CC BY
15
Исследование возможности использования компьютерной томографии в коническом пучке (CBCT) для планирования лучевой терапии
Е.Н. Лыкова,1, а Е.П. Морозова,1, б С. С. Хромов,2 А. П. Черняев1
1 Московский государственный университет имени М. В. Ломоносова, физический факультет, кафедра физики ускорителей и радиационной медицины. Россия, 119991, Москва, Ленинские горы, д. 1, стр. 2. 2 Общество с ограниченной ответственностью «ОнкоСтоп». Россия, 115478, Москва, Каширское ш., 23 стр. 4.
Поступила в редакцию 08.02.2021, после доработки 09.04.2021, принята к публикации 28.04.2021.
Исследование возможности использования компьютерной томографии в коническом пучке (СВСТ) для планирования лучевой терапии является важной и актуальной задачей, так как все больше и больше пациентов при прочих равных условиях выбирают лучевую терапию в качестве основного лечения онкологических заболеваний. А следовательно, и нагрузка на отделения лучевой терапии тоже возрастает. В то же время не в каждой клинике есть компьютерный томограф, который используется только для разметки. Обычно стоит томограф, который работает и на диагностическое отделение, и на лучевую терапию. И, чтобы провести разметку, необходимо записываться на исследование, что задерживает лечение и может неблагоприятно сказаться на результате лечения. В данной работе было исследовано влияние напряжения, тока и длительности импульса на изменение чисел Хаунсфилда и на расчет дозы. Были получены калибровочные кривые для различных параметров сканирования СВСТ. Показано, что при использовании чисел Хаунсфилда, полученных для выбранного режима, уменьшает погрешности в расчете дозовых распределений. Конечно, на сегодняшний день планы лечения, основанные на КТ-изображениях, по-прежнему превосходят планы на основе СВСТ. Однако если нет возможности провести разметку на КТ, то можно использовать СВСТ-изображения. При этом рекомендуется использовать режим с высоким значением напряжения и калибровочную кривую, полученную для этого режима сканирования. Однако не рекомендуется использование СВСТ-изображений для областей с высокой электронной плотностью.
Ключевые слова: компьютерная томография, адаптивная лучевая терапия, СВСТ. УДК: 539.1.047. РАСБ: 87.53.-j, 87.55.Ы, 87.55.-x.
ВВЕДЕНИЕ
Лучевая терапия — это метод лечения онкологических заболеваний с использованием ионизирующего излучения. Основной целью лучевой терапии является максимальное повреждение новообразований и минимальное повреждение соседних здоровых тканей. Сегодня благодаря техническим достижениям разработаны методы облучения пациентов, которые позволяют существенно снизить поглощенную дозу в здоровых тканях и критических областях, окружающих опухоль, такие как: многолепестковая коллимация (МЬС1), модуляция интенсивности фотонных пучков (1МИТ2), портальная и виртуальная визуализации, лучевая терапия с визуальным контролем или корректируемая по изображениям (ЮИТ3).
Обычно перед началом лучевого лечения создается индивидуальный план на основе изображений, полученных на компьютерной томографии (КТ). Во время сеанса лучевой терапии пациент должен находиться
а E-mail: iv-kate@yandex.ru б E-mail: ep.morozova@physics.msu.ru
1 MLC (multileaf collimator) — многолепестковый коллиматор, состоящий из лепестков различной ширины для создания полей сложной конфигурации, соответствующей форме и размеру опухоли.
2 IMRT (Intensity-modulated radiation therapy) — лучевая терапия с модулированной интенсивностью, при которой меняется форма и размер коллиматора вместе с интенсивность излучения.
3 IGRT (Image Guided Radiotherapy) — лучевая терапия с визуальным контролем, во время которой контролируется располо-
жение пациента с помощью томографии в коническом пучке или рентгеновских снимков во время лечения.
в том же положении, что и при проведении компьютерной томографии. Для этого используют фиксирующие устройства4 и визуализирующие системы, доступные на медицинском ускорителе, по которым контролируют положение пациента. Современные линейные ускорители обычно имеют ряд вариантов визуализации в лучевой терапии. Мегавольтная (или портальная) визуализация позволяет получать двухмерный (2Э) снимок пациента. Киловольтные визуализирующие системы не только позволяют получить двухмерный (2Э) снимок пациента в более высоком качестве, чем мегавольтные, но и используются для выполнения сканирующей компьютерной томографии в коническом пучке (СВСТ). Полученные снимки дают возможность трехмерного (3Э) сопоставления с изображениями, полученными на компьютерном томографе перед началом лечения. Эта технология позволяет более точно уложить пациента перед началом лучевого лечения.
Разница между этими видами сканирования состоит в том, что конусно-лучевая томография использует рентгеновский пучок конической формы, который содержит в себе весь интересующий объем сканирования. Благодаря такой форме пучка изображение получается за один оборот системы источник— детектор. В то время как компьютерная томография
4 Фиксирующие устройства — устройства, которые фиксируют тело пациента или его часть для того, чтобы положение тела было совершенно одинаковое на протяжении целого ряда последовательных сеансов облучения.
использует веерообразный рентгеновский пучок, где в область сканирования попадает только несколько срезов от всего интересующего объема сканирования [1-9]. Таким образом, КТ совершает множество оборотов вокруг пациента, чтобы посрезово получить изображение всего интересующего объема.
Актуальностью данной работы является то, что в настоящее время все больше и больше развивается направление адаптивной лучевой терапии5. Это важное направление исследования, так как в процессе лечения анатомия пациента может измениться и иногда так сильно, что опухоль получит меньше дозы, чем планировалось, а окружающие здоровые структуры, наоборот, получат большие дозовые нагрузки. В этом случае необходимо создавать новый план лечения. Вместе с тем бывают такие ситуации в клинической практике, когда компьютерный томограф, используемый для разметки пациентов перед началом лечения, выходит из строя. Именно поэтому исследования возможности использования оборудования для визуального контроля для планирования лучевой терапии, а не с помощью компьютерного томографа является важной и актуальной задачей. Если станет возможным проводить дозиметрическое планирование по изображениям CBCT, это ускорит процесс лучевой терапии. Однако необходимо отметить, что изображения CBCT включают в себя больший объем рассеяния по сравнению с изображениями КТ [10-19], что приводит к большему изменению значений HU, что ограничивает точность калибровки HU и надежность изображения. Также есть работа [20], в которой авторами было предложено использование наборов данных CBCT для дозиметрического планирования лучевой терапии, если имеются данные о числах Хаунсфилда (HU), измеренные с хорошей точностью. Но в представленных исследованиях не было исследования влияния напряжения, тока и длительности импульса на изменение чисел Хаунсфилда.
1. МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ
В данной работе было проведено сканирование фантома электронной плотности Catphan 504 (The Phantom Laboratory, NY, USA) (рис. 1) [21] с использованием компьютерной томографии в коническом пучке, установленного на линейном ускорителе VARIAN CLINAC 2300 cd (рис. 1, а) с различными протоколами сканирования и на компьютерном томографе LightSpeed RT фирмы General Electric.
Фантом Catphan 504 имеет цилиндрическую форму диаметром 20 см и толщиной 20 см, внутри которого находятся тест-объекты, состоящие из различных материалов и позволяющие оценить качество изображения. Этот фантом имеет несколько модулей. Модуль, используемый в этом исследовании (CTP404), содержит вставки разной плотности. Значения электронных плотностей этих вставок приведены в табл. 1.
Рис. 1. а — Условия проведения эксперимента, б — фантом Са1рЬап 504 с оконтуренными структурами и дозиметрическим планом
Таблица 1. Значения электронных плотностей вставок в модуле СТР404 фантома Са1рЬап 504
Материал Эл. плотность, e/см Отн. эл. плотность
Воздух 0.004 0.001
ПМП 2.851 0.853
ПВД 3.16 0.945
Вода 3.343 1
Полистирол 3.335 0.998
Акрил 3.833 1.147
Делрин 4.557 1.363
Тефлон 6.243 1.868
5 Адаптивная лучевая терапия — разновидность лучевой терапии, в процессе проведения курса которой происходит изменение объема облучения [XXX] X. Allen Li «Adaptiveradiation therapy», 2011.
Для исследования возможности использования компьютерной томографии в коническом пучке (CBCT) для адаптивной лучевой терапии были проведены сканирования фантома электронной плотности с разными режимами сканирования (табл. 2).
В качестве эталонных изображений были использованы изображения, полученные на компьютерном томографе General Electric Light Speed RT, с напряжением на трубке 120 кВ и токе 120 мА-с.
Далее полученные изображения загружались в систему планирования (СП) и создавались новые калибровочные кривые для всех режимов сканирования.
Таблица 2. Режимы сканирования на CBCT
№ Режим Напряжение, Ток, Длительность Фильтр
кВ мА импульса, мс
1 Голова при высоком качестве 100 80 25 Полный веер
2 Голова при малых дозах 80 25 8 Полный веер
3 Грудная клетка при малых дозах 80 50 8 Полувеер
4 Таз 80 25 8 Полувеер
5 Таз в режиме полного веера 95 50 8 Полный веер
6 Грудная клетка при малых дозах 80 25 8 Полувеер
7 Таз в режиме полного веера 100 50 8 Полный веер
8 Таз в режиме полного веера 80 50 8 Полный веер
9 Голова при высоком качестве 100 80 15 Полный веер
Для возможности сравнения различных режимов был создан набор структур и план лечения, который состоял из 3 полей (рис. 1, б) на основе эталонных КТ-изображений. Расчет трехмерного дозового распределения проводился с помощью анизотропного аналитического алгоритма (AAA) и выполнялся в СП Eclipse.
Для того, чтобы рассчитать дозовое распределение по наборам CBCT-изображений, созданный набор структур и план на основе КТ переносился на CBCT-изображение для различных режимов.
Распределение дозы на основе КТ и CBCT оценивалось путем сравнения гистограмм доза—объем и значения Dmin, Dmax и Dmean для объема мишени и OAR.
Для исследования влияния напряжения, тока и длительности импульса на изменение чисел Хаунс-филда и на расчет дозы были выбраны два режима сканирования, режим 4 и 7 (табл. 3), а также КТ-изображения. Данные режимы были выбраны, так как имели либо наиболее близкие значения чисел Хаунсфилда, что и у эталонной КТ (режим 7 (рис. 4, б)), либо, напротив, самые большие отклонения (режим 4 (рис. 5, а, 25 мА)).
2. РЕЗУЛЬТАТЫ
Для того чтобы исследовать изменение чисел HU, построены кривые разности чисел Хаунсфилда (HU), полученных на основе CBCT и контрольной калибровочной кривой. Вид фантома электронной плотности, полученного на КТ, представлен на рис. 2. Плотность материалов варьируется от воздуха до тефлона (CF2, 2.16 г/см3), включая акрил (C5H8O2, 1.18 г/см3),
1500 1000 500
-1000< -1500
60 40 э 20 § 0 -20
-60 -80
i
1 i
i
0 0 1 .0 1 .5 2,
1 _____- НУ—'
1 к
Относительная эл. плотность а
80 кВ
95 кВ
100 кВ
*
'Л у ' •
S
и*-.-., о .5 1 3 2
V
Рис. 2. КТ-изображение фантома Catphan 504, модуль CTP404
Относительная эл. плотность б
Рис. 3. а — Зависимость чисел Хаунсфилда от электронной плотности вещества для КТ (120 кВ, 120 мА) (эталонная прямая); б — отклонение чисел Хаунсфилда от калибровочной кривой КТ при разных значениях напряжения (ток 50 мА)
полистирол (СзИ8, 1.05 г/см3) и полиэтилен низкой плотности (С2И4, 0.92 г/см3) [22].
На рис. 3, а представлена эталонная кривая, полученная при сканировании фантома Са1рЬап 504 на КТ при напряжении 120 кВ и токе 120 мА.
График зависимости отклонения чисел Хаунсфилда от относительной электронной плотности представлен на рис. 3, б для разных значений напряжений.
Как видно из рис. 3, б, числа Хаунсфилда зависят от изменения напряжения. При увеличении напряжения растет энергия фотонов. Следовательно, фотоны меньше ослабляются, проходя через ткани, и мы получаем более достоверную информацию о числах Хаунсфилда. Для фотонов с низкой энергией наблюдается обратное. Несмотря на то, что единицы Хаунсфилда хорошо согласуются между СВСТ и КТ в области, по плотности соответствующей воздуху, есть также существенные расхождения в области плотных тканей.
25 мА
50 мА
Г 0 го .5 2
Относительная эл. плотность а
-*■- 15 мс -•- 25 мс
/
/
^ 1 .5 2
250 200 150 §100 50 0
-50
200 150 100 §500
о! 0
-50
-100 Л
Относительная эл. плотность
б
Рис. 4. а — Отклонение чисел Хаунсфилда от калибровочной кривой КТ при разных значениях тока (напряжение 80 кВ); б — отклонение чисел Хаунсфилда от калибровочной кривой КТ при разных значениях длительности импульса (напряжение 100 кВ и ток 80 мА)
Данные для разных токов и разных длительностей импульса графики представлены на рис. 4.
Также оценивалось влияние изменения параметров тока и длительности импульса на HU. Для CBCT было обнаружено, что мА и мс оказывают влияние на HU, но в основном для материалов с высокой относительной электронной плотностью (рис. 4). Для лучшей сходимости результатов для материалов с высокой относительной электронной плотностью необходимо использовать более высокий ток и длительность импульса. В целом ток на трубке и длительность импульса пропорциональны количеству генерируемых фотонов и не влияют на HU.
Полученные изображения CBCT имеют разные значения чисел Хаунсфилда (максимальное отклонение — 10 %), поэтому необходимо отнормировать значения HU между КТ и CBCT. Далее проведено исследование дозовых распределений на Catphan 504, рассчитанных с использованием различных протоколов сканирования и калибровочных кривых для расчетов дозы на основе CBCT для 2 режимов — 7 и 4 (табл. 2) и эталонного КТ.
Гистограмма доза—объем для КТ-изображения, полученная в системе планирования, приведена на рис. 5.
Значения максимальных ф™^, минимальных (Dmin ) и средних (Dmean) доз для мишени, критических органов и всего фантома, рассчитанных на основе эталонной кривой по КТ-изображениям приведены в табл. 3.
Таблица 3. Значения Dmin, Dmax и Dmean для плана на основе КТ
Dmin, % Dmax, % Г) °/ i-/mean>
Мишень Критический орган 83.6 1.7 102.7 6.1 97.8 3.0
Режим 4 (наибольшее отклонения от эталонной кривой, напряжение 80 кВт, ток 25 мА, длительность импульса 8 мс).
В табл. 4 приведены отклонения значений Dmin, Dmax и Dmean, рассчитанных на основе изображения CBCT с калибровочной кривой КТ, от значений, рассчитанных на основе изображения КТ.
Таблица 4. Отклонения значений Dmin, D max И Dmean, рассчитанных на основе калибровочной кривой для КТ в режиме 4 от доз, рассчитанных на изображении КТ
Dmin, % Dmax, % Г) °/ •L-'mean» /о
Мишень 12.5 0.9 2.1
Критический орган 0.2 0.1 0.4
Рис. 5. Гистограмма доза—объем на основе изображения КТ. Красная кривая — целевой объем PTV, зеленая —
критические органы, желтая — весь объем фантома
Наибольшее отклонение минимальной дозы Dmin для мишени составило — 12.5%, а для Dmax обнаружено минимальное отклонение 0,9%. Также проведено сравнение Dmin, Dmax и Dmean, рассчитанных на основе изображения CBCT с калибровочной кривой, полученной на основе CBCT в первой части исследования для режима 4, и на основе изображения КТ с эталонной калибровочной кривой. Отклонения значений Dmin, Dmax и Dmean от значений, рассчитанных на основе эталонных КТ-изображений, приведены в табл. 5.
Таблица 5. Отклонения значений БШщ, Бтах и Бтеап, рассчитанных на основе собственной калибровочной кривой СВСТ, в режиме 4 от доз, рассчитанных на изображении
КТ
Dmin, % Dmax, % Г) °/ •L-'mean» /о
Мишень 4.4 0.6 0.5
Критический орган 0.2 0.4 0.1
Обнаружено наибольшее отклонение Бтщ для РТУ — 4.4%, а наименьшее для Бтах — 0.6%. Для критических органов наблюдалась максимальная разница в дозе 0.4% для Бтах по сравнению с дозой, рассчитанной на КТ-изображении. Минимальное отклонение составило 0,1% для Бтеап.
Режим 7 (наименьшее отклонение от эталонной кривой, напряжение 100 кВт, ток 50 мА, длительность импульса 8 мс).
Результаты сравнения Бтщ, Бтах и Бтеап рассчитанных на основе изображения СВСТ, полученного в режиме 7 с калибровочной кривой КТ, и на основе изображения КТ с эталонной калибровочной кривой, представлены в табл. 6.
Таблица 6. Отклонения значений Бтш, Бтах и Бтеап, рассчитанных на основе КТ калибровочной кривой в режиме 7
Dmin, % Dmax, % Г) °/ •L-'mean» /о
Мишень 3.6 2.5 0.7
Критический орган 0.2 1.1 1.7
Как видно из табл. 6, максимальное отклонение для Dmin — 3.6%, а минимальное отклонение для Dmean — 0.7%. При сравнении доз для критических органов наибольшее отклонение обнаружено для Dmean, 1.7%. Наименьшее — для Dmin, 0.2%.
Также проведено сравнение Dmin, Dmax и Dmean, рассчитанных на основе изображения CBCT с калибровочной кривой, полученной на основе CBCT для режима 7, и на основе изображения КТ с эталонной калибровочной кривой. Отклонения значений Dmin, Dmax и Dmean от значений, рассчитанных на основе эталонных КТ-изображений, приведены в табл. 7.
Таблица 7. Отклонения значений Dmin, D max и Dmean, рассчитанных на основе собственной калибровочной кривой CBCT, в режиме 7
Dmin, % Dmax, % Г) °/ •L-'mean» /о
Мишень 2.5 0.9 1.1
Критический орган 0.2 0.1 0.2
Сравнивая дозы, можно увидеть, что они близки к значениям доз, рассчитанных на основе эталонной КТ. Обнаружено максимальное отклонение для РТУ Бтщ 2.5%. Минимальное отклонение обнаружено для Бтах и составило 0.9%.
Для всех отклонений доз для критических структур видно, что режим 7 с собственной калибровочной кривой дает результаты, которые наиболее схожи с результатами, полученными на основе эталонной КТ. В этом случае максимальная разница в дозе 0.2% наблюдается для Бтеап и Бтщ. Минимальная разница составила 0.1% для Бтах.
Использование режима 4 показало, что отклонения дозы Бтеап больше при использовании калибровочной кривой КТ, чем при использовании собственной калибровочной кривой. Исключение обнаружено для Бтах, где использование собственной калибровочной кривой приводит к наибольшему отклонению дозы.
Для режима 7 обнаружено, что отклонения значений Бтщ, Бтах и Бтеап при использовании калибровочной кривой КТ больше, чем при использовании калибровочной кривой, построенной на основе СВСТ.
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
Исследование возможности использования компьютерной томографии в коническом пучке (СВСТ) для планирования лучевой терапии является важной и актуальной задачей, так как все больше и больше пациентов при прочих равных условиях выбирают лучевую терапию в качестве основного лечения онкологических заболеваний. А следовательно, и нагрузка на отделения лучевой терапии тоже возрастает. В то же время не в каждой клинике есть компьютерный томограф, который используется только для разметки. Обычно стоит томограф, который работает и на диагностическое отделение, и на лучевую терапию. И, чтобы провести разметку, необходимо записываться на исследование, что задерживает лечение и может неблагоприятно сказаться на результате лечения.
В данной работе было исследовано влияние напряжения, тока и длительности импульса на изменение чисел Хаунсфилда и на расчет дозы. Были получены калибровочные кривые для различных параметров сканирования СВСТ. При сравнении полученных кривых при разных режимах работы СВСТ с калибровочной кривой КТ было получено:
1. При увеличении напряжения отклонение чисел Хаунсфилда уменьшается.
2. Ток и длительность импульса влияют на количество фотонов, проходящих через ткани, и не влияют на числа Хаунсфилда. Отклонение единиц Ни наблюдается вследствие статистической ошибки.
Исследование дозовых распределений было проведено для различных протоколов сканирования и различных калибровочных кривых. Показано, что при использовании чисел Хаунсфилда, полученных для использованного режима, уменьшаются погрешности в расчете дозовых распределений.
Конечно, на сегодняшний день планы лечения, основанные на КТ-изображениях, по-прежнему превосходят планы на основе СВСТ. Однако если нет
возможности провести разметку на КТ, то можно использовать СВСТ-изображения. Но следует иметь в виду, что в случае CBCT в большей степени проявляется увеличение жесткости пучка, и, как следствие, появляются артефакты. При этом рекомендуется использовать режим с высоким значением напряжения и калибровочную кривую, полученную для этого режима сканирования. Однако не рекомендуется использование СВСТ-изображений для областей с высокой электронной плотностью. Также не рекомендуется использвать CBCT для больших областей, так как область сканирования CBCT ограничена. Следовательно, нужно следить за тем, чтобы облучаемая область не оказалась на краю КТ-дан-ных.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Kau C.H., Abramovitch K., Kamel S.G., Bozic M. // Cone beam CT of the head and neck: an anatomical atlas. 2011.
2. Scarfe W. C., Farman A. G. // Dental Clinics of North America. 2008. 52. P. 4.
3. Gregoire V., Mackie T.R. // (ICRU report no.83). Cancer/Radiotherapy. 2011.
4. Sharpe M.B., Moseley D.J., Purdie T. G. et al. // Med. Phys. 2006. 33. P. 136.
5. Kalender W.A. // Wiley-VCH. 2011.
6. Miracle A.C., Mukherji S.K. // Am. J. of Neuroradiology. 2009. 30(6). P. 1088.
7. Hu C.C., Huang W.T., Tsai C.L. et al. // Strahlentherapie und Onkologie. 2011. P. 1.
8. Miracle A.C., Mukherji S.K. // Am. J. of Neuroradiology. 2009. 30(6). P. 1088.
9. Elstroem U. V., Muren L. P., Petersen J. B. B., Grau C. // Acta Oncologica. 2011. 50(6). P. 908.
10. Sharpe M.B., Moseley D.J., Purdie T. G. et al. // Med. Phys. 2006. 33. P. 136.
11. Hansen E.K., Bucci M.K., Quivey J.M. et al. // Int. J. of Radiation Oncology Biology Physics. 2006. 64(2). P. 355.
12. O'Daniel J. C., Garden A. S., Schwartz D. L. et al. // Int. J. of Radiation Oncology Biology Physics. 2007. 69(4). P. 1290.
13. Schwartz D.L., Dong L. // J. of oncology. 20011.
14. Rong Y., Smilowitz J., Tewatia D. et al. // Medical Dosimetry. 2010. 35(3). P. 195.
15. PurdyJ.A., Michalski J. M., Bradley J. et al. //Technical Basis of Radiation Therapy. 2006. P. 179.
16. Rong Y., Smilowitz J., Tewatia D. et al. // Medical Dosimetry. 2010. 35(3). P. 195.
17. Zitova B., Flusser J. // Image and vision computing. 2003. 21(11). P. 977.
18. Cheung K. Y. // Biomed. Imag. Intervent. 2006. 2. P. 1.
19. Siewerdsen J., Jaffray D. // Med. Phys. 2001. 28. P. 220.
20. Richter A., Hu Q., Steglich D. et al. // Radiat. Oncol. 2008. 3. P. 42.
21. https://static1.squarespace.com/ static/5367b059e4b05a1adcd295c2/t/ 551ae42be4b046662454b34d/1427825707349/ catphan504manual.pdf
22. Siewerdsen J., Jaffray D. // Med. Phys. 2001. 28 P. 220.
Investigation of the possibility of using cone-beam computed tomography (CBCT) for radiation therapy treatment planning
E.N. Lykova1a, E.P. Morozovalb, S.S. Khromov2, A. P. Chernyaev1
1 Lomonosov Moscow State University, Faculty of Physics, dept. of Physics of Accelerators and Radiation Medicine. Moscow 119991, Russia.
2Limited Liability Company "OnkoStop". Moscow 115478, Russia. E-mail: aiv-kate@yandex.ru, bep.morozova@physics.msu.ru.
The study of the possibility of using a cone beam computed tomography (CBCT) for radiation therapy treatment planning is an important and relevant task. More and more patients, all things being equal, choose radiation therapy as the main treatment for cancer. And, consequently, the workload of the radiation therapy department is also increasing. At the same time, not every clinic has a CT scanner, which is used only for simulation. Usually there is a CT that works for both the diagnostic department and radiation therapy. And in order to carry out the simulation, it is necessary to register for the study, which delays treatment and can adversely affect the result of the treatment. In this work, the influence of voltage, current and pulse duration on the change in the Hounsfield numbers and on the calculation of the dose were investigated. Calibration curves were obtained for various CBCT scan parameters. It is shown that when using the Hounsfield numbers obtained for the regime used, it reduces the errors in the calculation of dose distributions. Of course, to date, CT-based treatment plans are still superior to CBCT-based plans. However, if it is not possible to scan on CT, then you can use CBCT - images. It is recommended to use the high voltage mode and use the calibration curve obtained for this scan mode. However, the use of CBCT images for areas with high electron density is not recommended. Keywords: computed tomography, adaptive radiation therapy, CBCT. PACS: 87.53.-j, 87.55.N, 87.55.-x. Received 08 February 2021.
English version: Moscow University Physics Bulletin. 2021. 76, No. 4. Pp. .
Сведения об авторах
1. Лыкова Екатерина Николаевна — канд. физ.-мат. наук, ст. преподаватель; тел.: (495) 939-49-46, e-mail: iv-kate@yandex.ru.
2. Морозова Елена Павловна — аспирант; тел.: (495) 939-49-46, e-mail: ep.morozova@physics.msu.ru.
3. Хромов Сергей Сергеевич — медицинский физик; тел.: (495) 939-49-46.
4. Черняев Александр Петрович — доктор физ.-мат. наук, профессор, зав. кафедрой; тел.: (495) 939-49-46, e-mail: a.p.chernyaev@yandex.ru.
