によって物理的な線量精度が確認されていても，標的位置に変位が⽣じたまま治療を実施すると，標的およびリスク臓器に対する臨床的な線量精度は保証されない。このように，IMRT は従来の治療に⽐べて，標的位置の変位が投与線量の相違に与える影響が⼤きく，治療全体の品
質を⼤きく左右する１）。各施設は，画像誘導の⽅法や頻度，被ばく線量について検討し，各疾患・部位について適切な
IGRT プロトコルを作成する必要がある。
標的位置の不確かさは，患者セットアップと体内臓器の変位によるものに⼤別され，照射中または照射毎に発⽣する。また位置照合の不確かさは，スタッフ間の患者セットアップ⼿順および習熟度の違い，補正⽅法や判断基準の違いなどの⼈的要因，患者要因および照合装置の特性によって発⽣する。患者要因の主な要素は呼吸，治療期間中の体型変化，腫瘍の増⼤・縮⼩，腸管ガスなどの⽣理的現象である。そのため，固定具の種類，セットアップの⽅法，前処置の有無，対象臓器の特性，照合装置の特性等に起因する不確かさを事前に把握する。また，医師，診療放射線技師，医学
物理⼠，看護師等と情報を共有しながら位置照合指針を策定し，位置照合⽅法および判断基準を統⼀する。6.4.4 項にもあるように，X 線被ばくをともなう位置照合では，位置照合装置における被ばく線量が治療線量の 5%を超える場合，治療線量に考慮して治療計画を⾏うこと２）。治療期間中に，位置照合に関する問題が⽣じた場合には，カンファレンス
にて情報共有を⾏い，速やかに医師の指⽰を仰がなければならない。

9.1．患者体位と固定具
固定具の役割は，毎回の治療においてセットアップの再現性の向上と照射中の治療体位を保持することであり，毎回の固定が簡便で，患者に苦痛を与えないものを使⽤する。呼吸性移動を伴う部位には，必要に応じて呼吸性移動対策を実施する 3)。

9.2．位置照合装置および臨床使⽤の注意点
位置照合には X 線画像や MR 画像，超⾳波画像，体表⾯情報を利⽤した装置があるが，各位置照合装置の⻑所・短所を理解し症例ごとに適切な装置を選択する 4)。
2 次元 X 線画像を利⽤した照合装置では，X 線不透過マーカーを使⽤することで腫瘍の位置照合が可能となるが，X
線不透過マーカーのみでは標的とその周囲の正常組織との位置関係を捉えることができない。kV の CBCT（kVCBCT）では，標的とその周囲の正常組織との位置関係を把握することが可能である。しかし，肺野や上腹部などの呼吸や体内臓器の移動を伴う領域では，モーションアーチファクトが，また X 線不透過マーカーを留置している場合はメタルアーチファクトにより，画像が不鮮明となる。
体表⾯情報を利⽤した位置照合装置は，患者体内の解剖学的構造を直接把握することはできないため，内部臓器の照射
位置精度の低下に留意する 5)。体表⾯情報を利⽤した位置照合装置の臨床利⽤に際しては，AAPM TG-3026)を参考にされたい。
MR 画像を利⽤した照合装置では，画像歪みや画質が位置照合に影響を与える 7）。詳細については， MR 画像誘導即時適応放射線治療ガイドライン 7），臨床 MRI 安全運⽤のための指針 8）等を参照されたい。
超⾳波画像を利⽤した照合装置の場合，プローブ圧によって対象臓器の位置変位が⽣じるため，位置照合に利⽤できる
最低限のプローブ圧で利⽤する 9）。また，治療計画⽤ CT 画像から作成した輪郭は，超⾳波画像の輪郭とその⼤きさが
45

第9章

位置照合

異なる場合がある 10）。治療計画⽤ CT 撮像時に超⾳波画像も取得し，両画像を確認し輪郭を描出する。また，他の照合装置と⽐べて操作者間のばらつきが⼤きく，経験に左右されやすい傾向があるため 11），適切な訓練が必要である。

9.3. 照合対象部位（臓器）の特性と照合装置の選択
位置照合における照合対象は，体表⾯照合，⾻照合，腫瘍照合に分けられる。治療部位と治療⽅針から適切な照合対象を決定し，9.2 節に⽰す各位置照合装置の特性を考慮して使⽤装置を決定する。腫瘍照合は，位置照合装置で取得した腫瘍位置および腫瘍位置を代理することができる構造物（⽯灰化，X 線不透過マーカーなど）を代理標的（サロゲート）として位置照合を実施する．このサロゲートは標的との距離が近いほど不確かさは低減できる 12, 13）。頭部および頭頸部腫
瘍における標的は，⾻構造との位置の相関が⾼いことが多く，⾻照合による位置照合での治療実施も可能であるが，下顎や上部頸椎など関節可動域が広い領域では照合精度が低下する場合がある 14）。呼吸性移動を伴う部位に対して CT 画像
を位置照合に⽤いる場合は，治療計画時と照合時の画像の呼吸位相を揃えること 15)。⾻盤部では，腸管内の便・ガス，膀
胱内の尿量，筋⾁（肛⾨挙筋）の緊張 3, 16)による標的の変位や変形が⽣じるため，⾻盤部臓器に対する位置照合は CT な
どの 3 次元照合が適している。X 線不透過マーカーを体内留置する場合，X 線不透過マーカー留置後の脱落変位，CT 画
像上のメタルアーチファクトなどに注意する。

9.4．臓器の変形や変位を考慮した位置照合
治療期間中の腫瘍の増⼤・縮⼩，臓器内容量変化，体重減少などにより，解剖学的な位置や形状の変化が⽣じる恐れがある 17)。そのため，体表⾯照合や 2 次元画像による⾻照合の位置照合を実施している場合，定期的に 3 次元画像など
で，治療期間中に解剖学的変化を確認する 18）。
系統的な位置変位は，⼀定の標的線量低下や近接するリスク臓器への過剰照射を⽣じさせる 19)。位置照合画像にて標的及び標的周囲の臓器の変形や変位が確認された場合，再治療計画の必要性などを医師とともに検討する。
治療期間中に標的やリスク臓器の位置関係に変化が⽣じる場合があり，標的のみならず周辺臓器の位置についても確認する．また，位置照合時には，標的とリスク臓器の重複領域における線量分布を考慮しながら，位置補正することが重要である。治療計画によっては，その標的の種類（原発，予防領域など）やリスク臓器の近接の有無によりマージンサイズの違いや⾮等⽅マージンが設定される場合がある。リスク臓器を考慮した位置照合においては，観測者間による位置照合のばらつきを特に抑える必要があり，重点的に考慮すべき領域を照合⽤の輪郭として設定する⽅法もある。

9.5. 位置照合画像および照合結果の保存
位置照合で取得された画像および照合結果は，必ず保存しなければならない。画像保存に関する要件は，医療情報シス
テムの安全管理に関するガイドライン 20)および画像情報の確定に関するガイドライン 21)を参考にして適切に管理する。
照合結果の保存に関する要件は，最新の IGRT に関するガイドライン 12)を参考にして適切に管理する。

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57

IMRT 物理技術ガイドライン改訂⼩委員会（2023 年版ガイドライン作成メンバー）
委員⻑
⿊岡 将彦

東京医科⼤学病院 放射線治療部 放射線治療品質管理室

委員
太⽥ 誠⼀
岡本 裕之
河内 徹
川守⽥ ⿓
⽊藤 哲史
熊﨑 祐
⼩島 徹
⾠⼰ ⼤作
遠⼭ 尚紀
中村 光宏

京都府⽴医科⼤学附属病院 医療技術部 放射線技術課
国⽴がん研究センター中央病院 放射線品質管理室
千葉県がんセンター 放射線治療部
多根総合病院 医療技術部 放射線診断・治療部⾨
がん・感染症センター都⽴駒込病院 放射線科(治療)埼⽟医科⼤学国際医療センター 放射線腫瘍科
埼⽟県⽴がんセンター 放射線治療科
都島放射線科クリニック 放射線科
東京ベイ先端医療・幕張クリニック 放射線治療品質管理部 医学物理室
京都⼤学 ⼤学院医学研究科

協⼒委員
秋野 祐⼀
五⼗野 優
伊藤 憲⼀
井上 裕之
岡 善隆
加茂前 健
⼩坂 賢吾
⼩島 礼慎
兒⽟ 匠
齋藤 正英
椎⽊ 健裕
清⽔ 秀年
須⽥ 雄⾶
⾼倉 亨
棚邊 哲史
⽥村 命
中島 ⼤
松本 賢治
⽔野 統⽂
宮阪 遼平
椋本 宜学
茂⽊ 佳菜

⼤阪⼤学⼤学院 医学系研究科 放射線治療学
⼤阪国際がんセンター 放射線腫瘍科
栃⽊県⽴がんセンター 放射線治療品質保証室
⼤阪市⽴総合医療センター 医療技術部 診療放射線部⾨福島県⽴医科⼤学附属病院 放射線部
名古屋⼤学医学部附属病院 放射線科
兵庫県⽴はりま姫路総合医療センター 検査・放射線部
⾦沢⼤学附属病院 放射線部
埼⽟県⽴がんセンター 放射線治療科
⼭梨⼤学医学部 放射線医学講座
⼭⼝⼤学医学部附属病院 放射線治療部
愛知県がんセンター 放射線治療部
がん・感染症センター都⽴駒込病院 放射線科(治療)宇治徳洲会病院 健診センター
新潟⼤学医⻭学総合病院 放射線治療科
近畿⼤学病院 がんセンター 放射線治療部 医学物理室
がん研究会有明病院 放射線治療部
近畿⼤学病院 中央放射線部
聖路加国際⼤学聖路加国際病院 放射線科 放射線治療品質管理室
千葉県がんセンター 放射線治療部
⼤阪公⽴⼤学⼤学院 医学研究科 放射線腫瘍学
国⽴がん研究センター東病院 放射線品質管理室

オブザーバー（JASTRO QA 委員会委員⻑）⽯倉 聡

東京ベイ先端医療・幕張クリニック 腫瘍放射線科

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委員会構成について
⼩委員会委員は本ガイドライン作成全体を制御する役割を担った。⼩委員会委員のそれぞれが各章のグルー
プリーダーとして作成作業の進⾏を統括した。各⼩委員会協⼒委員は各章に配置され，⼩委員会委員とともにガイドライン作成の実務に当たった。
最終的な⼩委員会の意思決定は，⼩委員会委員により構成されたコアメンバー会議にて⾏われた。

外部評価
公益社団法⼈⽇本医学物理学会 QA/QC 委員会
公益社団法⼈⽇本放射線技術学会 標準・規格委員会，放射線治療部会
公益社団法⼈⽇本放射線腫瘍学会 ガイドライン委員会

特定の団体からの経済的援助状況に関する記載
ガイドライン作成にあたり，特定の団体から資⾦的援助はなく，独⽴性が担保されている。

利益相反の開⽰
本ガイドライン改訂⼩委員会の委員は，⽇本放射線腫瘍学会の定める「利益相反に関する指針」に基づいて申告を⾏った。以下に COI があった委員のみ，その COI を掲載し，掲⽰すべき COI が無い委員については割愛した。
① 経済的 COI
注１:1.顧問，2.株保有・利益，3.特許使⽤料，5,原稿料，7.寄付⾦，8.寄付講座，9.その他、組織
注１：COI ⾃⼰申告項⽬のうち，1.顧問，2.株保有・利益，3.特許使⽤料，4.講演料，5,原稿料，7.寄付⾦，
8.寄付講座，9.その他（以下組織 COI）組織 COI_7.寄付⾦，組織 COI_9.その他については該当する委員がいなかったことから割愛した。
注２：開⽰は作成委員就任時から過去３年分の１年ごとに⾏った。(2018-2020 年)

組織 COI_
⽒名（所属）

年

6.研究費
6.研究費

岡本

裕之
2020 年

伊藤忠商事

伊藤忠商事

(国⽴がん研究センター中央病院)② アカデミック COI
1．担当章に⾃らの学術論⽂を引⽤している

岡本 裕之
2．所属機関は強度変調放射線治療の施設基準を満たし届け出ている⿊岡 将彦，太⽥ 誠⼀，岡本 裕之，河内 徹，川守⽥ ⿓，⽊藤 哲史，熊﨑 祐，⼩島 徹，⾠⼰ ⼤作，59

遠⼭ 尚紀，中村 光宏
3．所属機関は定位放射線治療の施設基準を満たし届け出ている⿊岡 将彦，太⽥ 誠⼀，岡本 裕之，河内 徹，川守⽥ ⿓，⽊藤 哲史，熊﨑 祐，⼩島 徹，⾠⼰ ⼤
作，遠⼭ 尚紀，中村 光宏
4．所属機関は粒⼦線治療施設である
太⽥ 誠⼀

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