ISSN 2189-3063

放射線治療部会誌
Vol.36No.2 (通巻 63)2022 年 10 月
公益社団法人日本放射線技術学会
放射線治療部会

目 次 放射線治療部会誌 Vol. 36 No. 2（通巻 63）
・巻頭言「刎頸の友」

札幌東徳洲会病院

小 島 秀 樹.......... 4

札幌東徳洲会病院

小 島 秀 樹・第 85 回放射線治療部会開催案内
・第 85 回放射線治療部会 発表予稿
シンポジウム「高精度放射線治療アップデート」
1．座長集約山形大学医学部附属病院

鈴 木 幸 司.......... 6

2．HyperArc による転移性脳腫瘍に対する定位放射線治療 －概要と治療計画－
大阪国際がんセンター

大 平 新 吾.......... 7

3．HyperArc による転移性脳腫瘍に対する定位放射線治療 －実務と諸検討－
北海道大学病院

山 田 亮 太.......... 8

4．追尾機能搭載 新型トモセラピー
宝塚市立病院

岡 田

亘.......... 9

九州大学病院廣 瀬 貴 章........ 10

大阪公立大学医学部附属病院

家 永 晃 功........ 11

量子科学技術研究開発機構

鶴 岡 伊 知 郎........ 12

5．CBCT ベースの適応放射線治療システム
6．MR リニアック －物理と臨床－・専門部会講座入門編 「密封小線源治療の現在地」

・専門部会講座専門編 「放射線治療のプランチェック」
広島大学病院中 島 健 雄........ 13

東海大学

高 原 太 郎........ 16

・第 84 回放射線治療部会 発表後抄録
教育講演 「放射線治療における DWIBS の基礎と応用」

・シンポジウム「IGRT を取り巻く新たな潮流（JSRT-JART コラボ企画）」
近畿大学病院

1．座長集約京都府立医科大学附属病院

松 本 賢 治太 田 誠 一........ 24

2．IGRT の役割と概念
藤田医科大学林

直 樹........ 25

藤田医科大学安 井

啓 祐 ........ 33

3．IGRT の画像照合 〜技師業務の実態調査報告〜
4. IGRT の画像照合〜タスクシフトに対応できる技師教育〜
新潟県立中央病院

大 坂 暁 胤 ........ 41

国立がん研究センター中央病院

逆 井 達 也........ 44

5．MR IGRT

2

6. SGRT の臨床
金沢大学附属病院

上 田 伸 一........ 48

・寄稿 _治療技術事始め
日本における高エネルギー吸収線量計測法の変遷と今後の展望
名古屋大学大学院

小 口宏........ 59

・Multi-scale technology
株式会社日立製作所

杉 健 太 郎, 田 中 史 弥, 佐 藤 祐 紀,

陣 野 隼 汰........ 91

・地域・職域研究会紹介茨城県放射線治療技術研究会の紹介
日立製作所日立総合病院

鈴 木 清 剛...... 105

筑波メディカルセンター病院

宮 本 勝 美 ...... 107

関東 RT 研究会の紹介
群馬放射線治療技術研究会の紹介
桐生厚生総合病院

磯昌 宏...... 109

埼玉県放射線腫瘍研究会の紹介
埼玉医科大学総合医療センター

髙 橋 健 夫...... 111

千葉県放射線治療研究会の紹介
千葉県がんセンター

岩 瀬・第 78 回総会学術大会 座長集約

勉...... 112....... 113

・世界の論文紹介
Partial breast irradiation with the 1.5 T MR-Linac: First patient treatment and analysis of electron return and stream effects.
Nachbar M, Mönnich D, Boeke S, et al. Radiother Oncol. 2020 Apr;145:30-35.
大阪公立大学医学部附属病院

坂 田 元 徳...... 122

Introduction of novel 3D-printed superficial applicators for high-dose rate skin brachytherapy.
Jones, Emma-Louise, et al. Brachytherapy16.2(2017):409-414.
京都府立医科大学附属病院

東 末

優 ...... 124

Evaluation of multiple image-based modalities for image-guided radiation therapy (IGRT) of prostate carcinoma A
prospective study.
Essa Mayyas, Indrin J. Chetty, Mikhail Chetvertkov, et, al. Med Phys. 40 (4), April 2013.
奈良県総合医療センター

花 井諒...... 129

3

放射線治療部会

巻頭言
刎頸の友
札幌東徳洲会病院

小島秀樹

今年の 2 月末, ロシアがウクライナへ侵攻しました. 兵力差は 4 倍以上, 「軍事大国」ロシアが攻め込んできたわけですから, ウクライナにとってみれば危急存亡の秋(とき)です. 原稿を執筆している 8 月現在, 首都キーウは侵略をまぬがれ, ウクライナは互角以上の戦いをしています. ウクライナとロシアの状況を見ていると, 私はかつての中華七国時代の「秦」と「趙」を連想してしまいます. さしずめ, ロシアに相当するのが秦, ウクライナは趙ということになるでしょうか. これから記述させていただくのは, 小国「趙」の 2 英傑が深い交わりを結び大国の侵略を防いだ, という逸話です.
主人公, 藺相如(りんしょうじょ)は趙の文官, 元は宦官の食客でした. もう一人の主人公, 廉頗(れんぱ)は趙の大将軍です. 両人とも漫画「キングダム」では趙の “3 大天” として描かれていますが, 史実では,
廉頗は上卿(上位の家老), 武人として最上位, 藺相如は外交官として出世したので, この位置づけは多少の違和感があります. 閑話休題.
さて, 当時の「秦」は大国, 周りの国を侮り, 小国の「趙」に対し, なにかにつけ小馬鹿にした屈辱的な外交を行っていました. この辺がロシアを想像してしまいます.
あるとき秦王は, 趙の国宝「和氏の璧」を, 領土と交換と偽り, この国宝を簒奪しようと企みました. 趙にとって領土交換の交渉は, 下手を打つと秦が趙へ攻め入る口実を与える可能性があり困難を極めます.
しかしながら藺相如は秦王の面前でも臆すること無く秦の無謀を看破, 大喝し, 勇気と知略を持ってこの璧を取り戻すことに成功しました. のちの「完璧」(璧をまっとうする)という言葉は, この史実に因みます 1. またあるとき, 趙と秦が戦争した際, 秦は趙へ和睦を持ちかけ, 趙王は藺相如と共に秦へ赴きました(黽池の会). 酒席において, またも秦王は趙王へ屈辱的な要求をしたが, 傍にいた相如が秦王の無礼を知謀と弁舌をもってかわし, 趙の面子を保ちました. これらの功績により, 超王は藺相如を趙国の宰相(王の家来として最高位), 上卿の廉頗より上位としました 1. それを知った大将軍廉頗は激怒しました.
「私は趙の大将として幾多の戦で領土を広げ, 大功を立てた身. 相如ごときは口舌の徒でありながら, 僅
かな功績で私の上に居るとは. この恥辱, 忘れることができようか」と, 辺り構わず怒声を放つことを止めなかった. それから藺相如は, 病と称して朝廷に出ず, 廉頗との位の争いを避け続けました.
あるとき藺相如が外出先の路上で偶然, 対面から向かってくる廉頗の馬車を見つけ, 相如は従者と伴に, 廉頗を避けるように, こそこそと脇へ隠れるよう命じた. 廉頗の馬車が通り過ぎた後, この指示に耐えかねた従者たちは藺相如へ不満をぶつけた.「我々が貴方へ仕えているのは, 只々貴方の高義をお慕い申し上げているからである. 今貴方は廉頗殿と同じく官位につきながら, 向こうは堂々と悪口雑言を並べ, 貴方はこそこそと隠れ顔も出さず, 臆病者の如きふるまいをなさる. 我々凡人でも恥ずかしいことなのに, まして宰相の地位である貴方がそのようなふるまいをなさるのは恥を知らぬ如きである. 我々はそこまで人間ができておりませんので, 暇をいただきたい. 」
しばし俯き無言の後, 相如が呟く.「秦王は廉頗将軍より強いか？」振り返り従者が返答する「それはもちろん秦王には及びませぬ.」相如は顔を上げ,「いかに秦王が強盛であろうが, 私はただ一人, 秦王を大勢の前で大喝叱責し, 彼の臣どもを辱めた. この藺相如, 如何に役立たずといえども, 廉頗将軍などを恐4

れようか」相如は続ける.「秦国は強大だが, 趙へ戦を仕掛けてこぬ. もし私と廉将軍が争えばどうなるか.
秦を利するだけではないか.」「秦が戦を仕掛けてこないのは, 趙に私と廉将軍が有るためである. 私が彼を避けているのは, 常に国家の危機が念頭にあるからだ. 個人的な名誉や恨みなど, 何程のことがあろうか. 」2
この藺相如と従者の話はすぐに広まった.
廉頗は相如のいる宰相府へ駆けつけた. 上半身裸, 茨(いばら)の鞭を背負っている. 門前にて正座し額を土へこすりつけ, 「兵卒の廉頗めにございます. 宰相殿の無礼に対し鞭打たれるために参上いたしました. 私は思慮浅き愚か者, 宰相殿の深いお心も知らず, 死んでも罪は償えませぬ. どうか存分に罰を与えたまえ.」相如はおどろき「将軍, お立ちくだされ. 我々ふたり, ともに趙を守る者, たまたま誤解があっただけではありませんか」「相如どののご寛容さ, まこと恥ずかしき思い」大将軍廉頗は年下の相如に対し顔をあげない. 「では将軍, ともに頸を刎ねられようとも悔いぬ交わりを結びましょうぞ」藺相如の言
葉にやっと廉頗は顔を上げ, 二人は正拝し誓いを立てた.
廉頗と藺相如がともに世にいる間, 秦国は決して趙を攻めようとはしなかった 2.
「長平の戦い」において秦の 6 大将軍王齕に対し, 廉頗は一歩も引かず互角以上の戦いを繰り広げた歴戦の名将ですが, ここでは茨を携え, 打たれるつもりで己の不明を深謝し, 一方相如は廉頗の面子を立て,後世に残る深い交わりを結びました. 「刎頸の友」という言葉は, この出来事に因みます. 私は相如の,「私」よりも「公」を先としている考え方と姿勢, 度量の広さに, かくあるべきと強く惹かれます.
振り返り現在の世においても, 組織で人の上に立つ人物というのは, このような資質が不可欠だと感じています. ロシアがウクライナへ攻め入ったとき, マスコミ評論家は「ウクライナ大統領は国外へ脱出すべきだ」などと宣っていました. なんと陳腐な意見か. もしそうしたなら, ウクライナはクリミア同様に, あっという間に侵略, 併合されたと思います. 大統領は「私」よりも「公」を先とし, 死ぬかもしれな
い国内に留まり, 徹底抗戦を主張した. だから現在もなお, ロシアの侵攻を見事防いでいるのだと思います. 指導者が逃げ出してどうするのか. 個人的なことなど何程のことがあろうか.
このような理由で, 私は小国ウクライナが強国ロシアに対し互角以上に戦っている状況を見ると, つい秦と趙を連想してしまうのです.
藺相如は強国の秦にあっては大いに気を吐いたが, 廉頗には譲った. ウクライナにも, 藺相如や廉頗のような英傑がいるのでしょうか.

1. 小川環樹訳. 史記列伝(二). 第二十一, 廉頗・藺相如伝. 岩波文庫.
2. 鄭問. 東周英雄伝 2. 刎頸の交わり. 講談社.

5

第85回放射線治療部会開催案内
教育講演［放射線治療部会］ 10月 9日(日) 9:00～10:00(KFC Hall)
司会

徳島大学大学院

佐々木幹治「脳転移に対する定位照射：より優れた腫瘍奏功とその長期維持を得るために必要な要素」
JA 愛知厚生連

第85回放射線治療部会

10月 9日(日) 10:00～12:00

海南病院 大宝和博

札幌東徳洲会病院 小島

秀樹

鈴木

幸司

大阪国際がんセンター 大平

新吾(KFC Hall)「高精度放射線治療アップデート」
司会

山形大学医学部附属病院
1．HyperArc による転移性脳腫瘍に対する定位放射線治療 －概要と治療計画－
2．HyperArc による転移性脳腫瘍に対する定位放射線治療 －実務と諸検討－

北海道大学病院 山田亮太

宝塚市立病院 岡田亘

九州大学病院 廣瀬

貴章

3．追尾機能搭載 新型トモセラピー

4．CBCTベースの適応放射線治療システム
5．MRリニアック －物理と臨床－
大阪公立大学医学部附属病院 家永 晃功
専門部会講座 入門編

10 月 7 日(金)14:30～15:20(Room109＋106)
司会

茨城県立中央病院 篠田 和哉「密封小線源治療の現在地」
量子科学技術研究開発機構 鶴岡伊知郎
専門部会講座 専門編

10 月 8 日(土) 10:00～10:50 (Room109＋106)
司会

都島放射線科クリニック

辰己

大作

広島大学病院 中島健雄「放射線治療のプランチェック」

6

― 第 85 回（東京）放射線治療部会 シンポジウム －高精度放射線治療 Update

座長集約

札幌東徳洲会病院

小島 秀樹

山形大学医学部附属病院

鈴木 幸司

日進月歩の放射線治療, ほんの数年前まで聞いたこともない治療装置が, ネットニュースなど
でクローズアップされる時代となりました. 最新の機能を実装した治療装置, ソフトウェアが次々とリリースされ, IMRT や定位放射線治療などの高精度放射線治療も進化を続けています.
一方, 放射線治療を担当する我々放射線技師は, より正確に, より早く, より安心な治療を提供するため, 常に知識と情報と技術をアップデートしていかなければなりません. また施設においては, 最新治療装置の新規導入や更新を検討している方も多いかと思います. そこで, 放射線治療部会のシンポジウムでは「高精度放射線治療アップデート」として, 様々な最新治療装置を導入された施設の方から, 脳腫瘍の定位放射線治療, 呼吸性移動を伴う体幹部腫瘍の追尾照射,
コーンビーム CT や組織間コントラストの優れた MRI を利用した Adaptive Radiotherapy について,機器の概要, 導入から物理的な諸検討まで幅広く講演いただくことにしました.
「各々の治療装置(治療技術)を導入するにあたり, 施設の放射線技師が考えておかなければならないことや, 事前に準備しておかなければならないこと」に焦点を当て, 導入の参考になるよ
うな情報を発信していければと考えています.

7

― 第 85 回（東京）放射線治療部会 シンポジウム －高精度放射線治療 Update

HyperArc による転移性脳腫瘍に対する定位放射線治療 ー概要と治療計画ー

大阪国際がんセンター

大平 新吾

近年のがん医療の発展は目覚ましく，治療成績は年々向上している．原発部位の制御が可能となった一方で，転移性脳腫瘍を来す患者は増加している．転移性脳腫瘍が増大した場合，脳を圧迫して，麻痺・言語障害・痙攣発作などを引き起こし，患者の生活の質を著しく低下させる．少ない分割回数で一回あたりに大線量を投与する定位放射線治療は，手術に匹敵する治療成績であったとの報告もあり，現在注目を浴びている．近年では，極狭マルチリーフコリメータ・回転型
強度変調放射線治療・コーンビーム CT による位置照合を駆使することによって，汎用型リニアックを用いて，多発する腫瘍に対しても線量を集中させながら，脳線量を低減することが可能となった．本発表では，転移性脳腫瘍に対する定位放射線治療のために開発された HyperArc (Varian
Medical Systems)の概要と治療計画のテクニックを解説する．
・リニアックベースの最新照射技術
・理想とする線量分布の設定
・理想の線量分布を達成するためのテクニック
・治療計画の際に気を付けたいこと
転移性脳腫瘍患者に長期生存が期待できるようになったことから，全脳照射を避けて定位放射線治療を施行するという世界的なパラダイムシフトが起きている．患者や医師が，われわれに期待する役割は大きくなりつつある，日々の臨床の一助となれば幸いである．

8

― 第 85 回（東京）放射線治療部会 シンポジウム －高精度放射線治療 Update

HyperArc による転移性脳腫瘍に対する定位放射線治療 ー実務と諸検討ー

北海道大学病院山田 亮太

多発転移性脳腫瘍に対する定位放射線治療のために開発された HyperArc(Varian Medical
Systems)の登場により，汎用型リニアックを用いた多発性脳腫瘍に対する短時間かつ高精度な照射が可能となった．また固定具に，従来よりも剛性の高い Encompass SRS Immobilization System(QFix)と付属の Bite Block 等を用いることで，治療中の高い固定精度を担保することができる．
一方で，近年 COVID-19 の流行に伴い，頭部用固定具の作成には各施設，様々な感染対策の施行が余儀なくされている．これに伴って HyperArc を用いた治療中の患者固定精度に関して多くの検討がなされている．さらに画像位置照合には CBCT が必須とされるが，頭蓋内や浮腫等を視認するための撮影条件や，照射間の MV portal image の活用なども検討しなければならない．
本発表では，診療放射線技師が HyperArc を用いた，より良い照射を目指すために，固定具の作成法や画像位置照合，患者体動による腫瘍の変位等の実務的な内容を解説する．

9

― 第 85 回（東京）放射線治療部会 シンポジウム －高精度放射線治療 Update

追尾機能搭載 新型トモセラピー

宝塚市立病院岡田 亘

装置制御の呼吸性移動対策オプションの無かったトモセラピーシリーズに，待望の動体追尾機能Radixact Synchrony® が搭載された．Radixact Synchrony® は，肺腫瘍(マーカーレス)追尾およびFiducialマーカー追尾に対応しており，特に前者はマーカー刺入の手間がなく肺定位照射適応の裾野を広げている．ファントムベースの単純並進運動では追尾誤差 1.0 mm 未満が容易に達成されるため，マージン削減効果が期待できる．また治療中の腫瘍位置モニタリングの安心感は大きく，肺尖部など移動の少ない部位においても積極的に使用される．一方で，コントラストの乏しい腫瘍や呼吸運動の不安定な症例においては治療遂行に難渋することもある．精度担保のために画像認識・相関モデル作成・適切なしきい値設定など現場で判断すべき項目も多く，患者さんの理解と協力も不可欠である．本講演では，動体追尾照射の概要と，成功へ向けたシミュ
レーションから照射に至る技術的アプローチについて解説する．

10

― 第 85 回（東京）放射線治療部会 シンポジウム －高精度放射線治療 Update

CBCT ベースの適応放射線治療システム

九州大学病院

廣瀬 貴章

近年，治療直前に取得した画像情報に基づくオンライン適応放射線治療(Adaptive radiation
therapy：ART)が本邦においても臨床導入され始めている．これにより，日々の放射線治療においてターゲットやリスク臓器の変位や変形を考慮した治療が可能となり，治療効果の向上や有害事象の低減が期待できる．
しかし，オンライン ART を実施するためには，画像取得，ターゲットおよびリスク臓器の輪郭描出，治療計画，検証，治療実施という多くのプロセスが必要となる．そのため治療時間の延長がボトルネックとされてきた．この問題に対し，オンライン ART システムである ETHOS では，CBCT 画像を用いることで画像取得にかかる時間を短縮し，深層学習による輪郭描出や治療実施までの一連のシステムを連携することにより，治療時間短縮を実現した．本演題では，これらのシステムの概要から装置立ち上げ，臨床例について解説する．

11

― 第 85 回（東京）放射線治療部会 シンポジウム －高精度放射線治療 Update

MR リニアック ー物理と臨床ー

大阪公立大学医学部附属病院

家永 晃功

これまで放射線治療は目覚ましい進歩を遂げてきた．二次元放射線治療から三次元となり，現在では強度変調放射線治療や定位放射線治療などの高精度放射線治療が可能となっている．さらには放射線治療の高精度化に伴い，画像誘導の技術も発展を遂げてきた．MRIとリニアックを融合したMRリニアックの登場によりMR画像を用いた画像誘導放射線治療までも可能となっている．
MRリニアックでは照射直前のMR画像から輪郭抽出・修正し治療計画を変更するonline adaptive
radiation therapy(online ART)により，リスク臓器への線量低減およびターゲットへの線量増加が可能である．
当院ではMRリニアックであるElekta Unityを導入し，2022年5月より臨床稼働している．Unityは2022年8月時点で国内では3台のみの稼働であり普及はこれからと思われるが，世界的には100台以上の稼働を予定している装置である．
MRリニアックはこれまでのCBCTベースの画像と比較して，被ばくすることなく組織コントラストに優れた画像が撮像可能である．また，MR画像をもとに治療計画を変更するだけでなく，治療中における腫瘍のモニタリングも可能である．更にはMRIの機能画像を撮像することによる治療効
果判定にも期待が寄せられている．
本発表では2021年に策定されたMR画像誘導即時適応放射線治療ガイドラインにも触れつつ，
Unityの物理的特徴やonline ARTを解説し, 近い将来実現可能と思われる技術についても紹介する．

12

― 第 85 回（東京）放射線治療部会 専門部会講座(治療)入門編 －「密封小線源治療の現在地」－192 IrRALS による婦人科治療を中心に－

量子科学技術研究開発機構 QST 病院 鶴岡 伊知郎
現在国内で密封小線源治療に用いられている線源には 226Ra, 137Cs, 192Ir,198Au, 125I, 103Pd,60Co,
Ru があります．形状も，ワイヤー，ピン，シード，グレイン等多岐にわたりますが，主流といえるのは 192Ir を使用した RALS(Remote After Loading System)による治療です．
106

日本国内で放射線治療を行っている施設は 846 施設(2017 年現在，JASTRO 構造調査より)あり，158 施設で RALS 装置を用いた密封小線源治療が導入されています（2021 年 10 月 1 日現在，
新医療より）．また，画像誘導密封小線源治療加算を請求している施設は 107 施設と報告されています.
. (2020 年 7 月 1 日現在，中医協資料より)調査時期が異なる為多少の違いはあると思われますが，凡そ 1/5 の治療施設で RALS による密封小線源治療を行っており，その 2/3 が画像誘導による治療(Image Guided Brachytherapy: IGBT)を行っている計算になります．
マイナーといえばマイナーですが，放射線治療を行っている方は自施設にはなくてもそれなりに身近なところで RALS に触れる機会もありそうです．
今回は主に 192Ir 線源を使用した RALS(Remote After Loading System)による婦人科治療を中心に
特徴・歴史をたどり、現状及び将来の展望について紹介いたします．

13

― 第 85 回（東京）放射線治療部会 専門部会講座(治療)専門編 －「放射線治療のプランチェック」

広島大学病院 中島 健雄
放射線治療に携わる診療放射線技師の使命は，放射線腫瘍医が処方を行った電離放射線の種類，
分量を患者の正しい位置に正しい方法で投与することである．
現代の病院は高度に IT (Information Technology) 化されており，放射線治療の多くのプロセスで発生する複雑な手順・決定の情報は病院情報システム(hospital information system: HIS)や放射線治療
情報システム(radiation oncology information system: ROIS)，照合・記録(record & verify: R&V)
システムなどへ記録されるようになった．現代の放射線治療において治療計画/線量投与プロセスの中核となる機器が治療計画装置(treatment planning system: TPS)である．TPS で膨大なデータ処理を行うことにより，三次元治療計画や，強度変調放射線治療(intensity modulated radiation therapy:
IMRT)強度変調回転照射(volumetric modulated arc therapy: VMAT)などのプランが生成される. そのプランデータはコンピュータネットワークを通じて R&V システムに登録され，それに基づき精密に制御された放射線治療装置が自動的に正確に動作することで実際の患者に意図した線量が投与され，実行データがサーバへ記録される．
このように複雑なシステムにおいては，勘違い，意図しない操作等のヒューマンエラーや，システムの不具合等様々な原因でプランデータに誤りが発生する可能性がある．その過ちは治療
プロセス全体を通じて実施される可能性があり時に致命的な結果を招きかねない．これを防ぐた
めには，特にエラーの生じやすい治療計画プロセスをはじめとした放射線治療の全プロセスにおける大量の電子データについて，これが放射線腫瘍医によって意図された真正なものであり，放射線治療システムを意図通り動作させ患者への線量投与が正しく完遂されるものであることを保証する必要がある．つまり我々は患者に実行される全てのプランのチェックを行って品質保証(quality assurance: QA)を行わなければならないということである．
放射線治療のプランチェックについては，米国医学物理学会 AAPM (American Association of
Physicists in Medicine) TG-40, TG-53 等で QA 組織の構築から各職種の役割，機器 QA に加えて個々の患者QA項目と推奨事項が網羅的に概説されている．また本邦の放射線治療の統合的なガ
イドラインである日本放射線腫瘍学会(JASTRO)放射線治療 QAガイドライン 2016年版も臨床 QAとして一連の放射線治療QA活動について述べており，治療方針決定から初回患者セットアップ
前までの段階で照射部位，線量，分割法の妥当性や治療体位の再現性，データ転送の正確性，
複数名の確認，処方医師や必要なメンバーの署名の確認等を行うこととなっている．

14

しかしながらこの膨大なデータ群について，いつ，何を，どのようにチェックすべきか，という具体策を立案することは難しい．ともすれば数万を超える照射パラメータの整合性や，複雑化した線量計算，体積線量を基準とする処方線量，線量分布その他の妥当性など考慮すべき事項は多岐にわたり，さらには施設によって使用する放射線治療システム，プロトコル，ワークフロー
や，人的，資金的，時間的リソースなどがまちまちであり，必然的にチェック方法の最適解は施
設毎に異なるということになる．プランチェックを現場で効果的に実践するための戦略や手法は，各施設が自施設の状況を正確に把握したうえでその責任において熟考しなければならない極めてドメスティックな課題なのである．加えて複雑な放射線治療プロセスのチェックを完遂するには人間が介入せざるを得ず，人間が実践する部分には必ずヒューマンエラーが発生するわけであるから，ワークフローについて人間を含めたシステムとしての対策が必要となる．
本講演では，AAPM TG-100 のリスク分析手法，TG-275 および Medical physics practice guidelines(MPPG) 11.a などのプラン/チャートチェックガイドライン，Institute of Safe Medication Practices(ISMP)の Hierarchy of Error Prevention Measures (エラー防止対策の階層構造)などに触れながら，当院でのプランチェック事例を俎上に載せ，自動化，チェックリストなど効率的で有効なプランチ
ェック体制構築への戦略について議論していければと考えている．

参考文献(1） WHO, Radiotherapy Risk Profile WHO/IER/PSP/2008.12, World Health Organization, 2008.
(2） Kutcher GJ, Coia L, Gillin, M, et al. Comprehensive QA for radiation oncology: Report of AAPM
Radiation Therapy Committee Task Group 40. Med. Phys. 1994; 21(4): 581-628.
(3） Fraass B, Doppke K, Hunt M, et al. American Association of Physicists in Medicine Radiation
Therapy Committee Task Group 53: Quality assurance for clinical radiotherapy treatment planning.
Med. Phys. 1998; 25(10): 1773–1829.
(4） 日本放射線腫瘍学会． 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．2016(5） Huq MS, Fraass BA, Dunscombe PB, et al. The report of Task Group 100 of the AAPM: applicationof risk analysis methods to radiation therapy quality management. Med Phys. 2016; 43(7): 4209–
4262.
(6） Ford E, Conroy L, Dong L, et al. Strategies for effective physics plan and chart review in radiation
therapy: Report of AAPM Task Group 275. Med. Phys. 2020; 47(6): e236-e272.
(7） Xia P, Sintay BJ, Colussi VC, et al, Medical Physics Practice Guideline (MPPG) 11.a: Plan andchart review in external beam radiotherapy and brachytherapy. J Appl Clin Med Phys. 2021; 22(9): 4–
19.
(8） ISMP Education is “predictably disappointing” and should never be relied upon alone to improvesafety. ISMP Acute Care Medication Safety Alert. 2020; vloume25 Issue11.

15

第 84 回放射線治療部会（横浜）

教育講演

放射線治療における DWIBS の基礎と応用

東海大学 高原 太郎

1

2

3

4

脳梗塞の早期診断(1998年ごろ）

7 min Free breathing
胸腺腫症例 = 呼吸で動く場所

25 sec Breath hold

当時の限界
（25秒の息⽌め撮影）

⾃由呼吸
7分
高いS/N→薄いスライス可能→ 任意断面にreformatできる（ マルチスライスCTと同じように）
ThymomaFig. 1

A

B

C

7
5

8
6

動体ファントムを作り
定速運動なら信号低下が起こらないことを証明

2004年
DWIBS法

脳梗塞の早期診断(1998年ごろ）

Moving Phantom「拡散」強調というのは
does not show
「ランダムな動き」のみ
signal decrease
強調することSteady movement

1.00

1.00

0.98

Static10mm/s20mm/s16年

改良

前⽴腺癌⾻転移

原著論文引用回数
1156回 (Google Scholar）• Muro I, Takahara T, et al. Nippon Hoshasen Gijutsu Gakkai Zassi 61:1551-8, 205
9• Koh DM, Takahara T, et al. MRMS 6(4):221-4, 2007

97

10
8

DWIも白黒反転

内容

どちらも病変部は「高信号」と呼びます
子宮頸癌術後・右鼠径 腸骨リンパ節転移
オリジナル

1. 費用と保険点数の話題
2. 知っておきたい臨床応用

白黒反転

経験
無し

不受診
3年以上

11
9

2020年
診療報酬加算（600点）

1210

Ø Windowが大切Ø ADC color map
Ø Computed DWI
Ø CWI
Ø 放射線治療におけるFusionFDG-PET

費用

患者負担
（3割）

FDG-PET

DWIBS

30,000円

6,000円

使用可能 経験
無し １年
間隔

3ヶ月
（or 翌月）ここぞいつ？ 不受診という時普段使い
Follow up

3年以上

造 影 CT
11,000円

ー 2019.2.2 第10回 BodyDWI研究会 ー

DWIBS

PETのない病院での運用について

悪性リンパ腫焼津市立総合病院
診療技術部
中央検査科

宮﨑 研一

13
11

14
12

肝転移

2012/12/09
化学療法前2012/12/17
1週間後

2013/01/08
１ヶ月後
泌尿器外科 2020年10⽉号 p.1〜4 始めよう！

新たに2020 年保険収載された⼿術・検査・管理指導

原
発
巣

高原 眞
自画像

リンパ節転移大腸がん Stage IV 化学療法
ADC
Histogram
解析

ADC 1.0

ADC 1.2

ADC 1.8

15
13

16
14

認定100+施設 加算600点

診断

17
15

〜赤字解消効果〜

8400点→ 63000点

治療

最近の研究内容紹介
オリゴ転移に対して定位
放射線治療を行うと、PSA-PFSなどが長くなり、次の薬剤までの時間を稼ぐことができる

18
16

FLT

EMP

Enzalutamide

Abi

Oligo-progressive CRPC 活動性病変に対する標的療法

PSA

Z oloedron ate

右腸骨
放射線
30Gy

DWIBS①

100

Yoshida S, et al.
Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2019

7/
4

6/
10

DWIBS②
20
1

6/
4

20
1

20
1

5/
10

5/
4

DWIBS ②

20
1

20
1

4/
10

4/
4

20
1

DWIBS①

20
1

3/
10

3/
4

20
1

1

20
1

20
1

2/
10

10

Frequency D ensity

1.5

DWIBS ①DWIBS ②

1.0

0.5

0
0

1.0

2.0

AD C (×10 − 3 m m 2 /s)

gADCmean: 0.8 × 10−3 mm2/s 1.4 × 10−3 mm2/s
tDV: 30.5 ml

19.5 ml2015年6⽉よりDWIBS 所⾒に基づく
Oligo-progressive CRPC 症例に対する 標的放射線療法

ADC (× 10−3
mm2/s)
0.3

1.0

1.5

2.0

19
17

20
18

Oligo-progressive metastatic disease診断後の経過

診療報酬加算を取得するための学会による画質認定

標的療法あり群

WBDWI
標的療法施行

ARAT開始標的療法なし群Yoshida S. Int J Urol, Online ahead of print

21
19

22
20

合格

不合格

不合格
WW広すぎる今秋

ドゥイブス・サーチ ®（痛くない乳がん検診）

全身MRI
アトラス
（メジカル
ビュー）

痛くない

放射線科医が分かり検査を受けてもらえる

経験無し

WW広すぎる
WW広すぎる
Station間のWindowが不均一

2321

全体描出不良

不受診
3年以上

24
22

見られない

DWIBS法を
乳癌検出用に特別チューニング

4年間の受診者数増減
20 00
18 00

コロナ
発生

12 00
10 00

緊急事態宣言にもかかわらず急激に伸び続けている。

緊急事態
宣言

14 00

外

上

コロナ禍により一時的に落ち込んだが、グラフ タイトル

16 00

下から見る

横から見る

左 右

右

左

80 0
60 0
40 0
20 0
0
1

2

3

4

5

6

7

8

9

10

11

12

13

14

15

16

Q1

Q2

Q3

Q4

Q1

Q2

Q3

Q4

Q1

Q2

Q3

Q4

Q1

Q2

Q3

Q4

2018

2019

2020

下

2021

25
23

内

26
24

上

右

前

左右

下

左

右

左

後
64/F IDC ER(+), PgR(+), HER2 (-) T1b N0 M0 Stage I

25
27

64y/o IDC ER(+), PgR(+), HER2 (-) T1b N0 M0 Stage I

26
28

内容
1. 費用と保険点数の話題
2. 知っておきたい臨床応用Ø Windowが大切Ø 通常読影で使用する IP-OP / Fusion
経験 Ø 放射線治療計画（境野先生）
無しØ 石灰化とCWI（高原＋境野先生）
Ø ADC color map（高原＋境野先生）
不受診 Ø Computed DWI
3年以上

29
27

広すぎるWindow幅

30
28

内容
1. 費用と保険点数の話題
2. 知っておきたい臨床応用Ø Windowが大切Ø 通常読影で使用する IP-OP / Fusion
経験 Ø 放射線治療計画（境野先生）
無しØ 石灰化とCWI（高原＋境野先生）
Ø ADC color map（高原＋境野先生）
不受診 Ø Computed DWI
3年以上

使 うべ きW indow幅

31
29

32
30

脂肪を含有するときは out of phase で低信号を示す。
（赤色髄・血管腫）

Inphase33
31

脂肪を含有しないときは out of phase で低信号化しない。
（転移・変形性脊椎症）

Inphaseout ofphase

out of
phase

34
32

内容
1. 費用と保険点数の話題
2. 知っておきたい臨床応用Ø Windowが大切Ø 通常読影で使用する IP-OP / Fusion
経験 Ø 放射線治療計画（境野先生）
無しØ 石灰化とCWI（高原＋境野先生）
Ø ADC color map（高原＋境野先生）
不受診 Ø Computed DWI
3年以上

33
35

34
36

内容
1. 費用と保険点数の話題
2. 知っておきたい臨床応用Ø Windowが大切Ø 通常読影で使用する IP-OP / Fusion
経験 Ø 放射線治療計画（境野先生）
無しØ 石灰化とCWI（高原＋境野先生）
Ø ADC color map（高原＋境野先生）
不受診 Ø Computed DWI
3年以上

37
35

38
36

硬い⾻⽪質を破って⽣検する

2020/11
まずDWIBS positive になり、その後に石灰化が生じている

2020/05

R
CT

DWIBS

39
37

40
38

CT

MRI

MRI

CWI Calcium-weighted imaging(FRACTURE®） DWIBS
41
39

42
40

L

内容

ADC Color Map
tDV
435mL

1. 費用と保険点数の話題
2. 知っておきたい臨床応用

ADC
＜1.0

Ø Windowが大切Ø 通常読影で使用する IP-OP / Fusion
経験 Ø 放射線治療計画（境野先生）
無しØ 石灰化とCWI（高原＋境野先生）
Ø ADC color map（高原＋境野先生）
不受診 Ø Computed DWI
3年以上

1.0〜1.4
ADC≧ 1.4

治療効果が 「色」で分かる

43
41

44
42

BD scoreを用いた腫瘍の定量化-1

MIP表示↓
ADC color map表示

EGFR遺伝子変異陽性肺腺癌の治療経過（DWI)
2015.9.11

2016.2.8

2016.4.18

2015.9.11

CBDCA+PEM

2016.2.8

60

CBDCA+PEM
DTX(+BEV)

40
30

PD

20

原発巣

胸膜播種

MIP表示
↓
ADC color map表示

tDV; Diffusion Tumor Volume

2016.4.18

50

DTX(+BEV)

PD

PD（非典型的）10

骨転移0

放射線第一病院 （愛媛県今治市） 山本泰宏先生のご厚意による

20 15.9.11

tDV

20 16.2.8

ADC 0.01～0.5を示す部分の体積

20 16.4.18

ADC 0.5～1を示す部分の体積

20 17.3.27

ADC 1～1.5を示す部分の体積

ADC(Me di an)

0.9
0.8
0.7
0.6
0.5
0.4
0.3
0.2
0.1
0
ADC
(Median)46
44

80代 ， 男 性 ．
ホルモン療法, 化学療法耐性の去勢抵抗性前⽴腺癌.
PSA 864 ng/m Lに て
177 Lu-PSM A 投 与 2回 施 ⾏ 。
PSA17.6 ng/m Lま で 低 下 。

放射線科医が分かり検査を受けてもらえる

Name●この症例で出てくる画像種

硬化性⾻転移病変の広がりを確認すると共に、活動性を反映させた評価が可能となる。

①T2強調画像②拡散強調画像③BD score (color map)

ID

Physician

177Lu-PSM A 投 与 後Soft tissues
RECIST criteria

Exam date comparator

177Lu-PSM A 投 与 前

MET-RADS Prostate Report

Bones
MET-RADS criteria

Primary
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment

Skull
Involved Y
RACϭමComment

Pelvic nodes
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment

Cervical spine
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment

Retroperitoneal
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment

Dorsal spine
Involved Y
RACϭමComment

Y

N/A

1

N

N

No disV

V
2 RAC3

RAC
1/2

RAC
4/5

Mixed
Minor or major

Lumbosacral
spine
Involved Y
RACϭමComment

for progressive
lesionsoverall SD/PR
assessments

PelvisInvolved

2

Response in dorsal andlumbosacral supine, pelvis
and bilateral pelvic nodes,
and primary sites.

NNϮම

METastasis Reporting and Data System for Prostate Cancer: Practical Guidelines for Acquisition, Interpretation, and Reporting [MET-RADS-P] of Whole-body MRI Evaluations ofMultiorgan Involvement in Advanced Prostate Cancer. Eur Urol. 2017; 71:81-92

Date

呈 し177ていた⾻転移病変の信号が,Lu-PSM A治 療 2回 投 与後, ⾼信号となっている.

Ϯම

NϮමN

Limbs
Involved Y
RACϭමComment

Response assessment categories (RAC): 1 Response: highly likely; 2 Response: likely; 3 Stable; 4 Progression: likely; 5 progression: highly
likely͘^ŝŶŐůĞůĞƐŝŽŶϭΣZŽŶůǇ͖шϮůĞƐŝŽŶƐ or diffuse disease use both RACs

46
48

値ヒストグラムのピーク低下と右⽅移動があり, 良好な治療効果が確認される.

図 3-1: T2強 調 画 像 : 低 信 号 を変化していない.
図 3-3: AD C color m ap: ほ とん ど の 多 発 ⾻ 転 移 病 変 で AD C
値 は 上 昇 し , 1.0 × 10 −32m m /s 以 上 を ⽰ し て い る 。

ThoraxInvolved Y
RACϭමComment

Radiologist

図 3-2

図 3-3

図 4: M R-RAD S-Pの 治 療 効
果 評 価 シ ー ト . 177Lu-PSM A治療 の 効 果 は あ り （ likely
responding〜 highly likely
responding） と 判 断 さ れ る .

ADC (× 10

図5
図 5: 全 ⾝ 病 変 の AD C値 の ヒス
グラム評価.
177ト
Lu-PSM A治 療 に よ り , AD C

ている。

YN

Y

RAC
ϭම
Comment

N化病変は⾼信号を呈している。
図 2-3: AD C color m ap: ほ とん ど の 多 発 ⾻ 転 移 病 変 は AD C
1.0 × 10 −3 m m 2/s 以 下 を ⽰ し

図 3-2: D W IBS画 像 : 多 発 ⾻ 硬化病変の⾼信号所⾒は⼤きく

1

Lungs
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment
Other sites
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment

変は低信号を呈している。
図 2-2: D W IBS画 像 : 多 発 ⾻ 硬

N

YϮම

RAC
ϭම Ϯම Comments
CommentN

有⽥祐起
Padhani AR, et al. Eur Urol 2017;71:81-92.

VisceraBones

OVERALL ASSESSMENT
CR
PR
SD
PD

V

Nodes

NN

N

NϮම

N

Y

ADC (× 10 −3 mm 2/s)
図 2-1: T2強 調 画 像 : ⾻ 転 移 病

1Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment
Primary

Liver
InvolvedNϮමY

Other nodes

MET-RADS-P
煩雑

図 3-1

DOB

Exam date current

図4● 臨床的ポイント
全 ⾝ M RI で 治 療 効 果 判 定
を ⾏ っ た ． M ET-RAD SPでは, 前⽴腺原発巣, リ
ンパ節, 内臓実質臓器病
変ともに⾻病変の治療効
果評価基準が⽰されている。⾻病変の評価には
D W I信 号 と 共 に AD C 値 の変化を元に評価を⾏う。

図 2-3

Frequency Density● 臨床情報DWIBS MIP正⾯投影像

図 2-2

8
7
6
5
4
3
2
1
0

−3

2
mm /s)

177Lu-PSMA投与前
177Lu-PSMA投与後

0.41
0.51
0.61
0.71
0.81
0.91
1.01
1.11
1.21
1.31
1.41
1.51
1.61
1.71

WB-MRI で前⽴腺癌造⾻性⾻転移の治療効果判定を⾏う．
図1

図 2-1

全身MRI
アトラス
（メジカル
ビュー）

表1

Lu-PSMA 2回投与後

今秋

Lu-PSMA 投与前前⽴腺癌⾻転移の治療効果判定

177

23

177

45
43

45
47

432mL

ADC (x 10-3 mm2/sec)

WB-MRIにより, 従来困難であった前⽴腺癌造⾻性性⾻転移の治療効果評価が可能となる. DWIBS
信号と共にADC値の変化を評価することが重要.
Editorʼs com m ents

図 2-3Lu-PSMA 2回投与後

図 2-2

図 3-2

今秋

図 3-3

全身MRI
アトラス
（メジカル
ビュー）

ID

Physician

DOB

Exam date current

図4177Lu-PSM A 投 与 後Soft tissues
RECIST criteria

Exam date comparator

177Lu-PSM A 投 与 前

MET-RADS Prostate Report

Bones
MET-RADS criteria

Primary
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment

Skull
Involved Y
RACϭමComment

Pelvic nodes
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment

Cervical spine
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment

Retroperitoneal
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment

Dorsal spine
Involved Y
RACϭමCommentNϮම

Lumbosacral
spine
Involved Y
RACϭමComment

N

Mixed
Minor or major
for progressive
lesionsoverall SD/PR
assessments

PelvisInvolved

Y

N/A

1

N

Y

N

N

No disVisceraOVERALL ASSESSMENT
CR
PR
SD
PD

V

Nodes

N N Bones

Y

V

V
2 RAC3

RAC
1/2

RAC
4/5

RAC
ϭම Ϯම Comments
Comment

NN

変は低信号を呈している。
図 2-2: D W IBS画 像 : 多 発 ⾻ 硬化病変は⾼信号を呈している。
図 2-3: AD C color m ap: ほ とん ど の 多 発 ⾻ 転 移 病 変 は AD C
1.0 × 10 −3 m m 2/s 以 下 を ⽰ し

YϮම

1

YN

Y

図5
図 5: 全 ⾝ 病 変 の AD C値 の ヒス
177ト グ ラ ム 評 価 .
Lu-PSM A治 療 に よ り , AD C
値ヒストグラムのピーク低下と右⽅移動があり, 良好な治療効果が確認される.

ている。

RAC
ϭම
Comment2

Response in dorsal andlumbosacral supine, pelvis
and bilateral pelvic nodes,
and primary sites.

呈 し177ていた⾻転移病変の信号が,Lu-PSM A治 療 2回 投 与後, ⾼信号となっている.
図 3-2: D W IBS画 像 : 多 発 ⾻ 硬化病変の⾼信号所⾒は⼤きく
変化していない.

m m 2/s 以 上 を ⽰ し て い る 。

ϮමThoraxInvolved Y
RACϭමComment

NϮමN

Limbs
Involved Y
RACϭමComment

図 3-1: T2強 調 画 像 : 低 信 号 を

図 3-3: AD C color m ap: ほ とん ど の 多 発 ⾻ 転 移 病 変 で AD C
値 は 上 昇 し , 1.0 × 10 −3NNϮම

図 4: M R-RAD S-Pの 治 療 効
果 評 価 シ ー ト . 177Lu-PSM A治療 の 効 果 は あ り （ likely
responding〜 highly likely
responding） と 判 断 さ れ る .

ADC (× 10 −3 mm 2/s)

8
7
6
5
4
3
2
1
0

177

放射線科医が分かり検査を受けてもらえる

Lu-PSMA投与前
177Lu-PSMA投与後

0.41
0.51
0.61
0.71
0.81
0.91
1.01
1.11
1.21
1.31
1.41
1.51
1.61
1.71

N

Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment
Primary

Other sites
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
Comment

図 2-1: T2強 調 画 像 : ⾻ 転 移 病

1

Other nodes

Lungs
Involved Y N
RAC
ϭම Ϯම
CommentNϮම

ADC (× 10 −3 mm 2/s)

Frequency Density

Name

Liver
Involved

図 3-1

177

177

Lu-PSMA 投与前

図 2-1

ADC (x 10-3 mm2/sec)

WB-MRIにより, 従来困難であった前⽴腺癌造⾻性性⾻転移の治療効果評価が可能となる. DWIBS
信号と共にADC値の変化を評価することが重要.
Editorʼs com m ents

Response assessment categories (RAC): 1 Response: highly likely; 2 Response: likely; 3 Stable; 4 Progression: likely; 5 progression: highly
likely͘^ŝŶŐůĞůĞƐŝŽŶϭΣZŽŶůǇ͖шϮůĞƐŝŽŶƐ or diffuse disease use both RACs
METastasis Reporting and Data System for Prostate Cancer: Practical Guidelines for Acquisition, Interpretation, and Reporting [MET-RADS-P] of Whole-body MRI Evaluations ofMultiorgan Involvement in Advanced Prostate Cancer. Eur Urol. 2017; 71:81-92

Radiologist

Date

47
49

48
50

51
49

52
50

第 84 回放射線治療部会（横浜） シンポジウム「IGRT を取り巻く新たな潮流（JSRT-JART コラボ企画）」

座長集約
近畿大学病院 松本 賢治
京都府立医科大学附属病院 太田 誠一

第84回放射線治療シンポジウムは，「IGRTを取り巻く新たな潮流」と題してタスクシフト及び新たなIGRT技術をテーマに行われた．ご存知のように医師の負担軽減を軸とした医療法等の一部を改正する法律案が国会において2021年5月21日に成立した．この法案には，タスクシフトを推進し医師の負担軽減を目指すこと，医療関係職種がより専門性を生かせるように業務拡大を行うことが謳われており，
診療放射線技師法の改正も含まれている．放射線治療の現場では，これらタスクシフトの一環として
IGRTの一次照合を技師が行うことになるが，その対応は施設によって様々であり具体的な取り組みを通してタスクシフトが順次行われていくと思われる．今回のシンポジウムではこのような背景を踏まえ，日本診療放射線技師会（JART）と日本放射線技術学会(JSRT)のコラボレーションとして企画された．タスクシフトに対するJARTとしての取り組みに加えて，IGRTの新たな潮流として，SGRT及びMR-IGRTの技術的観点を含めた上で，現在，現場で求められている対応について討論がなされた．
まず，林先生より，IGRTの概念と役割の解説がなされ，これまでのIGRT技術の変遷，タスクシフトの内容を再度確認することができた．安井先生からは，JARTで実施されたIGRTについてのアンケート調査の報告を中心に解説がなされた．一次照合を技師が行うことで，照合の判断力が今まで以上に求められ，それに対応するため，各施設における教育の必要性を改めて認識しなければならないとのことであった．また，タスクシフトを踏まえたIGRTガイドラインの改訂が予想されるとのことであった．大坂先生からは，JARTの取り組みとして一次照合のための技術的教育シラバスの作成及びプロセスの明確化を検討されているとの事であった．また，タスクシフトに対応する現場の取り組みとして，照合結果の医師への報告としてレポート作成を行っている事例など有益な情報をご提供いただいた．逆井先生からはMR-IGRTの解説がなされた．OnlineAdaptiveRadiotherapyを行うMRリニアックでは医師を中心としたチーム体制でMR-IGRTへの対応を行う必要があり，今までのIGRTとは異なる技術の知識が求められることが示された．MR-IGRTは使用できる施設が現在では限られているが，寡分割化とともに急速に普及する可能性があり，将来を見据えた知識の習得を意識する必要がある．上田先生からは，SGRTを用いることで実現する3G（Guide・Guard・Gate）をキーワードに解説いただいた．SGRTにより位置照合だけでなく，表面画像をリアルタイムに確認しながらセットアップが可能な事や簡便に呼吸同期照射の実現が可能であり，既存のIGRT装置とは異なる概念を持って考えるべきものであるとのことであった．現在多くのSGRT装置が商用化され，普及が進んでいる．SGRTの使用についての対応をどのようにすべきか考えておく必要がある．
タスクシフトにより現場の技師が医師の具体的指示を理解し，対応することができる技能・知識の習得が求められる．タスクシフトに伴う業務量の拡大に対してどのように対応するべきであるか，各施設で検討する必要がある．今回，JARTとJSRTのコラボセッションが実現し，現時点でのタスクシフトにおける問題点及び求められる対応が明確になった．多くの意味で，有益なセッションであった．今回，多忙の中ご講演いただいた演者の先生方に心より感謝いたします.

25

第 84 回放射線治療部会（横浜） シンポジウム「IGRT を取り巻く新たな潮流（JSRT-JART コラボ企画）」

IGRT の概念と役割
藤田医科大学林 直樹

1. はじめに
放射線治療においては，放射線を正確に腫瘍へ集中して照射することが非常に重要である．これは日々の照射において放射線治療計画時と実際の照射時との位置を正確かつ精度高く照準することにより実現される．この命題を達成するために近年活用されているのが画像誘導放射線治療(image guided radiation therapy: IGRT)である．
IGRT とは，2方向以上の二次元画像，三次元画像，もしくは三次元患者体表面情報に基づいた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照射技術のことをいう．1) IGRT の技術が登場したのは 1990 年代のことである．元々は Cyber Knifeに代表されるような定位放射線照射での二次元画像を用いた位置照合がルーツであり，画像照合の対象は頭部が主流であった．その後 On rail CT やガントリ搭載型コーンビーム CT の登場により，照合対象は体全体へと拡がり，2000 年代初頭に IGRT 技術は広く認知され，普及が進んだ．
そして 2010 年 4 月に保険収載されて以降は IGRT の技術を通常的に利用して放射線治療を実施する施設が格段に増えた．先述のように IGRT は位置照準の正確さと精度の高さを促すため，体幹部定位
照射や強度変調放射線治療に代表される高精度放射線照射の適用拡大にも一翼を担っている．その効果は日本放射線腫瘍学会の構造調査(2015 年)を参照しても明らかである．2)
そのような中，令和 3 年 9 月 30 日に厚生労働省医政局長より発出された，「現行制度の下で実施
可能な範囲におけるタスク・シフト/シェアの推進について」(医政発 0930 第 16 号)によると，令和 6 年 4 月に適用される医師の時間外労働の上限規制に対応する策として，医師以外の医療関係職
それぞれが自らの能力を生かし，実施可能な医師の業務のタスクシフトを推奨している．診療放射線技師に求められるタスクシフトとしては，①撮影部位の確認・検査オーダの代行入力等， ②画像
誘導放射線治療(IGRT)における画像の一次照合等，③放射線造影検査時の造影剤の投与，投与後の抜針・止血等，④血管造影・画像下治療(IVR)における補助行為，⑤病院又は診療所以外の場所での医師が診察した患者に対する エックス線の照射，⑥放射線検査等に関する説明，同意書の受領，⑦放射線管理区域内での患者誘導，⑧医療放射線安全管理責任者としての役割が挙げられている．
3)

これらの中で放射線治療に大きく関わるのは②であり，画像の照合をもとに対象臓器の空間的位置を決定する(位置照合)手順の一次的な段階を技師が担うことになる．そのため，画像照合の結果何を対象に位置照合しているのかの理解が重要である．本稿では,このような潮流の中でIGRTに携わる医療従事者が認識するべき IGRT の概念と役割について記述する．
2. 照合の種類と特徴について
上述したように，IGRT とは 2 方向以上の二次元画像(2D)，三次元画像(3D)，もしくは三次元患
者体表面情報に基づいて患者位置変位量を三次元的に計測・修正することにより治療計画で決定した照射位置を可能な限り再現する技術である．これら 2D や 3D および三次元患者体表面情報

26を用いて体表面照合，骨構造照合，標的照合を実施する．表 1 にそれぞれの照合対象の利点と欠点をまとめる．
体表面照合は治療計画 CT などで取得された三次元患者体表面情報と照射直前に治療室内で取得された三次元体表面情報を比較し，患者移動量・回転量を算出するものである．利点としては
X 線による被ばくがないこと，連続的な変化を評価できること，体表面に近い標的には効果が大きいということが挙げられる．一方，欠点としては標的位置との相関は未知数であること，体表面を露出する必要があること，体内臓器のオンライン画像誘導はできないことが挙げられる．本
邦で体表面照合を実施することのできる装置として，AlignRT(VisionRT)，Catalyst (C-RAD)，VOXELAN(ERD)，Identify(Varian)，ExacTracDynamic(BrainLAB)が挙げられる．
骨構造照合とは，治療計画 CT などで描出された骨構造と照射直前に治療室内で取得された骨構造を比較し，患者移動量・回転量を算出する方法を指す．その利点としては，2D ならば短時間で画像を取得できること，2D ならば被ばく線量は少ないこと，骨構造に接する標的には効果が大きいことが挙げられる．一方，欠点としては骨構造と相関のない部位には不利であること，
2D で標的と骨構造の比較照合をする場合には体内マーカが必要であること，3D ならば被ばく線量に懸念があること，特徴量の少ない部位では照合が難しいことが挙げられる．本邦において骨構造照合を実施できる装置として，2D では OBI (Varian)，XVI (Elekta)，ExacTracX-ray,
ExacTracDynamic (BrainLAB)などが挙げられる．また，3D では kVCBCT(Varian or Elekta)，
MVCT(Tomotherapy など)が挙げられる．
標的照合とは，治療計画 CT などで描出された腫瘍と照射直前に治療室内で取得された腫瘍位置を比較し，患者移動量・回転量を算出する方法を指す．その利点としては，標的を直接位置照合できること，3D ならば体内マーカを挿入しなくても良いこと，3D ならば画像のコントラスト
が少なくても照合が可能であることが挙げられる．一方，欠点としては被ばく線量が無視できな
いということ，画像取得にあたって一定の時間を要するために照射中の体内移動の評価が難しい
ことが挙げられる．本邦において標的照合を実施できる装置は 3D での照合全般(kVCBCT や
MVCT, MRIGRT など)をはじめ，座標系が管理された超音波照合なども含まれる．
表１ 照合の分類と利点・欠点
照合の種類

体表面照合

骨構造照合

標的照合

・X 線による被ばくがない ・2D ならば短時間で画像 ・標的を直接位置照合でき・連続的な変化を評価でき を取得できる
利点

る

る

・2D ならば被ばく線量は ・3D ならば体内マーカを・体表面に近い標的には効 少ない
入れなくても良い
果大・骨構造に接する標的に効 ・コントラストが少なくて
果大

も照合可能

・標的位置との相関は未知 ・骨構造と相関のない部位 ・3D が原則のため被ばく線量が懸念される数には不利である・体表面を露出する必要が ・2D ならば体内マーカが ・画像取得に時間がかかる
欠点

・照射中の体内移動の評価
ある
必要・体内臓器のオンライン画 ・3D ならば被ばく線量に が難しい
像誘導はできない

懸念がある
・特徴量の少ない部位では照合が難しい27

3. IGRT の実施要件と Online IGRT
ここまで IGRTの種類とその特徴について述べたが，ガイドライン1)には IGRTを実施するための要件が記載されている．すなわち，機器的要件，人的要件，および継続的な品質保証・品質管理である．
機器的要件としては，位置照合装置と放射線照射装置は同室設置されていること，位置照合装置は患者位置変位量を計測できること，などが明記されている．人的要件としては放射線治療専，放射線治療専任の常勤診療放射線技師(経験 5 年以上)，精度管理任の常勤医師（経験 5 年以上）や放射線治療計画の補助等を専らとする者の配置が必要とされる．また，これ以外にも専任の看護師やチームアプローチの環境は必要であろう．継続的な品質保証・品質管理を実施する上で重要なことは，施設において精度管理に関する指針が策定され，実施されていることである．IGRTのデバイスは装置により特性があることや，データに基づいた安定性の評価により実施の頻度を決めることが望ましいであろう．そして，公開可能な IGRT 実施記録と精度管理記録を有することもガイドライン1) には記載されている．
ここで，機械的要件を満たす一例を図 1 に示す．この施設では体表面監視装置，二次元照合装
置，三次元照合装置のそれぞれを搭載した放射線治療装置が同室内に設置されており，寝台を共有している．そしてそれぞれの画像誘導装置で位置変位量の計測が可能であり，即時に修正が可能である．したがって，同じ座標系での修正が可能＝オンライン補正が可能ということである．
ここでオフライン補正とオンライン補正の概念について説明する．オフライン補正とは，毎回の照射時にリアルタイムに補正しない方法を指し，複数回の照合結果を用いて照射とは別のタイ
ミングで位置誤差を算出し，補正を行う方法を指す．マージンの算出式として有名な van Herk やStroom の手法はオフライン補正の概念の頃に提唱されている．オフライン補正にはアクションレ
ベルを設けない NAL プロトコルやその拡張版の eNAL プロトコル，許容値を狭めていく SAL プ
ロトコルなどがある．今回はそのそれぞれの詳細については割愛する．

図１ 画像誘導装置の機械的要件を満たす一例 (聖隷浜松病院画像提供)
赤色が体表面監視装置(VOXELAN, ERD)，緑色が2方向以上の X 線画像(ExacTracX-ray,
BrainLAB)，青色がガントリ搭載型三次元取得装置(CBCT, Varian) ※ただし，ガントリ搭載型装置
は On-board imager (OBI)として3方向の kV X 線画像を取得することも可能である．

28

一方，毎回の照射時に骨構造や標的の座標情報を取得してリアルタイムに位置の補正を行う方法をオンライン補正という．近年ではオンライン補正が主流である．例えば，2方向の X 線画像と呼吸性移動監視に強みのある装置(例：Cyber Knife(Accuray)など)，三次元画像取得を前提として高精度放射線照射実施を前提とした装置(例：Halcyon(Varian)など)，二次元と三次元の両方の画像を取得でき動体追尾照射を可能とする装置(VERO-4DRT(MHI))などが挙げられる．これらの装置は即時に位置の修正ができるとともに，四次元での対応や即時の治療計画修正を可能とし，適応放射線治療(Adaptive radiotherapy: ART)の実現へとつながっている．ART については後述する．
4. IGRT がもたらすこと
IGRT によって標的を正確かつ精度高く照準できるようになった．筆者はこれを「精確である」とよく表現する．そして，IGRT を活用することにより画像によって位置を評価することから，照射する技師のスキルに依存せずにセットアップができることにも繋がっている．しかしながら
画像照合の特性や位置照合についての知識が必要であり，これが一次照合実施上の注意点となっている．これについては別の演者の先生(安井先生と大坂先生)の記事を参照されたい．また，照射ごとや照射中の標的の動きを数値化できることが挙げられる．これは言い換えるならば，標的に線量を集中できるということであり，正しく照準していることによりリスク臓器の有害事象を低減することにつながる．そして，その効果により 1 回線量を増加させるということも可能となった．本邦では IGRT を併用とした前立腺癌の強度変調放射線治療が長らく実績のあるものであるが，海外からは興味深いデータが示されている．Zelefsky らは前立腺患者に対して IGRT を利用しない場合と IGRT を利用した標的照合をした場合での強度変調放射線治療実施後の有害事象
や PSA の再発率の報告をしている．4） IGRT ありの群は 2008 年から 2009 年までに治療を行った
186 症例が対象であり，IGRT 無しの群は 2006 年から 2007 年までに治療を行った 190 例が対象とされた．処方線量はいずれも 86.4 Gy，IGRT では金属マーカインプラントで2方向の X 線で照合をしている．その直腸有害事象のグレード 2 以上を比較すると，有意差を持って IGRT 実施群の方が有害事象は少ないという報告がされている．さらにリスク群別に PSA の再発率を比較した
場合には，低リスクと中リスクでは有意差はないものの，高リスク群では有意差を持って IGRT
実施群の方が PSA 再発は生じないということが示されている．
IGRTを実施することによって，照合対象の照射前の位置を数値化して記録できる．これにより位置の変位量を定量化することができ，その数値を治療医は計画に活かすことができる．実際には照合対象が骨構造照合なのか標的照合なのかによって取り扱いは異なるが，標的照合ならばその結果を直感的に系統誤差と偶発誤差の考察へと結びつけることができる．JSRT 叢書 33によれば，系統誤差とは似通った性質で検出される位置誤差のことであり，偶発誤差とは日々性質が変動する位置誤差のこととされる．これらは毎回の位置誤差のデータを集積し，その平均値と標準偏差から定量的に導出をすることができる．その詳細はこの記事では割愛するが，一定数のデータを要し，解析にあたっては方向の成分をそれぞれ考慮する必要がある．
図 2 は動きに対する考え方を示すが，横軸が時間，縦軸が大きさとしたとき，比較的短い時間
での動きは照射中(Intra-fractional)の動きとして捉え，長い時間かけての動きは照射ごと(Inter-fractional)の動きとして捉えられている．その大きさについては照射前の前処置や照射中の工夫などにより程度の差はあるものの，その動向については推定できる範囲であると推察する．一方で，人的要因によるセットアップエラーによるものは一番不確かさが大きいとされる．しかし前述したように IGRT を活用することによりこの影響を低減できる．そして，IGRT で定量化した数値等を利用して即座に照射(治療計画)を変更する適応放射線治療が注目されている．

29

図 2 体内の動きによる位置誤差への考え方 (JSRT 叢書 33 より) 5)
5. 適応放射線治療と適用例
適応放射線治療(Adaptive radiotherapy: ART)とは，治療期間中の病巣の変化や臓器の位置移動・変形に合わせて再計画する手法である．近年はこの技術が注目されており，2010 年以降に発表された ART に関する研究論文・報告は 250 本を超える．
これは文献検索システム PubMed
で ”adaptive radiotherapy” でキーワード検索したのみであるため，実際にはもっと多くの報告がされているものと推察される．すでに諸外国では，頭頸部癌6-11) や前立腺癌12-17) は多くの報告例があるとともに，肺がん18-24) や肝腫瘍，子宮頸がんといったさまざまな部位での報告例があり，2010年代 CBCTを用いた報告が多かったが近年では，MR リニアックなどを用いての活用例が多いことが特徴である．MR リニアックを用いた適応放射線治療の活用法については逆井先生の記事を参照されたい．
6. IGRT に関わる職種とその役割
IGRT を実施する要件の項で述べたように，IGRT を安全に実施するためには各種専門職の配置が重要である．ここで，その職種の中から放射線腫瘍医(Radiation Oncologist: RO)，放射線治療
専門の診療放射線技師(Radiological Technologist: RT)，品質管理等従事者：ここでは医学物理士(Medical Physicist: MP)としてそのそれぞれの主たる役割を述べる．
RO は患者への説明と同意取得(IC)，治療計画の実施と他職種への情報伝達，IGRT の運用と位置精度についての監督と承認などが主な担務とされる．RT は IGRT による照射と放射線治療装置の照合装置の操作，患者位置情報の取得と位置照合結果の記録などが主な担務とされる．MPについては IGRT 関連機器の幾何学精度の保証と通信信頼度の確保，品質保証・品質管理(QA/
QC)プログラムの策定・実行・評価およびその記録管理，精度管理や運用記録に基づいて IGRT
運用

30

最適化の提案などが主な担務とされる．オーバーラップする領域は存在する．また，施設の規模や運用体制により必ずしも完全分業が望ましいという環境ではない施設もあるかもしれない．しかしながら，重要なことは，診療報酬上はこれらの役割を担う人材はそれぞれ配置されなければならないとされており，各職種がその担務を責任持って遂行することである．図 3 は四次元 ARTでのワークフローと上記 3 職種の担務のウェイト示す．現在はチームアプローチにより放射線治療を実施することが必要とされている．そのような中で，それぞれの職種が責務を全うできるよ
うに努めなければならない．これらは今後タスクシフトの流れの中で変容がある可能性がある．
また，少しずつ変わり始めてもいる．これらの点については安井先生や大坂先生の記事を参照されたい．

図 3 4DART でのフローと各職種の担務ウェイト
7. まとめ
本項では IGRT の概要とその運用について必要なこと・注意すべき点について述べた．IGRT は
標的位置の正確かつ精度の高い(精確であること)照準が可能であり，治療成績を向上させている．
また IGRT を利用して即時計画修正をすることによって ART を実現できる．ただし，IGRT の安
全な運用のために考える因子として，以下のことが挙げられる．
・照合の対象は何かということ
・患者固定はどのように行うかということ
・照射中の動きを監視するかということ
・位置変位の計算値は信頼できるか・許容範囲内と判断できるかということ・適応放射線治療へ移行するかという判断
これらは大枠のものであり，モダリティ特有の問題や施設運用の在り方によっては上記以外にも考慮すべき因子はあるかもしれない．それらの各種因子を放射線治療のチーム全体が共有して運営することが大切である．そのためには装置の理解，職種間の意思統一，定期品質管理の実施などが必要であり，カンファレンスや研究会，品質管理委員会などの機会を通してのスタッフ個々の学びの機会も重要な項目である．

31

8. あとがき
著作権の影響もあり，講演中論文や書籍を引用する形で示した図表をこの後抄録には掲載できませんでした．大変心苦しく存じますが，何卒ご理解のほど，お願いを申し上げます．文中の表現に興味を持たれた方は，実際に以下の示す参考文献をご参照ください．
9. 参考文献
1. 日本放射線腫瘍学会，日本医学放射線学会，日本放射線技術学会：画像誘導放射線治療の臨床施行のためのガイドライン 2019(改訂二版). 2019 年.
2. 日本放射線腫瘍学会：全国放射線治療施設の 2015 年定期構造調査報告(第２報).2019 年.
3. 厚生労働省医政局長：現行制度の下で実施可能な範囲におけるタスク・シフト/シェアの推進について. 医政発 0930 第16号, 2021 年.
4. Zelefsky MJ, Kollmeier M, Cox B, et al: Improved clinical outcomes with high-dose image guided
radiotherapy compared with Non-IGRT for the treatment of clinically localized prostate cancer. Int J Radiat
Oncol Biol Phys Vol.84(1) pp125-129, 2012.
5. 日本放射線技術学会放射線治療分科会企画，叢書 33 放射線治療における位置照合とセットアッ
プの実際，日本放射線技術学会，2015 年.
6. Castelli J, Simon A, Lafond C, Perichon N, Rigaud B, Chajon E, De Bari B, Ozsahin M,

Bourhis J, de Crevoisier R. Adaptive radiotherapy for head and neck cancer. Acta Oncol.
57(10):1284-1292, 2018.
7. Caudell JJ, Torres-Roca JF, Gillies RJ, Enderling H, Kim S, Rishi A, Moros EG,
Harrison LB. The future of personalised radiotherapy for head and neck cancer. Lancet
Oncol. 18(5):e266-e273. ,2017
8. Li YQ, Tan JSH, Wee JTS, Chua MLK. Adaptive radiotherapy for head and neckcancers: Fact or fallacy to improve therapeutic ratio? Cancer Radiother. 22(3):287-295.,
2018
9. Gensheimer MF, Le QT. Adaptive radiotherapy for head and neck cancer: Are we readyto put it into routine clinical practice? Oral Oncol. Nov;86:19-24, 2018
10. Castadot P, Lee JA, Geets X, Grégoire V. Adaptive radiotherapy of head and neck cancer.
Semin Radiat Oncol. 20(2):84-93., 2010.
11. Surucu M, Shah KK, Roeske JC, Choi M, Small W Jr, Emami B. Adaptive Radiotherapy
for Head and Neck Cancer. Technol Cancer Res Treat. 16(2):218-223, 2017.
12. McVicar N, Popescu IA, Heath E. Techniques for adaptive prostate radiotherapy. Phys
Med. 32(3):492-8, 2016.
13. Posiewnik M, Piotrowski T. A review of cone-beam CT applications for adaptive
radiotherapy of prostate cancer. Phys Med. 59:13-21, 2019.
14. Beuthien-Baumann B, Koerber SA. PET imaging in adaptive radiotherapy of prostate
tumors. Q J Nucl Med Mol Imaging. 62(4):404-410, 2018.
15. McPartlin AJ, Li XA, Kershaw LE, Heide U, Kerkmeijer L, Lawton C, Mahmood U, Pos
F, van As N, van Herk M, Vesprini D, van der Voort van Zyp J, Tree A, Choudhury

32A; MR-Linac consortium. MRI-guided prostate adaptive radiotherapy - A systematic
review. Radiother Oncol. 119(3):371-80, 2016.
16. Ugurluer G, Atalar B, Zoto Mustafayev T, Gungor G, Aydin G, Sengoz M, Abacioglu
U, Tuna MB, Kural AR, Ozyar E. Magnetic resonance image-guided adaptive
stereotactic body radiotherapy for prostate cancer: preliminary results of outcome andtoxicity. Br J Radiol. 1;94(1117):20200696., 2021.
17. Mannerberg A, Persson E, Jonsson J, Gustafsson CJ, Gunnlaugsson A, Olsson LE,
Ceberg S. Dosimetric effects of adaptive prostate cancer radiotherapy in an MR-linac
workflow. Radiat Oncol. 10;15(1):168, 2020.
18. Grootjans W, de Geus-Oei LF, Bussink J. Image-guided adaptive radiotherapy inpatients with locally advanced non-small cell lung cancer: the art of PET. Q J Nucl Med
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19. Sonke JJ, Belderbos J. Adaptive radiotherapy for lung cancer. Semin Radiat Oncol.
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20. Nadeem S, Zhang P, Rimner A, Sonke JJ, Deasy JO, Tannenbaum A. LDeform:
Longitudinal deformation analysis for adaptive radiotherapy of lung cancer. Med Phys.
47(1):132-141, 2020.
21. Meng Y, Luo W, Xu H, Wang W, Zhou S, Tang X, Li Z, Zhou C, Yang H. Adaptive
intensity-modulated radiotherapy with simultaneous integrated boost for stage III
non-small cell lung cancer: Is a routine adaptation beneficial? Radiother Oncol.
158:118-124, 2021.
22. Aboudaram A, Khalifa J, Massabeau C, Simon L, Hadj Henni A, Thureau S.
Radiothérapie guidée par l’image dans le cancer du poumon [Image-guided
radiotherapy in lung cancer]. Cancer Radiother. 22(6-7):602-607, 2018.
23. O'Brien RT, Dillon O, Lau B, George A, Smith S, Wallis A, Sonke JJ, Keall PJ, Vinod
SK. The first-in-human implementation of adaptive 4D cone beam CT for lung cancer
radiotherapy: 4DCBCT in less time with less dose. Radiother Oncol. 161:29-34, 2021.
24. Kavanaugh J, Roach M, Ji Z, Fontenot J, Hugo GD. A method for predictive modelingof tumor regression for lung adaptive radiotherapy. Med Phys. 48(5):2083-2094, 2021.

33

第 84 回放射線治療部会（横浜） シンポジウム「IGRT を取り巻く新たな潮流（JSRT-JART コラボ企画）」

IGRT の画像照合〜技師業務の実態調査報告〜
藤田医科大学安井 啓祐

1． はじめに2024 年 4 月から医師に対する時間外労働の上限規制の適用，いわゆる「医師の働き方改革」が開始される．それに伴い，医師から医療関係職種へのタスク・シフト／シェアが可能な業務の具体例が示され，職種ごとにその対応が進められている（日医発第 549 号（地 325））
．診療放射線技師に対するタスク・シフト／シェアとして示されたいくつかの業務の中で，放射線治療については以下のように通知されている．
・画像誘導放射線治療（IGRT）における画像の一次照合等
画像誘導放射線治療において，診療放射線技師が，医師の具体的指示の下，画像の一次照合を行い，照合画像から照射位置精度を確認した上で，放射線の照射を行うことは可能である．ただし，照射位置の許容（値）範囲を超えた場合は，診療放射線技師は速やかに医師に報告し，照射の継続又は中断についての判断は医師が行う必要がある．診療放射線技師は，照合結果を記録し管理する必要がある．
放射線治療におけるタスク・シフト／シェアを考える上で，下線で示した「医師の具体的指示の下」，「照合画像から照射位置精度を確認」，「照射位置の許容（値）範囲を超えた場合は」の文言は非常に重要である．これらの文言は，放射線治療に携わり画像照合を実施する診療放射線技師は，
ある程度統一した判断基準の下で，照合位置が許容範囲内か否かを判断しなければならないことを示している．しかし実際の放射線治療の現場においては，技師に任されている業務や治療のフロー
は施設の判断により様々である．日本診療放射線技師会・放射線治療分科会では，これらのタスク・
シフト／シェアの実現と質の確保のため，IGRT の画像照合に関する取り組みを検討し，その最初の取り組みとして技師業務の実態についてのアンケート調査を実施した．本シンポジウムではその調査結果を踏まえて，IGRT における診療放射線技師の業務の実態を報告する．
2． IGRT における診療放射線技師の役割：関連するガイドライン
IGRT は 2010 年 4 月に保険収載され，9 月には関連の 3 学術団体の協議により IGRT ガイドライン 1) が策定された．その後 IGRT 技術が発展し，2018 年の診療報酬改定から IGRT 加算の算定方法
が位置照合の対象によって区分（体表面・骨構造・腫瘍の位置情報）されたこともあり，IGRT ガ
イドライン 20192) に改訂が行われた．改訂にあたっては「画像誘導放射線治療臨床導入のための34

ガイドライン」から「画像誘導放射線治療の臨床施行のためのガイドライン 2019」に変更されて
おり，IGRT が一般化していく中で，IGRT を施行するにあたって整備することが推奨される機器的要件・人的要件・品質管理項目などが提示されている．
IGRT ガイドライン 2019 には，診療放射線技師の役割として以下の 4 点が記載されている．
a) 位置照合装置と患者位置固定具について，それらの特性を理解して使用する．
b) 患者位置情報を取得する．
c) 患者位置照合結果を記録する．
d) 位置照合装置に不具合が生じた場合，精度管理を専ら担当する者へ報告し，協力してシステムの復帰および安全管理を実施する．
このほかに精度管理等を専ら担当する者の業務として，幾何学的な精度の保証や被ばく線量の評
価なども技師を含めた技術職の役割となる．ガイドラインでは IGRT の照射位置精度や，位置変位量が許容値内であるか判断することは医師の役割となっており，位置照合に関する業務は技師の役割に含まれていない．一方で IGRTガイドライン1)において，技師が照射位置精度を確認し線照射を行うことは可能であること，許容範囲を超えた場合には医師に報告をすることが明示された．
そのため，技師が画像照合の役割を担うことが明確に可能となり，判断の基準となる知識を有することが求められることとなった．ただし現段階では画像の一次照合の定義も明確にされておらず，ガイドラインの改訂も行われる可能性があり注視していく必要がある．
3． IGRT の実際：臨床例と文献的報告から
実際に IGRT に関わる診療放射線技師の業務・役割は施設によって様々である．また IGRT の位置照合については，画像照合機器やソフトウェアなどの機器的な違いのみならず，経験や画像に関する知識など技師のスキルに依存する部分も多い．本シンポジウムでは，脊椎の定位放射線治療を例に，「許容値に対する判断」において考慮すべき事項を提示する．
2020 年の診療報酬改定に伴い，「直径 5 cm 以下の転移性脊椎腫瘍」に対する体幹部定位放射線治療が保険適応となり，定位的精度が必要とされる脊椎腫瘍への照射が増加している．脊椎腫
瘍に対して定位的精度で照射を行う場合，画像照合においても同じ基準で位置照合が行われ，患者個別の症例に応じた適切な判断を行うことが求められる．具体的には，施設で設定された許容値の根拠を基に，優先すべき照合対象（OAR か PTV か），ずれの方向と量，臓器の移動に加え，治療計画への理解や装置の動作精度，画像の精度など物理・技術的視点からの判断が必要となる．例えば脊椎への照射では，脊髄の生理的な動きは最大で 1.5 mm 程度とされており，また左
右方向に比べ前後方向への動きが大きいことを示す文献が多くみられる 3) ．それらの情報も踏まえた PRV マージンの検討も必要であるが，位置照合時には PRV マージンの設定された意図を理解し，照合画像では視認できない臓器の動きも考慮に入れ対応することが肝要である．そして許容値を超えた場合に医師へ報告し判断を仰ぐにあたって，技術的・物理的な視点からも 1 つの判断基準を提示できる能力を有することが望ましい．
また IGRT の位置照合精度には限界があり，その要因として治療中の患者の動きや機器の動作精度，画像中心位置精度，画像分解能などが挙げられる．これらに起因する残差エラーは施設の判断により概ね数 mm 以下を許容値として設定されるが，Jhonson らは非小細胞肺がんの放射線治療患者を対象に，残差エラーと心臓線量，その後の生存率を解析した

4-6）．これらの文献は肺の照射において，心臓方向への残差エラーに注意すべきであることを示唆している．このように，照射部位ごとにも注意すべき事象は多くあり，自験例のみならず広い視野で施設の標準を定め，さらに個別化した対応を可能にすることが必要である．

35

4． IGRT における技師業務の実態調査報告
これらの現状を踏まえ，日本診療放射線技師会・治療分科会では，タスク・シフト／シェアの実
現と質の確保のため，IGRT における技師業務の実態調査を行った．本稿では，シンポジウムで報告した項目を中心に，アンケートの結果と解析した考察を示す．
・アンケート項目
大きく分けて以下の 6 項目についてアンケート調査を行った．
1) 施設情報
2) 照合対象と IGRT 技術：照射方法 / 部位ごとの照合対象・照射方法ごとの位置照合の判断基
準3) IGRT 装置について：照射方法 / 部位ごとの IGRT 装置
4) 位置照合の実際：職種ごとの位置照合への関与・医師が照合画像を承認するタイミング
5) 精度管理の実際：精度管理の実施状況と関連する職種
6) IGRT の運用：位置照合結果の記録と IGRT 実施マニュアル・アンケート結果の概要
1) 施設情報
全回答 310 からリニアックを有しない施設などを除いた 272 施設の回答分布を図 1 に示す．

図 1 回答施設の地域割合（左図）と病院カテゴリ割合（右図）
2) 照合対象と IGRT 技術：照射方法 / 部位ごとの照合対象・照射方法ごとの位置照合の判断基
準代表的な照射方法 / 部位ごとの照合の基準を図 2 に示す．図中に白抜きの数字で照射方法/ 照射部位ごとの IGRT 実施施設数を示している．複数の照合基準を有する施設，例えば骨照合後に CBCT を用いて腫瘍照合を行う施設や，同じ照射方法 / 照射部位においても複数の照合対象を使い分けている施設の回答は重複するため，実施施設数よりも回答数が多くなっている．これらの結果から，高精度放射線治療（定位照射・IMRT/VMAT）においては肺のおよ
そ 90％，
肝臓や膵臓，
前立腺の 60 -70％が腫瘍を照合対象としていることが明らかとなった．

36

実施件数からすると前立腺は骨照合の割合が小さく，前立腺そのもので照合することを重視する施設が多いことが伺える．また肝臓や前立腺については 20％程度がマーカー照合を実施していることも明らかとなった．一方で通常照射のうち，術後乳房の照射については IGRTを実施しない割合や体表面（今回の調査では皮膚マークによる照合が一定数含まれていると思われる）照合が他の部位に比較して多数であった．

図 2 代表的な照射方法 / 部位ごとの照合対象
3) IGRT 装置について：照射方法 / 部位ごとの IGRT 装置
代表的な照射方法 / 部位ごとに使用されている IGRT 装置を図 3 に示す．グラフ中の白抜き
数字は図 2 と同じく当該部位の実施件数を示している．高精度放射線治療においては，9 割程度の照射方法 / 部位で CBCT が用いられていた．体表面情報取得装置の使用件数は高精度治療全体で少ないものの，照射方法・部位によらず一定数で使用されており，導入施設では補助的に広く利用されていることが示唆された．前立腺 IMRT / VMAT においては 2 方向以上の透視装置の割合が少なく，前立腺を照合対象としている図 2の結果を裏付けるものとなった．

図 3 代表的な照射方法 / 部位ごとに使用されている IGRT 装置
4) 位置照合の実際：職種ごとの位置照合への関与・医師が照合画像を承認するタイミング37

職種・資格別の位置照合への関与を図 4 に示す．照射方法と初回または 2 回目以降で運用が異なる施設が多数と想定されたことから，初回と 2 回目以降に分類して照射方法ごとに調査を行った．図 4 から明らかなとおり，位置照合に医師が関わる割合が特徴的になっており，2回目以降の照射では診療放射線技師が担う役割が大きいことが伺える．定位照射については
1 回線量が大きく，治療回数が少なくなることが多いため，1 回あたりの影響の大きさを考慮して毎回の位置照合に医師が関わる割合が多いと考えられる．また診療放射線技師については専門資格（放射線治療専門放射線技師や医学物理士）を有しているかも調査した結果，有資格者は 2 回目以降の位置照合への関わりが微減していたが，資格を保有しない技師の割合
はどの照射方法でも唯一増加していた．前項で示した通知においても「診療放射線技師が，医師の具体的指示の下，画像の一次照合を行い…」と示されていることから，資格の有無に関わらず一定の基準の下で画像照合ができる知識と技術が必要である．放射線技師の資格を有しない医学物理士が位置照合に関与する割合は少なかったが，高精度治療での関わりが比較的多い結果となった．このことは高精度放射線治療の治療計画や精度管理に携わる医学物
理士が多い現状を踏まえると，治療計画や精度管理のポイントや知識が位置照合にも重要視されていると考えられる．

図 4 初回 / 2 回目以降治療時の職種・資格別位置照合への関与
図 5 に照射方法ごとの医師の承認のタイミングを照射前後でまとめた図を示す．照射方法によらず，初回治療時は 95％以上の症例で，2 回目以降は 85％以上の症例でいずれかのタイ
ミングで医師の承認が行われていた．定位照射については照射前に医師が承認する割合が最も高く，医師が画像照合の結果を確認したのちに治療を開始する割合が多かった．前項と同様に 1 回線量の大きさと分割回数の少なさが影響しているものと考えられる．IMRT/VMATと通常照射は近い結果となったが，通常照射は 2 回目以降に医師の承認を実施していない施設が多かった．照射後の承認は複数の基準を有する施設が多かったが，最も多かったのは基準値から外れた場合に承認を得ている，という回答であった．

38

図 5 照射方法ごとの初回と 2 回目の医師の承認・確認のタイミング
5) 精度管理の実際：精度管理の実施状況と関連する職種
精度管理の実施項目と実施頻度の分布を図 6 に示す．今回アンケートに挙げた精度管理項
目は IGRT ガイドライン 2019 に記載されたものである．Daily と Monthly で組み合わせて実施される項目が多くあり，照合の精度や患者の安全に直結する位置精度やインターロックは実施割合が高かった．E2E 試験は年ごと，画質については月ごとの実施が多く見られた．被ばく線量の精度管理は半数以上が実施しておらず，被ばく線量計測用の機器を有していない，という理由での未実施が最も多かった．精度管理に関連する職種としては，資格を有する診
療放射線技師が 92.3％で最も多く，技師ではない医学物理士の割合は 15.1％であった．資格を有さない診療放射線技師は 79.0％であり，資格の有無によらず放射線技師が QA に携わることが非常に多いことが明らかとなった．

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図 6 精度管理の実施項目と実施頻度
6) IGRT の運用：位置照合結果の記録と IGRT 実施マニュアル
IGRT ガイドライン 2019 では，
IGRT の実施にあたって運用マニュアルを作成することが推奨されている．本アンケートの結果から 50％の施設が運用マニュアルを作成していることが明らかとなり，その運用マニュアル内で記載している事項は図 7 にまとめる．精度管理の手法については 72.8％で最も多くの施設がマニュアルを作成しており，次いで装置の取り扱い
が 66.9％であった．本講演のメインテーマである位置照合の基準については，58.1％の施設
がマニュアルを作成していたが，マニュアルを作成している施設の割合を踏まえると全体の29.1％の施設が位置照合の基準を定めている，という結果となった．今回のタスク・シフト／シェアにおいては「技師の一次照合」が重要なトピックスであり，位置照合の基準を施設内で統一する施設全体の最適化と，個々の症例に対応できる技師の知識の深まりが求められる．その中で運用マニュアルを作成することは課題を明確にし，組織内の意識を統一することにも繋がることから，今後重要なポイントになると考えられる．

図 7 IGRT 運用マニュアルの記載内容

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5． まとめ
本稿では，IGRT における技師業務の実態調査の結果について報告した．本稿に含めることのできなかった詳細な結果については，日本診療放射線技師会誌にて報告することを予定している．
日本放射線技術学会治療部会, 日本診療放射線技師会・放射線治療分科会では, タスク・シフト／
シェアの実現と質の確保のための取り組みを続けており，放射線技術学会と連動した取り組みな
ど，今後の活動を注視していただきたい．
謝辞
本稿で報告したアンケート調査にご協力いただいたみなさまに，この場を借りて深く感謝申し上げます．また，アンケートの質問事項を検討し作成に関してご助言いただいた日本放射線技技術学会
治療部会, 日本診療放射線技師会・放射線治療分科会のみなさまに感謝申し上げます．
参考文献
1) 画像誘導放射線治療臨床導入のためのガイドライン (略称：IGRT ガイドライン), 日本医学物理学会，日本放射線技術学会，日本放射線腫瘍学会, (2010)2) 画像誘導放射線治療の臨床施行のためのガイドライン 2019 (略称：IGRT ガイドライン 2019), 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，(2019)

3) Murat Alp Oztek et al., The Dancing Cord: Inherent Spinal Cord Motion and Its Effect on Cord Dose in
Spine Stereotactic Body Radiation Therapy, Neurosurgery. (2020),87(6), 1157–1166.
4) Corinne Johnson-Hart et al, Impact of small residual setup errors after image guidance on heart dose andsurvival in non-small cell lung cancer treated with curative-intent radiotherapy, Radiotherapy andOncology (2020), 152, 177–182
5) Corinne Johnson-Hart et al, Residual Setup Errors Towards the Heart After Image Guidance Linked With
Poorer Survival in Lung Cancer Patients: Do We Need Stricter IGRT Protocols?, Int J Radiat Oncol Biol
Phys. (2018), 102(2), 434-442.
6) Corinne Johnson-Hart et al, The impact of baseline shifts towards the heart after image guidance on
survival in lung SABR patients, Radiotherapy and Oncology (2020), 152, 183–188

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第 84 回放射線治療部会（横浜） シンポジウム「IGRT を取り巻く新たな潮流（JSRT-JART コラボ企画）」

IGRT の画像照合〜タスクシフトに対応できる技師教育〜
新潟県立中央病院

大坂 暁胤

1. はじめにタスクシフトを受ける側の我々医療関係者は，医療安全のために必要な教育・研修を実施し，施設・患者・部位毎に異なる様々な要件を考慮できる幅広い知識を備えることで，円滑な業務移管を実施できる体制を整備しなければならない．そこで，JART 放射線治療分科会では，教育的な根拠をもとにした IGRT 一次照合を提供できるような体制整備を目指し，統一されたアプローチの提供を模索している．これには，JSRT 放射線治療部会等の関係団体との連携は不可欠であると考えている．
この体制整備というものは，現在多くの施設に導入され日々使用されている画像取得と位置照合という行為を一次照合という目線で見ていく必要があり，これは，我々技師が医師からシフトされたタスクを遂行するために様々な知識を持たなければならないことにも繋がってくる．そして，タスクシフトへの対応を安全且つ精度よく実行するには，画像取得後の判断を行える知識というものは非常に重要であると考えられる．適切な医療技術を提供する過程において問題提起ができる技師になるために，今一度広い視点から一次照合を考えてみる．
その方法の一つとして，一次照合を取り巻く関連する知識・技術を「教育的シラバス」として整理し，一次照合前後のプロセスを明確にすることで既出の文献やガイドラインがより実務に有用に活用できるようになると考えている．現在の IGRT 可能な装置はとても円滑に画像取得を行い位置照合が出来るがゆえに素通りされてしまう多くの論点があると思われ，それらをシラバスとすることで，自施設における不足箇所を見出すことに繋がるかもしれない．これらの問題提起ができる体制が構築された中での画像照合こそが「一次照合」と言われても良いのではないかと思っている．
そして，最終的にはこれらの一次照合が可能な体制構築をサポートするために，何らかの統一されたアプローチが必要であると思われ，特に JSRT より出版されている放射線医療技術学叢書（33）等と連携することは，双方の学会共同での研修が行えることで，より多くの医療現場において一定レベル以上の精度を担保できるようになるのではないかと期待している．以下に IGRT の中の画像照合に関して，臨床現場における「一次照合」という視点で見たときの教育的シラバスとその運用を提示する．
２．通知から読み解く教育の必要性
2021 年 9 月末，都道府県知事あてに出された通知（医政発 0930 第 16 号 令和３年９月 30 日）では，医師の働き方改革に関連して，現行制度の下で医師からタスク・シフト/シェアが可能な業務の具体例や，それを推進するための留意点等が示された．この通知の中から，教育の必要性に視点を置いて見ていくと，タスク・シフト/シェアを効果的に進めるために留意すべきこととして，

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知識・技能の習得に関して記載されており，医療安全の確保及び，タスク・シフト/シェアを受ける側の不安解消のために教育・研修の実施が必要ということが見て取れる．そして，これらを前提とした業務移管の具体例として放射線治療部門では，「画像誘導放射線治療（IGRT）における画像の一次照合等」ということが挙げられており，この中では，医師の具体的指示の下で診療放射線技師が照合画像から照射位置精度を確認し放射線の照射を行うことが可能ということが記載されている．ここから先，我々技師が担うこの「一次照合」という業務に関して考えていく．
それでは，この一次照合を我々技師が医療安全を確保しつつ実施できるように，効果的且つ，順を追って体制整備を行っていくには，何から取り掛かるべきなのだろうか．現状でも，各種文献・研修・講習会等が多々あり，「十分なのではないか？」という意見もあるかと思うが，放射線治療を担当する技師のすべてが照合画像から照射実施の可否を判断するに際しての適切な知識・技能を有していると言えるだろうか．
このような視点から，JART 放射線治療分科会では，この「一次照合」という行為を医療安全を確保しつつ適切に実施するための方法の第一歩として，「一次照合を実行するための技術的教育シラバス」の作成を試みている．
３．JART 放射線治療分科会の取組み
JART 放射線治療分科会では，一次照合を取巻
く様々な項目を視覚化することで，施設毎に不足する部分を明確にし，自分たちで一次照合に不足する箇所を見つけて補うことができるような資料の作成に取り掛かっている．
Fig.1 に示すように，この資料をシラバスという位置づけで作成しているが，単に項目を羅列しただけでは，臨床現場での様々なシチュ
エーションを想像することができないと考え，
国内外の文献やガイドラインを参考にしたシラバスと一次照合に視点を置いた中でのプロセスを合わせた形での作成としている．

Fig.1 タスクシフトへの体制構築

Fig.2 では，シラバスの全体的な構成を示している．このシラバスは 3 つの大項目として，「IGRT を実施する前に知るべきこと」「IGRT実施に際しての基礎知識」「部位毎の対処法」という形で構成しており，現状では 17 の中項
目と 86 の小項目を有している．基礎的な面では，解剖学の基礎やマージンを評価するための不確かさの基礎知識等，そして，実践面では診療報酬の理解，再現性確保のための固定精度や照合対象となるリファレンス画像の知識，そして照合目的を理解するための治療計
画の基礎と情報共有の必要性等を取り入れている．

Fig.2 シラバスの構成

最終的に各部位毎の対処法という形で，一次43

照合を取巻く事柄の項目建てを試みている．
Fig.3 では上述のシラバスに関して，自施設の一次照合を実行するまでの臨床運用と照らし合わすことができるように，一例としてのプロセスを作成し，その順にシラバスの項目を配置したものを示している．これにより，自施設の運用の中での不足箇所と，その改善に必要な項目に関す
る「気づき」を得ることができ，また，これらの項目は国内外の文献やガイドラインをもとに作成しているため，不足箇所に関する参照文献も明確になるという利点がある．これらのように，一次照合を取巻く項目を視覚化し，自らで不足箇所を見出すことができるようなシラバスの構築を行い，最終的に関連団体と共同で実施するような講習会にも反映していただけると，この活動が一次照合に対する教育面の一助になるのではないかと期待している．

Fig.3 シラバスと一次照合プロセスの統合（左），シラバスと文献との紐づけ（右）４．まとめ「タスクシフトに対応できる技師教育」により得られるものは何かと考えたときに，大きく 2つの状況が考えられるのではないかと思う．一つは，前述の通知内容にも示されていたように，
医療安全を確保しつつ，効果的にタスク・シフト/シェアを進めていく体制ができることであるが，このタスク・シフト/シェアは根本的に医師からの依頼を必要とするものであり，医師のコンセンサスを得ることで初めて実行できることであって，我々技師側の判断で行うものではないことから，知識・技能の習得が必ずしもタスクシフトに生かされるとは限らない．しかし，これらの教育による知識・技能の習得は，そもそもタスク・シフト/シェアのために行うことではなく，画像照合の質の向上による質の良い放射線治療技術を患者に提供することが目的となるのではないかと思う．よって，もう一方の得られるものは，タスク・シフト/シェアを見据えずとも，今回の動きを機に，画像照合を用いた放射線治療の質を向上させるための教育の必要性を再認識し，関連団体で統一した教育を行うことで，今以上に多くの施設のボトムアップにつながるのではないかと思われる．
おそらく，この体制構築ができた時の副次的効果として，タスク・シフト/シェアを実行できる体制が整うのではないだろうか．

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第 84 回放射線治療部会（横浜） シンポジウム「IGRT を取り巻く新たな潮流（JSRT-JART コラボ企画）」

MR IGRT
国立がん研究センター中央病院

逆井 達也

1. はじめに
MR-IGRT 装置はコンセプトとしては古くから提唱されてきたが，近年製品開発が進められ，例としてはオーストラリアのシドニー大学のチーム，カナダのアルバータ大学のチーム，オランダのユトレヒト大学と Elekta 社のチーム，アメリカの Viewray 社などで開発されてきた．日本では商用機として初めて Viewray 社 MRIdian が 2017 年から治療が行われ，当初は MRI とコバルト照射装置を一体化した製品であった．現在，国内で販売している MR-IGRT 装置は Viewray 社 MRIdian Linacと Elekta 社 Unity が存在している．それぞれの装置の構成は，MRIdian Linac は 0.35 T の超電導 MRIと 6 MV Flattening Filter Free (FFF) ビームのリニアック，Unity は 1.5 T の超電導 MRI と 7 MV FFF
ビームのリニアックとなっている．国内での設置状況であるが MRIdian Linac は江戸川病院と国立がん研究センター中央病院に，Unity は千葉大学と東北大学，大阪公立大学に設置済みである．
2. MR-IGRT 装置の提供する機能
MR IGRT 装置では主に 3 つの機能が特徴的である．
2.1 MR-IGRT
MR IGRT 装置はリニアック一体型の MRI を用いて，治療計画と位置照合のための MR 画像を提供できる．他のリニアック一体型画像誘導機器では撮影範囲が限られているため主に位置照合のみの利用であるが，MR IGRT 装置では広範囲な画像を取得できるため，その MR 画像
は治療計画の画像としても利用可能である．また治療計画で主に用いられる X 線 CT 画像と比
較して，MR 画像は組織間コントラストの良い画像であるため，治療計画での臓器輪郭描出や画像誘導時の臓器判別が容易となるため，軟組織が密集している腹部や骨盤部の治療で特に有用と考えられる．
2.2 Online Adaptive Radiotherapy
Adaptive Radiotherapy (ART) は治療期間中の腫瘍の縮小や増大，体形の変動へ対応する治療として行われ，一般的な放射線治療装置では治療計画 CT の再撮影と再治療計画が必要となる
ため，ある程度の期間を要する手法である．
一方で MR-IGRT 装置である MRIdian Linac と Unityの両装置ともに，患者が治療寝台に寝た状態で，治療毎の位置照合画像によって治療計画を修正する機能を有する．この機能は Online ART と呼ばれている．Online ART により，従来のART では対応できなかった，日々変動する部分についても対応が可能となった．例えば日々の腸管の位置変動へ対応することで膵臓の定位放射線治療を安全に行うことが可能である．
2.3 Real Time Monitoring
照射中に MR 画像をリアルタイムに取得することで，体内の動きを画像で把握することが可能である．特に MRIdian Linac では任意の領域を画像上で追尾する機能があり，呼吸同期での迎撃照射機能を有する．臓器の生理的動きや体全体の動きについて，体内を断面で監視できるため，腫瘍だけでなく周囲の正常組織も観察可能である．

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3. MRIdian Linac での治療の流れ
当施設に導入されている MRIdian Linac の運用について記載する．
3.1 治療計画シミュレーション
治療装置実機により MR シミュレーションを行う．シーケンスは Steady State Free Precession
による撮像で，腹部領域は主に 25 秒の呼吸停止で撮像している．さらに CT シミュレーション
も線量計算のために実施する．それぞれシミュレーションで得られた MR 画像と CT 画像は治療計画装置で Deformable Image Registration (DIR) により紐づけがされる．MR シミュレーショ
ンか CT シミュレーションのどちらか一方でも治療計画は可能であるが，それぞれ以下のデメ
リットがあるため両方行うべきと考える．まず MR シミュレーションを行わない場合は，治療位置決め時には治療計画 CT 画像と位置照合 MR 画像で合わせこみをすることになるため，画質の違いから操作者の混乱が予想され，照合時間の延長や，照合位置間違いなど予期せぬ問題が発生する恐れがある．一方で CT シミュレーションを行わない場合は，MR 画像上で各臓器に輪郭を作成して，その輪郭へ電子密度を手動で割り当てることとなるため，線量計算への誤差が大きくなる．
3.2 治療計画
専用の治療計画装置により Online ART を意識した計画を行う．輪郭作成の際には PTV マー
ジンや PRV マージン，輪郭同士の加算減算などをルール化して保存する機能により，Online
ART 時にも即時に同じマージンを付与することが可能となる．IMRT 最適化パラメータは治療計画時だけでなく Online ART 時も基本的に同じパラメータを使用するため，なるべくシンプ
ルな設定にすることを心掛けている．また治療計画時には影響のない位置の臓器についてもOnline ART 時には日々の位置変動で影響してくる場合があるため，最低限の最適化パラメータを設定しておく必要がある．線量計算にはモンテカルロ法が用いられ，磁場を考慮した線量分布を作成することが可能である．輪郭への線量指標を事前に登録し結果を表示する機能により，Online ART 時にも即時にプランの評価が可能となっている．
3.3 治療前位置照合装置本体の手前に外部レーザーが設置されており，治療寝台上で患者皮膚マーキングとの位置合わせを行う．外部レーザーと照射中心までは既知の移動量にて，自動で寝台を装置内へ送り込み，患者を照射中心へ移動させて位置照合 MR を撮像する．治療計画画像と位置照合画像の位置差は，一般的な画像誘導の手順と同様に画像同士の比較で求め，寝台を 3 軸並進で移動させる．
3.4 Online ART
Online ART の手順を記載する．ただし必ずしも Online ART を行う必要は無く，症例によっては下記手順を踏まずに位置照合の直後に照射を行っている．
3.4.1 輪郭修正
位置照合 MR 画像上で腫瘍や正常組織などの輪郭を修正する．各輪郭は治療計画時の輪郭から位置照合画像へ DIR され，最終的には目視によって修正と確認を行う．輪
郭の修正後には治療計画時に登録したマージンなどのルールを当日の輪郭へ適応させることで，PTV や PRV を毎回同条件で手早く作成可能な仕組みとなっている．
3.4.2

線量評価
位置照合 MR 画像に対して，治療計画時のビームで照射した場合の線量を再計算し，当日の予測線量として表示する．治療計画にて登録した各輪郭への線量指標の結果を一覧表で確認し，線量分布図や Dose Volume Histogram も評価して計画の修正が必要か46

判断する．修正が必要であれば再最適化へ進み，修正が不要であれば照射へ進む．
3.4.3

再最適化
当日の予測線量が許容できない場合には IMRT 計画の再最適化を行う．治療計画時の最適化パラメータを用いて，当日の輪郭に対して計画の修正を行うことで，腫瘍形状の変化やその日の臓器位置の変動へ対応することが可能となる．この機能により日々の変動が大きい腸管が影響する部位である腹部骨盤領域での有効性が期待される．
修正された IMRT 計画は独立計算ソフトウェアにより妥当性を評価する．治療計画との各種パラメータ（輪郭サイズやビーム情報など）の変化を確認し，独立計算の Dose
Difference や Gamma Analysis 結果から判断を行う．

3.5 照射照射時にはシネ MR を撮像し続けて体内を断面で観察しつつ照射が可能である．さらに任意の輪郭を画像上で追尾して特定の領域に入った際のみ照射する機能を有する．主に腫瘍の動きを追尾することで呼吸同期照射や体全体の動きの確認に用いている．
4. Online ART の各職種役割
Online ART は人的コストと時間的コストのかかる治療法であるため，効率的な運用が各施設で模索されている段階である．照射の現場には診療放射線技師だけでなく，医師や治療計画者が立ち合い，協働して治療を行う．以下に当院で取り組んでいる内容を記載する．
4.1 各職種役割
診療放射線技師はポジショニング，MR 撮像と位置照合，正常組織の輪郭修正，当日予測線
量と再最適化計画線量の線量指標確認，再最適化計画の独立検証等 QA，照射と照射中の監視を行う．
医師は標的の輪郭修正と正常組織の輪郭確認，当日予測線量と再最適化計画線量の線量指標の評価を行う．
治療計画者である医学物理士は再最適化計画の線量指標の評価と独立検証等 QA を行う．
これら各職種の役割と目安となる所要時間を表 1 へ示す．
表 1 Online ART の各職種役割

4.2 診療放射線技師の業務変化
汎用的なリニアックにおける放射線治療での診療放射線技師の業務に対して MR-IGRT 装置
では業務内容に変化が生じている．
まず変更となる部分は 2 点挙げられ，画像誘導での位置照合が MR 画像ベースとなる点と，

47

照射中の監視業務が体内画像となる点である．MR 画像ベースとなることで軟組織部分の判別が容易になるメリットがあるが，磁性体吸着や熱傷への注意，MR 装置の QA が必要となる．
照射中は呼吸同期や体動の監視にシネ MR が利用できるため，体の断面像を観察することで腫瘍位置や正常組織位置まで確認しつつより安全な照射が行える．一方で判断する情報が増える
ため，事前に治療計画のコンセプトを共有し，観察すべき部位を判断する必要がある．
続いて追加となる部分は，MR シミュレーション，治療時の輪郭修正，治療時の再最適化計
画への対応の 3 点が挙げられる．MR シミュレーションでは治療計画用の画像取得とシネ MR
による照射中監視の可否判断を行う．CT シミュレーションも行うため業務の増加となる．治療時の輪郭修正は腫瘍周囲の正常組織の輪郭を当日 MR に対して修正する業務であり，MR 画
像は軟組織の判別がつきやすいので多少の訓練で可能と考えられが，MR 撮像シーケンス毎の表示特性を把握し，各種アーチファクトの可能性を考慮しなければならない．この点は高磁場の MR 装置ほど注意が必要である．治療時の再最適化計画への対応として，線量評価が必要となる．患者が治療寝台に寝た状態で実施するので，迅速かつ正確に判断するために，事前に登録しておく線量指標表を用いて判断するシステムとなっている．
4.3 タスクシフト的要素
MR-IGRT の運用において，医師からのタスクシフト的要素として臓器輪郭作成と治療計画
線量の評価が挙げられる．そのために診療放射線技師に求められることは，解剖の知識と治療計画の知識の向上である．当施設で Online ART へ携わる技師は，事前に治療計画での輪郭作成の補助業務にてトレーニングを行い，医師よりフィードバックを受けて訓練している．また治療計画コンセプトや患者情報の共有については，各項目をテンプレート化して引継ぐ仕組みを導入している．
5. まとめMR-IGRT には MR 画像の良好なコントラストによる位置照合や治療計画時の輪郭作成への利点がある．また照射中には体の断面を観察することができ，腫瘍だけでなく正常組織の観察も可能である．さらにこれら機能を利用して Online ART が可能となっている．Online ART により患者個別に毎回の治療で最適な治療を提供できる．一方で診療放射線技師はこれまで以上に解剖の知識や耐容線量など線量評価，治療計画の知識が求められる．

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第 84 回放射線治療部会（横浜） シンポジウム「IGRT を取り巻く新たな潮流（JSRT-JART コラボ企画）」

SGRT の臨床
金沢大学附属病院

上田 伸一

今回は IGRT を取り巻く新たな潮流というテーマのうち SGRT の臨床について，講演で用いたスラ
イドを用いて解説していきます．
まずSGRT という略号はSurface Image Guided Radiation Therapy体表面画像誘導放射線治療のことを指すのは周知されてきているものと思います．体表面画像の取得方式はレーザー光スキャン方式や
CCD カメラ画像によるもの，近年ではサーモグラフィーを利用したものも登場してきたようです．
左スライドに示すのが現在国内で目にする代表的なシステム例です．今回は当院で使用中の CCD カメラを使用したシステム
での臨床的な事例を用いて解説させていた
だきます．
SGRT システムは体表面画像を利用したセットアップだけではなく，治療中の患者位置管理，呼吸波形管理等への応用を行う
ことができるシステムであり，体表面画像が臨床において活用されている様々な状況
が今回の講演で皆様に伝われば幸いです．
Surface Guided Radiation Therapy の頭文字から「G」の略号となってはいるが「Guide」だけのシステムではなく「Guard」「Gate」の機能も非常に有用なシステムであるということです．
今回の講演は IGRT の新しい潮流としての SGRT の紹介だけではなく，今後進められていく IGRTの一次照合における診療放射線技師へのタスクシフトについて，SGRT の観点から考えるという合同企画としてのサブテーマもありますので「Guide」については最後に述べていきます．
まずは「Gate」についてです．
スライドにも示す通り呼吸同期や呼吸停止照射のために呼吸状態を目視化するとともに，Trigger を出力したりすることが可能です．
左の波形は呼吸停止による治療中の波形を拡大したものです．

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当院のシステムでは，ポジショニング完了後 Guard と Gate のモードに移行します． 講演では肺定位照射のノンコプラナー症例の動画で様子を見ながら説明していきましたが，患者の看視はノンコプラナーでの寝台回転に関してDICOM plan での連携から位置ずれが起きたとの誤認識もなく回転における患者の位置ずれや呼吸波形の取得状況も変化なく継続できる様子を見て頂きました．
SGRT システムの Gate 機能の特徴は
左スライドに上げたとおりに，・専用のデバイスセッティングや配線
及びカメラ等の準備は不要
・ポジショニングから位置の管理と呼吸波形の取得がソフトウェア上でシー
ムレスに行える・毎回の治療における呼吸波形の取得
位置が変動しない・波形取得用デバイスが照射野と干渉しない
・ノンコプラナー照射における呼吸波
形の安定取得・波形の大きさが実移動距離で表示
等が考えられます．DIBH（深吸気呼吸停止による乳房照射）などにおける安全な治療を遂行するためにも非常に有益ではないでしょうか．
次は「Guard」機能です．
当院での SGRT システム導入の一番の目的は Guard 機能の活用でした．導入後半年余りの間に経験した Guard の事例について順次提示していきます．当院の業務マニュアル上で「かんし」については「看視」とする決まりになっていますので看視と表現しています．

照射終了後治療室に入り患者に投影されたレーザー光に目をやり，ずれた状態を目にすることも少なくないでしょう．1 mm や 2 mm ならば気にならないのかもしれませんが，ずれ方が 5 mm１cmとなると気になりますよね．SGRT システムの Guard 機能がこの心配から解き放ってくれます！

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まずは乳房照射の症例での看視事例です．
スライドの症例は緊張しやすい患者の例です．位置
合わせ中は緊張により力んだ状態でセットアップに身を任せています．しかし完了して技師が患者サイドから離れると脱力により動き（沈み込み）が発生します．乳房照射では X 線を使用した IGRT を適応して位置補正する頻度は少ないと思いますので，この動きはそのまま治療時の照射野とのずれにつながります．
PTV マージンとの関係になりますが正確な照射を実現するためには無視できない動きとなります．特に脱力による動きは背中側・足側方向への成分が主体となりますので，肺野側の照射野マージンとの関係
における注意が必要です．当院の SGRT システムでは看視モードでこのような動きを検知した場合ポジショニングモードに切り替え遠隔操作で元の位置に移動させることも可能です．但し，このような緊張しやすい患者様ではここで補正を加えることにより次回以降の治療における治療中の安定性の低下や患者へのポジショニングという過程に関するストレス増加につながる恐れもありますので，移動量がマージンの範囲内で投与線量が担保できる場合はあえて補正しないという判断も必要です．実際この症例においては，最初に動いた状態からの更なる動きが発生しにくい患者であることを踏まえて，セットアップ直後の動きに関する補正は規定値以内の場合は行わない方針で毎回の治療を実施しました．このような患者個々の対応については治療室全体での情報共有が必須で定期的なカンファレ
ンス等を通じてその対応を統一させることに留意してください．
先の様な症例は少数派で一般的には左スライドのよ
うにじわじわとした動きを示します．このような症例
では動きの方向と傾向を確認し毎回のセットアップ
で治療開始時での「0」の状態に合わせこまないという判断も可能です．毎回の治療で瞬間的な「0」を目指すのではなく治療中・治療期間中の平均的位置での「0」を目指す新しいセットアップ技術と言えるかもしれません．まさに SGRT ならではの新しい潮流と言えるでしょう．当然このような対応をする場合にも施設としての対応を統一しておくことが重要です．
後半の「Guide」の項でも触れますがこのような患者個別の対応，セットアップの初期位置，動きの許容値などについては当然ながら施設基準で定めておく，カンファレンスを通じて対応の施設内意
思統一を行う必要があります．その場しのぎの対応ではなくあくまでも施設の標準的な対応という方向性を確立していきましょう．当然ながらセットアップ精度と合わせて最適なプランニングマージンの検討作業も必要でしょう．
次に提示するのは画像照合に関する事例です．

51

「IGRT で補正するから大丈夫」「リニアックグラフィーで確認したから大丈夫」本当ですか？
特に CBCT 撮影から画像確認・照合結果の確認・寝台補正までの時間，リニアックグラフィー撮影か
ら画像確認等の照合過程にはどの程度時間を要していますか？患者の看視カメラからも目が離れませんか．
左のスライドのような患者であれば CBCT 撮影画
像の精度も担保できますし，撮影から補正実施までの位置精度が担保されるので良い IGRT 治療へとつながります．

しかし左スライドに示すのはリニアックグラフィ
ーでの撮影から確認までの看視事例です．
スライド内下段の症例では撮影開始までに時間 4 分
程度ロスしています．2 方向目の撮影を終えたころか
ら若干の動きが目立ち始めて治療前に当院での設定
値を超える動きが検知されました．従来の看視カメラ
での確認でこの動きは検知できたでしょうか？

また，頸部 IMRT 患者での CBCT 撮影中に患者の咳き込み等により左スライドのような動きが検知された場合を考えてみましょう．SGRT の検知状況では左肩の部分に動きがみられました．IGRT 画像での評価
は頸部アイソセンターでの評価になります．頸部のずれは評価し補正できますが肩の部分がずれたことの評価はどうでしょう．CBCT 評価範囲から外れる場合も想定されますしこの部分のずれによる投与線量の担保はどうでしょうか．VMAT での線量投与でこの位置ずれがどのように影響するかは画一的な判断は難しいでしょうが，このように SGRT システムでの Guard 機能が IGRT 治療の精度を担保し，操作者の補助となり間断なく患者看視を行い，より安心して治療を実施することが可能となるのです．なお可能であれば肩の位置ずれが投与線量に及ぼす影響について何らかのシミュレーションが行えている方が望ましいことは言うまでもありません．
次は Open Shell を使用した症例です．従来シェルを使用した治療においては装着時のずれや IGRT
画像取得前に起きた動きであれば検知し補正ができました．しかしながら，治療中の動きに関しては頻回に撮影し評価を行うような STI 等の症例以外では，マージン付与で対応を行うのが一般的でしょう．しかし治療期間の後半においてはシェルに隙間が感じられることがありませんか？脱毛や食欲減52

退による痩せの影響でシェルの緩みを感じながら治療を進めていくことも多いでしょう．シェルを再作成し治療計画を変更するという対応をすべての症例で実現するのはなかなか大変です．近年はCBCT 画像で検知される体形や標的体積の変化に対応すべく ART（Adaptive Radiotherapy）の意識浸透で治療計画変更時期の最適化が図られる事例は増えてきています．しかしシェルを再作成しない場
合もある程度あるでしょうし，その場合は治療中の患者の動きの抑制力は低下したままです．認知状態が芳しくない患者における治療中の動きに関しては推定される動き量から算出したマージンを適用するという対応しかありませんでした．
左スライドは脳腫瘍患者に対する Open Shell 使用症例での看視事例です．
1 門目が終了した際に動きを検知しました．マイクからの声掛けで正しい位置に戻ったことが確認できたのでそのまま治療を継続しています．従来のシェルでは検知できない動きです．Open
Shell だから動いてしまったのかもしれませんが，皆さんは従来シェルでの治療実施時に患者の動きが発生していることが想定されるという経験はありませんか？
見ないことにしてきただけではありませんか？
当院ではこのように Open Shell 使用での安心感を享受しながら治療を行っています．当然ながら動きが検知されてしまうことで順調に治療を進めることができない症例も存在します．Open Shell 使用の適否は初診時の診察や治療計画 CT 撮影前に判断し決定しますが，Open Shell 看視下では治療遂行が難しく従来シェルを再作成し治療計画をやり直す症例も少数ですが存在します．そのほとんどは治療計画時より患者状態が悪化した場合です．
Gate 機能の説明と重複しますが，呼吸管理下の肺や肝臓の定位照射で波形の変化に戸惑った経験はありま
せんか？
SGRT システムの呼吸波形取得はソフトウェア上に設定されたポイントでの管理になりますので，カウチの回転に伴う波形の変化や消失は無く安定的に治療が進行できます．また DICOM RT plan との連動ですのでカウチの回転は体動と誤認識されることもなく患者位置の継続的な看視も行えます．
Internal Margin を大きめに設定する照射の事例です．

53

スライドの症例は精巣照射の事例ですが，同一患者でも日々の動きの看視結果はランダムで系統的な動きではありません．このような事例では治療開始前に必ず付与された Internal Margin の大きさを確認しておく必要があります．想定以上の動きがみられる場合は必ず責任医師に連絡し当日の治療継続に関する判断を仰ぐ必要があります．さらには，次回以降の治療に対する ART や補正の方針変更等を含めた判断や対応も必要でしょう．このような事例は SGRT システムならではの看視の効果と言えるので，SGRT システムならではの新しい潮流と言えるでしょう．体幹部に施されたマーキングとレーザー，看視用カメラでは動きがみられない場合も多いと思いますので，患者への線量投与を担保するために有益なシステムと言えるのではないでしょうか．
同様に SGRT システムならでは看視事例として
頸部 IMRT 実施時の喉頭隆起の位置ずれに注意しながら当院では照射を行っています．

従来の看視カメラシステムでも見つけることができる事例です．1 門目照射後に腕をおろしてしまいました．これまでの対応は治療を中断し室内に．その後腕を上げてもらい，室内に入りレーザーとマーキングのずれを確認して，ずれていれば再セットアップもしくは再 IGRT 後に治療継続となっていたのではないでしょうか．声掛けで腕を上げてもらって位置ずれがないことが操作室から確認できるのでそのまま治療を継続できた事
例です．治療時間の損失を最小限に抑えることができました．
Guard 事例の最後に SGRT システムならではの症例を紹介します．当院では導入後まもなくこのような事例に巡り合うことができ SGRT システムの Guard 機能の効果について感心した事例です．
1 門目照射後から徐々に動きが検出されていました．当時の旧 Linac に導入した SGRT システムだ
ったので自動停止機能がありませんでしたが，2 門目照射後に患者に「何かありましたか？」と問いかけると「咳が出そうだった」とのことでした．
咳をしてもらいずれた分を再補正，その後の治療を継続できました．カメラとマイクを使用した従来看視システムでは咳が出てしまった場合しか検知できないのではないでしょうか．咳をしてはいけないと思い我慢する患者の力みからくる動きなど検知できるすべはありませんでしたが，乳房照射ではそのまま照射精度の低下につながることは皆様にも理解できるでしょう．また治療中に咳が出ても大丈夫と患者様にお知らせすることでよりリラックスして治療を受けて頂くことも可能になります．

54

以上いくつかの Guard 事例を紹介してきましたが，講演ではこのスライドをまとめとして提示しました．

最後に Guide 機能についてです．

部会の講演では動画を参照いただきながら説明しましたが, 従来のセットアップの様子とは異なっていることがわかります．患者の両側で患者の皮膚マークとレーザー光を合わせるという限定的な 二次元情報かつ技師の主観的な図形合わせから，システムの数的評価を確認しつつモニター上の患者アバターを広範囲にわたり理想的な体形に合わせこむ三次元的で客観的な新しい潮流としてのセットップ進行状況が伺えます．
セットアップを行う2人が共通の画像を用いて治療計画の状態に患者の姿勢を整えていく，このようなセットアップの進め方を「ととのう」状態の探求と表現してみました．治療の現場でセットアップが進んでいく際の画像の一致具合の変化を眺めているとまさにそのような感覚にとらわれます．

55

「ととのう」状態を求めていく SGRT システムでのセットアップから照射における一連の過程について医師からのタスクシフト/シェアを受けて放射線技師が担っていくことについて，「医政発 0930 第 16 号（令和 3 年 9 月 30 日）」内の「IGRT における画像の一次照合等」の項目を令和 6 年 4 月に実現するために準備するべき事項を踏まえて何が必要なのかを考えてみましょう．
基本的には SGRT だからといって特別に構える
必要事項は少なく IGRT におけるタスクシフト／
シェアに対する準備と共通で行っていけばよいと思います．その中に SGRT 独自の項目を追加整備するのが効率的な進め方と思いますので SGRT
環境で準備すべき項目を中心に考えてみます．
医政発 0930 第 16 号の一部抜粋したものを示します．
まずは，連絡体制と記録管理です．
すでに，X 線 IGRT 等についての連絡体制構築を整備しているのではないかと思います．記録・管理についても X 線 IGRT に準じた方法をとるのが現実的でしょう．
教育・研修・実技研修に関しては実際のワークフ
ローに沿った実用的なものを作成しましょう．ソフトウェアのマニュアルに沿っただけの教育や研修では現場での実用的な対応力は養えないと思います．
・SGRT 装置のセットアップが診療報酬対象の部
位なのかどうか？
・皮膚マーク＆レーザーの位置合わせに代わるセットアップ装置としての運用においてはその後に IGRT が施行されるのかどうか？
等も関係してくるでしょう．
・治療部位や患者の状態に応じた対応ができる！
等を網羅して項目を定めた教育プログラムの作成を目指しましょう．特に注意が必要なのは治療中の動きに対する対応です．定位照射のように途中の位置確認を行うような治療を行っている施設においては，その方法に準じた運用になるでし56

ょうか．その場合は治療部位や患者個別に付加されたマージンを理解していないと最適な対応ができませんので症例ごとの理解を深めて臨床に臨みます．

タスクシフトに対応した施設の取り組みは，SGRT に限らず IGRT を含めて総合的に進めていくことが重要で，実用的な運用が可能あり，長く使っていける施設基準やマニュアルをまとめて作り上げることが重要です．
参考までに当院で SGRT 開始後，乳房照射 20 症例における精度をまとめたものを提示します．
あくまでも当院の運用基準で算出した値ですので皆様の施設でそのまま適用することが無いようにお願いします．

欧米人と日本人の体形に由来する差異が無いかの比較と，皮膚マークセットアップについて CBCT
導入時に当院で調査したセットアップエラーの参考値について次に提示します．

57

当院ではこのような調査結果を踏まえて，SGRTの本格的導入と皮膚マークレスとして運用を開始し，現在まで 3 年以上運用を行っています．新たな潮流としての IGRT を実践しているのです．
SGRT システムは患者セットアップという過程を．長く続いた皮膚マーク＆レーザーを使用した環境から大きく変遷させる Breakthrough System と言えるのではないでしょうか．
84 回治療部会の講演をもとにまとめた資料になります，SGRT 導入を考える皆様の参考になれば幸いです．ありがとうございました．

58

寄稿

治療技術事始め日本における高エネルギー吸収線量計測法の変遷と今後の展望
名古屋大学大学院 小口 宏

はじめに
放射線治療における世界のドジメトリチェインは 2000 年を前後して air-kerma から dose にシ
フトし，American Association of Physicists in Medicine (AAPM)は 1999 年に TG-51 1) を，International Atomic Energy Agency (IAEA)は 2000 年に TRS-398 2) を発表した．これに歩調を合わせて
日本医学物理学会（Japan Society of Medical Physics; JSMP）測定委員会では，外部放射線治療における吸収線量測定法の大幅な改訂を行い，新たに「外部放射線治療における吸収線量の標準測定法（標準測定法 01）」3) を 2002 年に発刊した．しかし，当時の日本はまだ水吸収線量の国家標準が整備されていなかったため，水中での相互校正による水吸収線量校正定数 N D,w の値付けができず，コバルト校正定数 N c に校正定数比 k D,X を乗じた計算による水吸収線量校正定数N D,w が用いられた.
その後，国内の水吸収線量の国家標準の整備が進み，2011 年にグラファイトカロリメータが特定標準器として指定され，国内での水吸収線量のトレーサビリティの基礎が確立した．このような体制に対応して JSMP 計測委員会では標準測定法 01 から新たな吸収線量測定プロトコル「外部放射線治療における水吸収線量の標準計測法（標準計測法 12）」4) を策定し，2012 年 9 月 10 日に発行した．
「治療技術事始め」では，吸収線量測定プロトコルの変遷を 1971 年から現在までたどり，それぞれのプロトコルの概要をまとめた．なお，当時使用されていた用語をそのまま用いているため，
現在の用語と意味や使われ方が異なっている場合があることを念頭においていただきたい.また，
本稿は日本放射線技術学会誌第 68 巻６号と７号に連載された基礎講座「放射線治療技術 -Basic
Strategy-」企画の「外部放射線治療における吸収線量評価の変遷」を一部加筆改訂した文章である．
1.第１期（X 線）
1970 年（昭和 45 年）当時の高エネルギー放射線治療装置は約 400 台（加速器は 80 台ほど）が稼働していたが，線量計を所有している施設は 3 割程度しかない状況であった．また線量計の校正システムが未整備であり線量計測は各病院が独自の評価で行っていたため， 60Coγ線による感度比較では約 10％（最大 30％）のバラツキがあった．このような状況を受けて高エネルギーX 線測定法を規格化するための実用的方法を確立するため，日本医学放射線学会物理部会では「高エネルギー放射線標準測定検討会」を設け，International Commission on Radiation Units &Measurements(ICRU)の Report 14(1969 年) 5) を参考にして，国内初の吸収線量測定プロトコル「放射線治療における 60 Co ガンマ線および高エネルギーX 線の吸収線量の標準測定法」（Table 1）を59

策定し，1971 年（昭和 46 年）に日本医学放射線学会雑誌 6,7）に掲載し，翌 1972 年（昭和 47 年）に成書 8) (Fig.1)として発刊した．また，電子線に関しては２年後の 1974 年に「放射線治療における高エネルギー電子線の吸収線量の標準測定法」 9) を刊行した．
Table 1 日本国内の吸収線量測定法の変遷
発行年
第１期

プロトコルタイトル

海外の報告

1972

放射線治療における60Coγ線および高エネル ICRU-14(1969), ICRU-21(1972)
ギーX線の吸収線量の標準測定法

1974

放射線治療における高エネルギー電子線の吸 ICRU-21(1972), NACP(1972)
収線量の標準測定法

第２期

1986

放射線治療における高エネルギーX線および電子線の吸収線量の標準測定法

第3期

2002

外部放射線治療における吸収線量の標準測定 IAEA TRS-277(1997),
法(標準測定法01)
AAPM TG-51(1998),
IAEA TRS-398(2000)

第４期

2012

外部放射線治療における水吸収線量標準計測法(標準計測法12)

ICRU-35, AAPM TG-21(1983)

Table 2 60Coγ 線と高エネルギーX 線の校正点（深）と基準点（深）（文献 6 から引用）(a)校正点（深）
線質, λ
60

水中の深さ

Co

5 cm

2 MV-10 MV
11 MV-25 MV
26 MV-35 MV

5 cm
7 cm
10 cm

(b)基準点 （深）Fig. 1 歴代の吸収線量測定法の書籍

線質, λ
60

60

左から「放射線治療における Coγ 線および高エネルギーX 線の吸収線量の標準測定法」（1972）8），「放射線治療における高エネルギー電子線の吸収「放射線治療におけ線量の標準測定法」（1974）9），る高エネルギーX 線および電子線の吸収線量の標「外部放射線治療における吸準測定法」(1986）12），
収線量の標準測定法（標準測定法 01）」（2002）3）,「外部放射線治療における吸収線量の標準計測法

水中の深さ

Co

0.5 cm

4 MV
6 MV
8 MV
10 MV
15 MV

1.0 cm
1.5 cm
2.0 cm
2.5 cm
3.0 cm

20 MV
30 MV

4.0 cm
5.0 cm*ピーク深が判明しているときには、基準深はピーク深にとる（標準測定法 12）」（2012）

60

1-1. プロトコル概要
測定器の感度補正（校正）は 60 Coγ線を用いた照射線量（レントゲン）で行い，電子技術総合研究所（旧電気試験所，現国立研究開発法人産業技術総合研究所）または各地区センタにおいて準標準線量計（JAPM Sub-Standard Dosimeter Mod.1）と相互比較してコバルト校正定数 N 0 を求めるプロトコルであった.吸収線量の評価は SSD（線源表面間距離）を一定にする場合と STD（線源病巣間距離）を一定にする場合の２方法が示されており，テレコバルト照射装置が臨床現場で主力治療機器であったことを伺わせる.なお， 60 Coγ線では水中の吸収線量 D r と共に空中照射線

Xair の測定法も記載されている.
媒質は水と規定されているが，測定を敏速に行うために 20×20×20 cm 3 以上の大きさの MixDP
製の固体ファントムの利用が推奨されている.なお，固体ファントムの利用に際し，フルエンスス
ケーリング係数や深さスケーリング係数などの補正は行われていない．
リファレンス電離箱の規定は内径 0.6 cm 以下，長さ 3 cm 以下としただけで，かなり幅を持っており，感度確認のためチェッキング線源を付属するよう定めている．当時の出力線量測定は線量最大深で行われていたが，吸収線量の測定はエネルギーレンジごとに決められた校正点(深)（Table 2a）で行い，基準点（深）（Table 2b）の吸収線量を計算する方法が採用された．電離箱の幾何学的中心と測定の実効中心との変位補正は考慮されておらず，電離箱の設置は幾何学中心で行われていた．
1-2. 校正点の吸収線量 D c ( A )の測定（STD 一定の場合）
STD 一定の場合の 2 MV〜35 MV X 線の校正点吸収線量 D c ( A )を次式に示す．
𝐷 𝐴

𝐶

𝑁

𝑘

𝑅

(1)

ここで A は校正点での照射野サイズ，C λ はレントゲンからラドに変換するラド変換係数，N 0 はコ
バルト校正定数，k 1 は大気補正係数，R はリファレンス線量計の読み値である. 当時はまだ SI 単
位系ではなかった．
ラド変換係数 C λ は標準測定法 01 の校正定数比 k D,X に相当するが，Table 3 に示すように電離箱の構造は一切考慮されず，どのような電離箱であってもエネルギーレンジだけで決定され有効桁数は小Table 3 校 正 深 に お け る γ 線 X 線 のラ ド 変 換 係 数 C λ （ 文 献 6）

数点以下 2 桁となっている．
線質, λ

大気補正係数は次式で計算する．

60(2)
大気の基準条件は気温（水中での測定では水温）T0 =22 ℃，気圧 P 0 =760 mmHg とされ，現在より有効桁数が少ない.付録には気温と気圧の組み合わせで示した大気補正係数表が掲載されている．
イオン再結合損失に対する補正は Boag 8) の理論式による方法が示されているが，２点電圧法の記載はない．なお，補正の有無の判断はユーザに任されていたC λ（ラド/レントゲン）

Co

0.95

2 MV
4 MV
6 MV
8 MV
10 MV
12 MV
14 MV
16 MV
18 MV
20 MV
25 MV
30 MV
35 MV

0.95
0.94
0.94
0.93
0.93
0.92
0.92
0.91
0.91
0.90
0.90
0.89
0.88

61

ようである．これは当時の加速器はパルスあたりの線量が低く，イオン再結合損失がそれほど大きくなかったことと，電位計がアナログ式で印加電圧の設定が難しかったためであろう．
X 線のエネルギー評価方法の一元的な規定はなく，加速器の性能，施設の設備，必要とする精度などに応じて適切な方法を選ぶとされている.具体的にはピーク深を指標とする方法，水中の10 cm 深と 20 cm 深の深部量百分率から求める方法が示され，いずれもグラフから MVを読み取っていた．
1-3.

基準点の吸収線量 D r ( A )の計算（STD 一定の場合）

校正点の吸収線量 D c ( A )から基準点の吸収線量 D r ( A )を求める．

(3)
ここで TPR c ( A )は照射野 A のとき線質λの X 線に対する校正点での組織/ピーク線量比である．
当時の TPR は Tissue Peak Ratio の略であり，現在での組織最大線量比（Tissue Maximum Ratio：

TMR ）と同義である．なお，現在 TPR は組織ファントム線量比（Tissue Phantom Ratio）のシンボ
ルとして用いられている．
2.第 1 期（電子線）
電子線の吸収線量の標準測定法は X 線標準測定法の発刊に遅れ，2 年後の 1974 年（昭和 49 年）に発刊 7) （Fig １）された．直線加速器以外にベータートロンが多くの施設で使われていた時代である．吸収線量（Rad）の測定を実施している施設がある一方で，光子にしか適用されない照射
線量 R 単位で電子線の線量を表記している施設も多くあったようである．
X 線のプロトコルではコバルト校正定数は N 0 と表記されていたが，ICRU

Report21 10) に準拠して本プロトコルから N c と変更された．
2-1.

プロトコルの概要

電子線のリファレンス線量計は電離箱線量計（シャロー形（平行平板形）も含む）と共にフリッケ線量計が指定されている．また，深部吸収線量測定には電離箱線量計，フリッケ線量計，熱ルミネッセンス線量計, 蛍光ガラス線量計，写真フィルムなどが用いられ，それぞれの特徴と補正方法がまとめられている．
媒質は水が基本であるが，MixDP やポリスチレン，アクリル樹脂などが認められ，電子密度と水等価深を求めるための実効深係数（Table 4）が用意されている．これは深さスケーリング係数に相当すると考えられる．水と固体ファントムとの電子フルエンス変化の考慮はされていない．
ファントムサイズは 25×25×20 cm 3 以上で，深さ方向の位置読み取り精度は 1 mm 以内としている．
電子線エネルギーはファントム表面での最頻入射エネルギー(E p)0 で規定され，加速エネルギーE a または実用飛程 R p より求めている．これは，ファントムへ入射する電子線のうち，大部分の電子線のエネルギーは(E p)0 付近に分布するため，電子線エネルギーを単一の値で代表させるのに最適と考えられた．

62

(4)
校正深（Table 5）は電子線の加速エネルギーに応じて決められ，電離箱線量計の設置は実効中心としている．指頭形（半径: r ）では，その幾何学中心より 2/3 r 線源寄りに移動した位置を測定の実効中心とする半径変位法が用いられ，シャロー形電離箱は気体容積の前壁を実効中心とする前壁変位法が用いられている．ただし，半径変位法や前壁変位法という用語は用いられていない．
指頭形電離箱に対しては電子線の擾乱に対する電子線擾乱補正 p w,g が考慮され，空洞半径毎に平均エネルギーとの関係が与えられている．
Table 4 固体ファントムの実効深係数（文献 9 から引用）

Table 5 校正深における電子線のラド
変換係数 C E （文献 9 から引用）

物質

質量密度

電子密度

実効深係数

水

1.00

1.00

1.00

MixDP

1.00

-

1.01

ポリスチレン

1.04

1.01

0.99

アクリル樹脂

1.18

1.15

1.13

2-2.

校正点の吸収線量 D c ( A 0 )の測定

メーターの読み値 M が測定されると，表面の照射野 A 0 に対する校正点吸収線量 D c ( A 0)は次式で与
えられる．
𝐷 𝐴

𝐶

𝑁

𝑘

𝑅

(5)

C E はラド変換係数， N c はコバルト校正定数， k 1 は大気補正係数， M はリファレンス線量計の読み値である .こ れ 以 外 に 必 要 な 補 正 係 数 と し て 電 離 イ オ ン の再結合，極性効果，後方散乱，ステムおよびケーブルの漏電効果，電子線場の擾乱，実効中心がある．
電子線のラド変換係数（ C E ）は標準測定法 01 では
校正定数比（ k D,X ）に相当するが，Table 5 に示すように電離箱の構造（円筒形，シャロー形，サイズ，材質）は一切考慮されず，どのような電離箱であってもエネルギーだけで決定されていた. 同一タイプの電離箱 8 本で同じエネルギーを評価したところ相対レ
スポンス比で 1.5％程度の違いであり，また市販されている各種電離箱を同一のエネルギーで評価したところ，相対レスポンス比で±3％程度で一致している

電子線の入射エネルギー(MeV)(Rad R )

5
6
7
8
9
10
10
11
12
13
14
15
16
17
18
19
20
20
21
22
23
24
25
26
27
28
29
30
31
32
33
34
35

0.922
0.913
0.904
0.895
0.886
0.877
0.885
0.877
0.87
0.863
0.856
0.851
0.846
0.841
0.837
0.833
0.83
0.835
0.832
0.828
0.825
0.822
0.819
0.816
0.813
0.811
0.808
0.806
0.804
0.801
0.799
0.797
0.795

CE
-1

校正深
（cm）

1.0

1.5

2.0

としたデータが示され，電離箱線量計のレスポンスはその電離箱の構造や大きさ，電子線エネル
ギーに大きく依存しないという前提に基づいている．現在からすると，誤差（当時，「不確かさ」

63

の概念はなかった）は大変おおらかに考えられていた．擾乱補正を行わなくても±3 %の誤差は許容できる範囲としたが，電離箱の大きさが内径 6 mm 以下，長さ 30 mm 以下で，かつ電離箱やステム部に高原子番号物質を用いないものを推奨している．
このプロトコルではイオン再結合の補正は Boag 8) の式以外に 1/２電圧法が示された．しかし，現在用いられている２点電圧法とは異なり，読み値の変化率 x が 0.05 以下であれば収集効率 f は次式で求まるとしている.

(6)

ここで電極電圧が V の時の読み値を M 1 ，1/2V の時の読み値を M 2 とした． x が 0.05 以上の場合，集電極電圧 V を増加して x を 0.05 以内に収めるとしている．印加電圧可変の電位計が普及していなかった時代である．
極性効果は内径 6 mm 程度の指頭形電離箱では問題とならないが，平行平板形電離箱では集電
極の電圧を正および負に切り替えて測定し，その平均値を求めるとした．
2-3. 基準点の吸収線量 D r ( A 0 )の計算
校正点の吸収線量 D c ( A 0)から基準点の吸収線量 D r ( A 0)を求めるために，校正深の深部量百分率から計算する．

D(7)

ここで PDD c ( A 0 )は表面の照射野が A 0 のときの校正点深部量百分率である．
2-4. 電子線のラド変換係数 C E
電離箱線量計を用いて媒質の任意の点の吸収線量を求める式は次式で示されている．
𝐷

𝐶

𝑁

𝐾 𝑀

（8）

K は線量計の測定値に対する総合補正係数で，大気補正係数 k 1 ，イオン再結合損失に対する補正
1/ f ，電子線場擾乱係数 p m,g ，極性効果，ステム効果が含まれる．電子線場の擾乱補正は深さごとに評価することとなっている．
電子線のラド変換係数 C E は次式で与えられる．

(9)

S m,g は媒質と空洞気体の電子に対する質量衝突阻止能の比である． W / e は 1 イオン対を生ずるに要する平均エネルギーで，空気では 33.73 eV per ion pair(=33.73 J / C )または 0.869 rad
R -1 である．αは N c を得るための校正のとき電離箱壁によるγ線の減弱である（α=0.985）.

64

W / e は ICRU Report21 10) による値であり，標準計測法 12 で用いられている 33.97 J/C(ICRU

Report37 11) )とは異なっている．

S m,g は単一エネルギー電子に対する質量衝突阻止能比で，ICRU Report21 10) の Berger らの値が用いられている．
αは標準計測法 01 で電離箱材質の吸収散乱の補正 k att と電離箱とビルドアップキャップの空
気不等価性 k m の補正係数に相当する．
電子線の校正深における C E は水中のラド変換係数(rad R -1)として与えられている (Table 5)．
また各深さのラド変換係数(C E ) d は ICRU Report21 の値が与えられている(Table 6)．
Table 6 水中のラド変換係数 C E の値（rad R － 1 ）（文献 9 から引用）

電子線の入射エネルギー
(MeV)

水中の深さ
（cm）
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
13
14
15
16
17

5
0.922

10
0.877
0.893
0.915
0.947
0.963

15
0.843
0.853
0.871
0.886
0.901
0.933
0.965

20
0.823
0.832
0.848
0.859
0.871
0.885
0.902
0.941
0.959
0.926

25
0.808
0.819
0.830
0.840
0.847
0.856
0.867
0.882
0.898
0.917
0.946
0.939

30
0.795
0.806
0.816
0.824
0.831
0.839
0.846
0.854
0.865
0.878
0.890
0.906
0.926
0.959
0.933

35
0.784
0.795
0.804
0.812
0.819
0.825
0.832
0.839
0.847
0.856
0.866
0.879
0.890
0.907
0.924
0.954
0.929

2-5. 深部吸収線量曲線
電離箱線量計の読み値 M は電離量であり，これに測定深( d ）におけるラド変換係数 C E を乗ずると深さ d における吸収線量が得られる．

(10)

C E および M の添字 r および d はそれぞれ基準深，および深さ d を示す．各深さのラド変換係数( C E) d は使用する電子線の最頻入射エネルギーを用いて Table 6 から内挿法で求める．電子線の最頻入射エネルギーの決定は実用飛程 R p から（4）式を用いて計算する.ここで問題となるのは，実65

用飛程 R p は深部量百分率曲線から求めるが，この深部量百分率曲線は各深さの (CE )d が必要となり，それには最頻入射エネルギーがわからなければ Table 6 が使えないことである．このため，実用
飛程 R p は深部量百分率曲線と共に深部電離量百分率曲線から求めてもよいとしている．
3. 第 2 期（標準測定法 86）
第１期の標準測定法の発刊後 12 年が経過し，最新のデータを加味して，訂正・削除・追加を行い 1986 年（昭和 61 年）に改訂版「放射線治療における高エネルギーX 線および電子線の吸収線量の標準測定法」 12) （Fig１）が日本医学放射線学会物理部会から発刊された．このプロ

トコルは標準測定法 86(JARP86)と略称されている．
改訂のポイントは，線量測定の精度と正確性をさらに高くするため，最新の信頼できうる情報や物理データなどを採用し，従来の方法を全面的に見直した．1984 年に ICRU Report35 13) が刊行されたが，これは ICRU Report 21 10) を抜本的に改訂したプロトコルで，高エネルギー電子線測定の理論的背景を述べると共に理論に沿った計算式が採用されている．また AAPM から TG-21 14) が発刊され，標準測定法 86 はこのような世界的な流れに歩調を合わせて改訂された．
まず，レントゲン(R)やラド(rad)などから SI 単
位に統一した記述となった．例えば，コバルト校正
定数は無単位から C kg -1 ，吸収線量は Rad から Gy，

Fig.2 JARP 形電離箱とシャロー形電離箱

距離は cm から m などである．また，X 線と電子線それぞれ別冊であった標準測定法を 1 冊にまとめ，特に吸収線量の計算式は両者とも統一した式が用いられた．さらに，光子および電子線に対するラド変換係数は吸収線量変換係数 C λ ，C E となりその計算式が見直され物理データも最新の値が採用された．
その他には，X 線，電子線共にエネルギー決定方法が変わった．Ｘ線のリファレンス線量計として JARP 形電離箱が指定され，電子線のリファレンス線量計はフリッケ線量計が削除されると共にシャロー形線量計（平行平板形電離箱）が採用された．
時代的背景としては，1973 年に 80 台であった加速器は 1983 年には 299 台と普及してきたが，依然としてテレコバルト照射装置が主力であった時代である．なお，1989 年に改訂版が出版 15) されている．
3- 1. プロトコルの概要
リ ファレンス線量計は JARP 形線量計（Fig.2）が指定された．また，電子線の平均入射エネル
ギー()が 10 MeV 以下の場合には，空気空洞 2 cmφ×2 mm 以下，集電極 1 cmφ以下のシャロー（フラット）形電離箱線量計（Fig.2）が取り入れられた．いずれも国内で作製された電離箱で，統一した規格の線量計を用いることによって電離箱壁材質やサイズの違いによる物理量の不確かさを軽減させている．リファレンス電離箱線量計の校正は，電子技術総合研究所（現国立研究66

開発法人産業技術総合研究所）の一次標準器と相互校正された二次標準器を持つ全国の日本医学放射線学会医療用線量標準センター（Table

11

地区7）においてコバルト校正定数 N c が与えられた．
Table 7 日本医学放射線学会医療用線量標準センター
トムとして MixDP，ポリスチレン，ア （2003 現在）

基準媒質は水とするが，固体ファン

クリル樹脂が加えられ，水に対する理論的補正が初めて導入された．X 線の

センター名

担当機関

担当地域

北海道

北海道大学放射線医学教室

北海道全域

東北北部

岩手医科大学放射線医学教室
アイソトープ研

青森、岩手、秋田求める．AC は水と固体ファントムの入東北南部

福島県立医科大学物理学講座

宮城、福島、山形

射光子スペクトルに対する線源弱係数

北陸新潟大学大学院歯学総合研究科
遺伝子制御講座

新潟、長野、富山

関東

放射線医学総合研究所
放射線科学研究部

栃木、茨城、群馬、
埼玉、山梨、千葉、
神奈川

場合，水等価な固体ファントムの深さ
は線源弱補正係数 AC を水深に乗じて比で，エネルギーレンジに分けて指定されている．水と固体ファントムの散乱線量の相違は散乱補正係数 SC で補正する．SC は組織空中線量比と水に対する固体物質の電子濃度の比によって千葉県がんセンター放射線治療部
東京

癌研究会癌研物理部

中部

愛知県がんセンター放射線治療部

静岡、愛知、岐阜、
三重、石川

関西

京都大学医学部放射線医学教室

福井、滋賀、奈良、
和歌山、京都、大阪、兵庫

中国

広島大学原爆放射線医科学研究所
放射線先端医学実験施設

鳥取、島根、岡山、
広島、山口

四国

徳島大学医学部保健学科

九州

熊本大学医療技術短期大学部

計算され，MixDP，とポリスチレンは1.0，アクリル樹脂の SC は表に与えられている．また，固体ファントムを使用した 場 合 の 吸 収 線 量 変 換 係 数-1

C λ ’ ・ P f (Gy・ (C/kg) ) と 質 量 エ ネ ル
ギ ー 吸 収 係 数 の 比 (μ en / ρ )water,med は 表 にまとめられている．

東京都

四国全域
九州全域、沖縄

九州大学医療技術短期大学部

固体ファントム校正点の吸収線量 (Dc )med から，水ファントムの吸収線量 Dc は次式で求める．
(11)
電子線の場合，水中の深さ Z w を固体ファントム中の深さ Z med に変換するには線連続減速飛程 r 0/ρ（単位面積当たりの重量で示した連続減速近似飛程）の水と固体ファントム物質との比を用いて次式で求める．
(12)
校正深における散乱能の違いを補正するため，電子フルエンス補正係数 Φ water,med が用いられた．
固体ファントムを利用して，電子線ビームの最大吸収線量深 d max の線量をリファレンス線量計で測定し，その指示値を M raw とすると，最大吸収線量深における吸収線量(D max )med は次式で
求める．
(13)

67

(14)

(15)

(16)
固体ファントムの d max における（ D max ）med の水ファントムの(D max )water への変換は次式から求める．
(17)
ここで (S / ρ )water,med は電子に対する水／媒質の平均質量衝突阻止能比である．
60

Coγ 線および高エネルギーX 線の吸収線量測定法は，以前のプロトコルと同様に SSD 一定の場合と STD 一定の場合の２通りが示されている．
60

Coγ 線および高エネルギーX 線の校正深（Table 2）や基準深（Table 2）に変更はなくピー

ク深が判明している場合，基準深はピーク深にとるとしている．測定の実効中心の決め方に変更はないが，半径変位法，前壁変位法とした用語が用いられた．JARP 形電離箱線量計の場合，半径変位法の変位量は 2 mm と指定されている．
電子線の校正深（Table 8）は電子線のエネルギーに応じて決められているが，その深さは以前のプロトコルと異なっている．
大気補正係数 k 1 の基準条件は気温（水中での測定では水温） T 0=22 ℃から温度 T 0=22.0 ℃，気圧 p 0=760 mmHg から気圧 p 0=101.3kPa に変更され，単位系と有効桁が変更された.

(18)
イオン再結合損失の補正はイオン再結合補正係数 P ion が用いられた．Boag の式と共に 2 点電圧法が詳しく解説されているが，1/2 電圧法が最も簡便であるとして推奨され，その計算方法は変わっていない．
3-2. エネルギーの決定
X 線，電子線ともに以前の方法から大きく変更された．
X 線ではピーク深の位置同定が高エネルギーになるほど難しいため，照射野 10 cm × 10 cm に対する TPR の 0.7 線量レベル d 70 と深さ 20 cm と 10 cm での TPR の比を用いることとし，それぞれの値と X 線エネルギーとの関係を示した川島ら 16) による図（Fig.3）から読み取る方法を採用した． d 70 と TPR 比とから求めた MV 値に 0.3 MV 以上の差がある場合， TPR 比（ d 70 ）と併記するとしている．
電子線では ICRU35 13) ，AAPM(1983) 14) ，NACP(1980) 17) ，のデータを詳細に検討し，平均入射エネ
ルギー E 0 を採用した． E 0 は線量半価深から次式によって求める．
(cm)

(19)

68

線量半価深 R 50 を求めるには電離量を吸収線量に換算する必要があるが，これを電離量半価深d5 0 から求めることは困難である．ここで 12 MeV 以下では R 50 と d 5 0 はほぼ等しく，また両者の間には一意に決まる関係があるため Table 9 または以下に示した式によって決定する．
𝐸

12 MeV ( d 50 ≦51 mm)のとき(20)

12 MeV𝐸

30 MeV ( d 50 ＞51 mm)のとき(21)

また平均入射エネルギー E 0 の水中での深さ d における平均エネルギー E(d) は表(Table 10)にまとめられている．
Table 8 校正深における電子線用吸収線量変換係数（文献 12 から引用）
校正深
（cm）

電子線の入射エネルギー(MeV)

校正深の平均
エネルギー
（MeV）

Pf *

2
3
4
5
6
7
8
5
6
7
8
9
10
10
12
14
16
18
20
10
12
14
16
18
20
25
30
20
25
30
20
25
30

0.7
1.9
3.1
4.3
5.1
6.1
7.0
3.1
4.0
4.9
5.9
6.8
7.7
6.5
8.4
10.3
12.2
14.0
15.9
5.2
7.2
8.9
10.7
12.7
14.5
18.7
22.6
13.1
17.2
20.9
11.8
16.0
19.7

0.951
0.955
0.96
0.964
0.967
0.97
0.973
0.959
0.963
0.966
0.97
0.973
0.976
0.972
0.978
0.982
0.986
0.99
0.992
0.967
0.973
0.979
0.983
0.987
0.99
0.995
0.997
0.998
0.994
0.996
0.986
0.992
0.996

0.5

1

1.5

2

2.5

3

*

C E・ P f (GyC-1kg) **
水／空気
1.122
1.098
1.076
1.054
1.039
1.028
1.019
1.076
1.058
1.043
1.031
1.021
1.013
1.024
1.008
0.995
0.985
0.977
0.069
1.038
1.018
1.004
0.993
0.983
0.075
0.959
0.047
0.981
0.964
0.952
0.987
0.069
0.056

シャロー形
37.9
36.1
35.4
34.6
34.1
33.8
33.5
35.4
34.8
34.3
33.9
33.5
33.3
33.6
参
33.1
32.7
32.4
32.1
考
31.8
34.1
33.5
参
33.0
32.6
32.3
32.0
考
31.5
31.1
参
32.2
31.7
考
31.3
参
32.4
31.8
考
31.4

参

考

JARP形
34.9
34.3
33.8
33.2
32.9
32.6
32.4
33.8
33.3
33.0
32.7
32.5
32.4
32.6
32.3
32.0
31.8
31.7
31.5
32.8
32.4
32.2
31.9
31.8
31.6
31.2
30.9
31.7
31.4
31.0
31.8
31.5
31.2

Pf = 0.9452 + 0.005086E(d) − 0.0001595E(d)2 + 0.000001618 E(d)3
このP はJARP形線量計に適用．シャロー形電離箱のP fは1.000** P d を含んでいないので（ P d =1.000としてある。）、変位法によりP d の補正を施す。

69

3-3. X 線の校正点吸収線量 D c ( A 0 )の測定（STD 一定の場合）
STD 一定の場合の 2 MV〜35 MV X 線の校正点吸収線量 D c ( A )を次式に示す．
𝐷 𝐴

𝐶

𝑁

𝑀 𝑘

𝑃

(22)

ここで A は校正点での照射野サイズ， C λ は
吸収線量変換係数（以前のプロトコルではラド変換係数）で，エネルギーλに応じて表（Table 11）より読み取る．N C はコバルト校
正定数，k 1 は大気補正係数，M はリファレン
ス線量計の指示値， P ion はイオン再結合補正係数である．

Fig. 3 TPR 比および TPR 電離７割深と X 線
エネルギーの関係
Table ９

電離量半価深と線量半価深との関係（文献 12 から引用）

1

2

3

4

5

6

7

8

9

10

12

14

16

18

20

22

25

30

35

40

電離量半価深
(mm)

3

7

12

16

21

25

30

34

38

43

51

59

67

76

84

92

104

123

140

154

線量半価深
(mm)

3

7

12

16

21

25

30

34

38

43

51

60

68

78

86

94

107

128

146

163

(MeV)

3-4. X 線の基準点吸収線量 D r ( A )の計算（STD 一定の場合）
校正点の吸収線量 D c ( A )から基準点（水中のビーム中心軸上のピーク吸収線量となる深さ）d r の
吸収線量 D r ( A )を求める．
(23)
ここで TPR c ( A )は照射野 A のときエネルギーλの X 線に対する校正点での組織/ピーク線量比である．当時の TPR は Tissue Peak Ratio の略であり，現在での組織最大線量比 Tissue Maximum
Ratio( TMR )と同義で， TPR は組織ファントム線量比 Tissue Phantom Ratio のシンボルとして用いられている．
3-5. X 線の吸収線量変換係数 C λ
X 線の吸収線量変換係数 C λ は次式で求める．
Cλ = Ac ⋅ Aw ⋅ (Wair / e) ⋅[(L / ρ )water,air ]λ ⋅ Pf ⋅ Pd

= Cλ′ ⋅ Pf ⋅ Pd

(24)
(25)

ここで A c は校正点の空中照射線量に対する電離箱壁およびビルドアップキャップの吸収・散乱の補正係数で，標準測定法 01 3) では k att と示される．A w は電離箱壁とビルドアップキャップの 60 Co

70

γ線に対する空気との不等価性補正係数で，標準測定法 01 では k m と示される．JARP 形電離
箱にはそれぞれ 0.990，0.980 が与えられている．P f は媒質と空洞の相違による電子フルエンスに対する補正（電子フルエンス係数）で，標準測定法 01, 標準計測法 12 では P cav と示される．
光子であれば P f =1.00である． P d は電離箱の幾何学的中心と測定の実効中心との変位補正（変位係数）で，標準測定法01,標 準 計 測 法 12では P dis と示される． P dis はTable11の値を用いる
か， P dis =1.00 とする場合は半径変位法によって校正深は電離箱の実効中心に合わせる．
これらのデータは JARP 形線量計に対しての値であるため，それ以外の線量計には適用できない．その場合は吸収線量変換係数を JARP 形線量計との比較校正で求めるか，計算によらなければならない．理論的な計算により補正値を算出しているがデータ的には不十分な点が多く，その不確かさを軽減するために統一した線量計(JARP 形電離箱線量計)を用いることとした．
W / e は 33.73 J / C で変わりない． [(L / ρ )water,air ]λ は水と空気の平均制限衝突質量阻止能比で，AAPM(1983) 14) のデータを用いた．

Table 10 水中における電子線の平均エネルギー（文献 12 から引用）
電子線の平均入射エネルギー及び線量半価深

E 0 (MeV)
R 50
深さ d (cm)

30.0
12.9

25.0
10.7

20.0
8.6

18.0
7.7

16.0
6.9

14.0
6.0

12.0
5.2

10.0
4.3

9.0
3.9

8.0
3.4

7.0
3.0

6.0
2.6

5.0
2.2

4.0
1.7

3.0
1.3

2.0
0.9

0.4
0.5
0.6
0.8
1.0
1.2
1.4
1.6
1.8
2.0
2.5
3.0
3.5
4.0
4.5
5.0
5.5
6.0
7.0
8.0
9.0
10.0
12.0
14.0
16.0

28.3
27.9
27.5
26.6
253.8
25.0
24.3
23.6
23.2
22.6
20.9
19.7
18.4
17.2
16.0
15.0
13.8
12.7
10.7
8.8
7.2
5.8
3.9
2.1
1.7

23.6
23.2
22.9
22.2
21.6
20.9
20.3
19.7
19.4
18.7
17.2
16.0
14.7
13.6
12.2
11.2
10.2
9.2
7.3
5.8
4.6
3.5
1.7

19.0
18.7
18.4
17.8
17.2
16.7
16.2
15.5
15.0
14.5
13.1
11.8
10.5
9.4
8.4
7.4
6.5
5.7
4.3
3.1
2.0
1.2

17.0
16.7
16.5
16.0
15.5
15.0
14.2
13.8
13.1
12.7
11.3
10.0
8.9
7.8
6.8
5.9
5.0
4.4
3.1
2.0
1.1

15.2
15.0
14.7
14.6
13.6
13.1
12.5
11.8
11.3
10.7
9.5
8.3
7.3
6.2
5.3
4.6
3.9
3.2
1.9
1.0

13.3
12.9
12.7
12.2
11.6
11.1
10.5
10.0
9.4
8.9
7.7
6.6
5.5
4.7
4.0
3.3
2.6
1.9
0.9

11.3
11.0
10.7
10.2
9.6
9.2
8.6
8.1
7.6
7.2
5.9
4.9
4.1
3.3
2.6
1.8
1.2
0.8

9.2
9.0
8.8
8.2
7.7
7.2
6.7
6.2
5.7
5.2
4.3
3.5
2.5
1.8
1.1
0.6

8.2
8.1
7.8
7.4
6.8
6.3
5.7
5.2
4.8
4.5
3.6
2.7
1.7
1.0
0.5

7.3
7.0
6.8
6.3
5.9
5.3
4.8
4.5
4.1
3.7
2.7
1.7
0.9

6.3
6.1
5.9
5.3
4.9
4.5
4.0
3.6
3.2
2.8
1.8
0.9

5.4
5.1
4.9
4.5
4.0
3.6
3.1
2.7
2.2
1.8
0.8

4.5
4.3
4.0
3.6
3.1
2.5
2.1
1.6
1.2
0.8

3.4
3.1
2.9
2.4
1.9
1.4
1.0
0.6

2.2
1.9
1.7
1.2
0.8

1.0
0.7

71

3-6. 電子線の校正点吸収線量 D c ( A 0 )の測定
高エネルギー電子線の校正点吸収線量 D c ( A 0 )を次式に示す．

(26)
(27)

ここで A 0 はファントム入射面における照射野
サイズ，C E は電子線の吸収線量変換係数(以前のプロトコルではラド変換係数)で，変位係数

Pd と電子フルエンス係数 P f を含む． C E ’は C E
から P d ， P f を除いた値である． N C はコバルト

Table 11 校 正 深 に お け る JARP 形 線 量 計
に対するX，γ線用吸収線量変換係数
C λ (Gy·C - 1 ·kg） （ 照 射 野 10×10 cm 2 ， 距 離100 cm） と 変 位 係 数 P （ d 照 射 野 10×10
cm 2 ， 校 正 深 に 適 用 ）

校正定数，k 1 は大気補正係数，M はリファレン
ス線量計の指示値，P ion はイオン再結合補正係

線質

C λ'

Pf #

Cλ

Pd

60

Co*

37.1

1.002

36.6

0.985

Co**
Co

37.1

1,002

36.7

0.987

37.1
37.1
37.0
36.9
36.7
36.5
36.2
35.9
35.8
35.5

1.002
1.001
1.00
1.00
1.00
1.00
1.00
1.00
1.00
1.00

36.8
36.7
36.6
36.6
36.4
36.3
35.9
35.6
35.5
35.2

0.989
0.987
0.989
0.992
0.992
0.992
0.992
0.992
0.992
0.992

60

数である．

60

P d は JARP 形線量計及びシャロー形電離箱線

2 MV

量計とも，変位法を採用し，1 と置く．

4 MV
6 MV
8 MV
10 MV
15 MV
20 MV
25 MV
35 MV

P f は JARP 形線量計では種々の平均入射エネ
ルギーにおける校正深の値が表（Table 8）に示され，シャロー形電離箱線量計では 1 とした．

C E と C E ’は種々の平均入射エネルギーにおける校正深の値が表（Table 8）に示され，シャロー形電離箱線量計は C E= C E ’である．JARP
形線量計は P f が 1 ではないため C E = C E ’・ P f* SSDまたはSTD 50 cm** SSDまたはSTD 80 cm# 校正用水ファントムの電離箱装入部の厚み1〜2 mmとなる．
3-7. 電子線の基準点吸収線量 D r ( A 0 )の測定
基準深が校正深と同じ場合 D r ( A 0 )= D c( A 0 )である．
基準深が校正深と異なる場合，校正深での深部量百分率 PDD c( A 0)により次式で計算する．

(28)

3-8. 電子線の吸収線量変換係数 C E
電子線の吸収線量変換係数 C E は次式で求める．

CE = Ac ⋅ Aw ⋅ (Wair / e) ⋅[α (L / ρ )air,water ]E ⋅ Pf ⋅ P= CE′ ⋅ Pf ⋅ Pd

(29)
(30)

72

ここで A c ，は JARP 形電離箱線量計では 0.990，シャロー形電離箱線量計では 0.994 が与えられ， A w は両方の電離箱に 0.980 が与えられている．それ以外の電離箱の場合は計算によって求める． P f はシャロー形の場合 P f =1.000 である．JARP 形電離箱の場合，校正深での値は Table 8 に示されるが，それ以外の測定深では Fig. 4 または次式から求める．

Pf = 0.9452 + 0.005086E(d) − 0.0001595E(d)2 + 0.000001618 E(d)3(31)

E(d) は深さ d での平均エネルギーであり，Table 11 から求める．P d は変位法を採用し P d=1.00 とする． W / e は 33.73 J / C で変わりない．αは 1 MeV 以上であれば 1 で近似する． [(L / ρ )water,air ]λ は水と空気の平均制限衝突質量阻止能比で，AAPM(1983) 14) のデータを採用し，電子線の平均入射エネ
ルギーと測定する校正深に対応する値を Table 12 から求める．
吸収線量変換係数 C E を求めるための上記のデータはプロトコル内にすべて与えられており，リファレンス線量計（JARP 形）を使用する場合ユーザが計算する必要はない（Table 8）．
3-9. 電子線の深部量百分率曲線
深部量百分率， PDD ( d , A 0 ),は次式で計算する．

(32)
ここで(19)式から(33)となる．ここでαはエネルギー1 MeV 以上であれば 1.0 であり，全深部について 1.0 とする．P ion
は 1/2 電圧法または Boag の式から各深さの値を求める． [(L / ρ )water,air ]λ は平均入射エネルギー E 0
に対する測定深の値を Table 12 から内挿法で求める．
深部量百分率を求める手順としては，まず各深さの電位計の読み値を測定する．指示値は電位計の読み値に k 1 補正を行った値であり，必要に応じて極性効果補正， P ion の補正を行う．
各深さで求めた指示値の百分率曲線から電離量半価深 d50′ を得る．
この d50′ から仮の線量半価深 R50′ を Table 9 または，(20)式，(21)式によって求める．
仮の平均入射エネルギー E0′ を仮の線量半価深 R50′ から(19)式で求める．
仮の平均入射エネルギー E0′ における各深さの平均エネルギー E ′(d) を Fig. 5，または Table 1073

から読み取り，各深さの P f は(31)式から計算する．

Fig.4 電子線フルエンス係数（擾乱補正係数）と電子線の平均エネルギーとの関係（文献 12から引用）

Table 12 電子に対する水/ 空気の平均制限衝突質量阻止能比Δ=10 keV（Berger, 1983）（文献 12，14 から引用）

E 0 (MeV)
深さd(cm)
0.0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5
0.6
0.8
1.0
1.2
1.4
1.6
1.8
2.0
2.5
3.0
3.5
4.0
4.5
5.0
5.5
6.0
7.0
8.0
9.0
10.0
12.0
14.0
16.0

30.0

25.0

20.0

18.0

16.0

14.0

0.928
0.929
0.930
0.931
0.932
0.933
0.934
0.936
0.938
0.940
0.942
0.944
0.945
0.947
0.952
0.956
0.960
0.964
0.969
0.973
0.978
0.983
0.993
1.005
1.018
1.032
1.062
1.095
1.103

0.940
0.941
0.942
0.943
0.944
0.945
0.946
0.948
0.950
0.952
0.954
0.956
0.957
0.959
0.964
0.969
0.974
0.979
0.985
0.990
0.996
1.002
1.017
1.032
1.049
1.068
1.103
1.107

0.955
0.955
0.956
0.957
0.958
0.959
0.960
0.962
0.964
0.966
0.968
0.971
0.973
0.975
0.981
0.987
0.994
1.001
1.008
1.016
1.024
1.033
1.054
1.076
1.098
1.112

0.961
0.962
0.963
0.964
0.965
0.966
0.967
0.969
0.971
0.973
0.976
0.978
0.981
0.983
0.990
0.997
1.004
1.012
1.021
1.030
1.040
1.051
1.075
1.098
1.114
1.116

0.969
0.969
0.970
0.971
0.972
0.973
0.974
0.976
0.979
0.981
0.984
0.987
0.990
0.993
1.000
1.008
1.017
1.027
1.037
1.049
1.061
1.074
1.099
1.116
1.118

0.977
0.978
0.978
0.979
0.980
0.982
0.983
0.985
0.988
0.991
0.994
0.997
1.001
1.004
1.013
1.023
1.034
1.046
1.059
1.072
1.086
1.100
1.118
1.120

電子線の平均入射エネルギー
12.0
10.0
9.0
8.0
7.0
0.986
0.987
0.988
0.989
0.990
0.991
0.993
0.996
0.999
1.002
1.006
1.010
1.014
1.018
1.030
1.042
1.056
1.071
1.086
1.101
1.113
1.121
1.122

0.998
0.998
0.999
1.000
1.002
1.003
1.005
1.009
1.013
1.017
1.022
1.027
1.032
1.038
1.053
1.069
1.085
1.101
1.115
1.123
1.125

1.003
1.005
1.006
1.007
1.009
1.010
1.012
1.016
1.021
1.026
1.032
1.038
1.044
1.050
1.067
1.084
1.102
1.116
1.125
1.126

1.011
1.012
1.013
1.015
1.017
1.019
1.021
1.026
1.031
1.037
1.044
1.050
1.057
1.065
1.083
1.102
1.118
1.126
1.127

1.019
1.020
1.022
1.024
1.026
1.028
1.031
1.037
1.043
1.050
1.058
1.066
1.074
1.082
1.102
1.119
1.128

6.0

5.0

4.0

3.0

2.0

1.0

1.029
1.030
1.032
1.034
1.036
1.039
1.043
1.050
1.058
1.066
1.075
1.084
1.093
1.101
1.120
1.129

1.040
1.042
1.044
1.046
1.050
1.054
1.058
1.067
1.076
1.085
1.095
1.104
1.112
1.120
1.131

1.059
1.061
1.064
1.067
1.071
1.076
1.080
1.090
1.099
1.108
1.117
1.124
1.130
1.133

1.078
1.081
1.084
1.089
1.093
1.098
1.103
1.113
1.121
1.129
1.133

1.097
1.101
1.106
1.112
1.117
1.122
1.126
1.133

1.116
1.124
1.131
1.135
1.136

74

各深さの深部電離量は，指示値にこの P f を乗じて求め，その百分率曲線が深部電離量曲線となり，その半価深が電離半価深 d 50 となる．線量
半価深 R50 は d50 から Table 9，または(20)式，(21)式で求め，平均入射エネルギー E 0 はこの R 50
から(19)式で求める．
平 均 入 射 エ ネ ル ギ ー E0 に お け る 各 深 さ の 阻
止能比 [(L / ρ )water,air ]λ を Table 12 から内挿法で求め，各深さの電離量に乗じた値が深部線量となる．これを百分率で表し深部量曲線となる．
要約すると，深部量百分率を求めるために指示 値 の 百 分 率 曲 線 か ら 仮 の 電 離 量 半 価 深 d50′を求め，仮の線量半価深𝑅を計算する．次に各深Fig. 5 電子線の平均エネルギー と平均入射エ
ネルギー 及び水中の深さ d との関係

さの P f はこの d50′ を用いて計算し，指示値に乗じて電離量となりその電離量曲線の半価深が電離半価深 d50 となる．これで線量半価深 R50 が求まり，阻止能を計算して深部量曲線が求まる．この深部量曲線の半価深が最終的な線量半価深 R50 となる．このような方法を逐次近似法と呼ぶ．
資料として標準測定法 86 の電子線の例題 2 に示された測定例を Table 13 と Fig. 6 に示す．
ここで仮の電離量半価深 d50′ は 7.05

cm，仮の線量半価深 R50′ は 7.19 cm，仮の平均入射エネルギ

ー E0′ は 16.7 MeV となる．
これらから電離量曲線を求め，電離半価深 d 50 は 7.0
cm，線量半価深 R50 は 7.13
cm，平均入射エネルギー E 0
は 16.6 MeV となる．これらから深部量曲線を求め，線量半価深 R50 は 7.2 cm，実用飛程 R p は 8.9 cm とな
る．

Fig. 6 標準測定法 86 の電子例題 2（文献 12 から引用）

75Table 13 Table 12 電子に対する水/ 空気の平均制限衝突質量阻止能比Δ=10 keV（Berger, 1983）（文献 12，14 から引用）
深さ

指示値

d

M

指示値の
百分率 (%)

0.0
0.5
1.0
1.5
2.0
2.5
3.0
3.5
4.0
4.5
5.0
5.5
6.0
6.5
7.0
7.5
8.0
8.5
9.0
9.5
10.0
10.5
11.0
12.0
13.0

1.507
1.542
1.547
1.536
1.519
1.502
1.474
1.434
1.380
1.325
1.240
1.115
0.975
0.790
0.607
0.416
0.268
0.15430.10320.08690.08280.08010.07500.0701

97.4
99.7
100.0
99.3
98.2
97.1
95.3
92.7
89.2
85.6
80.2
72.1
63.0
51.1
39.2
26.9
17.3
10.0
6.7
5.6
5.4
5.2
4.8
4.5

仮の
(MeV)
16.7
15.6
14.3
12.8
11.4
10.1
8.9
7.9
6.8
5.8
5.1
4.3
3.6
3.0
2.3
1.7
1.4

Pf

深部電離量
百分率 (%)

0.992
0.990
0.988
0.985
0.982
0.979
0.976
0.973
0.970
0.967
0.964
0.962
0.959
0.956
0.953
0.952
0.95
0.95
0.95
0.95
0.95
0.95
0.95
0.95

97.8
99.9
100.0
99.0
97.6
96.2
94.1
91.3
87.6
83.8
78.2
70.2
61.2
49.4
37.8
25.9
16.7
9.6
6.4
5.4
5.1
5.0
4.7
4.4

深部量百分率
(%)
0.971
0.977
0.984
0.990
0.997
1.005
1.014
1.023
1.033
1.044
1.056
1.068
1.080
1.093
1.102
1.111
1.114
1.117
1.117
1.117
1.117
1.117
1.117
1.117

96.6
99.3
100.0
99.7
99.0
98.4
97.1
95.0
92.0
89.0
83.9
76.2
67.2
54.9
42.4
29.3
18.9
10.9
7.3
6.1
5.8
5.7
5.3
5.0

* 30式では、2 MeV以下のフルエンス補正係数、P fについては、保証されていないが、ここでは深部量曲線を作成するのが目的であり、この曲線への影響は少ないので、1 MeVまでのP fは30式で計算し、1 MeV以下までのP f
は,0.95とした。
** 9.0 cm以上の深部のは、表12には記載されていない。これより深い深部では、電子線と制動放射線を考慮した阻止能比を用いなければならないが、ここでは深部量百分率を求めるのが目的であり、誤差は少ない
ので9.5 cm以上の深部のは1.117とした。

4. 第 3 期（標準計測法 01）
前回の改訂から 13 年が経過し，新しい物理データの取り込みや用語の見直しが必要となり，また吸収線量を求めるための電離箱線量計の校正方法が IAEA 2,18) や AAPM 1) など国際的な流れとして
60

Coγ線の照射線量場から水吸収線量場へと移行している状況となった．このため大幅な改訂がなされ，2002 年に「外部放射線治療における吸収線量の標準測定法（標準測定法 01）」3) が日本医学物理学会から刊行された．
海外では各国あるいは各地域において水吸収線量の一次標準が整備され，水中における相互校76正によって水吸収線量校正定数 N D,w が値付けされるトレーサビリティが整えられていた．しかし，国内では水吸収線量の一次標準が未整備であったため， 60Coγ線場における照射線量を一次標準とするトレーサビリティを継続しながら世界的な流れに合致する方法を独自に採用することとなった．国家標準（一次標準）は電子技術総合研究所が管理していたが，2001 年に行政改革の一環で（独）産業技術総合研究所と組織改組となった．また，二次標準器を（独）放射線医学総合研究所に置き三次標準器を持つ全国 13 の医療用線量標準センターでユーザの電離箱校正を行ってきた校正システムが変更となり，公益財団法人医用原子力技術研究振興財団が JSCC 登録事業者として二次標準器を管理し，ユーザの電離箱校正を行うシステムに移行した．
さらに，リニアック X 線を用いた校正定数 Nc,x の決定方法が初めて示された．これは 60 Coγ線
場の維持・確保が困難になってきたことに配慮した為であるが，実験的な試みでプロトコルとして確立したものではなく，付録 3 に簡単に記述されただけである．
また，不確定度の概念が計測法に持ち込まれ，校正定数比 k D,X や線質変換係数 k Q の不確定度の評価が行われているが，計測した水吸収線量の評価にまでは至っていない．
4-1.

プロトコルの概要

標準測定法 86 12,15) ではリファレンス電離箱線量計は JARP 形を指していたが，標準測定法 01 3)
では市販のファーマ形電離箱線量計を指すこととなり，リファレンス電離箱線量計の指定がなくなった．また，電子線の測定で深部量半価深 R 50 が 4.0 g cm -2 (平均エネルギー E ≒10 MeV)以下
では平行平板形電離箱を，R 50 が 4.0 g cm -2 以上では平行平板形およびファーマ形電離箱線量計をリファレンス線量計とした．
媒質は水となり，水等価ファントムは電子線の測定で R 50 が 4.0 g cm -2 未満の場合に限り，ユーザの責任において使用できるだけとなった．また媒質の深さは物理長（cm）ではなく面積質量（g cm -2 ）で表示されることとなった．
電子線で水等価ファントムを使用する場合，水等価ファントムの深さ d pl は次式によって水の深さ d w に変換できる．
(34)
ここで c pl は深さスケーリング係数で，各種水等価ファントムの値がプロトコル内に与えられている．
水等価ファントムで校正深吸収線量を測定する場合，水中の校正深 d c は組織等価ファントムのスケーリングされた校正深 d c,pl に電離箱を設置する．
(35)
測定で得られた指示値 M raw,pl はフルエンススケーリング係数 h pl により次式で水等価の指示値 M rawに変換する．
(36)

hpl は c pl と同様に各種水等価ファントムの値が与えられている.水等価ファントムが媒質として認められない主な理由は，h pl がファンントムの製造ロット間で大きな不確かさを有しているため
である．

77

W / e が見直され 33.73 J / C から 33.97 J / C となった．また水/空気の平均制限質量衝突阻止能

比は 60 Coγ 線では 1.133，X 線では Andreo ら 19) のデータ，電子線で Ding ら 20) のデータにそれぞれ見直された．
章立てとして以前は「 60 Coγ線および高エネルギーX線」とあったが，今回から「高エネルギー
光子線の線量測定」となった．ただし， 60 Coγ線の測定法が削除されたわけではなく，節の中で60

Coγ線と高エネルギーX線が書き分けられている．テレコバルト装置の稼動台数は2000年前後で100台を割った一方で加速器が700台を超え，放射線治療装置の主力が加速器となったことを反映している．またプロトコルが保証するエネルギー範囲は，標準測定法86ではX線が 60 Coγ線から35
MV，電子線が2 MeVから30 MeVであったが，標準測定法01ではそれぞれ 60 Coγ線から50 MV，2 MeVから50 MeVに拡張された．これによってスウェーデンのScanditronix社が1984年に開発したレーストラックマイクロトロンMM50の吸収線量測定が可能となった．
校正深 d c はX線，γ線ではすべてのエネルギーで10 g cm -2 となり，電子線では線量半価深 R 50 から次式によって求めることとなった．
(36)
電子線の校正深は0.1 g cm -2 の細かさで決定されるため，媒質として水以外のファントムの使用が実務上困難となった．
大気補正係数 k 1 は温度気圧補正係数 k TP となり，温度とは電離箱空洞内空気の温度と定義され，基準条件は温度 T 0 =22 ℃から T 0 =22.0 ℃，気圧 p 0 =101.3 kPa から p 0=101.33 kPa に変更され有効桁数が増えた.

(37)
イオン再結合補正係数はシンボルが P ion から k s に変わった． k s は Boag の式と共に 2 点電圧法
が詳しく解説されているが，2 点電圧法は 1/2 電圧法の指示値の変化率（6）式を評価する方法か
ら，Weinhous ら 21) の式を採用した．パルス放射線の場合 V 1（ 常用印加電圧），V 2 での指示値を M 1 ，

M 2 とすると次式で求まる．
(38)
ここで a 0 ， a 1 ， a 2 の定数は電圧比 V 1 ／ V 2 毎にプロトコル中に与えられている．
極性効果補正係数 k pol が用いられた．以前は係数ではなく極性を変えて測定した指示値の平均値をとっていたが，今回から補正係数として処理することとなった．
(39)+−
ここで M raw
， M raw
はそれぞれ＋，−の極性による指示値，M raw は通常の印加電圧の極性での指示値

78

である．
新たに電位計校正定数 k elec が導入された．これは電離箱と電位計を分離校正した場合に，電位計の指示値をクーロン真値に校正する定数であり，電離箱と電位計を一体として校正している場
合は 1.0 とする．
標準測定法 01 からリファレンス線量計の指示値 M の補正方法が明確に指定され，補正前の指
示値 M raw から補正後の指示値 M を得るために次式を用いる．
(41)
今回の改訂ではプロトコルの運用と計算の理解に役立つ吸収線量測定ワークシートが付記された．
4-2. 水吸収線量変換係数 N D,w と校正定数比 k D,X
X 線および電子線の校正点吸収線量 D c は，リファレンス線量計の指示値 M に水吸収線量校正定
数 N D,w,Q0 と線質変換係数 k Q,Q0 を乗じて求める．
(42)
標準測定法 01 には，基準線質 Q 0 を 60 Coγ線とした場合の線質変換係数が主な市販電離箱に対して用意されている．なお，基準線質が 60 Coγ線の場合，N D,w,Q0 と k Q,Q0 は N D,w と k Q と省略する．
国内の吸収線量測定のためのトレーサビリティは照射線量であり，水吸収線量は未整備である
ため N D,W,Q0 は供給されない．そのためリファレンス線量計に与えられているコバルト校正定数 N c
をN D,w に変換するために校正定数比 k D,X が用意された．
(43)

4-3. 線質変換係数 k Q
X 線，電子線とも線質変換係数 k Q,Q0 は次式で求める．

(44)

ここで (L / ρ )w,air は水と空気の平均制限衝突質量阻止能比で， P wall は電離箱壁と防水材質の水との不等価性の補正係数，P cav は媒質と空洞の違いによる電子フルエンスの空洞補正係数，P dis は電離
箱の幾何学的中心と実効中心との変位補正係数， P cel は円筒形電離箱中心電極の空気不等価性の補正係数である．
標準計測法 01 の付録 4, 付録 5 にはこれら係数の詳細が記載されている．
4-4. 線質指標の決定
用語がエネルギーから線質指標に置き換わり，X 線，電子線ともに標準測定法 86 の評価方法か
ら大幅に改訂された．
SCD=100 cm 一定，照射野 10 cm×10 cm における水中深さ 10 cm に対する 20 cm での吸収線量79の比， TPR 20,10 が線質指標となった．用語の見直しがあり，標準測定法 86 の TPR（tissue peakratio；組織ピーク線量比）は標準測定法 01 では TMR（tissue maximum ratio；組織最大線量比）となり，TPR は組織ファントム線量比（tissue phantom ratio）となった．
電子線では平均入射エネルギー E 0 ではなく線量半価深 R 50 で評価することになった．R 50 は電離
半価深 I 50 から次式によって求める．
(45)
(46)
4-5. 高エネルギーX 線の校正点吸収線量 D c ( A )の測定（STD 一定の場合）
STD 一定の場合の 2 MV〜50 MV X 線の校正点吸収線量 D c ( A )を次式に示す．
(47)
ここで A は校正点での照射野サイズ，M はリファレンス線量計の指示値，N D,w は水吸収線量校正定数， k Q は線質変換係数である．標準測定法 86 と比べシンプルな式となった．
電離箱は実効中心ではなく幾何学的中心を校正深に合わせる（半径変位法を用いない）．
4-6. 基準点吸収線量 D r ( A )の計算（STD 一定の場合）
校正点の吸収線量 D c ( A )から基準点（水中ビーム中心軸上の組織最大線量比，組織ファントム
比が 1 となる点） d r の吸収線量 D r ( A )を求める式を示す．
(48)
ここで TMR ( d c , A )は線質 Q の校正深 d r での照射野 A =10 cm×10 cm の組織最大線量比である．

TPR を用いている場合， TMR( d c, A)は TPR( d c,A )に置き換える．
4-7. 高エネルギー電子線の校正点吸収線量 D c ( A 0 )の測定
高エネルギー電子線の校正点吸収線量 D c ( A 0 )を次式に示す．
(49)
ここで A 0 は表面における幾何学的照射野， M はリファレンス線量計の指示値， N D,w は水吸収線量
校正定数， k Q は線質変換係数であり，計算式は X 線と同じである．
電離箱線量計はファーマ形でも平行平板形でも変位法を採用し，実効中心を校正深に合わせる．
なお，ファーマ形電離箱の測定点は，電離空洞の幾何学的中心より 0.5 r cyl（ r cyl =電離空洞半径）だけ線源寄りに移動した位置となり，X 線での変位量0.6 r cyl とは異なる．

4-8. 電子線の基準点吸収線量 D r ( A 0 )の測定
基準点吸収線量 D r ( A 0 )は次式で計算する．
(50)

80

4-9. 電子線の深部量百分率曲線
深部量百分率， PDD ( d , A 0 ),は次式で計算する(51)

ここで平行平板形電離箱では P wall ，P cav ，P dis ，P cel はすべて 1.0 またはある一定値となる．した
がって (L / ρ )w,air が残るだけとなり，補正後の指示値に平均制限質量衝突阻止能比 (L / ρ )w,air を乗じる
ことでその深さの吸収線量が求まる．なお， k s ， k pol の補正値は各深さで変化する．
円筒形電離箱では P cav は空洞半径と電子線エネルギーによって変化し，標準測定法 01 には校正深の値しか用意されていない．したがって， P cav の影響が大きなファーマ形電離箱は校正深以外の深さでの測定はできない． P cav の深さの変化が無視できる小型円筒形電離箱は使用できる可能性がある．
深部量百分率を求める手順として，各深さの電位計の指示値に k TP ， k pol ， k s ， k elec の補正を行う．各深さで求めた指示値の百分率曲線が電離量百分率曲線 PDI ( d , A 0)となり，この曲線より電離量半価深 I 50 を得る．I 50 から(45)式または(46)式から R 50 を計算する．標準測定法 86 では R 50 を求めるために大変煩雑な逐次近似法を用いたが，標準測定法 01 では大変シンプルな手順となった．
R50 が求まったことにより，各深さの平均制限質量衝突阻止能比 (L / ρ )w,air が計算によって求めることができる．標準測定法 86 では平均入射エネルギー毎に各深さの (L / ρ )w,air を表から読み取っていたが，この変換も大変スマートになった．
電離量 M に (L / ρ )w,air を乗じて吸収線量とし，最大線量深での吸収線量で正規化した百分率が深部
量百分率となり，その曲線が深部量曲線 PDD である．最終的な PDD から求めた R 50 と，I 50 より(45)式または(46)式から求めた R 50 とはほぼ一致する．
標準測定法 01 は，物理データが更新されると共に，以前のように表や図から物理量や係数を読み取るのではなく関数としての取り扱いが増えた．これによって数値処理がしやすくなり，コンピュータによる計算も可能となった．
5. 第4期（標準計測法 12）
国の計量法においてグラファイトカロリーメータおよびグラファイト壁空洞電離箱が，2012
年（平成24年）７月15日の官報告示によって水吸収線量の特定標準器として指定された．これ

81

を受けて日本医学物理学会では「外部放射線治療における水吸収線量の標準計測法(標準計測法
12)」を2012年9月10日に発刊した．これは 60 Coγ線による水吸収線量を標準とした校正によって
水吸収線量校正定数 N D,w が直接与えられた電離箱を使用し，外部放射線による水吸収線量を計測する計測法である．最新で現在最も普及しているプロトコルであるため，その特徴を記すのみとし，細かな説明は省く．
2002 年に発刊された「外部放射線治療における水吸収線量の標準測定法(標準測定法 01)」では既に水吸収線量校正定数 N D,w が導入されており，基本的な公式に修正はない．一部の用語やシンボルの変更はあるが，線質の評価（ TPR 20,10 , R 50 ）や計測の幾何学的条件（校正深，電離箱の測定点など），計測器材（電離箱，ファントムなど）も修正はない．したがって，基本的には以前のプロトコルである標準測定法 01 に準拠して実施している施設は，特に計測プロセス，幾何学的セッ
トアップ方法に変更点はない．
今回の改訂で最も重要となるのは線質変換係数の見直しである．ここ 10 年あまりの間に電離箱の擾乱係数に関する新しいデータが発表され，今まで与えられていた値と大きく異なる知見が報告されてきた．このような背景により，標準計測法 12 ではもっとも新しく，もっとも信頼性があるデータを採用することとなった．以前までのプロトコルは海外の各組織や学会が発表したデータを利用して国内のプロトコルを整備されてきたが，今回は世界に先駆けて線質変換係数の見直しを行った点で，画期的である．
さらに，ユーザーによるフィールド線量計の相互校正法や，近年その普及が目立っている粒子線（陽子線・炭素線）の水吸収線量計測が新たに追加された．また，線質毎にリファレンス線量計の形状と電離箱の基準点が規定された．また計測値の不確かさが具体的に評価されている．一方，テレコバルト装置の臨床機がほとんど廃棄され使われなくなったことにより， 60 Coγ線の吸収線量測定の項目は削除された．
5-1. 光子線の線質変換係数
光子線では 3 つの擾乱補正係数の見直しを行った．
1.

円筒形電離箱の変位補正係数 P dis の修正

2.

円筒形電離箱の中心電極補正係数 P cel の修正

3.

円筒形電離箱の壁補正係数 P wall の修正（防水鞘の有無）

変位補正係数 P dis は 60 Coγ線では Jphansson らの値 0.992 を用いていたが，Wang らの 0.996とした．また，光子線における P dis の計算式も Wang らの式を用いることとした．これにより 60 Co
γ線に体する線質 Q での変位補正係数 P dis の比，エネルギーが高いほど標準計測法 01 より小さな値となる．
中心電極補正係数 P cel はプラスチックおよびグラファイト製中心電極の値は 1.0 であるが，高原子番号の中心電極の場合 Muri らのデータを数値化し，アルミニウム，スチールおよび Silverplate copper covered steel:SPC，IBA CC01 と Exradin A16 それぞれに補正式を作成した．
標準測定法 01 では防水鞘の有無により 3 種類の線質変換係数が用いられていたが，標準計測法 12 では防水鞘なしと PMMA 1mm の防水鞘ありの P wall を計算し，その平均の値（0.3 mm 厚相当）を採用した．したがって，標準計測法 12 では線質変換係数の値は１つだけ与えられ，これによる不確かさは 0.2%と見積もった．Fig.7 に標準測定法 01 に対する標準計測法 12 の k Q の差（%）

82

を示す．標準計測法 12 では標準測定法 01 の kQ に較べエネルギーが大きいほど小さい値をとることとなった．空洞半径 3 mm の円筒形電離箱では，10 MV（TPR 20,10 =0.74）では約-0.35 %である．
標準測定法 01 では防水鞘の有無により 3 種類の線質変換係数が用いられていたが，標準計測法 12 では防水鞘なしと PMMA 1mm の防水鞘ありの P wall を計算し，その平均の値（0.3 mm 厚相当）を採用した．したがって，標準計測法 12 では線質変換係数の値は１つだけ与えられ，これによる不確かさは 0.2%と見積もった．Fig.7 に標準測定法 01 に対する標準計測法 12 の k Q の差（%）を示す．
光子線のまとめ
1. 最近の物理データを取り入れ， k Q を再評価した
2. 基準線質の P dis を変更したため全ての値が見直された3. 光子において一部の電離箱の P cel を変更した
4. 防浸鞘補正（ P wall ）は0.3 mm PMMA 厚の値にまとめた
5. 新プロトコルの線質変換係数はエネルギーが高いほど旧プロトコルより小さな値となった（10 MVで -0.4 %）．

Fig.7 標準計測法 01 と標準計測法 12 の光子に対する kQ の差

83

5-2 電子線の線質変換係数
電子線では 2 つの擾乱補正係数の見直しをおこなった．
1. 円筒形電離箱の空洞補正係数 P cav の修正
2. 平行平板形電離箱の壁補正係数 P wal の修
正また，信頼できる擾乱補正係数のデータを持つ平行平板形電離箱３つのタイプ（Classic
Markus, Roos, NACP-02）についてのみ線質変Fig. 8 電子線の平行平板形電離箱の壁補正
係数 P wall （文献 22 から引用）

換係数を与え，それ以外の平行平板形電離箱
は相互校正によって水吸収線量校正定数をユーザーが値づけることとした．また上記３タイプの電離箱においても，ユーザーにおける相互校正での値付けがが望ましいとした．
空洞補正係数はWangらの近似式を採用し，空洞長1.0 cm以上の円筒形電離箱に限定した．これは空洞長が0.5 cmから 3 cmまで変化
すると P cav は約 0.6%変化するため，空洞長による不確かさを小さく見積もるための制限である．
60

Coγ線および電子線に対する平行平板形電

離 箱 の 壁 補 正 係 数 P wal は ， そ れ ぞ れ MainegraHingtら，荒木らのモンテカルロ計算値を用いた．

Fig. 9 円筒形電離箱の TRS-398 と標準計測法
12 の電子線に対する k Q の差
（文献 4 から引用）

JSMP01では壁補正係数 P wall は 60 Coγ線，電子線ともに１とし，不確かさをそれぞれ 0.5 %，1.5 % としたが，大幅に値が見直されることとなった． P wall は以前より様々な値が報告され，かなりの幅があったため，P wall =1.0として不確
かさで納める方法がとられてきた．しかし，近年になりほぼ一致した値が報告されてきたため，他の組織や国に先駆けて新しい物理データを採用することとした．平行平板形電離箱の壁補正係数をFig. 8に示す．
Fig.9に 円 筒 型 電 離 箱 の TRS-398と 標 準 計 測法12の電子線に対する k Q の差を，Fig. 10に平行平板形電離箱のTRS-398と標準計測法12の電子線に対する k Q の差を示す．いずれも低エネル

Fig. 10 平行平板形電離箱の TRS-398 と標準）計測法 12 の電子線に対する k Q の差（文献 4 か
ら引用）

84

ギーで差が大きくなり，R 50 =4 g cm -2 において円筒形では0.8%の違いとなり，平行平板形電離箱ではR 50 =3 g cm -2 において2.5%近い差となっている．光子線と較べ，電子線の線質変換係数は標準測
定法01より大幅に変更されることとなった．
従来の平行平板形電離箱の電子線の線質変換係数は，P cav を除いて他の擾乱補正係数は全て1.0
として取り扱われ，その分不確かさが大きく見積られてきた．特にP wal は低エネルギーにおいて1%を越える補正が必要とする報告が有る．そのため，標準計測法12では平行平板形電離箱は相互校
正により水吸収線量校正定数を値付け，線質変換係数は相互校正の値を用いることを推奨した．
電子線のまとめ
1. 平行平板形電離箱の P wall ， P cav などの擾乱補正係数や個体差などは低エネルギーで 1 %を越える補正が必要
2. 相互校正（cross-calibration）を推奨
3. 最新の信頼できるデータを採用し， 円筒形電離箱の P cav と平行平板形電離箱の P wall，Pcav × P dis を変更した．
4. 平行平板形電離箱の k Q は十分なデータのあるNACP-01， Roos，Classic Markus のみに与える.標準計測法01との k Q の比較では，下記に示す違いが生じた．
円筒形電離箱+0.2 %から低エネルギーで+0.8 ％

平行平板形電離箱+1%から低エネルギーで+2.5 ％5-3. 計測値の不確かさ
標準測定法12に示された k Q を用いるだけでTable 14, 15に示すように線量の不確かさが改善された．なお，標準計測法12で指定された電離箱を所有しない施設では，相互校正により N D,w を値付ける必要がある．

Table 14 高エネルギー電子線の線質変換係数の不確かさ
構成要素60

Coγ線に対する相対阻止能比

円筒形電離箱60

Co＋電子線

平行平板形電離箱
60

Co＋電子線0.50.5

線質に対する阻止能比

0.2

0.2

60

0.5

0.5

P cav

0.5 / 0.3

0.1 / 0.5P dis

0.4 / 0.3

0.3 / 0.1

P wall

0.7 / 0.5

1.5 / 0.8

P cel

0.2 / 0.3-

1.2 / 1.0

1.7 / 1.2

Coγ線に対する相対W値

JSMP01 / JSMP12

85

Table 15 高エネルギー光子線の水吸収線量評価の不確かさ
物理量または手順

相対標準不確かさ (%)
標準測定法01

標準計測法12

一次線量標準機関における二次特定標準器のN C 校正

0.74

-

ステップ１：線量標準機関
一次線量標準機関における二次特定標準器のN D,w 校正

-

0.39

二次特定標準器の長期安定性-0.1

二次特定標準器におけるユーザー電離箱線量計のND,w校正

-

0.4

校正定数比

1.3

-

ステップ１の合成不確かさ

1.5

0.54

0.3

0.3

ステップ２：ユーザーが使用する高エネルギー光子線
ユーザー電離箱線量計の長期安定性
基準条件の設定

0.4

0.4

モニタ設定値に対する表示値 M raw

0.6

0.6

補正係数 k i0.40.4

線質変換係数 k Q （計算値）

1.0

1.0

ステップ2の合成不確かさ

1.4

1.4

Dw,Qの相対合成標準不確かさ（ステップ１＋２）

2.0

1.5

相対拡張標準不確かさ（包含係数 k =2）

4.0

3.0

5-4. 相互校正法
相互校正は標準計測法12で独立した章として取り扱われている．相互校正により与えられた

NDw を用いた場合の線質変換係数の不確かさは小さく見積もられ，特に電子線の平行平板形電離箱ではそのメリットが大きい．相互校正自体は電離箱の感度比較であるため難しい作業ではな
いが，幾何学的な位置の厳密さや高度な測定スキルが求められる．実施にあたっては独立した反覆測定を行い十分な検討を加え，ユーザーの責任において真値に近い値であると判断しなければならない．標準計測法12のインパクトはこの相互校正にある．

6. 2012年以降の動き
6-1. AAPM
AAPMでは1999年にTG-51 1) を発刊したが，その後2014年に，Addendum to the AAPM’s TG-51
protocol for clinical reference dosimetry of high-energy photon beams（以下，TG−51
Addendum）23）を発表した．これは，「補遺」としてTG-51の光子線計測法に関して改定を行ったものである．基本的な計測条件や評価方法に大きな修正はないが，重要な点は多くの電離箱から計測に利用できる電離箱を選別し，それに対して線質変換係数を与えた点である．新規に開発された電離箱も含め，「リファレンスクラス電離箱」を定義して必要な条件を定めた．線質変換係数
は，Muirら 24) のフルモンテカルロ計算値を採用し，表ではなく関数で示されている．また，電離箱の印加電圧の上限は300Vとするのが適切であると勧告し，表示値の補正係数 P TP, P elec, P pol ,Ps （標準計測法12では kTP , k elec , kpol , k s ）に漏れ電流に対する補正係数 P leak や，電離箱有感体積86内の線量プロファイルの変化で生じる動径方向不均一補正係数P rp が追加された．また，イオン再結合補正係数を初期再結合を考慮するC init と 一般再結合を考慮するC gen に分離して定義された．
さらに不確かさに対して細かく検討され，TG-51 Addendumを適用すれば水吸収線量の不確かさ1%（包含係数k=1）程度に収まるとしている（ちなみに標準計測法12では1.5%）．さらにユーザーの知識やスキル，使用機材によりその不確かさは2〜3倍に広がることも示している．今後，電子線に関しても補遺が発刊される可能性もあり，近いうちに全てを刷新した新プロトコルが公表されるのではないかと期待されている．
6-2. ICRU
2016年にICRU Report No.90” Key Data for Ionizing-Radiation Dosimetry: Measurement
Standards and Applications” 25) が発刊された．これは，Report No.31”Average Energy Required
to Produce an Ion Pair”（1979） 26) ，Report No.37”Stopping Powers for Electrons andPhotons”（1984） 27) などの基礎データを最新の知見で見直されたレポートであり，空気のW値や荷電粒子の阻止能，平均励起エネルギーなどが最新の値に更新された．ここで問題となるのは，
水吸収線量への影響である．レポートのTable 7.2にその推定値が示されているが，空気のW値に関しては高エネルギー電子線は変化なし，陽子線と炭素線に関しては0.6%増加した．平均励起エネルギーに関しては空気では変化なし，グラファイト，水ではそれぞれ3.8%，4.0%大きくなった．その結果， 60 Coγ線で校正されたグラファイト壁の電離箱の変化量の推定値は，低エネル
ギー光子線，高エネルギー光子線，電子線，陽子線・炭素線ではそれぞれ-0.2%，-0.5%，-0.4%，-0.5%と僅かに減少することが推定されている．現在の標準計測法12に対しても同様の影響が見られると想定されるが，今後の課題である．
6-3. IAEA
IAEA TRS-398 2) は標準計測法12が準拠しているプロトコルであるが，発刊後20年以上経過した
現在までに改定は行われていない．2022年度内には新プロトコルが発表されるのではないかとの期待感があるが，具体的な時期は明らかにされていない．TG-51 Addendumの方針やICRU Report
No.90の新勧告値などをどのように取り入れていくのかに強い関心を持つ．何れにしても，新たな国際的な水吸収線量プロトコルが刷新された時点で，標準計測法12が見直される事と思う．
6-4. 医療用リニアック装置を線源とした校正（リニアック標準）
一方，国内では一次線量標準機関である国立研究開発法人産業技術総合研究所（産総研）ではCoガンマ線水吸収線量標準に代わる線量標準として医療用リニアック装置を線源とした校正技術（リニアック標準）を開発し，2013年に高エネルギー光子線水吸収線量標準，2021年に高エネ
ルギー電子線水吸収線量標準に基づいた校正サービスの提供を行っている．しかし，標準計測法
12はCoガンマ線水吸収線量標準のプロトコルであるため，リニアック標準でのプロトコルが未整備の状態である．そこで，リニアック標準に基づいた高エネルギー光子線の水吸収線量計測
法のプロトコルを現在準備中である．リニアック標準で電離箱を校正すると，校正証明書には高エネルギー光子線の線質毎の水吸収線量校正定数の表が記載される．ユーザーは与えられた
校正定数の表の値より，ユーザー線質Qにおける水吸収線量校正定数 N D,w,Q を直接求めることが87

でき，従来必要であった線質変換係数 k Qが不要となる．つまり水吸収線量の評価式は次式のよ
うにシンプルとなる．
(52)

リニアック線量標準に基づいた水吸収線量計測では，不確かさの最大要因であった線質変換係数が取り除かれ，高エネルギー光子線の水吸収線量計測の相対標準不確かさが1 %未満にまで改善される．これはユーザーにとって大きな利点をもたらし，患者への投与線量の不確かさの低減に結びつく事となる．
Table 17 新しいキーデータの導入に伴う高エネルギー放射線及び関連量の基準線量評価における相対変化の推定値．（推定値は，水吸収線量校正定数（ N D,w,Q0 ）を持つグラファイト
壁電離箱の場合）(文献25 から引用）

7. まとめ放射線治療では吸収線量と生物学的関係が重要で，ICRU Report24では投与線量の5％の違いで喉頭がんの局所制御率が異なるデータを示した．最大の腫瘍制御と最小の有害事象を得るための治療効果比は線量が指標となっているが，投与線量を正確に評価する測定プロトコルは重要であ88

る．また，施設間だけでなく国や地域間によって線量が異なることは，治療効果を比較評価する
うえで好ましくない．したがって，トレーサビリティを整備して世界中の電離箱線量計が一つの吸収線量基準につながり合う必要がある．
1971年以前は統一した吸収線量評価方法がなかったため，各施設それぞれの方法で線量評価が行われていた．1971年に日本医学放射線学会物理部会によって「放射線治療における 60 Coγ線および高エネルギーX線の吸収線量の標準測定法」 4,5) が初めて発表され，国内の吸収線量測定プロ
トコルが整備された．その後，測定理論の実務への応用や物理データの見直し，SI単位系への対
応，用語の見直し，トレーサビリティ体系への対応など，世界の情勢の変化と歩調を合わせて国内の吸収線量プロトコルは改訂されてきた．当初は不十分な理論的背景と限られた物理データのなかでプロトコルが作られたが，現在までの間に大きく進歩してきたことが理解できる．
過去のプロトコルを知ることは計測物理の発展過程を知ることにつながり，現在のプロトコルの成り立ちを理解するのに役立つとともに，新たな研究の発展につながるものと考える．現在のプロトコルに成長してきたのは先人の知識と努力の賜物であり，改めてその労をねぎらい敬意を示したい．また今後の計測学の発展に向けさまざまな研究がなされ，さらに不確かさの少ない頑強なプロトコルが開発されることを期待したい．

参考文献
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dosimetry of high-energy photon and electron beams. Med Phys 1999;26(9):1847-1870.
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8.日本医学放射線学会物理部会. 放射線治療における 60 Co ガンマ線および高エネルギーX 線の吸収線量の標準測定法. 通商産業研究社,東京,1972.
9. 日本医学放射線学会物理部会. 放射線治療における高エネルギー電子線の吸収線量の標準測89

定法. 通商産業研究社,東京,1974.
10.ICRU Report 21. Radiation dosimetry, Electrons with initial energies between 1 and50 MeV, ICRU publications, Washington D.C.,1972
11.ICRU Report 37. Stopping powers for electron and positrons, ICRU Publications,
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12.日本医学放射線学会物理部会：放射線治療における高エネルギーX 線および電子線の吸収線量の標準測定法. 通商産業研究社, 東京, 1986.
13. ICRU Report 35. Radiation dosimetry, Electron beams with energies between 1 and 50
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14.AAPM TG-21. A protocol for the determination of absorbed dose from high-energy photon
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15. 日本医学放射線学会物理部会：放射線治療における高エネルギーX 線および電子線の吸収線
量の標準測定法(第２版). 通商産業研究社,東京 1989.
16.川島勝弘.放射線治療のための線量測定

その 1，光子エネルギーの決定法.放射線治療システ

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24. B. R. Muir and D. W. O. Rogers,. Monte Carlo calculations of kQ, the beam quality
conversion factor. Med.Phys., 37(11) 5939–5950, 2010.
25. ICRU Report No.90. KEY DATA FOR IONIZING-RADIATION DOSIMETRY: MEASUREMENT STANDARDSAND APPLICATIONS. Oxford University Press. 2016.
26. ICRU Report No.31. Average Energy Required to Produce an Ion Pair. Oxford University
Press. 1979.
27. ICRU Report No.37. Stopping Powers for Electrons and Photons. Oxford University
Press. 1984.

90

Multi-scale technology
株式会社 日立製作所
杉 健太郎・田中 史弥・佐藤 祐紀・陣野 隼汰

現在，放射線治療分野では，さまざまな開発や研究が盛んに行われています．特に，日本発のソフトウェア，ハードウェア開発は日進月歩の勢いのため，現場の治療担当技師は情報収集に奔走していると思います．そこで，メーカーの技術情報を紹介していくコーナーを企画しました．
１．はじめに日立製作所のＸ線治療分野への取り組みの歴史は長く，半世紀以上に及ぶ．1956 年に振り子集
光照射 X 線装置を千葉大学様に納品，1987 年にはマイクロトロン国産 1 号機を国立九州がんセンター様に納品した．近年では 2009 年に Accuray 社製放射線治療装置 TomoTherapy システムの販売を開始し，2014 年には RaySearch Laboratories 社製放射線治療計画システム RayStation の販売を開始した．2022 年 9 月時点で TomoTherapy システムを 89 施設，RayStation を 192 施設に導入頂いている．本稿では RayStation および TomoTherapy システムの最新機種である Radixact®シ
ステムの技術について紹介する．
２．RayStation
放射線治療計画ソフトウェア「RayStation」における強度放射線治療計画（IMRT）の最適化アルゴリズムと Objective Function（目的関数）の特徴について紹介する.
２．１．RayStation における最適化計算アルゴリズム
従来の IMRT の最適化計算では，線量目標に対して最適化されたフルエンスマップが MLC 形状，MU 等のセグメントに変換されて線量分布が算出される. 変換時にフィルタリング，セグメ
ントの最適化といった処理が必要になり，最終的に得られる線量分布は劣化してしまう.
RayStation の最適化計算では DMPO（Direct machine parameter optimization）が採用されており，線量制約とともにマシンパラメータも考慮してセグメントが同時に直接最適化されるため，従来の最適化計算と異なり，最適化後の処理が不要となり最終的な線量分布の劣化が無い.
それぞれの最適化計算は以下の様に定式化される. 図１にそれぞれの最適化計算のプロセスを
図示する.
DMPO

従来の最適化計算

minτ F(τ)

minx,wF(x, w)

s. t.

s. t.

C(x, w) ≤ 0

C(τ) ≤ 0τ≥0

Ax ≤ bw≥0(F：目的関数，C：制約条件，τ：フルエンスマップ，x:MLC の位置情報，w：セグメントの重み)
DMPO の反復演算中，フルエンスマップ τ はマシンパラメータである MLC の位置情報 x ，セグ
メントの重み w の変数によって更新され，線量目標に近づくよう最適化される.

91

図１．IMRT 最適化プロセス (左：従来の最適化，右：DMPO)
ここで，Ax ≤ bは MLC の位置に関する制約であり，移動距離等の制限値を加味した最適化が可能となっていて，最適化演算完了と同時に照射可能なプランができあがる.また，リニアックの仕様制限以外にもユーザーがプラン毎に設定可能な制約パラメータもあり，ユーザーの意図を反映したプランを作成することができる.図 2 に設定可能なパラメータの一例を示す.

図２．リニアックの仕様値登録（左），プランごとに設定できるパラメータ（右）フルエンスマップからセグメントへの変換の際には図 3 に示している Close in 法，Sweep 法といった手法を組み合わせたリーフシーケンシングが実行され，セグメントの複雑度や MLC の動きの効率性，Tongue & Groove 効果，MU の重みも考慮されている.

CP1
CP2
CP3
CP4

図３．セグメントの最適化（左：Close in 法，右：Sweep 法）92また，VMAT の最適化計算に関しては，制約内容として線量率[MU/min]，MLC 速度[cm/sec]，
ガントリ速度[deg/sec]等の時間的な要素が加わる.
２．２．Objective Function
RayStation の最適化のおいては，以下に示す Objective Function （目的関数）がある.
・
・
・
・
・
・
・

Max / Min Dose
Max / Min DVH
Uniform Dose
Uniformity Constraint
Max / Min EUD
Target EUD
Dose Fall-off

RayStation の最適化においてプラン中 k 番目の Objective Function は一般的に以下のように 2 次関数を用いて定式化される.
2𝑘𝑘

𝐹 = 𝑤 ∑𝑖∈𝑉𝑓(𝑑𝑖 , 𝑑𝑘)𝑑𝑖 − 𝑑 𝑘
(
) ∆𝑣𝑖
𝑑𝑘

（w : Importance ウェイト, V : ROI Volume, v : Voxel Volume, 𝑑𝑖 : Dose in voxel i, 𝑑 𝑘 : 目標線量）(𝑑𝑖 − 𝑑 𝑘 / 𝑑 𝑘 )2 の項で，ROI ボクセルごとに目標値との誤差が計算され，次のイタレーションに向けてペナルティとしてかかる.
２．２．１．Max EUD
EUD 系において 𝑑 𝑘 は以下の様にあらわされる.
1𝐴

𝑑𝑘 ∶ 𝐸𝑈𝐷 = (∑ 𝑣𝑖 𝐷𝑖𝐴 )𝑖=1

パラメータ A の設定によって線量分布に与えられる影響が変わる．A = 1 の場合，Average doseの目標として各ボクセルに等しく効く.
A > 1 の場合，A が大きいほど高い線量（のボクセル）
に対して制約のウェイトがかかる.

93

図 4．パラメータ A と DVH 曲線
Parallel organ に対しては A = 1，より最大線量値を抑えたい Serial organ には A > 1 とした Max
EUD の適用が有効である.
Max DVH ，Max Dose と組み合わせて用いることで，さらに効果的に OAR 線量の低減を目指すことが可能となる.

94

２．２．１．Dose Fall-off
Dose-fall-off は他のタイプとは少し異なるユニークな Objective Function である.指定した ROI
内で High dose level と Low dose level，それらの勾配を収める距離（Low dose distance）を指定することができ，例えば体輪郭 ROI に適用することで線量 Conformity を高めるように働く.

図 5．Dose fall off の使用 イメージ
（体輪郭 ROI, High dose level 6300 [cGy], Low dose level 3500 [cGy], Low dose distance 1.5 [cm]）他のタイプの Objective Function で同様の線量制約を設定しようとすると，リング状の補助的な ROI と複数の Function を設けなくてはならず煩雑になるが，Dose-fall-off はそれ 1 つで簡便に設定でき最適化項目（処理時間）も減らせる.
もちろん Dose-fall-off と線量調整用の補助的な ROI，他のタイプの Function とを組み合わせて用いることで，さらに緻密に線量制約を与えることができる.

95

２．３． Objective Function の使用例
２．２で示した Objective Function について，前立腺症例を用いて最適化過程の一例を示す.

図 6．前立腺症例
目標線量は次のように定義した.
・PTV : D95% = 7410[cGy] , D50% = 7800[cGy] , Dmax ≦ 8190[cGy]・Bladder : Mean ≦ 3500[cGy]・Rectum : V7800[cGy] ≦ 1% , V7000[cGy] ≦ 10% , V3000[cGy] ≦ 50%
・FemoralHead : Dmax ≦ 3900[cGy]
Clinical goals に上記目標線量を登録する.

図 7．Clinical Goal
各 Objective Function を順に適用し最適化を進める.
Step1. PTV Coverage（Uniform Dose）
Step2. PTV Conformance （Dose Fall-off）Step3. Femoral Heads（Max Dose）
Step4. Rectum（Max DVH と Max EUD）

96

Step1. PTV Coverage
PTV に対して処方線量（7800cGy）が均一になるように Uniform Dose を使用して最適化を実行.

図 8．Step1 結果 PTV 内はほぼ均一な線量分布を得ることができている97

Step2. PTV Conformance
Dose Fall-Off （High dose level：7800 [cGy], Low dose level：3800 [cGy] , low dose distance :1.0[cm]）を追加して Conformity を上げる.

図 9．Step2. Dose Fall-Off 使用前(DVH 点線，右線量分布図)と使用後(DVH 実線，左線量分布図)
Dose Fall-Off の使用により OAR も線量低減もできている98Step3. Femoral Heads
Femoral Heads の目標線量 Dmax ≦ 3900[cGy]を達成しやすくするために, Max Dose を目標線量
より 500[cGy]低い 3400[cGy]として追加する.

図 10． Step3. 結果 Femoral heads の目標線量達成

99

Step4. Rectum
Rectum の目標線量 V3000[cGy] ≦ 50%を達成しやすくするために,
目標線量を 500[cGy] 低い 2500 [cGy], Volume を 5[%]低い 45%として Max DVH を追加する.
次に Rectum の目標線量である V7800[cGy] ≦ 1% , V7000[cGy] ≦ 10%に着目し，Max EUD の Dose level を 3000[cGy]（50％ Dose line を意識），Parameter A の値を 5 とすることで，Hot Spot に制約のウェイトをかけて目標線量の達成を目指した.

図 11．Step 4. Max EUD と Max DVH を組み合わせることで Rectum の線量を効率的に低減
各タイプの Objective Function の性質を理解し，組み合わせて使うことで，意図した線量制約を少ない数で設定することができ，短い時間での目標達成の手助けになる．

100

３．Radixact®
Radixact®は TomoTherapy システムの Binary MLC やヘリカル照射といったユニークな照射技法はそのままに,スループットや機能，精度を向上させた最新のプラットフォームである．以前のシステムでは複雑な線量分布を実現できる一方で，呼吸性移動対策へのオプションが無く ,呼吸性移動が大きい症例に対しては ITV 法や腹部圧迫が必要であった．その課題を解決するソリューショ
ンとして動体追尾照射法である Synchrony®が開発された．本稿では Synchrony®の原理について紹介する．
３．１．Synchrony®概要
Synchrony®は図 12 に示すようにリニアックに直交する位置に搭載された kV 管球とフラット
パネルディテクタから得られる kV 画像によってターゲット位置を検出し，Jaw 位置と MLC の開閉パターンを連続的に変更することでターゲットの動きを追尾することが可能な照射技術である．IEC Y 上の動きに対しては Jaw の位置同期させることで，IEC X および IEC Z 上の動きに対しては MLC のリーフ開閉位置をシフトさせることで追尾を行う．肺野領域では視認性の高い腫瘍はマーカレスで検出でき，それ以外の場合では体内に留置した Fiducial マーカの位置を検出する．
ターゲットの検出には Template Matching 法を使用しており，計画 CT の DRR 上に描出したターゲッ
トもしくは Fiducial マーカと kV 画像上のターゲットを一致させることで 2 次元上のターゲット位置を検出する． ターゲットの動きには呼吸性移動のように周期的に動くパターンと，蠕動運動のよ

うに不規則に動くパターンがあるが，Synchrony®はどちらのパターンに対しても追尾照射を行うことが可能である．
呼吸性移動に対しては kV イメージングによるターゲット検出と，患者表面に設置した LED マ
ーカ位置から測定された振幅モデルを用いて，ターゲット位置と呼吸振幅の相関モデルを構築することで追尾照射を行う．一方，不規則な動きに対しては kV イメージングを使用した Fiducial マーカの検出によって位置モデルを作成し，その位置モデルが更新される度に追尾する Jaw/MLC 位
置を更新する．Synchrony®はリアルタイムに追尾を行うため，ビームオンタイムを延長することなく治療が可能である．

(A)Radixact コンポーネント(B)Jaw による追尾
図 12．Synchrony®概要(C)MLC による追尾

３．２．モデルの構築
2 対の kV イメージングシステムがある装置であれば，同時に 2 方向から撮影するため一度の撮
影でターゲットの 三次元位置を特定することが可能である．しかし Radixact®は kV イメージングシ
ステムが 1 対であるため，一度の撮影で 3 次元位置を特定することはできない．そのため

101

Radixact®では連続回転中に複数回の撮影を行い，二次元画像を組み合わせることで三次元位置を予測する．撮影回数はガントリが 1 回転する間に最低 2 回から最大 6 回まで設定できる．撮影を行う
間にターゲットが動かないのであれば，2 回の撮影で 三次元位置を特定することも可能だが，実際には撮影する角度間でもターゲットは動いているため，2 方向から撮影された画像の組み合わせでは正確な 3 次元位置の特定はできない．この不確定要素を解決するため，Radixact®では統計モデリ
ングを使用して任意の時点でのターゲット位置を予測する．
呼吸性移動に対する追尾照射の場合，Radixact®では撮影した 二次元画像から 三次元位置を特定するのではなく，LED マーカから測定した振幅モデルと 二次元画像から構築したモーションモデルを用いて，直接相関モデルを構築する．振幅モデルは図 13 に示すように体表に設置された LEDマーカ
を Synchrony®カメラで 10 ミリ秒毎に測定することで構築される．

(A)Synchrony®カメラ(B)体表 LED マーカ (C)寝台 LED マーカ
図 13．呼吸波形測定系(D)LED 波形

Radixact®は寝台が動きながらの照射となるため，患者体表に設置された LED の動きには呼吸の動きと寝台の動きの両方の成分が含まれるが，寝台にも LED マーカを設置することで寝台移動のベクトルを検知し，体表の LED マーカの動きから寝台移動成分を分離することで呼吸波形のみを用いた振幅モデルを構築する．振幅モデルは過去 30 秒間のモデルと比較してベースライ
ンシフトや振幅に大きな変化が無いかを判定した上で，モデルの有効性を決定する．
モーションモデルの構築には以下のように最小二乗法が使用されている．
𝑛𝑚min ∑ ∑‖𝑃𝑔𝑖 ,𝑐𝑖 (𝑓(𝑎𝑖 , s𝑗 ) − p𝑖,𝑗 )‖𝑓2

𝑖=1 𝑗=1

p𝑖,𝑗
𝑎𝑖
s𝑗
𝑓
𝑔𝑖
𝑐𝑖
𝑃𝑔𝑖,𝑐𝑖: i=1…n 画像(j=1…n Fiducial)における 二次元ターゲット位置: 画像 i 取得時の呼吸振幅: 補正された三次元ターゲット位置 s′𝑗 に対する 三次元ターゲット位置: 𝑎𝑖 およびs𝑗 の関数で表されたモーションモデル
:ガントリ角度:寝台位置:3 次元ターゲット位置を 画像 i の二次元ターゲット位置に投影した関数

Synchrony®は 2 次元ターゲット位置p𝑖,𝑗 を特定するために，最適化用 C++ライブラリ Ceres Solver（Google Inc., Mountain View, CA, USA）を使用して，上記の式のモーションモデルの最適な関数を算出する．振幅モデルとモーションモデルを構築した後，システムは相関モデルの構築を実施す
る．治療計画時の 3 次元ターゲット位置をx = [𝑥, 𝑦, 𝑧]とし,追尾時の三次元ターゲット位置を 𝑔(x)とすると，𝑔(x)は 2 次元画像と呼吸振幅から治療時の三次元ターゲット位置を予測する．相関モデルの構築に使用されるモーションモデルには x，y，z 上の並進変数が 6 つのパターンと 9 つのパターンがある．変数が 6 つの モデルはターゲットの動きが直線的な場合に構築され，一定のシフト値と102

振幅 𝑎に比例するシフト値がそれぞれ 3 つ含まれ，以下のように表される．

𝑔(x, 𝑎) = x + [∆x , ∆y , ∆z ] + [𝑑x , 𝑑y , 𝑑z ]𝑎
一方で呼気時の動きと吸気時の動きが異なっている場合は，変数が 9 つのパターンでモデルが𝑑𝑎構築される．モデルには一定のシフト値と振幅𝑎に比例するシフト値に加え，振幅の変化率 𝑑𝑡 に比例する
シフト値がそれぞれ 3 つ含まれ，以下のように表される．

𝑔 (x, 𝑎,𝑑𝑎𝑑𝑎
) = x + [∆x , ∆y , ∆z ] + [𝑑x , 𝑑y , 𝑑z ]𝑎 + [𝑒x , 𝑒y , 𝑒z ]𝑑𝑡
𝑑𝑡

呼吸性移動に対しては相関モデルを構築することで追尾照射を行うが，非呼吸性移動に対する追尾照射の場合は呼吸波形を測定しないため相関モデルは使用しない．治療計画時の 3 次元ター
ゲット位置をx = [𝑥, 𝑦, 𝑧]とし,追尾時の 3 次元ターゲット位置を位置モデル𝑓(x)とすると，𝑓(x)は直近 3 枚の 2 次元画像から治療時の 3 次元 Fiducial 位置を予測する．位置モデルには 3 つの変数があり以下のように表される．

𝑓(x) = x + [∆x , ∆y , ∆z ]呼吸性移動・非呼吸性移動のどちらの追尾も，直近の 2 次元画像に対してより重み付けされる．
そのため計算された計画時からのシフト量は，直近に取得したデータに近い値となる．
Synchrony®の移動するターゲットの検知精度は，既知の動きとモデル化されたターゲット位置を比較することで算出される RMS の誤差を 1.5mm 以下とすることを仕様としている．
３．３．Jaw による追尾原理
Synchrony®は IEC Y 上での動きに対して Jaw を移動させることにより追尾照射を行う．しかし，Radixact®のビームは FFF であるため，ターゲットの動きに対して Jaw の位置をそのままシフトさせるだけでは，シフトさせない場合と比較して線量が過少になってしまう．呼吸性移動に対する追尾の場合には Jaw は連続的に動くため FFF の影響は小さいが，非呼吸性移動に対する追尾の場合はターゲットがシフトした位置に留まる可能性もあるため，FFF の影響が大きくなる．
そのため Radixact®は照射時に IEC Y 方向のシフト量に合わせて，FWHM が基準となるビームプ
ロファイルの FWHM と一致するように Jaw 幅を補正することで，ターゲットへの線量を担保す
る．図 14 に示す実測例では Jaw 幅 25mm のプランにおいてシフト量が 12.5mm で Jaw 幅の補正が無い場合，基準となるビームプロファイルに対する FWHM の差は-0.8%，Chamber Count の最大値の差は-1.6%となる．これに対し FWHM が一致するように Jaw 幅を調整すると,FWHM の差
は 0%，Chamber Count の最大値の差は-0.7%になる．Jaw 幅に補正を加えることで FWHM は一致するようになるが，線量が過少になる傾向は変わらないため，ターゲットが極端にシフトした位置にあるようなケースにおいては寝台位置を調整するといったことも検討する余地がある．
また，Jaw によって追尾が可能な範囲は作成しているプランの Jaw 幅によって変わる．Jaw 幅が 25mm の場合は±1.25mm，10mm の場合は±20mm までのターゲットの動きに対応できる．

103

図 14．FFF の影響と Jaw 補正
３．４．MLC による追尾原理
IEC X および IEC Z 上の動きに対しては MLC の開閉するリーフを変えることで追尾照射を行う．
IEC X/Z 方向へのターゲットのシフト量がリーフ幅の半分より大きい場合に，開閉するリーフが
1 枚シフトする．Jaw による IEC Y 上の追尾では FFF の影響を考慮しているが，MLC では考慮されていない．ターゲットがアイソセンターから外れた位置にある場合，治療計画時のターゲット位置に対して，左右前後方向に交互に移動するケースでは FFF の影響は平均化される．しかし，移動方向
が片側のみの場合はフルエンスプロファイルの高強度側もしくは低強度側のみの影響が強く出ることが考えられる．ターゲットがアイソセンター付近にある場合は，フルエンス プロフ ァイルの中心付近の比較的平坦な部分が使用されるため，FFF の影響は小さくなる．
MLC は扇状の構造をしているため，1 枚のリーフ移動に対するターゲット辺縁の影響は，線源からターゲットまでの距離に依存する．MLC の移動量はターゲットの重心の移動量によって決定するので，ターゲット辺縁においては移動量に対する追尾量に差が生じるが，その差はごく僅かである．図 15 に示すように左方向に線源がある状態で，線源からターゲット重心までの距離が800mm，ターゲット径が 50mm，前方向に 25mm シフトしたケースでは，ターゲットの線源側辺縁での移動量に対する追尾量の差は25 − 775 × 25 ÷ 800 = 0.78mmとなる．このように多くのケースではターゲット端のズレは 1mm 未満となる．

図 15．重心を追尾することによるターゲット辺縁への影響
４．おわりに
本稿では RayStation および Radixact システムについてご紹介いたしました．弊社では放射線治療を通じて人々の QOL 向上に貢献できるよう引き続き努力してまいります．弊社取扱い製品で気になることがございましたら，お気軽にお問い合わせ頂ければ幸いです．
さいごに，このような貴重な機会を与えていただきました日本放射線技術学会放射線治療部会の皆様に心より感謝申し上げます．
参考文献
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104

－地域・職域研究会紹介－茨城県放射線治療技術研究会の紹介（株）日立製作所日立総合病院

鈴木清剛

治療部会の皆さま，はじめまして，茨城県放射線治療技術研究会（以下，研究会）を代表して紹介させていただきます．つたない文章にお付き合いください．
【概要】
研究会は茨城県診療放射線技師会の学術部内の研究会であり，主に会員である診療放射線技師に対して放射線治療全般に関する研究活動を行っています．北関東に位置し，毎年魅力度ランキングでは常に最下位争いをしている茨城県ではございますが，放射線治療施設は 17 施設あり，地方の割には多いと思います．
【過去の活動報告】
過去の活動を振り返ると，第 1 回茨城県放射線治療技術研究会は昭和 63 年 11 月 19 日に水戸市の吐玉荘で開催されています．内容は会員発表 2 演題「パソコンを用いた LINAC モニターユニットの計算プロ
グラム」「茨城県における放射線治療の実態」，特別講演 2 演題「重粒子線治療の現況」「癌の転移と治療」
でした．研究会は約 34 年程度の歴史があります．
初期の頃は年 2 回程度の開催，会員発表と特別講演もしくは教育講演の計 4 演題で構成されておりました．中期からは会員発表 1 題と教育講演 1 題に定型化して開催していました．また，研究会とは別に
平成 5 年より放射線治療研修会を年 1 回開催していました．パネルディスカッションと教育講演という構成で，研究会と研修会を連続して 2 日間宿泊しながら開催したという記録も残っています．
【最近の研究会】
2019 年度の研究会では脳転移に対する定位放射線治療をテーマとしました．また，レーザーの品質管理も実際に実施しました．

105

2020 年度の研究会ではコロナの影響で現地開催は厳しかったため，初めて Web を利用して県内各施設
が近況報告という内容で実施しました．ほとんどの方が初めて Web を利用した発表となりました．
2021 年度の研究会では Web を利用し，放射線計画 CT と CBCT の被ばく線量評価をテーマとして実施しました．茨城県内の放射線治療施設 8 施設を対象とした実測を行い，報告させていただきました．Webで実施したこともあり，全国各地から過去最高の約 80 名（パネリスト含む）に参加していただきました．
写真は測定準備風景になります．

【今後の活動】
現在の主な活動は，年 2 回の研究会開催を予定しております．また，2011 年に発足しました茨城県内の放射線治療施設で構成している茨城放射線腫瘍研究会（ISTRO）への共催（年 2 回）や，茨城県立中央病院主催のがん診療連携拠点病院機能強化事業におけるがん医療従事者研修会の放射線治療技術研修会への共催（年 1 回）もさせていただいております．
ぜひ全国の皆さまに, 当研究会への参加ならびに茨城県の放射線治療技師との交流をお願いします.
Web を利用した他都道府県の皆さまとのコラボ研究会を実施できればと考えております．茨城県内の半数程度の施設に当研究会の委員が在籍しておりますのでお声掛けいただければ幸いです．
最後にこのような場を与えていただいた放射線治療部会役員の皆さまに深謝するとともに, 拙文にお付き合いただいた部会員の皆さまに感謝申し上げます.

106－地域・職域研究会紹介－

関東 RT 研究会の紹介
筑波メディカルセンター病院

宮本勝美

日本放射線技術学会関東支部 関東 RT 研究会と申します．本項には光栄にも２度目の投稿となります．
とはいえ，前回から 15 年の歳月が流れておりますれば，あらためまして紹介させていただければと思います．当会は，がん対策基本法が施行された 2007 年，放射線治療施設の安全性の確保や治療技術の向上を成すためにそこに従事する診療放射線技師等の技術向上，新たに従事する診療放射線技師等の技術習得を目的に広域的研究会として発足しました．活動地域は，関東全域（東京除く）となります．また，研究会幹事には，日本放射線治療専門放射線技師認定機構の教育指導者も含まれているため，機構共催での開催も積極的に行なっています．
当研究会の開催基本方針は，「参加型」です．それはなぜか？教科書を読んだり高名な先生の講義を拝聴したりと，目と耳から情報を吸収していくことは知識になると思います．自身で手と体を動かして結果を導き出して「教科書に書かれていた事はこういう事だったのかぁ」と気づくことは自信になるとの考えからです．
ある年の開催状況を見てみますと，
第１回

スプレットシートを用いた自施設の MU 独立計算プログラムの作成：２日間

第２回

実機を用いたリニアックの幾何学的 QA :1 日

第３回

IMRT の QA・QC の実践 :1 日

第４回

RTT 認定機構共催リニアックを用いた実機講習：２日間

第５回 RTT 認定機構共催座学基礎講習：1 日という感じです．
「参加型」が多い，いいえ，ほぼ「参加型」だとお分かりになると思います．２日間開催の回は，当然のように夜の部も存在して，「建前」をゴリゴリ削ぎ落とした「本音」での語り合いがあちこちで行われていたりします．実機を使った「参加型」の欠点は一度に受け入れられる受講生が少なくなってしまう
事ですが，そこは年間開催回数を増やすことと，同じようなプログラムを年を跨いで繰り返し開催することで補っていこうと頑張っております．
・・・と，いう時代も確かにありました．残念なことにここ数年はコロナ禍のために満足な活動ができずにおります（涙）．一昨年は全プログラムが中止となり，昨年は辛うじてオンラインの「ミニ講習会」（180 人強の参加をいただきました．ありがとうございます）を１度開催できたという寂しい思いをしておりますし，皆さまの期待に応えることができずに申し訳なく思っているところです．しかし，必ず復107

活します．現在幹事一同 With コロナ，after コロナに対応すべく策を練っております．直ぐに従前の如くとはいかずとも少しづつでも皆様にお会いできるよう頑張って参りますので，ご参加，ご協力をよろしくお願いいたします．

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－地域・職域研究会紹介－

群馬放射線治療技術研究会の紹介
桐生厚生総合病院 磯昌宏

今回の原稿の執筆にあたり，群馬放射線治療技術研究会を広く国内の治療関係者にアピールしつつも，
当研究会の３代目の代表世話人であり群馬県内で放射線治療を担当した技師の中では最古参となってしまった私にとって，県内の治療関係者にも残せる内容の紹介文が書けないかと考えました．悩んだ末に，県内の放射線治療技術の研究会の歴史を紐解いてみようと思いつき，資料を探してみたり，遠い記憶を呼び起こしてみました．現在の活動状況を含め書かせていただきました．拙い文章で恐縮ですが，ご一読いただけると幸いです．
今は昔（群馬ではリニアックは大学病院やがんセンターに数台しか設置されておらず，テレコバルト
装置が地域の拠点病院で主力装置として稼働していた頃），日本放射線技術学会では，各県に支部が存在していました．群馬支部には群馬大学医学部附属病院の放射線治療担当の技師が中心となった放射線治療技術専門委員会（以下，専門委員会）があり，県内の放射線治療技術を牽引していました．私が就職した当時は標準測定法 86 の時代で，各施設の治療担当技師がその対応に苦慮していたことを知った専門
委員会のメンバーが線量計とファントムを自家用車に積み，訪問測定の実施や標準測定法の解説，各種調査による施設間の投与線量の格差の解消，線量計の相互比較など，当時の放射線治療において欠かすことのできない活動に尽力されたと聞いております．専門委員会の活動は県内に止まらず，埼玉や栃木の治療技師と共に持ち回りで合同研究会を開催し，昼は研究発表会，夜はミッドナイトセミナーが行われました．ミッドナイトセミナーとは名ばかりで，個性豊かな先輩方と夜遅くまで酒を酌み交わし，熱い治療トークを交わしたり，若い技師の困りごとに先輩技師達が即席のよろず相談所を開設したりと，地域や施設，年齢の垣根を超えて親睦を深めていたことを思い出します．
しかしながら，日本技術学会により 2008 年頃から支部単位から部会単位に組織改編がなされたことにより，群馬支部は群馬ブロックと名を変え 4 年間ほど活動を続けていました．時を同じくして，専門委
員会のメンバーと県内の大学に赴任されていた保科正夫先生（元放射線治療部会長）らの呼びかけによ
り県内の治療技師が再集結し，新たに群馬放射線治療技術研究会が発足しました．おりしも，過剰照射の事故が問題になっていた時期と重なり，品質管理の重要性，特に MU 値の独立検証の重要性が叫ばれていたことから，保科先生にご教授いただき勉強会を開催したことが，群馬放射線治療技術研究会の第一歩であったと記憶しています．
現在の活動は，群馬県立県民健康科学大学が主催するがん専門医療人材(がんプロフェッショナル)養成プランの共催と放射線治療技術研究会が主催する勉強会の二本柱となっています．前者は主に医学物

109

理に関する講演会であり，当研究会では講演の立案や座長等の講演会の進行のお手伝いを行っています．後者は県内の病院を会場として，旬な話題の講演から日々の業務に密着した身近な話題の発表，治療施設の見学などを行っています．
放射線治療に関係する業務の中には標準化した業務の他に，各施設の努力や工夫で確実性や効率化が図られた部分が多数存在しています．このような点を共有できる機会が地方の研究会の強みでもあります．以前，患者固定具をテーマとして勉強会を開催しました．各施設の患者固定具の画像を募り製品の購入理由や使用経験などの意見交換を行いました．また，同じ固定具でも固定方法や用途は様々あり，他施設の状況を把握できたことは大変興味深く，参加者にも好評でした．
ここ数年は，新型コロナウイルス感染拡大の影
響でオンライン形式の講習会が増え，自宅や職場で様々な知識や情報を得ることは可能となりまし
たが，一方で参加者同士が交流を持ち，コミュニケーションを構築することは，難しい環境になったと感じています．
群馬放射線治療技術研究会は，決して規模は大きくありませんが，最先端な治療技術から業務に役立つニッチな部分まで，バラエティに富んだ話題を提供しつつ，先輩方を見習い参加者同士が交流を深め，施設や年齢の垣根を超えたコミュニケーションが築けるような研究会づくりを心掛けていきたいと考えています．

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－地域・職域研究会紹介－

埼玉県放射線腫瘍研究会の紹介
埼玉医科大学総合医療センター 髙橋健夫（医師）

放射線治療部会の皆さま，埼玉県放射線腫瘍研究会の代表世話人を務めさせて頂いています，埼玉医科大学総合医療センター放射線腫瘍科の髙橋です．この度は本研究会の紹介の機会を頂きありがとうご
ざいます．
本研究会は，土器屋卓志先生（元埼玉医科大学教授）がゼリア新薬共催のもと，埼玉県内の放射線治療医，診療放射線技師，医学物理士に働きかけ，県内の放射線治療の普及ならびに放射線治療に関する情報共有のため 2002 年に発足いたしました．私は２代目の代表世話人になります．研究会は年に 1,2 回(発足当初は年 2 回)の割合で開催し，今年が 34 回目となりお陰様で 20 年目を迎えました．回を重ねるごとに参加人数は増え，最近では 60 名以上のご参加を頂いております（広い会場への移転を考えるほど盛況です）．
開催ごとに，その時のトピックスやテーマに沿って県内外から演者を招き，講演をおこなって頂いています．毎回，世話人会（多彩な職種からなります）でテーマを決め，それに合わせて人選をしています．研究会は土曜日の午後に 2 時間半ほどで行っており，構成は看護，物理・技術，医師による講演の３本立てとなっています. また県内の様々な調査報告を行うこともあります. 演者は医師（放射線治療
医だけでなく時には他の専門分野の医師）や診療放射線技師，医学物理士，看護師と多彩であり，それぞれの視点から放射線治療の専門的かつ先進的な知識を熱い思いと共にご講演頂いています．全国から選りすぐりの演者を招くことができており，内容は学術大会に勝るとも劣らない充実ぶりです．
講演の合間には，小休憩を設け軽食をとりながら，施設間での交流を深め，日頃の疑問やノウハウな
どの情報交換の時間を設けており，大変盛況かつ好評です．ここ 2 年は新型コロナウイルスの影響により，残念ながら対面での開催ができず，Web 形式での開催を行っています．ただ Web 開催になったことで,参加者は制限がなくなり多くの方に参加いただけています．今後コロナ禍が収束し，現地での開催が可能になった際にはぜひ足を運んでいただければと思います．研究会で得た知識, 情報交換による様々な情報を各施設に持って帰っていただいて，明日からの診療でご活用頂ければ幸いです．
最後に，このような場を与えていただいた放射線治療部会役員の皆さまに深謝するとともに，放射線治療部会の益々の発展を祈念いたします．
（本研究会は放射線治療品質管理機構 認定ポイント 0.2（カテゴリー2）を取得しております．）

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－地域・職域研究会紹介－

千葉県放射線治療研究会の紹介
千葉県がんセンター

岩瀬勉

放射線治療部会の紙面をお借りして，千葉県放射線治療研究会の紹介をさせていただきます．
かつて千葉県には，千葉県放射線治療技術研究会という研究会がありましたが，ある時期から活動が衰退し，ごく一部の施設のみで細々と行われていました．2000 年ごろ放射線治療施設の医療事故が多数報告されるようになり，千葉県内の治療施設の集まりがないのはいけないと考え，放射線医学総合研究所病院（現 QST 病院），千葉大学医学部附属病院，千葉県がんセンターが中心となり，県内の治療施設に世話人をお願いし，診療放射線技師と医学物理士が協力して，2012 年 10 月に名称を千葉県放射線治療研究会に刷新し活動が再開されました．
研究会では，部位ごとの解剖から放射線治療を含めた治療方針の解説，治療装置の品質管理に関すること，メーカーによる治療装置や関連機器等の製品情報，日常の技術的課題に関する業務上の工夫および問題点の議論，そして，外部講師による講演会の開催など，放射線治療に関する様々な内容をテーマとして取り上げ開催しています．また，教科書に書いていない現場で直面する「わからない」，「わかりにくい」ことを解決することを目標に，グループディスカッションなども取り入れて開催してきました．
最近では 2021 年 4 月の過小照射事例の報告を受け,標準計測法についても再企画しています．
回を重ねる毎に参加施設および参加者も増え，千葉県内だけにもかかわらず 50 名近く参加していただ
けるようになり，この 10 年間で延べ 58 回，（年 5～6 回）開催しています．
コロナ禍により病院での現地開催は厳しい状況ですが，Zoom とういう便利なアプリによってオンライン開催が可能となり，今では日本全国から多くの方に参加いただけるようになり，現在の会員数は 300
名を超えました．この場を借りて御礼申し上げます．
放射線治療患者の増加により，どの施設でも業務が繁忙となっている模様です．放射線治療のリスク
は日常の至る所に潜んでおり，このような時こそ品質管理および治療スタッフを繋ぐ情報共有が重要と考えます．今後も，より安全で質の高い放射線治療が会員の各施設で遂行されるよう実務に役立つ様々なテーマに取り組んで行きたいと考えています．もしよろしかったら下記アドレスから本研究会を覗いてみてください．
http://chibartg.kenkyuukai.jp
日本放射線治療専門放射線技師認定機構認定単位：1.0/年
放射線治療品質管理機構認定単位：0.5/回

1122022 年度世話人名簿（あいうえお順）阿部幸直

千葉大学医学部附属病院

板野正信

船橋市立医療センター

岩瀬勉

千葉県がんセンター（代表）片寄哲朗

千葉県がんセンター（書記）金子貴之

聖隷佐倉市民病院

金子

卓生

東邦大学医療センター

工藤祐一

千葉ろうさい病院

今
染谷

大輔

谷

貴士
俊明

佐倉病院

国際医療福祉大学成田病院
国立がん研究センター東病院
QST 病院（会計）鶴岡伊知郎 QST 病院

遠山尚紀

東京ベイ先端医療・幕張クリニック

藤田圭一

国保旭中央病院

古山良延

千葉大学医学部附属病院

研究会風景

施設見学

懇親会

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第 78 回総会学術大会(横浜市)

外部照射 (演題 38-43)
38 光学式患者ポジショニングシステムを使用して患者への接触を低減する方法を検討した演題であった．対象は乳房温存術後 DIBH での治療患者である．Covid-19 による感染防止
対策が必要な時期にタイムリーな研究である．検討された照射スケジュールは，従来のセットアップ方法を初回，月，水，金曜に，光学式患者ポジショニングシステムを用いた方法を
火曜と木曜に行い比較されていた．SGRT 対応機器の導入が進んでいることから，各施設でも検討が可能な内容であり有用な検討であると考えられた．患者表面を合わせる方法は，術者の技術および患者への説明と準備が重要であり，初回は通常のセットアップで行い SGRTの適応を検討する方法が手順として良いと思われた．今回の比較データを基に最適なスケ
ジューリングとセットアップ法の検討を進めていただきたい．
39 近年，呼吸移動対策として同期や追尾等の照射法を採用する施設が増加していることから，臓器の正確な移動量の把握は益々重要となってきている．Compressed Sensing を用いた
3D Cine を臓器移動量の計測に利用した研究である．放射線治療前の臓器移動量評価を 3D
Cine によって行えるかを評価することが目的とのことであった．今回の検討で比較した 2Dと 3D での移動カーブはデータサンプリング間隔が異なっており，これに依存したデータの比較には評価が難しいところがあった． 3D 画像の空間分解能が低いことに依存した位置
検出における分解能の低下も見られた．今回の検討には個々の波形の最大振幅や波形全体の最大振幅が用いられていたが，最大・最小値を正確に評価できていなかった．また，人の呼吸における評価では，3D 画像の時間分解能が低いことの影響がとても大きくサンプリン
グ数が足りていないとの評価であった．演者らは今後，3D の撮像回数を増やすことを提案しているが，データサンプリング間隔が評価に利用可能かを再度確認してさらに検討いた
だきたい．
40 体表マーカを対側（右）乳房に設置し，マーカ移動量から呼吸位相を検出する汎用シス
テム（RPM）を用いて左乳房温存術後の DIBH 照射法を検討している．位置照合時に EPID
画像を取得して乳頭から心臓までの距離を求め， RPM 波形の息止め時のシフト量との関係を評価し相関が高かった．また，照射中のシネモード EPID 画像と RPM 波形により移動量をモニタしていた．呼吸停止位置の照射中の移動量は AP 方向の距離で最大 4.4 mm（平均114は<1.0 mm）であり良い精度が得られていた．また，EPID 画像による In vivo 線量評価も行っており，治療計画線量との比較におけるパス率において高い値を得ていた． EPID シネ画像を用いた評価を併用することにより汎用システムによる DIBH においても高い精度が得られ，In vivo 線量評価も有用との結論であった．汎用システムでの結果としては非常に良いデータであり多施設での検証が期待される．患者への事前呼吸訓練等は行っていないとのことであり，症例数を重ねて実証を進めていただきたい．
佐々木 浩二 (群馬県立県民健康科学大学大学院)
41 Hyper Arc を用いた one isocenter，multiple target の脳定位放射線治療における照射中の患者の動き（IMF: Intra fraction motion）を後ろ向きに評価した報告である．IMF を評価することは治療計画時のマージンを決定するための重要な要素であるため有益な報告である．この報告の方法では，まず治療計画用 CT（計画 CT）において Isocenter と標的の重心の距離を算出し，次に計画 CT を基準とし 6 軸カウチの補正前に撮影した Cone-Beam CT（CBCT）
画像を照合した．同様に計画 CT と照射終了後 CBCT 画像を照合し，これらの照合結果の差を並進及び回転方向の IMF と定義した．そして，Isocenter から標的の距離（DTI）と IFM の関係を解析した．統計解析の結果，DTI と IFM 間に相関は見られず，DTI が 77 mm 以下の場合には IFM が 1 mm 以下となることが示された．この研究では症例数 10 名，延べ 37 個の標的であり，その数がリミテーションとして考えられる．加えて，IFM が 1 mm 以下となった理由が Hyper Arc のどの技術と関係があるのかを考察していただけるとより有益な研究になると考える．症例数を増やして再度報告していただけることを期待する．
42 光学式体表面イメージングシステムを利用することで脳定位放射線治療における照射
中の患者の動きをモニタリング可能かどうか評価したファントム実験の報告である．光学式カメラシステムは CBCT を用いた患者位置照合と比較して患者に被ばくがないことが大きな長所である．この研究は光学式体表面イメージングシステムに Catalyst（C-RAD 社）を用いたファントムスタディであり，Penta Guide Phantom（Modus 社，以下ファントム）を計
画 CT で撮影しこれを基準画像とした．リニアック室内でファントムを 6 軸方向に既知量移動させて，その後 CBCT と Catalyst の C-SRS モードおよび Normal モードでファントムを撮影し既知の移動量と変位量の比較から RMS を算出しこのシステムの位置精度を評価した．C-SRS モードは並進・回転のいずれにおいても CBCT と同等の位置精度であることが示された．よって，SRT 時に C-SRS モードを用いれば 1〜3 mm 程度の小さな許容値内でのモニタリングが可能であると考察された．近年，Surface IGRT を実施している放射線治療施設が増加傾向であることから導入を検討している施設にとって有益な研究であると考えられる．このファントムスタディデータを基に患者データを収集して，追加情報の報告が期待
される．

115

43 O-ring 型放射線治療装置に搭載された CBCT(以下，CBCTO-ring)とリニアックの CBCT から逐次近似法を用いて得た CBCT（CBCTiterative）の画像を物理評価した報告である．画質
評価用ファントムは Catphan 504 を用い，撮影条件には CBCT の複数のデフォルト条件を用いている．評価対象の物理指標は幾何学的歪み，空間分解能，均一性，ノイズ，スライス厚，
低コントラスト分解能，CT 値定常性である．どの指標も経時的な変化が小さかったことから CBCTO-ring と CBCTiterative は品質管理をする上で差がないと言える．CBCT は画像誘
導放射線治療の患者位置補正に用いられることが多い．この研究の物理指標のひとつに挙げられた CT 値は，CBCTO-ring と CBCTiterative を用いた線量計算を将来的に見据えて評価をしたものと考えられる．CBCT 画像を用いた放射線治療期間中の線量分布評価ができることで患者体形の変化や腫瘍サイズの変化による Dose Volume Histogram の変化の評価が可能となり，日々の照射位置の品質を保証することができるため非常に有益と考える．今後，CBCTO-ring と CBCTiterative を用いた線量分布計算精度の検証などの報告が期待される．
津野 隼人 (群馬県立県民健康科学大学)
小線源治療, 他 (演題 44-48)
44 産婦人科癌に対する外部照射併用高線量率腔内照射の合算線量を計算し，直腸線量の評価を目的とした発表であった．剛体レジストレーションにより位置合わせを実施し，EQD2 を用いて線量合算の評価を行っていた．合算線量はタンデム・オボイドで加療した群(TO 群)と，組織内照射針ガイド付膣アプリケータを 1 度でも併用した群(MC 群)に分けて比較が行われており，直腸の D2cc は有意に MC 群で高い結果となったことが報告された．しかし本検討は初回腔内照射時の画像データ等を解析した内容であったため，他の治療回の解剖学的形態変化などの影響については不明な部分がある．圧排板の効果や腸内ガスの位置による変化が要因と考察されているが，そのために MC 群が高値なのか，手技やアプリケータの違いが要因なのかの判断が難しくなっている．初回治療時だけの TO/MC
群比較等により，手技やアプリケータの特徴したうえで合算線量を評価いただくと，より明確な結果が得られたのではないかと考えられた．引き続き検討頂ける事を期待したい．
45 60Co 及び 192Ir 線源に対するウエル型線量計による線源強度計測における補正係数をモンテカルロシミュレーションで導出することを目的とした発表であった．本検討では，3種類の線源，2 種類の線量計が評価されており，非常に多くの結果が示された．しかし本検討で導出された線源強度変換係数や線源補正係数は，実際の校正証書に記載されている値と異なる結果も見られた．筆者はシミュレーションについて薄学なため断定はできない
が，幾つかの点において設定に過不足があったのではないかと想像した．しかしながら精度の高い計測に今後貢献しうる重要なデータである．線量計校正を行って得られた係数との比較や実測データとの整合性などを確認頂き，より高いシミュレーション精度になるよ
う研究を継続頂きたいと思われた．文章による報告を期待する内容であった．

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46 外部放射線治療時に皮膚に書くマークを保護する新しいシール利用の提案であった．
本発表では，保護シールに対する光子線または電子線を照射した場合の，ビーム透過時の物理特性を評価した内容であった．保護シートは 0.02 mm と薄く，測定の上では影響は認められないという結果であった．シャワーに対するシールの耐性や，表面線量の計測法について議論が行われた．
47 46 の保護シールによる臨床的使用経験について同一演者による報告が続いて行われた．スタッフの地肌に貼り付け 1 ヶ月程度使用した場合の経過や，実際の臨床で使用した
際の使用感が報告され，皮膚マークの保持に有用であるという報告であった．実際の使用に際しては照射野内への貼り付けは避けた方がいいのではないかなど，活発にディスカッ
ションが行われた．2 演題続けて同一テーマに対する発表であったが，皮膚マークの種類の検討や，同種のシールまたは皮膜剤の塗布など，様々な皮膚マークを保護する既存法がある．季節的な発汗量の変化でも結果が変化することが予想される．今回発表された手法と様々な既存法の比較など，日々の臨床に役立つと思われるので，今後も検討を深めて頂きたいと思われた．
48 in vitro の実験において放射線抵抗性白血病細胞モデルを構築し，放射線抵抗性獲得機序の解明を最終目的とする発表であった．HL60 細胞に 4 Gy/週を 4 週連続で照射後，生存した細胞を放射線抵抗性 HL60 細胞と定義し，さまざまな特性の解析が行われた．放射線抵
抗性が元々有するものなのか，照射により発生した特性なのかなどが議論された．放射線治療分野では，FLASH 照射における機序の解明などに放射線生物学が必要不可欠であるが，専門性の違いもあり取っ付き難い印象がある．しかし発表者は真摯にそれと向き合い，研究発表を行なった様子が伺えた．更に研究が発展し，放射線生物学や放射線腫瘍学
分野，最終的には実臨床へ影響を与える成果につながることを期待したいと考える．
根本 幹央 (自治医科大学附属病院)
加茂前 健 (名古屋大学医学部附属病院)
治療計画 (演題番号 61-66)
61 この演題は，放射線治療計画 CT における IGRT に適した CT 撮影条件を検討したものである．検討は，detector collimation(DC)および pitch factor(PF)を変化させて行われた．検討の結果，DC が狭く PF が小さい組み合わせでより IGRT に適しているということであった.今回の検討では，小さな球体を模擬腫瘍としたファントムを用いての評価であったが，臨床では多くの人体内の臓器を対象とした位置合わせが行われるということを念頭に置いて検討を行うべきであること，DC および PF の値を小さくすると詳細な画像が得られることは必然であるが，撮像時間の大幅な延長につながるため現実的に使用可能な組み合わせの検討が求められる．今後の検討に期待したい．

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62 MRI の拡散強調画像において，新たに開発されたシーケンスが従来よりも格段にひずみの小さい画像が得られたという報告であった．拡散強調画像の取得には EPI 法が最も標準的な手法であるが，幾何学的歪みが大きいことが問題となっている．既に歪み低減用として臨床応用されている RESOLVE 法と新たに開発された TGSE-BLADE 法を比較した．その結果，TGSE-BLADE 法は RESOLVE 法よりも，歪みは小さく腫瘍の位置ずれと形状の変化はほとんどなかった．ダイス係数を用いれば基準画像との一致を数値で評価できるので，今後検討していただきたい．
63 新型の CT 撮影装置を用いて電子密度(ED)を取得することで，その CT 画像を用いた線量計算の精度を評価した結果の報告であった．直接測定された ED を用いて作成された
CT-ED テーブルに問題はなく，計算された線量分布も肺領域の計算を除いて，1%以内で従来の方法と一致するという結果であった．今回用いられた CT 装置は，２層式の検出器を使用する最新型の CT であり，金属アーチファクトの除去などにおいても，放射線治療の利用に有用な技術が多数あると考えられる．今後，より多くの検討を行っていただき，治療計画用 CT においても先端技術を利用することで精度の向上が図れることを証明していただきたい.
64 シングルアイソセンタ－マルチターゲットの治療計画において汎用機と専用の治療計
画装置を比較した報告であった．線量分布の急峻さを表す gradient index は専用機が優れていた．正常の脳線量は腫瘍サイズが大きい場合は汎用機の方が低減でき，腫瘍サイズが小さい場合は専用機の方が低減できた．シングルアイソセンタ－シングルターゲットでは極小照射野を用いるため 10MV 以上の X 線は側方電子平衡の不成立が問題となり定位照射には用いられない．シングルアイソセンタ－マルチターゲットの場合についても確認していただきたい．
65 この演題は，アトラスベースセグメンテーションを利用することで輪郭抽出の時間短縮を図るとともに，IMRT の最適化計算の時間も短縮する試みをした発表であった．アト
ラスベースは，過去の 50 名の contouring 情報を元にしたもので，腫瘍医の contouring との一致は dice 係数で 0.8 であった．このアトラスベースの contouring を用いることで, 腫瘍医の contouring 中に線量制約を満たす IMRT 治療計画を作成することが可能となっており，IMRT のベースとなるプランの作成に有用であった．現状ではそのまま治療に使用するまでには至っていないが，問題のない臓器を選定して運用することが可能であり，業務の短縮化，効率化に有効ではないかとのことであった．さらなる実用化に向けての報告を期待する．
66 VMAT を用いた肺の定位照射において，AXB と AAA による治療計画を立案し最良とな

118

る conformity index（以下 CI）とコリメータ角度を比較した報告であった．AAA は AXB に対してすべての評価指標において低く算出した．AAA と AXB においてコリメータ角度に対する CI の傾向にほとんど差はなく，すべての角度において AAA は AXB に対して CI を低く算出した．また，最適化のアルゴリズムは AXB と AAA で同じアルゴリズムを用いているため，コリメータ角度に対する傾向にほとんど差はなかった．AXB と AAA において最良となる CI とコリメータ角度は必ずしも一致しなかった．
松本 賢治 (近畿大学病院)
佐藤 智春 (東洋公衆衛生学院)
被ばく線量 (演題番号 250-253)
250 呼吸同期 CT(以下 4DCT)を用いた肺野内孤立性病変の放射線治療計画において, 肺野
内孤立性病変を模擬した自作ファントムを用いて, 画質および輪郭抽出による体積評価を行い, 被ばく線量の低減を考慮した撮影条件を検討する報告であった. 模擬病変の SD 値を指標とした画質評価では異なる平均呼吸周期(2, 4, 6 sec)に対する各管電流条件に差はな
く，Dice 係数を指標とした画像類似度評価では線量低減に伴う画質の劣化により僅かに低下するものの，設定管電流 60 mA 以上では大きな違いは見られなかった．病変の抽出能については平均呼吸周期が短い程バラつきは大きくなる傾向にあり，自動描出では全ての呼吸周期で過小評価，手動描出では過大評価する傾向であった．結果として，模擬病変における 4DCT の撮影条件は,平均呼吸周期 4 sec 以上の場合で従来の設定管電流 120 mA を 60
mA まで低減できる可能性があると報告している．近年，診療放射線の利用における撮影
線量の最適化が求められるようになり，治療計画用 CT 撮影においては 4DCT の撮影線量は他部位に比べて高いことがことから，本研究で示される結果は有用であると考える．本
研究では設定管電流の変更による最適化を検討していたが，逐次近似再構成による画像ノイズ低減等，新しい画像処理技術を含めてより臨床に即した条件での更なる検討に期待したい．
251 回転型放射線治療装置(トモセラピー)の MVCT の撮影線量について，撮影モード(Fine，Normal，Coarse)の違いによって評価した報告であった．各撮影モードにおいて電離箱線量計によるファントム中心部での撮影線量測定を行った結果，ファントム内部での電離箱線量計の設置位置およびファントムの設置位置の違いによる大きな差はなく，被写体
内部の線量は均一であることが示された．また，疑似人体骨盤ファントム内部に挿入した蛍光ガラス線量計を用いた被ばく線量測定でも同様の結果であった．しかし，ガフクロミ
ックフィルムを用いた線量分布検証においては，ヘリカル CT 撮影に特有のスレッド効果
によって被写体内部の線量分布が不均一になることが示されていた．放射線治療において画像誘導放射線治療の位置照合撮影における線量管理が重要となりつつあり，その中でも
MVCT 撮影に伴う被ばく線量は他の IGRT 装置に比べて大きいとされている．ユーザーは119

利用する位置照合装置の特徴を把握した上で使用を検討する必要があり，本報告の結果は臨床上有用なデータである．本報告には含まれていなかったが，回転型放射線治療装置においては kV-X 線の位置照合装置を搭載した機種の導入も進んでいることから，異なる X
線質の位置照合装置の被ばく線量の比較や運用方法の検討等も今後の課題と考える．
坂本 昌隆 (浜松医科大学医学部附属病院)
252 本報告は，頭部や頭頸部に対する kV-CBCT を用いた画像誘導放射線治療時の水晶体
被ばくに関するものであった．AAPM TG180 では，患者の頭足方向の照射野と被ばく線量の関係が記載されており，画質・照合精度・被ばく線量の関係を考慮した診療での運用が重要となる．本大会で演者らは，この報告を参考に患者の左右方向の照射野と被ばく線量の関係を調べて報告した．実験方法の概要は，頭部ファントムと蛍光ガラス線量計を使用し，X 方向の稼働絞りを 10～5 cm までの範囲で 0.5 cm 間隔で狭め，回転角度 292°～88°で照射した．結果は，左右の眼を想定した位置で，最大で左：13.2%・右：38.7%の線量低下となり位置照合精度は，いずれの照射野サイズでも概ね同等の結果となった．最終的な結論は，照射野全開で実施する撮影と比較して，演者らが提案する kV-CBCT における X 方向の稼働絞りを調整する方法は，水晶体への被ばく線量が低減可能で有り，且つ位置照合
精度も劣らないという興味深い報告であった．今回の報告では，照合画像の画質が劣化していたり，必要な部分の情報が欠損していたりすると思われるのだが，照合精度が変わらない理由に関する実験データを伴った考察があれば，さらに興味深い内容になるかと感じた．
253 本報告は，重粒子線の IGRT における体幹部固定具（板状シェル）の有無による表面線量に関する報告であった．実験方法の概要は，骨盤部ランドファントムと蛍光ガラス線量計を用いての実測評価である．撮影機器は，正面・側面の kV システムだと思われる．
結論は，治療期間を想定した場合（前立腺がん，総治療回数 12 回），板状シェル使用時に3.6%の表面線量が低下したという内容であった．重粒子線治療で使用するシェルは，入射面での線量投与の不確かさを低減させるために板状のシェルが使用される．演者らは，板状シェルが皮膚の被ばく線量を増加させていないかを懸念し，ファントムベースでの検討をまとめて報告頂いた．今回の報告は，患者の被ばく線量を評価し，日常の診療に反映す
ることの大切さを再認識する機会を与えた頂いた貴重な内容であったと感じた．
青山 英樹 (岡山大学病院)
計測, 他 (演題番号 254-259)
254 トモセラピーの寝台は 2 層構造であり，患者背面の上部天板のみを稼働させることで位置補正が行われる(下部天板は動かない)．本報告では，左右方向の寝台補正時における寝台構造に起因した線量分布の変化を評価した．臨床症例(頭頸部：5 例，前立腺：5 例)の120

治療計画を使用した．3 次元半導体検出器 (Delta4 Phantom+) を寝台に設置し，寝台の上部
天板を左右方向に意図的に 5 mm 間隔で±25 mm まで変位した後に照射した．寝台の変位 0mm の線量分布を基準として，ガンマ値 (判定基準:3 mm/3%， 2 mm/2%) ，dose
difference，distance to agreement を解析した結果，アイソセンターが左右方向に 20 mm を越えると線量分布に影響を及ぼすことが示唆され，また前立腺症例は頭頸部症例と比較して，寝台の左右方向の補正による影響が大きくなる傾向があった．これらの結果に対してさらに考察が必要であり，引き続き，詳細な検討を期待したい．
255 耳介ケロイドに対する電子線治療において，耳介裏に鉛板を配置した際の治療計画装置の電子線の線量計算精度を検証した報告であった．EBT3 フィルムによる実測値を基準として，治療計画装置 (Eclipse) の電子線の線量計算アルゴリズム eMc の計算値が比較された結果，治療計画装置が鉛版からの後方散乱を計算していなことが確認された．この原因は，eMc が CT 画像を Air/Lung phantom/Water/Lucite/Solid Bone の 5 つの物質に置換して計算するため，鉛を含むほとんどの金属物が Solid Bone に置換されてしまうことに起因すると考察された．また，この対策として鉛板の上に後方散乱の吸収材を配置する対処法が紹介された．特定の 1 社の現象であり他社の治療計画装置の計算精度を検証していないた
め，引き続き，詳細な比較・検討を期待したい．
256 光子線の線量校正に使用する各種補正係数の多施設調査についての報告であった．関
西地区を中心とした 66 施設に Google form によるアンケート調査を実施し，リニアックや
電離箱，電位計の種類および電離箱の各種補正係数などが収集された．最も総数が大きかった電離箱 PTW30013 については，各種補正係数の平均値と標準偏差が提示され，各種補正係数のばらつきが小さいことが確認された．また，水吸収線量校正定数と 100MU 照射時の標準状態の電離量の回帰式の作成が可能であることから，自施設の水吸収線量校正定数からモニタ線量計の校正時の電離量を推定することができる．モニタ線量計の校正時の強力な支援ツールとなるため，引き続き，データの効果的な活用方法の開発を進めていた
だきたい．
清水 秀年 (愛知県がんセンター)
257 ポリマーゲル線量計によるマルチターゲット脳定位放射線治療の線量分布計測についての研究発表である. 3 ターゲットを想定した VMATPlan について検証を行っていた. ゲルは専用開発されたアクリルの立方体ファントムへ充填し, 頭部を模したファントムへ挿入,
周囲の空洞部は水が封入されているため, 水ベースファントムによる検証となる. 線量分
布プロファイルはゲルと EBT3 の両方を RTPS のプロファイルと比較しており, ガンマ解析の結果は 2%2mm にて 90%以上の pass が得られた, とのことだった. また, 現状の Limitation
や今後の検討課題も述べられ, 非常に内容の濃い発表となっていた. 酸素阻害を防ぐため

121

の工夫が質疑として挙がり, THPC 等の添付による対応が述べられていた. ゲルによる線量
分布プロファイルは概ね一致していたが, 刮目したのは EBT3 と RTPS プロファイルの驚くべき一致である. 二次元 Film 検証による土台構造がしっかりと構築された上で, ゲルド
シメトリの研究が成り立つのだと再認識させられた.

今後のさらなる研究と,情報提供をお願いします.
258 リニアックの Daily QA, 出力不変性チェックに Delta4 Phantom+の correction factor を利用した報告である. 発表者の施設では PTW の簡易出力チェッカーを用いて出力チェックをしていたが, さらに 3 つ目の出力評価方法として有用である, としている. Farmer 型電離箱
線量計を用いた標準計測は, Monthly QA として月に 1 度行っているとのことだった. 結果では 1 年以上の経時的な出力の変動をグラフとして図示していた. その期間中にリニアックの モニ タ線量 計を交 換す るイベ ント があっ たよう だが , 交 換直後 しば らく は Delta4
Phantom+と簡易線量計のみ出力表示され, Monthly QA の出力値は欠落していた. 質疑において本件を確認したところ, 電離箱線量計による標準計測は行われた, と回答があった. モ
ニタ線量計のようなリニアック出力に重大な影響を及ぼす部品の修理や交換作業を行った
後は, 速やかに電離箱線量計を用いた出力確認を行うべきである. 簡易線量計を用いるのは出力評価方法として有用であるかもしれないが, 平時の不変性チェックに限定すべきと考える.
259 MRIdian Linac の Output Factor をモンテカルロシミュレーションコード EGSnrc を用いて計算し, 半導体検出器 Edge Detector による実測値及びメーカーの基準データと比較していた. 等価正方形換算で最小照射野 2.7×2.7 mm は乖離が大きく, 一致しなかったと結んでおり, 考察として, 磁場の影響を挙げていた. Edge Detector は, 小照射野でオーバーレスポ
ンスを起こす. 演者へ確認したところ, OPF は未補正で計算されていた. 質疑にてコメントしたが, IAEA TRS-483 によると正方形照射野 8×8mm では 5%程度の補正(0.951)が必要となる. この Output correction Factor を施すと, メーカーの基準データに近づく可能性があることが考えられた. 小照射野の計測では検出器の物理特性を理解して行うことが望ましいため, 文献のリサーチを行いながら, 研究をさらに進めてください.
小島 秀樹 (札幌東徳洲会病院)

122

Partial breast irradiation with the 1.5 T MR-Linac: First patient treatment and analysis of electron return and stream
effects

Nachbar M, Mönnich D, Boeke S, et al. Radiother Oncol. 2020 Apr;145:30-35.

Introduction
本稿は, 1.5 T の MR リニアックを使用して最初の乳房部分照射(partial breast irradiation : PBI)を行った報告である. MR 画像は CT 画像と比較して, 軟部組織のコントラストが優れている. また, 治療時は日々の解剖学的構造に基づいて即時適応放射線治療が可能である. そのため MR リニアックを用いた PBI の場合, 腫瘍床の視認性が向上する. また, 血腫や乳房の腫れなどの変化が生じたときはオンラインで治療計画を修正し治療することが可能である. 一方で磁場内の二次電子の相互作用などの特性を考慮する必要がある. 例えば, 体外散乱電子が磁場によって集束され, 照射範囲から離れた場所の皮膚線量を増加させる現象(electron stream effect : ESE)や電子がある高密度な物質から低密度の物質に移行する際, ループ
バックして最初の物質に再び戻る現象(electron return effect : ERE)がある. ERE は, 境界面で線量増加を生じ, 逆に, 低密度から高密度に移行する場合には線量低下を生じる. 本稿では, これらの現象の影響を評価するため線量検証を行い, その影響を低減できる方法を評価した.

Methods and Materials
治療計画装置 Monaco5.4 を使用し, 処方線量は, 40.05 Gy/15 fr とした. ERE の影響の検討には, 皮膚線
量や肺と胸壁の境界の線量を検証した. また Monaco で得られた線量分布と過去の文献より, ESE の影響として照射野外の顎の領域に線量が生じる可能性があるため, 1 cm のボーラスを患者の顎に置いた. 線量検証には, 実測線量として EBT3 をボーラスの上下に配置し検証した. また Monaco research 5.19.03 を用いて, 磁場の有無とボーラスの有無による ERE と ESE の影響も検証した.

Results and Discussion
ERE の結果より, 磁場の有無によって皮膚線量は 0.3 Gy 増加し, 磁場下では最大線量が約 8.7 %増加した. また, 対象患者の急性障害はグレード 1 の急性浮腫と紅斑のみであり急性障害が増加する兆候はみられなかった. Vasiljevic らによると, 乳房照射後の肺の急性障害が生じるとされる線量は平均肺線量(MLD)＞10 Gy であるが, 本患者の MLD は 3.7 Gy であった. 以上のことから, ERE が急性障害のリスク増加には関連しないと考えられる.
ESE の結果より, 照射範囲外の顎へ ESE の影響が確認できた. その線量は TPS 上では 0.17 Gy/fr であった. 1 cm のボーラスがある場合, TPS 上の顎の線量は 0.05 Gy/fr であった. EBT3 を使った線量測定では, ボーラス上は 0.12 Gy/fr, ボーラス下は 0.034 Gy/fr であり, TPS の値とも一致していた. 以上より, 1 cm のボ123

ーラスを使用することで線量が 3.5 分の 1 減少し, ボーラス下の顎の線量は, CBCT の 1 回撮影時の線量と同等であった.
MR リニアックはビームアレンジメントによって, ESE と ERE の影響が変化する. 例えば, 210～230°や
130～150°のビーム角は臨床的に最適である. しかしながら, MR リニアックでこれらの角度を使用すると高密度なカウチ構造の一部をビームが通過し,予想外の線量効果が生じる可能性があり注意が必要である.
また, 本稿の結果はあくまで一人の患者の結果にしか過ぎなく, 今後も更に症例数を増やし検討していきたい.

Conclusion
1.5 T の MR リニアックを使用した PBI は実施可能であり, ESE も TPS によって正確に計算された. ま
た 1 cm のボーラスによって ESE による顎の皮膚線量増加を効果的に抑えることができ, 位置照合時のCBCT の線量と同等であった. さらに, ERE による低密度領域の線量への影響は低く, 肺の急性障害のリスク増加との関連性は認められなかった.
コメント
当院でも令和 4 年 5 月より, 1.5 T の MR リニアックが臨床稼働した(Fig. 1). MR リニアックは, 磁場下での電子の挙動は特異的なものであり, そのことを十分理解したうえで使用しなければならない. 本文
献では, MR リニアックの特徴でもある ERE と ESE について検討されており, 実際の PBI でどの程度影響があるか報告された貴重な文献であったため紹介させていただいた. ERE や ESE は, 従来のリニアッ
クでは存在しなかった現象であるが, 治療部位によって影響を受ける. その影響を最大限に減らすための工夫として, 1 cm のボーラスを用いたり, ビームアレンジメントを工夫するなど, これまで以上に症例に応じたセットアップや治療計画が求められると改めて実感した.
現在, 本邦における MR リニアック導入施設は少なく, 治療時間や QA/QC などまだまだ検討すべき点が多々ある. しかしながら, MRI 特有の画質を生かした即時適応放射線治療ができる点は, 非常に大きなメリットである. 今後は検討事項と向き合いながらも, そのメリットを最大限に活かした治療ができる
よう日々精進していきたい.
坂田 元徳 (大阪公立大学医学部附属病院)

Fig.1 当院の MR リニアック(Unity, ELEKTA)

124

Introduction of novel 3D-printed superficial applicators for high-dose rate skin brachytherapy
高線量率皮膚ブラキセラピーのための新規 3D プリント表在型アプリケーターの導入

Jones, Emma-Louise, et al. Brachytherapy16.2(2017):409-414.
本論文は 3D プリンタを使用し，患者固有の表面モールドアプリケータを作成した研究である．（論文の図は著作権の関係より掲載していない．
）【背景・目的】Thomas 病院の放射線治療科では，発生率が高く増加傾向にある基底細胞癌（BCC）や扁平上皮癌（SCC）の非黒色腫皮膚癌や，菌状息肉腫（MF）など治療を行っている．それぞれの治療方法として外科的切除，光線力学療法，放射線治療がある．しかし，放射線治療では疾患の進行に伴って皮膚表面に現れ続け，追加の照射を必要とする場合がある．MF は非常に放射線感受性が高く，低線量の放射線治療が可能である．
比較的低線量であるため，隣接する領域の治療や再発を安全に治療することができる．High-Dose Rate
（HDR）ブラキセラピーは一次治療や再発治療としてこれら全ての病気に対して有効とされる．非黒色腫皮膚癌や MF 病変の多くは治療困難な部位に発生する．Freiburg Flap（Elekta，スウェーデン，ストックホルム）のような購入可能な HDR アプリケータとカスタムメイドの表面モールドを用いて表層病変に対して照射を行うブラキセラピーの利用例が数多く報告されている．
Thomas 病院では他の放射線治療モダリティでコンフォーマル治療およびリスク臓器（OAR）の温存が達成できなかった BCC，SCC，および MF 表在病変に HDR ブラキセラピーが使用されている．それらの症例の中には四肢などの治療面積が大きい場所や，顔面など表面の傾きが急な部位が含まれる．
四肢における面積の広い病変のブラキセラピーにおいては，Freiburg Flap は患者の骨格に合わせて成形した Aquaplast 熱可塑性シェル（Qfix，Avondale，PA）で固定する．これにより深部の組織を温存しながら，円周上に線量のコンフォーマル・シェーピングを行って高い表面線量を実現している．
しかし，顔面に発生した小範囲の病変においてブラキセラピーは難しい．小範囲であり，鼻のような不規則な輪郭の病変においては，多面的かつ多方向のカテーテル形状と皮膚表面からの高さの異なるカテーテル配置を行う必要があるが Freiburg Flap では困難である．また，表在性 HDR ブラキセラピーの経験が浅い場合や，リソースが限られている場合には十分な品質で製造することが難しい．カスタムメイドの表面の型を作成する場合，かなりの時間や経験，専門知識を必要とする．
ブラキセラピーのための表在性アプリケータはシミュレーション CT を撮影する前に製造される．HDR
皮膚小線源治療を事前に計画し，正確なアプリケータを製造することによって，腫瘍の被覆率を改善しOAR を温存できる可能性がある．理想的なカテーテルの配置を事前に計画することは，ほとんどの治療

125

計画システム（TPS）で可能であり簡単に行うことができる．しかし，実際の照射は，事前に計画したカテーテルの配置と正確に一致させることはできない．その場合，目標とする線量を治療部位に対して十分に投与できない可能性がある．また，カスタムメイドの表在性アプリケータと患者の間に空隙が生じた場合，これらは TPS では考慮されず，不均質性が考慮されないため，結果的に表面線量が減少してしまう．
【方法・結果】
Thomas 病院では 2016 年から，これらの課題を克服する試みとして 3D プリンタで作成した表在性アプ
リケータを臨床で使用した．放射線治療において 3D プリンティングの可能性は確立されており，特にブラキセラピーでの活用は関心が高まっている．
3D プリンティング技術を用いた新しい表在性アプリケータの製造方法と治療計画について説明する．
患者を Flexitron HDR リモートアフターローダで治療するために，Oncentra Brachy，v.4.5.1 TPS（Elekta, ス
トックホルム, スウェーデン）で治療計画を立てた．大面積の病変においては Freiburg flap brachytherapy
applicator を使用し，OncoSmart Catheter System (Elekta, ストックホルム, スウェーデン) と併用して治療する．小面積の病変においては TangoPlus FullCure930 (Stratasys, エデン・プレイリー，ミネソタ)から製造され，Stratasys Objet 500 Connex1 polyjet 3D printer (Stratasys, エデン・プレイリー，ミネソタ)上で印刷された表在性アプリケータを作成した．患者は事前に Somatom Definition Multislice CT (Siemens, ミュンヘ
ン，ドイツ)で撮影し，2mm スライス厚の CT 画像を取得した．CT 画像は TPS に送られ，理想的な線量分布で臨床的に許容されるプランとなるようなカテーテルの配置を決定する．3D プリント用にカテーテルの軌道を確定するため，線源停留位置を決定する．線源停留位置のテキストファイルを MATLAB（MathWorks, ケンブリッジ，イギリス）のスクリプトによって計算しカテーテル軌道のシリンダが作成される．このシリンダデータと患者のオリジナル CT 画像を 3D 医用画像処理ソフトウェアである Mimics
Medical 18.0 (Materialise NV, ルーヴェン, ベルギー)に送信する．このソフトウェアはカテーテル軌道を囲むアプリケータの容積を作成するために使用する．作成するアプリケータは患者の輪郭に適合した形状にするため，CT 値によるしきい値処理を行う．次に治療領域のみに含むように形を編集した後モデリン
グデータを，3-Matic Medical 10.0 (Materialise NV, ルーヴェン, ベルギー)に送る．このコンピュータ支援
製図パッケージでは，MATLAB スクリプトによって計算されたアプリケータの軌道を使用して治療領域をカバーする箱型のデータ作成する．作成されたアプリケータデータを 3D プリントする際に必要なステ
レオリソグラフィー（STL）形式に変換する．アプリケータは柔軟な素材である TangoPlus FullCure930 を使用して印刷された．この材料は「ゴム状」であり，ブラキセラピーでのエネルギーでの組織同等性が検証された．カテーテル（4F proguide needles; Elekta，ストックホルム，スウェーデン）を 3D プリントされたアプリケータに挿入し，患者に 3D プリントされたアプリケータを装着した状態で 2 回目の CT を撮影
し，プレプランを参考にプランの適合性が評価される．また，その際にアプリケータのフィット感も評価される．
今回は鼻の BCC 病変に対して，ブラキセラピーアプリケータを設置せずに取得した最初の患者の CT
スキャンについて，事前計画段階で決定された理想的なカテーテル配置を行った従来の方法と異なり，
3D プリンティングは自動化された高精度の方法である．事前計画によって正確かつ精密に 3D プリントできる理想的なカテーテルの配置を実現できる．カテーテルの位置，高さ，向きを変えることにより，高126

い皮膚線量と CTV のカバー率の悪さを改善することができる．これは，カスタムメイドの表面モールドや Freiburg Flap では難しい．表在性モールドは作成者の経験とスキルを使用して手作業で製造されるか，
単一平面形状と皮膚表面上の固定の高さが制限される．それに比べてアプリケータを 3D プリントすることでカスタムメイドの表在性モールドでは容易に実現できない，様々なカテーテル位置・向き・カテーテ
ルの湾曲を可能にする．例えば，カテーテルの高さ（皮膚表面から全て 2.5cm）を上げることで，線源の高さが変わり，HDR ブラキセラピーで起きる逆二乗則を利用しアイソドーズレベルを分離して必要な深さまでの均一な照射範囲を向上させることが可能となった．表面モールドで通常達成できるよりも急な曲率で皮膚表面にかなり近い位置（～1cm）にカテーテルを追加することにより，斜めの病変部周辺の整形を改善することができた。この結果，線量分布の均一性が向上し，皮膚表面への最大線量が減少し，照射範囲が深くなるが，線源の滞留時間が長くなり，基準空気の総カーマと積分線量が高くなるので，アプ
リケータの表面に遮蔽を追加することができるようになった．カテーテルの向きを変えることで，カテーテル同士が交差せず，患者の皮膚表面でカテーテルを湾曲することを可能にした．線量分布の最適化により，カテーテルの配置が臨床医の基準を満たすプランを作成することができた．しかし，治療計画時の段階では必要であればカテーテルを追加することができ，リスク臓器に線量を当てない場合にはカテーテ
ルを削除することができる．さらに，カテーテルの位置を皮膚表面に近づけて線量分布の形を整えて皮膚
表面線量を増加させたり，遠ざけたりして照射範囲の深さを改善することも可能になる．
次にシミュレーション CT と計画された線源停留位置の座標を使用して，ブラキセラピーアプリケーシ
ョンのモデルを作成し，必要な情報を 3D プリンタに送信して印刷した．印刷したアプリケータの後処理と洗浄を行った後，HDR 線源が通る 4F プロガイド針カテーテルを印刷されたカテーテル孔に挿入し所
定の位置に固定する．タングステン製のアイシールドを組み込むことが事前に分かる場合は 3D プリント
アプリケータの設計に組み込むことができる．
タングステン製アイシールドの透過率を測定するために，患者の顔のレプリカを3D プリントした．熱ルミネセンス線量計を再現性よく配置できるようにレンズ部分の上に切り込みを入れ，相対的なインビボ線量測定の不確かさを軽減させた．レンズの線量低減はカテーテルの配置によって異なるが，CTV を損なうことなくレンズの線量を 60%低減することができた．
患者はアプリケータを設置した状態で再度 CT を撮影した．シミュレーション CT とアプリケータを設置した CT を患者の体輪郭に一致させ，実際のカテーテル孔を TPS で再構成した．3D プリントされたア
プリケータは患者によくフィットして快適であり，皮膚表面に再現よく装着することができる．3D プリントされたアプリケータでは，隙間は小さく（CT 上では 3mm の隙間が観察された）カテーテルの位置
や全体の線量分布に影響を与えることはほとんどない．隙間においては不均一補正を行うことができな
い．そのため，隙間を減らすことで，照射される線量分布は計画された理想の線量分布に近づけることができる．事前に計画された 3D プリントアプリケータは高い精度でプリントされるため，カスタムメイドの表面モールドでしばしば見られたアプリケータの変更や作り直しは必要ない．
【結論】
3D プリントされた表在性アプリケータは，線量分布に応じた理想的なカテーテルの配置を行うことができる．カスタムメイドの表在性モールドの設計や製造の問題を克服するため，最も臨床的に適した事
前計画が決定され，3D プリントした表在性アプリケータが製造された．最終的な治療計画は，当初意図

127

したプレプランとほぼ一致し，修正も少ないため，治療計画通りに行える．アプリケータの製造工程は比較的自動化されており，従来と比較してより合理化されている．また，フェイスシェルがないため患者の負担がない．
3D プリントされたアプリケータは，理想的なカテーテルの方向と高さを利用することで，皮膚線量を許容レベルに保ちながら，コンフォーマルな表面線量分布を実現することができる．3D プリントすることで，事前に計画された要件に合わせたアプリケータを提供することができる．このアプリケータの製造方法は，超近接 HDR と表在モールドの経験が少ない病院にも有益である．また，症例数が少ない場合
や医療資源が限られている病院においても表在性病変に対する HDR を行うことができる可能性がある．
【コメント】
今回紹介した論文は，3D プリンタを用いて，理想的な線源配置・柔軟性・フィット感を持つ表面アプ
リケータの設計・製造を行った研究である．
著者は論文で紹介された手法を用いて鼻部を照射部位として簡易的に行った．作成プロセスの概要を
Fig1 に示す．
DICOM 画像の取得から 3D プリンタでアプリケータ作成まで 4 つのステップごとに行った．
1-人体ファントムを CT で撮影し，顔面の 3D 画像作成，2-CAD 上でアプリケータと線源が入る孔をモデ
リング，3-3D プリント用のビルド情報を含む制御コード（G コード）の作成，4-編集したモデリングデータを基に 3D プリンタでアプリケータを印刷．アプリケータを 3D プリンタで作成した感想として，体輪郭にフィットさせる形をモデリングして印刷するのは非常に簡単であった．（論文内で行っていた
MATLAB スクリプトによる線源配置位置の設定は割愛した．）この研究の特徴の 1 つとして従来の手作り要素が大幅に減らされることが挙げられる．そのため，技術的経験が少ないスタッフにおいても作成しやすい．また，3D プリンタとアプリケータの材料以外は施設内にあるもの（CT や CAD など）で本手法を行うことが可能である．しかし，この手法を日本で行う際には様々なハードルがある．そのひとつにモールド照射の保険点数が非常に安いことがある．
（密封小線源治療による外部照射の保険点数は 80
点．
）そのため，手技にかかる手間や時間を考えると非常に費用対効果が低い．仮にアプリケータ作成による加算がつけば，国内においても症例数が増えることが推測される．
今後の展望として，使用する素材の検討・簡易的に行えるノウハウの共有を行うことができれば，臨
床においても盛んになる可能性がある．海外においては，類似した論文が散見されることから今後期待される分野であることが示唆される．

東末 優 (京都府立医科大学附属病院）

128Fig1． CT 画像を 3D で処理(A)．CAD 上で顔面に密着し，小線源が配置できる孔（直径 3mm）を配置したアプリケータのモデリング(B)．スライスソフトで 3D プリンタに出力する条件を設定(C)．3D プリンタ
で印刷(D)

129

Evaluation of multiple image-based modalities for image-guided radiation therapy (IGRT) of prostate carcinoma A
prospective study

前立腺癌の画像誘導放射線治療（IGRT）における複数の画像照合モダリティの評価-前向き研究
Essa Mayyas， Indrin J. Chetty， Mikhail Chetvertkov， Ning Wen， Toni Neicu， Teamor Nurushev， and Lei
Ren.

Med. Phys. 40 (4) ，April 2013

本論文は，前立腺がんの IGRT における kV 平面Ｘ線画像（kV），コーンビーム CT（CBCT），3D 前立腺超音波(US， Clarity/Elekta)，前立腺埋め込み型電磁(EM)トランスポンダ(Calypso/Varian)ベースのトラッキングの使用を，すべて同一患者内で評価した最初の前向き研究とされている．
【背景・目的】
前立腺がん放射線治療における IGRT での主な不確かさは，日々の前立腺の位置変位および治療中の動きによるものである．本研究の目的は，前立腺がんに対して強度変調放射線治療(IMRT)による外部放射線治療中の同一患者において， US， kV， CBCT， EM トランスポンダを含めたマルチモダリティベー
スのオンライン画像照合を実施し，その位置決め精度と治療計画マージンへ与える影響を評価すること
である．
【方法】
対象となったのは 27 人の前立腺癌患者であり，IRB 承認の前向き研究に登録され，総線量 75.6 Gy(1.8Gy/fraction)の治療が行われた．全体として 1100 フラクションにわたって評価され，治療時間は通常 20～
30 分であった．各治療セッションにおけるオンライン画像照合から治療実施までのプロトコルの概要は以下となる．US と CBCT の画像照合は，前立腺の軟部組織照合で行われる．kV 画像照合は，骨盤部の骨照合で実施される．照合は，前立腺の回転を考慮しない，並進方向のみの補正（剛体レジストレーション）で実施される．主な評価項目は，以下の６項目としている．
① 皮膚マーカーによるセットアップに対する，各画像照合モダリティにおけるインターフラクショナ
ルシフトの解析．
② 線形回帰分析による各画像照合モダリティ間のインターフラクショナルシフトの相関関係の解析.
③ kV 画像照合による，セットアップ残余誤差の評価．算出法は，式(1)に示す通りである．式中の（rbefore– rafter）は，kV 画像照合による骨照合ベースのカウチ補正量，Δcouch は，US 画像照合による前立腺の位置変位量であり，δsetup は，初期セットアップ後と治療直前の骨構造の誤差を示す．

130

④

EM トランスポンダ（19 人）と埋め込み型金マーカー（8 人）を使用した前立腺のイントラフラク
ショナルモーション解析．

⑤

IGRT を使用しないときの治療計画マージンの推定⑥

残余誤差とイントラフラクショナルエラーから推定された治療計画マージン. 各画像照合モダリテ
ィにおける，インターフラクショナルシフトの平均（μ），平均値の標準偏差（Σ），標準偏差の二乗
平均平方根（σ）を算出し，式(2)により，インターフラクショナルエラーに対して線量補償するのに必要な治療計画マージンを推定した．

【結果・考察】① 前立腺のインターフラクショナルシフトの解析
皮膚マーカーのセットアップに対する各画像照合モダリティで求めたインターフラクショナルシフトの結果より，すべての画像照合モダリティにおいて A/P 方向で最も大きなシフトが見られた．各画像照合モダリティにおけるインターフラクショナルシフトの標準偏差の結果では，CBCT や kV 画像照合と比較して，US 画像照合で大きい結果であった．各画像照合モダリティ間の平均値と標準偏差は概ね 1.02.0 mm 以内で一致した．平均値と標準偏差が大きかったのはすべての画像照合モダリティにおいて，A/P 方向であった．最も平均値の誤差が大きかったのは，US ベースの画像照合で，A/P 方向に 3.6 mmであった．皮膚マーカーベースのセットアップに対するインターフラクショナルシフトは，平均値と標準偏差は，A/P 方向で最も高く，L/R 方向で最も低い傾向があった．平均値の標準偏差(Σ)は，kV，CBCT，US のすべてのモダリティで同程度であった．しかし，標準偏差(σ)は，kV，CBCT と比較してUS で約 1.0~1.5 mm 高い値となった．
② 各画像照合モダリティ間のインターフラクショナルシフトの比較
各画像照合モダリティ間の平均インターフラクショナルシフトの相関を解析した結果より，kV とCBCT のシフトは，S/I 方向(0.65)に比べ，A/P，L/R 方向(各 0.80，0.90)で良く相関していることがわかった．US と CBCT のシフトの相関は，A/P 方向(0.73)，S/I 方向(0.46)，L/R 方向(0.83)であった．これは，いずれの方向においても kV と CBCT のシフトの相関よりも弱い．最も相関が弱いのは，A/P 方向と L/R 方
向の US と kV のシフトの相関であり，それぞれ 0.61，0.68 であった．また，各画像照合モダリティ間に対応したピアソン相関係数の結果が報告されている．
上記の二つの解析データを基にした線形回帰分析の結果より，kV，CBCT のシフト量は，US のシフト量と同程度であることが分かった．しかし，S/I 方向に最も大きな広がりがあり， kV， CBCT， US の間で系統的な誤差があると示唆された．このように異なる画像照合モダリティの間でシフト量の相違がみられる場合，いくつかの理由が考えられる．(1)シフトは画質に依存する．(2)CBCT， US 照合の 3D-3D
照合と kV 照合の 2D-2D 照合での精度の違い．また，US，CBCT の 3D-3D アルゴリズム自体にも精度の差がある可能性がある．(3)各画像照合モダリティの撮影間隔．最初の CBCT と US 画像照合の間にセッ
トアップや生理的な変化があった可能性があり，両者の画像照合の間に少なくとも 10 分の遅れがあった．
(4)各画像照合モダリティ間のキャリブレーション方法の違い．kV， CBCT システムは一体型であり，キャリブレーションファイルの共有でキャリブレーションによる違いを最小限にできる可能性がある．一131

方，US は独立してキャリブレーションされるので，両者のキャリブレーションには 1~2 mm 程度の誤差が生じる可能性がある．(5)US プローブのアプローチによる前立腺の位置変位がある．これは，担当者の技術に依存する．また，kV 画像照合で初期の位置決めを実施したと仮定した場合の，各画像照合モダリ
ティ間のインターフラクショナルシフトの差が示されている．これらのデータは，kV 画像照合に対する残余誤差を表している．平均誤差は概ね 1.0 mm 以内であり，標準偏差は，概ね 3.0 mm 以内であった．
これらは，皮膚マーカーによるセットアップに対する残余誤差より小さな値となっている．
③ セットアップの残余誤差について治療期間で平均した各患者のセットアップ残余誤差の解析結果より，セットアップの残余誤差が 3.0
mm を超える治療フラクションの割合は，A/P，S/I，L/R 方向でそれぞれ 10%，9%，6%であった．±1.5 mm以内の残余誤差の割合は，A/P，S/I，L/R 方向でそれぞれ 83%，83%，93%であった．残余誤差の平均誤差と標準偏差は，L/R 方向でもっとも小さくなった．また，すべての方向で，残余誤差の平均値は 1 mm
未満，標準偏差は 1-3 mm 未満であった．
④ イントラフラクショナルエラーの評価
19 名の患者のイントラフラクショナルモーションを EM トランスポンダで測定した結果を解析した．
治療中に腫瘍の位置が 5.0 mm 以上移動した割合は，A/P，S/I，L/R 方向でそれぞれ 6%，5%，0.2%であった．各患者の治療期間における最大のイントラフラクショナルモーションの平均値を解析した結果，±1.5 mm 以内の移動の割合は，A/P，S/I，L/R 方向でそれぞれ 82%，76%，94%であった．これは，治療中の最大の前立腺の動きは，A/P 及び S/I 方向で起こることを示している．イントラフラクショナルモーシ，その標準偏差（Σintrafxn，σintrafxn）の解析結果より，イントラフラクショナルモー
ョンの平均値（μintrafxn）
ションの平均値は 0.0 であり，その標準偏差は 2.0-3.0 mm 以内であったが，概ね σintrafxn は，Σintrafxn よりも大きいことが分かった．この結果は，患者によって特徴が異なる傾向があることを示している．また，初めの 8 名（EM トランスポンダを使用できなかった患者）の治療前（kV-pre）と治療後（kV-post）の kV
画像照合の前立腺の移動差の平均を解析した．これらのデータは，治療前後の金マーカー照合に基づいており，全方向において±5.0 mm 以内の移動であった．平均値（μPre-Post）と標準偏差（ΣPre-Post， σPre-Post）の結果より，μPre-Post の絶対値は 1.0 mm 以内であり，すべての方向において σPre-Post は ΣPre-Post よりも大きい結果となった．これらの値は，リアルタイム EM トランスポンダで取得した値よりも高い．この理由として，EM ベースのトラッキングには許容閾値が設定されていることが挙げられる．照射中に前立腺の動きが 5.0 mm 場合を超えた場合，治療が中断され再ポジショニングとなる．その結果，EM ベースのトラッキングデータは 5.0 mm を超えるシフトが除外されている．しかし，5.0 mm を超えるインターフラクショナルシフトは全治療期間において概ね 5%未満であり，この許容値の設定は結果に大きな影響を与えない妥当なレベルであると考えられる．
⑤ IGRT を使用しないときの治療計画マージンの推定
画像誘導を使用しない場合のセットアップエラーに基づき，式(2)に従って計算された治療計画マージンを算出した．インターフラクショナルマージンは，概ね 10.0-11.0 mm 以下であった．各画像照合モダ
リティ間の治療計画マージンの違いは，すべての方向で概ね 2.0 mm 以下であった．

132

⑥

残余誤差とイントラフラクショナルエラーから推定された治療計画マージン

kV 画像照合による患者の位置補正をした時のセットアップ残余誤差の解析より，残余セットアップマ
ージンは，A/P，S/I，L/R 方向でそれぞれ 4.2 mm，4.1 mm，3.0 mm と算出された．また，イントラフラ
クショナルマージンは，A/P，S/I，L/R 方向でそれぞれ 5.0 mm，5.4 mm，2.5 mm となった．残余誤差とイントラフラクショナルエラーを併せて補償するための合計のマージンは，A/P，S/I，L/R 方向でそれぞれ 6.6 mm，6.8 mm，3.9 mm となった．各画像照合モダリティ間で位置精度のばらつきはみられるが，その差は 5.0 mm 以下であり，筆者の施設のマージン（10.0 mm/後方のみ 6.0 mm）設定ではこの誤差は重要ではないとされている．しかしながらマージンを小さくする場合は，この画像照合モダリティ間の位置精度の違いは重要になる．
【結論】
US，CBCT，kV，電磁トランスポンダを用いた大規模データセットによる位置照合精度の解析の結果，各画像照合モダリティ間のインターフラクショナルシフトは同等（3.0-4.0 mm 以内）であることが判明した．また，IGRT を使用しない場合の治療計画マージンは 10.0-11.0 mm と推定された．一方，IGRT の使用により，これらのセットアップマージンを約 4.0 mm 未満に低減できることが分かった．これらの知見
は，より小さなマージンを使用する線量増加試験にとって重要となる可能性がある．
【コメント】
本検討における，総合的な計画マージンの推定は，残余セットアップエラーとイントラフラクショナ
ルエラーに基づいて行われた．算出された残余セットアップエラー値は，kV 画像による骨照合にて評価されており，オンライン画像照合後から照射開始までの間の前立腺自体の動き（残余誤差）を考慮していないと考える．また，他の報告では，画像照合後の骨盤底筋の弛緩による前立腺の動きが，治療中の前立腺の動きとして最も重要な要因になるとされている 1)．これは，結果②に反映されていると考える．したがって，本論文中の残余セットアップマージンの結果を見る場合，上記の要因が考慮されていないことを踏まえたうえで注意深く見るべきだと考える．また，寡分割照射の登場で一回の治療時間が長くなっている背景を考慮すると，治療中の前立腺の動きを過小評価しないように注意する必要がある．しかしながら，本論文は治療計画マージンを推定するまでの方法や注意点などが掲載されており，複数の画像照合モダリティを使用している施設においては重要な資料になると考える．一方で，治療中の前立腺の動きをリアルタイムで表示できる MR リニアックや超音波画像照合装置の使用は，上記の問題を解決する可能性があると考える．自施設には，前立腺リアルタイムトラッキングができる超音波画像照合装置があり，本論文中の方法を参考にした上で，当院の前立腺がん放射線治療における適切なマージン推定を行っていきたいと考える．
【参考文献】
1) M. Chasseray，et al. Kilovoltage intrafraction monitoring during normofractionated prostate cancer radiotherapy.
Cancer/Radiotherapie. 2022 Apr 24(2):99-105.
花井諒（奈良県総合医療センター）

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放射線治療部会役員氏名
辰己

大作

部会長
(都島放射線科クリニック)

鈴木
林

幸司
直樹

(山形大学医学部附属病院)(藤田医科大学)

小島秀樹(札幌東徳洲会病院)

中島

大(がん研究会有明病院)

委員

佐々木幹治
松本 賢治

(徳島大学大学院)(近畿大学病院)

廣瀬貴章(九州大学病院)篠田和哉(茨城県立中央病院)

編集後記
表紙は, 2020 年の 9 月頃に撮った火星, 木星, 土星です. 「口径 18cm の望遠鏡, 焦点距離 8100mmの同じ条件(目で見るならば 160 倍相当？)で撮影しているので, 大きさが比較できます. この時期
は火星が地球に大接近していたので, 火星の黒い地形や北極にあるドライアイスの塊？も観る事ができました. 木星は大赤斑と呼ばれる構造が左下の方に映っています. 動画撮影モードで 5000～
10000 枚を連続撮影し, ゆらぎの少ない画像を選んで Deformable regstration のような機能を使って画像を数千枚スタックしますと, S/N 比の良い画像になります. そこから Wavelet 変換を用いて元の画像を再現していくと, これくらいの解像度に持って行くことができます. 北海道は上空に偏西風が流れているため, 解像度良く撮影できる機会が滅多にありませんので, 沖縄などの南の国がうら
やましいです」札幌医科大学 染谷先生(談). 天体画像とは, なんと手の込んだ処理を行うのでしょうか. 毎度のことながら, 驚かされます.
【治療技術事始め】は, 「日本における高エネルギー吸収線量計測法の変遷と今後の展望」小口先生に標準計測の歴史を執筆いただきました. 標準測定法 86 の TPR (tissue peak ratio; 組織ピーク
線量比) が標準測定法 01 では TMR（tissue maximum ratio；組織最大線量比）と改変され, TPR は組織ファントム線量比 (tissue phantom ratio) と変更され現在へ至ります. 現在教育の場では,「Peak深」という言葉は使われないそうです. 時代の変化に遅れ無いよう知識を update していかねばと感じました.
令和 4 年 10 月
公益社団法人 日本放射線技術学会
放射線治療部会 部会長

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

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