臨床技術シングルスライスヘリカルCTにおける Digitally - MT Pro

日本放射線技術学会雑誌
528
シングルスライスヘリカルCTにおける
Digitally Reconstructed Radiographs
（DRR）
の
至適撮影条件の検討
臨床技術
松嶋正則・安達登志樹1）・田中利恵2）・菊池雄三2）
下田政儀・米田剛・米沢辰男
論文受付
2003年11月12日
黒部市民病院中央放射線科
1）
あさひ総合病院放射線技術科
2）
金沢大学医学部保健学科
論文受理
2004年 2 月 4 日
Code No. 524
緒言
り，標的設定の精度も向上した．その結果，計画され
近年，放射線治療計画（radiotherapy treatment
た照射野の照合が以前にも増して重要となってきてい
planning，以下RTP）
の発達に伴い，三次元原体放射線
る1）．従来，外部放射線治療における照射野の照合
治療
（three dimensional conformal radiotherapy，以下
は，X線シミュレータ装置で撮影したシミュレーショ
3D-CRT）
など複雑な照射法の普及に目覚ましいものが
ンフィルムと治療線錘で撮影したlineacgraphy
（以下，
ある．RTPで用いるCT画像も，シングルスライスやマ
LG）
やelectronic portal imaging device
（以下，EPID）
で
ルチスライスヘリカルスキャンが利用されるようにな
行われていたが，近年，CT画像データを再構成した
Study of Optimal Imaging Parameters for Digitally Reconstructed Radiographs
（DRR）
in Radiotherapy Treatment Planning Using Single-slice Helical CT
MASANORI MATSUSHIMA, TOSHIKI ADACHI,1） RIE T ANAKA,2） YUZO KIKUCHI,2）
MASAYOSHI SHIMODA, TSUYOSHI YONEDA , and TATSUO YONEZAWA
Department of Radiological Technology, Kurobe City Hospital
1）
Department of Radiological Technology, Asahi General Hospital
2）
Department of Radiological Technology, School of Health Science, Kanazawa University
Received Nov. 12, 2003;
Revision accepted Feb. 4, 2004;
Code No. 524
Summary
In recent years, by making digitally reconstructed radiographs
（DRR）
from helical CT images in the position
check of an irradiation field, the verification performed by DRR, lineacgraphy
（LG）
, or an electronic portal
imaging device
（EPID）
has become possible. We examined the optimal parameters of single-slice helical
scanning in DRR image construction and the usefulness of DRR replaced with the simulation film. We performed
a section sensitivity profile at the Z-axis
（SSPz）
as evaluation of a physical characteristic of helical CT equipment
and the form of image of DRR, fixed quantity evaluation of imaging distortion, and visual verification of
images. It was determined that DRR was influenced by the partial volume effect depending on slice thickness and pitch, such that this influence occurred when slice thickness and pitch were large. Between a simulation
film and DRR reconstructed using imaging parameters with a slice thickness of 3 mm, pitch of 1.0, and reconstruction slice thickness of 3 mm, coincidence was not complete. However, the distortion of DRR was
small and the difference was not statistically; thus it was considered to be useful. In conclusion, we consider that DRR reconstructed using the parameters of single-slice helical scanning is useful for clinical evaluation
in radiotherapy planning.
Key words: Digitally reconstructed radiographs (DRR), Verification, Evaluation of helical CT,
Partial volume effect, Imaging distortion
別刷資料請求先：〒938-8502
富山県黒部市三日市1108-1
黒部市民病院中央放射線科松嶋正則宛
第 60 卷第 4 号
シングルスライスヘリカルCTにおけるDigitally Reconstructed Radiographs
（DRR）
の至適撮影条件の検討
（松嶋・他）
2）
digitally reconstructed radiographs
（以下，DRR）
を用
3）
529
洞で外側が硬ゴム
（CT値650HU）
で覆われている球体
いた照合も行われている．
が配置する自作ファントムを作成した．スキャン条件
われわれの施設でも，シングルスライスヘリカルス
は1-1と同じ条件で行い，臨床使用に多いと思われる
キャンで治療計画を行い，アイソセンタの誤差評価を
撮影条件として，スライス厚−ピッチ−画像再構成間
RTPシステムで得られたDRRを参照画像としてLGと
隔を 3mm-1.0-3mm，5mm-1.0-5mm，7mm-1.0-5mm，
の重ね合わせ照合による視覚的評価で行ってきた．し
7mm-1.4-5mm，10mm-1.0-10mmと変化させて検討し
かしながら，ヘリカルスキャンのCT画像はスライス
た．各CT画像データをRTPシステム（Varian社製
厚，ピッチ
（寝台移動速度/撮影スライス厚）
，画像再
Eclipse）
に転送し，ファントム外輪郭を自動抽出する
構成間隔などによりpartial volume効果が影響を及ぼ
閾値の下限値を−350HUとしてオートマチックで描出
し，誤った情報を提供する可能性が考えられる．今
した．さらにRTPの閾値の下限値を−900HU，上限値
回，DRR画像構築におけるシングルスライスヘリカ
を20HUと設定し，球体を肉眼的腫瘍体積
（gross tumor
ルスキャンの至適条件の解析とその有用性を検討する
volume，以下GTV）
として輪郭をマニュアルで描い
目的で，CT装置の物理的特性，撮影条件としてスラ
た．GTVのreference pointsは中心を通るすべて同じ座
イス厚やピッチを変化させたDRRの形状，歪みの評
標点とした．DRRのパラメータ設定をBalanced，CT
価および照射野照合の視覚的検討を加え，シミュレー
Windowを−450HUから150HU，コントラストを8.5と
ションフィルムに代わるDRRの有用性とその至適条
した．
件を確認したので報告する．
1-2-2 画像の歪みの定量評価
RTPで得られたGTVの座標点にファントムを移し，
1．使用機器および方法
X線シミュレータ装置
（Varian社製Ximatron）
でシミュ
1-1 ビーズ法によるCT装置の物理的特性
レーションフィルムを撮影して，CRシステム
（Konica
使用したCT装置はシングルスライスヘリカルCT
社製REGIUS Model 170）
にて画像処理を行いフィル
（GE横河メディカル社製HiSpeed Dx/i）
である．物理
ム出力した．同様に医療用直線加速装置
（Varian社製
特性に起因する画像特性を評価するために，体軸方向
CLINAC 2100C-S）
でLGを撮影しフィルム出力した．
（以下，Z軸方向）
のスライス感度プロファイル
（section
CRパラメータは強調方法をHybrid処理，強調内容をE
sensitivity profile at Z-axis，以下SSPz）
の検討をビー
処理とF処理の周波数処理とした．シミュレーション
4）
ズ法にて行った．寝台移動距離は微小球体を中心に
5）
フィルムとLGの読み取りをフィルムディジタイザ
Z軸方向へȀ20.0mmとして，位置依存性の影響を避
（VIDAR Systems corporation製VXR-16 DOSIMETRY
けるため撮影領域をfield of view
（FOV）
の中央に配置
Pro）
を使用して12bitで行い，RTPにDICOM Formatの
した．スキャン条件として管電圧120kV，管電流
データファイル形式で保存した．シミュレーションフ
180mA
（auto mA mode：Low Dose）
，スキャン時間
ィルムとLGには，STD=100cmのアイソセンタ上で
0.8sec/rot，マトリクスサイズ512×512を使用した．画
1cm間隔となるスケーリングマーカーが写し出されて
像再構成法は180度補間法で，画像再構成関数として
いるため，mm/pixels sizeを求めることができる．シミ
腹部標準用の再構成関数
（STD+）
を使用した．
ュレーションフィルム，LG，DRRすべての画像サイ
評価するスライス厚-ピッチを 3mm-1.0，1.3，1.5，
ズを一致させるためRTP上で同じサイズに合わせ，画
2.0，5mm-0.7，1.0，1.5，7mm-1.0，1.4，10mm-1.0
像ファイル形式でoff-lineにて保存した．PCソフト
として測定した．画像再構成間隔はそれぞれのスライ
（Adobe Photoshop5.0）
で画像処理を行い，GTVの輪郭
ス厚の1/10
（mm）
とした．評価項目としてSSPzから半
を抽出した．画像サイズは 10.0cm×10.0cmが
値幅
（full width at half maximum，以下FWHM）
と1/10
450pixels×450pixelsで表示され，1pixelは 0.222mmで
値幅
（full width at tenth maximum，以下FWTM）
を求
あった．
め，SSPzをMicrosoft Excelでフーリエ変換処理を行
歪みを評価する方法として，RTPの閾値の上限値を
い，Z軸方向のmodulation transfer function
（以下，
20HUと一定にして，下限値を−900HU，−500HU，−50HU
MTF）
を求めた．
と変化させてGTVの輪郭を描き，RTPから得られるそ
れぞれのGTVの体積から誤差率を求めた．次にハード
1-2
自作ファントムによるDRRの形状と歪みの定
コピーをしたシミュレーションフィルム，LGおよび
性・定量評価
DRRのGTVの輪郭からアイソセンタを通る最大径の距
1-2-1 DRRの形状
離計測を行い，歪み率
（φ）
をφ =Y/Xとして求めた6）．こ
ファントムとして18×18×18cm3発砲スチロール内に
こでX，Yの決定として，画像の平面像
（DRR）
から，
水等価物質のKIゲルを満たし，直径62mmの内部が空
Xは横軸方向の最大径，YはZ軸方向およびZ軸方向に
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530
a
b
c
Fig. 1 Method of measurement for evaluating the rate of distortion.
（a）Original image
（DRR, LG, and simulation film）
.
（b）PC software
（Adobe Photoshop5.0）
performs image processing, and the outline of GTV is detected.
X: Maximum diameter that passes along an isocenter vertical to the direction of the Z-axis.
Y: Maximum diameter that passes along an isocenter in the direction of the Z-axis.
（c）Y is measured in units of 15 degrees in a directionȀ90 degrees from the Z-axis.
対して15度きざみの最大径とした
（Fig. 1）
．
す．SSPzはスライス厚中心において最も高い感度ピ
1-2-3 画像の誤差率
ークを持ち，中心から離れるに従い感度は低下した．
シミュレーションフィルムに対してLG，DRRがど
FWHM，FWTMの測定値をTable 1に，MTFの結果を
れだけ一致しているか，PCで抽出されたGTVの面積
Fig. 4に示す．Z軸方向の空間分解能はスライス厚やピ
を測定して誤差率で評価した．測定方法はハードコピ
ッチに依存し薄く小さいほど良く，partial volume効果
ーをしたGTVの輪郭をプラニメータ
（タマヤ計測シス
の影響は少なかった．
テム社製PLANIX7）
で10回ずつ行い，シミュレーショ
ンフィルムの面積
（Ssim）
に対する各画像の面積
（Sima）
2-2
自作ファントムによるDRRの形状と歪みの定
の誤差率
（％）
を，Error=
（Sima−Ssim）
/Ssim×100として
性・定量評価
求めた．さらに統計学的解析を加えるために解析ソフ
2-2-1 DRRの形状
トStat View4.5
（HULINKS）
を用い，有意水準 1％とし
それぞれのDRRと3D表示をFig. 5に示す．スライス
て，分散分析法
（多群の組み合わせの検定）
Scheffe’s F
厚やピッチが大きくなるほどGTVはZ軸方向に伸びた
を用いて有意差の検定を行った．
3Dとして描出され，DRRのGTVはZ軸方向辺縁部の
コントラストが低下して輪郭不明瞭で上下がつぶれ歪
1-3
骨盤部人体ファントムを用いたDRRとLGとの
んだ像を認めた．スライス厚 3mm，ピッチ1.0，画像
重ね合わせ照合の条件についての視覚的検討
再構成間隔 3mmで再構成されたDRRは，GTVの辺縁
骨盤部人体ファントムを用い，1-2-1と同じ条件でヘ
部が明瞭に認められ，円形に近い形状として描出され
リカルスキャンを行った．各CT画像データをRTPに転
た．
送し，reference pointsを同一の座標点としてDRRを作
2-2-2 画像の歪みの定量評価
成した．RTPで計画した照射野10cm×10cmに対しLG
Fig. 6は，閾値を変化させて輪郭を描き，得られた
を撮影して，1-2-2と同様にCRの画像処理，LGの読み
GTVの体積の誤差率を示す．横軸はSSPzから求めた
取り，データ保存を行った．PC上の画像サイズは
FWHMで示した．また径から求めたGTVの体積は
26.0cm×26.0cmが600pixels×600pixelsで表示され，
124.8cm3である．閾値の下限値を−900HU，−500HU，
1pixelは 0.433mmであった．骨盤部のDRRとLGとの重
−50HUと変化させたGTVの体積の誤差率は，FWHM
ね合わせ照合による評価を，C言語開発環境として
が3.1mmではそれぞれ 0.5％，−0.7％，−1.7％とな
7）
Borland社C++Builderで作成したソフトを用い，PCに
り，FWHMが9.8mmでは13.2％，−5.7％，−10.5％と
よる重ね合わせ照合の視覚的検討を行った
（Fig. 2）
．
なった．FWHMが 3mm付近では閾値による影響は小
さかったが，スライス厚やピッチが大きくなるに従
2．結果
い，GTVの体積は閾値によって過大評価されたり過小
2-1 ビーズ法によるCT装置の物理的特性
評価されたり大きく変化する傾向を認め，GTVの3D
スライス厚とピッチを変化させたSSPzをFig. 3に示
はZ軸方向に伸びた像やつぶれた像となった．
第 60 卷第 4 号
シングルスライスヘリカルCTにおけるDigitally Reconstructed Radiographs
（DRR）
の至適撮影条件の検討
（松嶋・他）
531
Fig. 2 Overview of the match screen. The figure shows how to verify DRR（upper right image）
and the LG
（lower right image）
for the pelvic phantom. The left image is the matched verification image.
Fig. 3 Section sensitivity profiles at Z-axis（SSPz）
. SSPz of the single-slice helical scan at various slice thicknesses and helical pitches.
（a）Slice thickness and pitch: 3 mm-1.0, 1.3, 1.5, 2.0.
（b）Slice thickness and pitch: 3 mm-1.0, 5 mm-0.7, 1.0, 1.5, 7 mm-1.0, 1.4,10 mm-1.0.
2004 年 4 月
a
b
日本放射線技術学会雑誌
532
Table 1
Comparison between full width at half maximum
（FWHM） and full width at tenth maximum
（FWTM）for single helical CT scan at various slice
thicknesses and helical pitches.
slice thickness
pitch
FWHM
FWTM
3mm
1.0
1.3
1.5
2.0
0.7
1.0
1.5
1.0
1.4
1.0
3.1
3.3
3.5
4.1
4.9
5.0
5.4
6.8
7.4
9.8
5.2
5.6
6.1
7.0
7.4
8.0
9.2
10.7
12.6
15.3
5mm
7mm
10mm
Fig. 4 Modulation transfer function（MTF）
. MTF of the single-slice helical scan at various slice thicknesses and
helical pitches.
（a）Slice thickness and pitch: 3 mm-1.0, 1.3, 1.5, 2.0.
（b）Slice thickness and pitch: 3 mm-1.0, 5 mm-0.7, 1.0, 1.5, 7 mm-1.0, 1.4, 10 mm-1.0.
a
b
d
e
c
a
b
Fig. 5 Comparison of 3D
model field of view for
which the slice thickness and helical pitch
were changed. Slice
thickness, pitch, and
reconstruction slice
thickness are as follows.
（a）3 mm-1.0-3 mm.
（b）5 mm-1.0-5 mm.
（c）7 mm-1.0-5 mm.
（d）7 mm-1.4-5 mm.
（e）
10 mm-1.0-10 mm.
第 60 卷第 4 号
シングルスライスヘリカルCTにおけるDigitally Reconstructed Radiographs
（DRR）
の至適撮影条件の検討
（松嶋・他）
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Fig. 6 Relationship of FWHM and error of GTV at different threshold minimum CT values.
Fig. 7 Distortion rate of GTV in a DRR image of the singleslice helical scan at various slice thicknesses and
helical pitches.
Fig. 7は，GTVのDRRの歪み率を定量的に評価しグ
が不明瞭で重ね合わせ照合には不十分であった．
ラフ化した結果である．スライス厚やピッチが大きく
なるに従い，Z軸方向
（0 度）
の歪み率は 0.99，0.62，
3．考察
0.48，0.44，0.39と過小評価され，その歪みは増加し
DRRは治療装置の線錘に沿った複数のCT画像デー
た．さらに横方向への歪みが大きくなり，スライス厚
タをX線写真と同じような幾何学的条件で再構成した
10mm，ピッチ1.0，画像再構成間隔10mmの歪み率
画像である8）．また仮想線源から見たさまざまな方向
は−30度で 0.42，+30度では 0.47と過小評価された．
からシミュレーションを任意に再構成でき，各組織の
15度きざみ
（12segments）
の歪み率の平均値と変動係数
透過率を変えることで見たい組織だけを強調すること
（coefficient of variation，以下CV値）
は，それぞれ
も可能である．DRRはヘリカルスキャンから得られた
1.00Ȁ0.01
（0.8％）
，0.94Ȁ0.15
（15.5％）
，0.85Ȁ0.22
物質のX線吸収減弱量をボリュームデータとして二次
（25.7％）
，0.81Ȁ0.23
（27.8％）
，0.75Ȁ0.31
（41.0％）
で
元的に再構成しており，CT装置の特性を把握して撮
あり，DRRの歪みとCV値は増加した．シミュレーシ
影パラメータを決定することは重要な要素となる．
ョンフィルム，LGを評価したところCV値は 0.3％以
そこでCT装置の物理的特性としてビーズ法によるZ
内と画像の歪みは認められなかった．
軸方向のSSPz，FWHM，FWTM，MTFを求めて評価
2-2-3 画像の誤差率
した．その結果，スライス厚やピッチが大きくなるに
Table 2は，シミュレーションフィルムに対するLG
従い，Z軸方向の空間分解能に影響を与え，球体辺縁
とDRRとの誤差率を示す．また，統計学的に解析した
部のCT値の低下や体軸方向の球体辺縁部がつぶれる
結果をFig. 8に示す．LGとスライス厚 3mm，ピッチ
partial volume効果の影響が顕著に認められた．さらに
1.0，画像再構成間隔 3mmで再構成されたDRRの誤差
RTPの閾値を変化させ，描いたCT画像の輪郭から得
率はȀ1.0％の範囲内で統計学的に有意の差は認められ
られるGTVの誤差率の検討では，スライス厚やピッチ
なかった．しかし，それ以外のDRRについては誤差率
が大きくなるほど閾値の設定によってはGTVの3Dが
が−10.2％から−45.9％となり有意の差が認められた
Z軸方向に伸びた像となったり，つぶれた像となった
（p<0.01）
．
りして，体積が過大評価されたり過小評価されたり，
その変化が大きくなる傾向を認めた．しかしFWHM
2-3
骨盤部人体ファントムを用いたDRRとLGとの
が 3mm付近では体積の変化は小さかった．これは
重ね合わせ照合の条件についての視覚的検討
GTVの輪郭設定時にヘリカルスキャンのpartial volume
解剖学的指標のランドマークを腸骨稜と小骨盤に設
効果によってZ軸方向のCTデータが平均化され，GTV
定して，各DRRとLGとの重ね合わせ照合による視覚
の体積が閾値によって変化するものであると考える．
的検討を行った．その結果，臨床評価に可能なDRRの
治療計画の輪郭設定では視覚的判断で輪郭を描くた
撮影条件としてスライス厚 3mm，ピッチ1.0，画像再
め，閾値のわずかな違いでもpartial volume効果により
構成間隔 3mmであった，それ以外のDRRは骨格辺縁
計画に影響を及ぼす可能性があるといえる6）．例え
2004 年 4 月
日本放射線技術学会雑誌
534
Table 2
Comparison with the rate of error for each image of simulation film.
image
slice thickness
pitch
the rate of an eroor
3 mm
1.0
0.9
5 mm
1.0
−10.2
−0.3
LG
DRR
7 mm
1.0
−27.7
7 mm
1.4
−31.7
10mm
1.0
−45.9
unit（％）
ば，直径 2cmの腫瘍は体積4.2cm3であるが，5mmのマ
Fig. 8 Comparison with result that receives Scheffe’s Ftest of measurement area. Simulation film versus
LG or DRR.
ージンを取ると体積は14.1cm3，3.4倍となり，10mm
のマージンを取ると体積は33.5cm3，8.0倍となる．つ
まり，照射位置精度を上げることは，臨床標的体積
（clinical target volume，以下CTV）
に対する計画標的
て，従来のX線シミュレータを用いた治療計画の省略
体積
（planning target volume，以下PTV）
の治療照射領
の可能性を報告している．DRR作成の撮影条件とし
域の体積差を小さくすることができ，ひいては体内の
て，スライス厚 3mm，画像再構成間隔2.5mm，テー
照射される正常組織の体積を少なくすることに直結す
ブル速度 2mm/sを使用しており，われわれの結果で得
る9）．臨床評価では腫瘍や重要臓器
（organ at risk）
にお
た同じような条件設定で行っている．今回，重ね合わ
ける線量体積ヒストグラム
（dose volume histogram，
せ照合による視覚的検討で用いたプログラムは彼らが
以下DVH）
の比較や，DVHを利用したTCP
（tumor con-
照合で用いたソフトを再現したものである．DRRと
trol probability）
，NTCP
（normal tissue complication
LGをマッチングさせるための機能としてスライダハ
probability）
などの生物学的指標で評価するため，治療
ンドルや微調整機能，DRRとLGのアイソセンタ偏差
計画ではpartial volume効果の少ないCT画像データが
表示などを組み込み，これらを活用して評価を行っ
必要となり慎重に輪郭設定を行うことが重要である．
た．骨盤部のように骨部が比較的明瞭に描出されてい
2）
Yangらは，治療計画の照合にシミュレーションフ
る部位の照合ではさほど問題にはならなかったが，胸
ィルムと比較したDRRの利点について報告しており，
部や上腹部などもともと臓器の輪郭が描出しづらい部
有用で良質なDRRを作成するためには，適切な装置を
位や体型が肥満体質のDRRでは，画像解像力が劣化し
用い技術的・臨床的考慮への注意を払う必要性がある
照合することが困難であると推測する．今後，CRパ
と提示している．さらに放射線治療においてDRRがシ
ラメータの検討や，さらにこの照合プログラミングに
ミュレーションフィルムに代わりうる可能性の見解を
DRRの解剖学的ランドマークを強調するための画像処
示している．今回，われわれが球体を用いたDRRの検
理を組み込むことにより改善できるものと考える．
討において，シングルスライスヘリカルスキャンの撮
Stroomら10）は，CTVからPTVへ要求される計画マー
影条件としてスライス厚 3mm−ピッチ1.0−画像再構
ジン
（M）
について，幾何学的な不確実性を占めるため
成間隔 3mmで撮影し再構成したDRRは，ステア・ス
次式を導き出した．
テップアーチファクトを認め完全な円形には至らなか
った．しかし定量的に評価し統計学的に解析したとこ
ろ，15度きざみの歪み率の平均値は1.00Ȁ0.01
（CV値
M = 2 ∑ +0.7σ …………………………………
（1）
ここで，Σは観察された系統的セットアップ誤差の標
0.8％）
であり，シミュレーションフィルムとの誤差率
準偏差であり，σは治療幾何学セットアップ誤差にお
は 0.9％で両間に有意な差は認められず，ほぼ一致し
ける日々の変化の平均値と定義している．
ていると示唆するものであった．この結果はYangら
が述べたような適切な装置，適切な条件によってDRR
∑ = ∑i ( ∑i2)andσ = ∑i (σ i2 ) ……………………
（2）
がシミュレーションフィルムに代わりうるものである
幾何学的な不確実性
（各々の標準偏差Σiやσ iによって
ことを裏付けるものとなった．
記述された）
の異なる独立した情報源 i がある場合，
3）
また，Van Sörnsenらは，CTシミュレータとDRR
全体的な標準偏差Σ，および同等のマージンMの計算
を使用したセットアップの照合と修正の方法につい
用にσ が使用される．一般に，Σやσ はセットアップ
第 60 卷第 4 号
シングルスライスヘリカルCTにおけるDigitally Reconstructed Radiographs
（DRR）
の至適撮影条件の検討
（松嶋・他）
535
誤差の不正確さや器官運動の不確実性などからの寄与
もある．今後，治療計画用アプリケーションソフトな
を持っている．これからの課題として治療部位や位置
どのさらなる開発が必要であろう．
誤差，再現性などのデータを積み重ね，治療計画全体
のなかで受けるセットアップ誤差について検討し，さ
4．結語
らに治療計画におけるCTVのマージン設定への判断指
DRRとLGとの重ね合わせ照合におけるDRRとシミ
標として上式から評価できるか検討したいと考える．
ュレーションフィルムとの合致の可能性について，シ
精度の高い外部照射を行う手段として，正確な照射
ングルスライスヘリカルスキャンの至適条件を解析
野照合が挙げられる．AAPM
（American Association of
し，その有用性を検討した．その結果，DRRはスライ
Physicists in Medicine）
放射線治療委員会TG（task
ス厚やピッチに依存して大きいほどpartial volume効果
g r o u p ）4 0 のレポートでは，臨床的 Q A（ q u a l i t y
の影響を受け，Z軸方向の歪みは増加した．さらに閾
assurance）
を確保する観点からフィルムの再検討
（film
値の設定によってはGTVの体積が過大評価されたり過
r e v i e w）という項目のなかでスナップショット
小評価されたり，大きく変化する傾向を認めた．しか
（snapshot）
と表現しており，照射位置確認の写真の重
し，FWHMが 3mm付近では閾値設定によるGTVの体
1）
要性を強調している．照合では解剖学的ランドマー
積の影響は小さく，DRRの歪み率は1.00と近い値とな
クを骨格などの参照点を用いるため，できる限り正確
った．スライス厚 3mm−ピッチ1.0−画像再構成間隔
に特異点が捉えられ，判断できる画像を作成する必要
3mmの撮影条件で再構成されたDRRは，シミュレー
がある．今回の検討で，シングルスライスヘリカルス
ションフィルムと完全に一致はしなかったが，統計学
キャンの撮影条件として，スライス厚 3mm−ピッチ
的に有意の差は認められず，シングルスライスヘリカ
1.0−画像再構成間隔 3mmで再構成したDRRは，LG
ルスキャンの至適条件として有用で臨床的に十分評価
との重ね合わせ照合において臨床的に十分評価できる
できるものであると考える．
ものと考える．
しかし，マルチスライスヘリカルスキャンによる，
謝辞
より薄いスライスで再構成したDRRの使用も考えられ
本稿をまとめるにあたり，懇切なるご指導とご教示
るが，撮影した治療計画用のスライス数増加に比例し
をいただきました富山医科薬科大学附属病院放射線部
て輪郭入力作業が延長し煩雑な作業にしかねない欠点
嘉戸祥介氏に深謝いたします．
9）
も生じ，さらに治療処方線量以外のCT撮影による被
曝の面も考慮する必要がある．またCTデータ量の増
なお，この論文の要旨は，日本放射線技術学会第31
加と線量計算速度の問題や当院のRTPシステムのよう
回秋季学術大会
（秋田）
において発表した．
にCTスライス数制約のため線量計算ができない場合
参考文献
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日本放射線技術学会雑誌
536
図表の説明
Fig. 1
歪み率を評価するための計測方法
（a）
オリジナルイメージ
（DRR，LG，シミュレーションフィルム）
（b）
PCソフトウェア
（Adobe Photoshop5.0）
で画像処理を行いGTVの輪郭を検出する．
X：Z軸方向に対して直角方向へアイソセンタを通る最大径
Y：Z軸方向へアイソセンタを通る最大径
（c）
YはZ軸方向からȀ90度方向に15度きざみで計測
Fig. 2
マッチ・スクリーンの概観
図は骨盤部のファントムに対してDRR
（右上の画像）
とLG
（右下の画像）
を照合する方法を示す．左の画像は合致した照合画
像である．
Fig. 3
さまざまなスライス厚とヘリカルピッチにおけるシングルスライスヘリカルスキャンのSSPz
（a）
スライス厚-ピッチ：3mm-1.0，1.3，1.5，2.0
（b）
スライス厚-ピッチ：3mm-1.0，5mm-0.7，1.0，1.5，7mm-1.0，1.4，10mm-1.0
Fig. 4
さまざまなスライス厚とヘリカルピッチにおけるシングルスライスヘリカルスキャンのMTF
（a）
スライス厚-ピッチ：3mm-1.0，1.3，1.5，2.0
（b）
スライス厚-ピッチ：3mm-1.0，5mm-0.7，1.0，1.5，7mm-1.0，1.4，10mm-1.0
Fig. 5
スライス厚とヘリカルピッチを変化させた3Dモデル表示の比較
スライス厚，ピッチおよび画像再構成間隔を以下のように示す．
（a）
3mm-1.0-3mm
（b）
5mm-1.0-5mm
（c）
7mm-1.0-5mm
（d）
7mm-1.4-5mm
（e）
10mm-1.0-10mm
Fig. 6
異なった閾値の下限値におけるFWHMとGTVの誤差率との関係
Fig. 7
さまざまなスライス厚とヘリカルピッチに対するシングルスライスヘリカルスキャンのDRRにおけるGTVの歪み率
Fig. 8
測定面積のScheffe’s F検定に対する結果の比較
シミュレーションフィルム対LGまたはDRR
Table 1
さまざまなスライス厚とヘリカルピッチにおけるFWHMとFWTMの比較
Table 2
シミュレーションフィルムに対する各画像の誤差率の比較
第 60 卷第 4 号

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