Review of clinical brachytherapy uncertainties: Analysis guidelines of GEC-ESTRO and the AAPM ^(**){ }^{*} Ανασκόπηση των αβεβαιοτήτων της κλινικής βραχυθεραπείας: AAPM ^(**){ }^{*}
Christian Kirisits ^(a,**){ }^{\mathrm{a}, *}, Mark J. Rivard ^(b){ }^{\mathrm{b}}, Dimos Baltas ^(c){ }^{\mathrm{c}}, Facundo Ballester ^(d){ }^{\mathrm{d}}, Marisol De Brabandere ^(e){ }^{\mathrm{e}}, Rob van der Laarse ^(f){ }^{\mathrm{f}}, Yury Niatsetski ^(g){ }^{\mathrm{g}}, Panagiotis Papagiannis ^(h){ }^{\mathrm{h}}, Taran Paulsen Hellebust ^(i,j){ }^{\mathrm{i}, \mathrm{j}}, Jose Perez-Calatayud ^(k){ }^{\mathrm{k}}, Kari Tanderup ^(1){ }^{1}, Jack L.M. Venselaar ^(m){ }^{\mathrm{m}}, Frank-André Siebert ^(n){ }^{\mathrm{n}} Christian Kirisits ^(a,**){ }^{\mathrm{a}, *} , Mark J. Rivard ^(b){ }^{\mathrm{b}} , Dimos Baltas ^(c){ }^{\mathrm{c}} , Facundo Ballester ^(d){ }^{\mathrm{d}} , Marisol De Brabandere ^(e){ }^{\mathrm{e}} , Rob van der Laarse ^(f){ }^{\mathrm{f}} , Yury Niatsetski ^(g){ }^{\mathrm{g}} , Παναγιώτης Παπαγιάννης ^(h){ }^{\mathrm{h}} , Taran Paulsen Hellebust ^(i,j){ }^{\mathrm{i}, \mathrm{j}} , Jose Perez-Calatayud ^(k){ }^{\mathrm{k}} , Kari Tanderup ^(1){ }^{1} , Jack L.M. Venselaar ^(m){ }^{\mathrm{m}} , Frank-André Siebert ^(n){ }^{\mathrm{n}}^("a "){ }^{\text {a }} Department of Radiotherapy, Comprehensive Cancer Center, Christian Doppler Laboratory for Medical Radiation Research for Radiation Oncology, Medical University of Vienna, Austria; ^("b "){ }^{\text {b }} Department of Radiation Oncology, Tufts University School of Medicine, Boston, USA; ^("c "){ }^{\text {c }} Department of Medical Physics & Engineering, Sana Klinikum Offenbach, Germany; ^("a "){ }^{\text {a }} Τμήμα Ακτινοθεραπείας, Ολοκληρωμένο Κέντρο Καρκίνου, Εργαστήριο Christian Doppler για την Έρευνα Ιατρικής Ακτινοβολίας για την Ακτινοθεραπευτική Ογκολογία, Ιατρικό Πανεπιστήμιο της Βιέννης, Αυστρία- ^("b "){ }^{\text {b }} Τμήμα Ακτινοθεραπευτικής Ογκολογίας, Ιατρική Σχολή του Πανεπιστημίου Tufts, Βοστώνη, ΗΠΑ- ^("c "){ }^{\text {c }} Τμήμα Ιατρικής Φυσικής & Μηχανικής, Sana Klinikum Offenbach, Γερμανία,^(d){ }^{\mathrm{d}} University of Valencia, Spain; ^(e){ }^{\mathrm{e}} University Hospital Gasthuisberg, Leuven, Belgium; ^(f){ }^{\mathrm{f}} Quality Radiation Therapy, The Netherlands; ^(g){ }^{\mathrm{g}} Nucletron an Elekta Company, The Netherlands; ^(d){ }^{\mathrm{d}} Πανεπιστήμιο της Βαλένθια, Ισπανία- ^(e){ }^{\mathrm{e}} Πανεπιστημιακό Νοσοκομείο Gasthuisberg, Leuven, Βέλγιο- ^(f){ }^{\mathrm{f}} Quality Radiation Therapy, Κάτω Χώρες- ^(g){ }^{\mathrm{g}} Nucletron an Elekta Company, Κάτω Χώρες,^("h "){ }^{\text {h }} Medical Physics Laboratory, Medical School, University of Athens, Greece; ^("i "){ }^{\text {i }} Department of Medical Physics, Oslo University Hospital, The Radium Hospital, Oslo, Norway; ^("j "){ }^{\text {j }} Department of Physics, University of Oslo, Oslo, Norway; ^(k){ }^{\mathrm{k}} Hospital Universitario La Fe, Valencia, Spain; ^(1){ }^{1} Aarhus University Hospital, Denmark; ^(m){ }^{m} Department of Medical Physics and Engineering, Instituut Verbeeten, Tilburg, The Netherlands; ^("n "){ }^{\text {n }} University Hospital S-H Campus Kiel, Germany ^("h "){ }^{\text {h }} Εργαστήριο Ιατρικής Φυσικής, Ιατρική Σχολή, Πανεπιστήμιο Αθηνών, Ελλάδα- ^("i "){ }^{\text {i }} Τμήμα Ιατρικής Φυσικής, Πανεπιστημιακό Νοσοκομείο του Όσλο, The Radium Hospital, Όσλο, Νορβηγία- ^("j "){ }^{\text {j }} Τμήμα Φυσικής, Πανεπιστήμιο του Όσλο, Όσλο, Νορβηγία, ^(k){ }^{\mathrm{k}} Hospital Universitario La Fe, Βαλένθια, Ισπανία- ^(1){ }^{1} Aarhus University Hospital, Δανία- ^(m){ }^{m} Department of Medical Physics and Engineering, Instituut Verbeeten, Tilburg, Κάτω Χώρες- ^("n "){ }^{\text {n }} University Hospital S-H Campus Kiel, Γερμανία.
A R T I C L E I N F O Α Ρ Τ Ι Κ Ή Ε Π Ι Χ Ε Ί Ρ Η Σ Η Σ Τ Η Ν Ε Π Ι Χ Ε Ί Ρ Η Σ Η
Article history: Ιστορικό του άρθρου:
Received 20 August 2013 Ελήφθη στις 20 Αυγούστου 2013
Received in revised form 30 October 2013 Ελήφθη σε αναθεωρημένη μορφή 30 Οκτωβρίου 2013
Accepted 4 November 2013 Αποδεκτή 4 Νοεμβρίου 2013
Available online xxxx Διαθέσιμο online xxxx
Background and purpose: A substantial reduction of uncertainties in clinical brachytherapy should result in improved outcome in terms of increased local control and reduced side effects. Types of uncertainties have to be identified, grouped, and quantified. Methods: A detailed literature review was performed to identify uncertainty components and their relative importance to the combined overall uncertainty. Results: Very few components (e.g., source strength and afterloader timer) are independent of clinical disease site and location of administered dose. While the influence of medium on dose calculation can be substantial for low energy sources or non-deeply seated implants, the influence of medium is of minor importance for high-energy sources in the pelvic region. The level of uncertainties due to target, organ, applicator, and/or source movement in relation to the geometry assumed for treatment planning is highly dependent on fractionation and the level of image guided adaptive treatment. Most studies to date report the results in a manner that allows no direct reproduction and further comparison with other studies. Often, no distinction is made between variations, uncertainties, and errors or mistakes. The literature review facilitated the drafting of recommendations for uniform uncertainty reporting in clinical BT, which are also provided. The recommended comprehensive uncertainty investigations are key to obtain a general impression of uncertainties, and may help to identify elements of the brachytherapy treatment process that need improvement in terms of diminishing their dosimetric uncertainties. It is recommended to present data on the analyzed parameters (distance shifts, volume changes, source or applicator position, etc.), and also their influence on absorbed dose for clinically-relevant dose parameters (e.g., target parameters such as D_(90)D_{90} or OAR doses). Publications on brachytherapy should include a statement of total dose uncertainty for the entire treatment course, taking into account the fractionation schedule and level of image guidance for adaptation. Conclusions: This report on brachytherapy clinical uncertainties represents a working project developed by the Brachytherapy Physics Quality Assurances System (BRAPHYQS) subcommittee to the Physics Committee within GEC-ESTRO. Further, this report has been reviewed and approved by the American Association of Physicists in Medicine. Ιστορικό και σκοπός: Η ουσιαστική μείωση των αβεβαιοτήτων στην κλινική βραχυθεραπεία θα πρέπει να οδηγήσει σε βελτίωση των αποτελεσμάτων όσον αφορά τον αυξημένο τοπικό έλεγχο και τη μείωση των παρενεργειών. Πρέπει να προσδιοριστούν, να ομαδοποιηθούν και να ποσοτικοποιηθούν τα είδη αβεβαιοτήτων. Μέθοδοι: Πραγματοποιήθηκε λεπτομερής βιβλιογραφική ανασκόπηση για τον προσδιορισμό των συνιστωσών αβεβαιότητας και της σχετικής σημασίας τους στη συνδυασμένη συνολική αβεβαιότητα. Αποτελέσματα: Πολύ λίγες συνιστώσες (π.χ. η ισχύς της πηγής και ο χρονοδιακόπτης μεταφόρτωσης) είναι ανεξάρτητες από την κλινική περιοχή της νόσου και τη θέση της χορηγούμενης δόσης. Ενώ η επιρροή του μέσου στον υπολογισμό της δόσης μπορεί να είναι σημαντική για πηγές χαμηλής ενέργειας ή μη βαθιά τοποθετημένα εμφυτεύματα, η επιρροή του μέσου είναι ήσσονος σημασίας για πηγές υψηλής ενέργειας στην περιοχή της πυέλου. Το επίπεδο των αβεβαιοτήτων που οφείλονται στην κίνηση του στόχου, του οργάνου, του εφαρμοστή και/ή της πηγής σε σχέση με τη γεωμετρία που υποτίθεται για το σχεδιασμό της θεραπείας εξαρτάται σε μεγάλο βαθμό από την κλασματοποίηση και το επίπεδο της προσαρμοστικής θεραπείας με καθοδήγηση εικόνας. Οι περισσότερες μελέτες μέχρι σήμερα αναφέρουν τα αποτελέσματα με τρόπο που δεν επιτρέπει την άμεση αναπαραγωγή και την περαιτέρω σύγκριση με άλλες μελέτες. Συχνά, δεν γίνεται διάκριση μεταξύ παραλλαγών, αβεβαιοτήτων και σφαλμάτων ή λαθών. Η ανασκόπηση της βιβλιογραφίας διευκόλυνε τη σύνταξη συστάσεων για την ομοιόμορφη αναφορά αβεβαιότητας στην κλινική ΒΤ, οι οποίες και παρατίθενται. Οι συνιστώμενες ολοκληρωμένες έρευνες αβεβαιότητας αποτελούν το κλειδί για την απόκτηση μιας γενικής εντύπωσης των αβεβαιοτήτων και μπορούν να βοηθήσουν στον εντοπισμό στοιχείων της διαδικασίας θεραπείας με βραχυθεραπεία που χρειάζονται βελτίωση όσον αφορά τη μείωση των δοσιμετρικών αβεβαιοτήτων τους. Συνιστάται να παρουσιάζονται δεδομένα σχετικά με τις αναλυόμενες παραμέτρους (μετατοπίσεις απόστασης, αλλαγές όγκου, θέση πηγής ή εφαρμοστή κ.λπ.), καθώς και η επίδρασή τους στην απορροφούμενη δόση για κλινικά σημαντικές παραμέτρους δόσης (π.χ. παράμετροι-στόχοι όπως D_(90)D_{90} ή δόσεις OAR). Οι δημοσιεύσεις σχετικά με τη βραχυθεραπεία θα πρέπει να περιλαμβάνουν δήλωση της συνολικής αβεβαιότητας της δόσης για ολόκληρη την πορεία της θεραπείας, λαμβάνοντας υπόψη το πρόγραμμα κλασματοποίησης και το επίπεδο καθοδήγησης εικόνας για την προσαρμογή. Συμπεράσματα: Η παρούσα έκθεση σχετικά με τις κλινικές αβεβαιότητες της βραχυθεραπείας αποτελεί έργο εργασίας που αναπτύχθηκε από την υποεπιτροπή BRAPHYQS (Brachytherapy Physics Quality Assurances System) της Επιτροπής Φυσικής στο πλαίσιο του GEC-ESTRO. Επιπλέον, η παρούσα έκθεση έχει εξεταστεί και εγκριθεί από την Αμερικανική Ένωση Φυσικών Ιατρικής.
Brachytherapy (BT) has evolved into a high-technology modality of radiotherapy incorporating 4D imaging and sophisticated planning methods as standards of care. However, clinical BT uncertainties have not been adequately addressed. Often, the technique itself has been described without uncertainties in discussions about dose-delivery accuracy or planning target volume (PTV) and clinical target volume (CTV) margins [1]. It is apparent that Η βραχυθεραπεία (ΒΤ) έχει εξελιχθεί σε έναν υψηλής τεχνολογίας τρόπο ακτινοθεραπείας που ενσωματώνει 4D απεικόνιση και εξελιγμένες μεθόδους σχεδιασμού ως πρότυπα περίθαλψης. Ωστόσο, οι κλινικές αβεβαιότητες της ΒΤ δεν έχουν αντιμετωπιστεί επαρκώς. Συχνά, η ίδια η τεχνική έχει περιγραφεί χωρίς αβεβαιότητες σε συζητήσεις σχετικά με την ακρίβεια της δόσης-χορήγησης ή τα περιθώρια του όγκου-στόχου σχεδιασμού (PTV) και του κλινικού όγκου-στόχου (CTV) [1]. Είναι προφανές ότι
if the therapeutic radiation source is brought close to or into the target volume, uncertainties in defining location of the delivery device in relation to the regions of interest are small compared to most external-beam radiotherapy (EBRT) methods. In BT, a source is often placed within the target volume; there are very high doses and dose gradients within this volume. However, the target volume can still be well covered with the prescribed dose. εάν η θεραπευτική πηγή ακτινοβολίας φέρεται κοντά ή μέσα στον όγκο-στόχο, οι αβεβαιότητες στον καθορισμό της θέσης της συσκευής χορήγησης σε σχέση με τις περιοχές ενδιαφέροντος είναι μικρές σε σύγκριση με τις περισσότερες μεθόδους εξωτερικής ακτινοθεραπείας (EBRT). Στη ΒΤ, μια πηγή τοποθετείται συχνά εντός του όγκου-στόχου- υπάρχουν πολύ υψηλές δόσεις και βαθμίδες δόσης εντός αυτού του όγκου. Ωστόσο, ο όγκος-στόχος μπορεί ακόμη να καλυφθεί καλά με τη συνταγογραφούμενη δόση.
BT is subject to uncertainties from imaging, treatment planning, dose delivery, and anatomical variations. It is essential to identify these uncertainties, their magnitude, and their impact on the overall uncertainty of dose delivery to the patient. This overall uncertainty can be compared to that available for the most sophisticated EBRT techniques, i.e., image-guided radiotherapy (IGRT). Having this knowledge may provide correct dose assessment for BT, dose effect modeling, and subsequently improved clinical outcome when using better planning aims with dose and volume constraints. Η ΒΤ υπόκειται σε αβεβαιότητες από την απεικόνιση, το σχεδιασμό της θεραπείας, την παροχή δόσης και τις ανατομικές παραλλαγές. Είναι σημαντικό να προσδιοριστούν αυτές οι αβεβαιότητες, το μέγεθός τους και ο αντίκτυπός τους στη συνολική αβεβαιότητα της παροχής δόσης στον ασθενή. Αυτή η συνολική αβεβαιότητα μπορεί να συγκριθεί με εκείνη που διατίθεται για τις πιο εξελιγμένες τεχνικές EBRT, δηλαδή την ακτινοθεραπεία με καθοδήγηση εικόνας (IGRT). Η ύπαρξη αυτής της γνώσης μπορεί να παρέχει σωστή εκτίμηση της δόσης για τη ΒΤ, μοντελοποίηση της επίδρασης της δόσης και, στη συνέχεια, βελτιωμένο κλινικό αποτέλεσμα κατά τη χρήση καλύτερων στόχων σχεδιασμού με περιορισμούς δόσης και όγκου.
While the primary goals of estimating uncertainties in clinical BT are to minimize therapy delivery variations and to improve patient outcomes such as disease-free survival and organs-at-risk (OARs) toxicities, these outcomes cannot be estimated quantitatively in a direct manner for all situations. In most cases, the uncertainties for the delivered physical dose per fraction can be chosen as a surrogate for expected changes in biological response. However, in cases where relationships with biologically weighted total dose values are available, the overall uncertainty can be linked to these total dose values by equi-effective dose with 2 Gy fractionation using the linear quadratic model (EQD2) [2-4]. The purpose of this report is to present a minimum standard for an uncertainty analysis of the clinical practice of photon-emitting BT. The relationship with absorbed dose is sought wherever possible. Identifying uncertainties in the CTV delineation, including inter- and intra-observer variability in target and OAR contouring, is not the goal of this report and these uncertainties are only discussed for comparison. Ενώ οι πρωταρχικοί στόχοι της εκτίμησης των αβεβαιοτήτων στην κλινική ΒΤ είναι η ελαχιστοποίηση των διακυμάνσεων της θεραπείας και η βελτίωση των αποτελεσμάτων των ασθενών, όπως η επιβίωση χωρίς νόσο και οι τοξικότητες των οργάνων κινδύνου (OARs), τα αποτελέσματα αυτά δεν μπορούν να εκτιμηθούν ποσοτικά με άμεσο τρόπο για όλες τις καταστάσεις. Στις περισσότερες περιπτώσεις, οι αβεβαιότητες για την παρεχόμενη φυσική δόση ανά κλάσμα μπορούν να επιλεγούν ως υποκατάστατο για τις αναμενόμενες αλλαγές στη βιολογική απόκριση. Ωστόσο, σε περιπτώσεις όπου υπάρχουν διαθέσιμες σχέσεις με βιολογικά σταθμισμένες τιμές συνολικής δόσης, η συνολική αβεβαιότητα μπορεί να συνδεθεί με αυτές τις τιμές συνολικής δόσης μέσω της ισοδύναμης αποτελεσματικής δόσης με κλασματοποίηση 2 Gy χρησιμοποιώντας το γραμμικό τετραγωνικό μοντέλο (EQD2) [2-4]. Σκοπός της παρούσας έκθεσης είναι να παρουσιάσει ένα ελάχιστο πρότυπο για την ανάλυση αβεβαιότητας της κλινικής πρακτικής της ΒΤ που εκπέμπει φωτόνια. Η σχέση με την απορροφούμενη δόση επιδιώκεται όπου είναι δυνατόν. Ο προσδιορισμός των αβεβαιοτήτων στην οριοθέτηση του CTV, συμπεριλαμβανομένης της δια- και ενδο-παρατηρητικής μεταβλητότητας στην οριοθέτηση του στόχου και του περιγράμματος OAR, δεν αποτελεί στόχο της παρούσας έκθεσης και οι αβεβαιότητες αυτές συζητούνται μόνο για λόγους σύγκρισης.
Methods and materials Μέθοδοι και υλικά
Uncertainty definitions Ορισμοί αβεβαιότητας
The current standardized method for evaluating and expressing measurement uncertainties is based on the Comite International des Poids et Mésures (CIPM) report [5]. This method has been developed further by the International Standards Organization (ISO) in the Guide to the Expression of Uncertainty in Measurement (GUM) as recently updated in 2010 [6] and by the U.S. National Institute of Standards and Technology (NIST) Technical Note 1297 [7]. This method categorizes uncertainties into either Type A (statistical) or Type B (everything else) components. Regarding the uncertainty of an observation, precision is the reproducibility (Type A) of the observation while accuracy is the difference of the observation to the true value. Η τρέχουσα τυποποιημένη μέθοδος για την αξιολόγηση και την έκφραση των αβεβαιοτήτων μέτρησης βασίζεται στην έκθεση της Comite International des Poids et Mésures (CIPM) [5]. Η μέθοδος αυτή έχει αναπτυχθεί περαιτέρω από τον Διεθνή Οργανισμό Τυποποίησης (ISO) στον Οδηγό για την έκφραση της αβεβαιότητας στις μετρήσεις (GUM), όπως ενημερώθηκε πρόσφατα το 2010 [6], και από το Εθνικό Ινστιτούτο Προτύπων και Τεχνολογίας των ΗΠΑ (NIST) στο τεχνικό σημείωμα 1297 [7]. Η μέθοδος αυτή κατηγοριοποιεί τις αβεβαιότητες είτε σε συνιστώσες τύπου Α (στατιστικές) είτε σε συνιστώσες τύπου Β (όλα τα άλλα). Όσον αφορά την αβεβαιότητα μιας παρατήρησης, η ακρίβεια είναι η αναπαραγωγιμότητα (τύπου Α) της παρατήρησης, ενώ η ακρίβεια είναι η διαφορά της παρατήρησης από την πραγματική τιμή.
The magnitude and distribution of an individual uncertainty component should be estimated. The established method for estimating the overall uncertainty is to combine all uncertainty components, expressed as relative standard uncertainties, in quadrature. This may be visualized as Eq. (1) where s_(i)s_{i} is the standard deviation of the mean of multiple measurements and is the quadrature sum of all Type A uncertainties, and u_(j)u_{j} is the quadrature sum of all Type B uncertainties. Το μέγεθος και η κατανομή μιας μεμονωμένης συνιστώσας αβεβαιότητας θα πρέπει να εκτιμηθεί. Η καθιερωμένη μέθοδος για την εκτίμηση της συνολικής αβεβαιότητας είναι ο συνδυασμός όλων των συνιστωσών αβεβαιότητας, εκφρασμένων ως σχετικές τυπικές αβεβαιότητες, σε τετραγωνισμό. Αυτό μπορεί να απεικονιστεί ως εξίσωση (1) όπου s_(i)s_{i} είναι η τυπική απόκλιση του μέσου όρου πολλαπλών μετρήσεων και είναι το τετραγωνικό άθροισμα όλων των αβεβαιοτήτων τύπου Α και u_(j)u_{j} είναι το τετραγωνικό άθροισμα όλων των αβεβαιοτήτων τύπου Β. V=2sqrt((s_(i)^(2)+u_(j)^(2)))V=2 \sqrt{\left(s_{i}^{2}+u_{j}^{2}\right)}
This approach assumes many degrees of freedom and non-correlated uncertainty components, which is generally the case for clinical BT. In the GUM report, the overall uncertainty is expressed as UU. However, this nomenclature is not convenient for the field of Η προσέγγιση αυτή προϋποθέτει πολλούς βαθμούς ελευθερίας και μη συσχετιζόμενες συνιστώσες αβεβαιότητας, κάτι που ισχύει γενικά για την κλινική ΒΤ. Στην έκθεση GUM, η συνολική αβεβαιότητα εκφράζεται ως UU . Ωστόσο, αυτή η ονοματολογία δεν είναι βολική για τον τομέα της
BT since UU is the recognized symbol for the units of air-kerma strength. Consequently, the overall uncertainty in this report is expressed as VV as recommended in the joint AAPM/GEC-ESTRO report on BT dosimetric uncertainties (TG-138) [8]. Further, a 2 is present before the square-root symbol to indicate a coverage factor of two (k=2)(k=2) as recommended for clinical BT in the TG-138 report. Individual uncertainty components should be estimated and expressed with k=1k=1, with only the overall uncertainty expanded as k=2k=2 toward estimating the uncertainty of an observation for a 95%95 \% confidence interval (assuming an approximately normal distribution). BT, δεδομένου ότι το UU είναι το αναγνωρισμένο σύμβολο για τις μονάδες της δύναμης του αεροκέρματος. Κατά συνέπεια, η συνολική αβεβαιότητα στην παρούσα έκθεση εκφράζεται ως VV , όπως συνιστάται στην κοινή έκθεση AAPM/GEC-ESTRO για τις δοσιμετρικές αβεβαιότητες ΒΤ (TG-138) [8]. Επιπλέον, πριν από το σύμβολο της τετραγωνικής ρίζας υπάρχει ένα 2 για να υποδηλωθεί ένας συντελεστής κάλυψης δύο (k=2)(k=2) , όπως συνιστάται για την κλινική ΒΤ στην έκθεση TG-138. Οι επιμέρους συνιστώσες αβεβαιότητας θα πρέπει να εκτιμώνται και να εκφράζονται με k=1k=1 , ενώ μόνο η συνολική αβεβαιότητα επεκτείνεται ως k=2k=2 προς την κατεύθυνση της εκτίμησης της αβεβαιότητας μιας παρατήρησης για ένα διάστημα εμπιστοσύνης 95%95 \% (υποθέτοντας μια περίπου κανονική κατανομή).
The scope of this report is dosimetric evaluation for clinical purposes, not for regulatory purposes or to identify medical events. Το πεδίο εφαρμογής της παρούσας έκθεσης είναι η δοσιμετρική αξιολόγηση για κλινικούς σκοπούς και όχι για κανονιστικούς σκοπούς ή για τον εντοπισμό ιατρικών συμβάντων.
Literature review Ανασκόπηση της βιβλιογραφίας
The first step of this project was a joint brainstorming within the GEC-ESTRO BRAPHYQS (BRAchytherapy PHYsics Quality assurances System) experts to identify the different components of uncertainty in BT. Working groups were appointed to collect data for each uncertainty component for gynecological, breast, and prostate BT. Data collection included literature review, internal documents for commercial devices, and published quality assurance (QA) guidelines or recommendations. Examples are provided on the uncertainty type, value, and the reference. Based on this information, a review of known and documented uncertainty components and their magnitude is provided in an effort to define overall uncertainties and, mainly, assess their relative importance. The review facilitated the drafting of recommendations for uniform uncertainty reporting in clinical BT, which are also provided. Το πρώτο βήμα αυτού του έργου ήταν ένας κοινός καταιγισμός ιδεών στο πλαίσιο του GEC-ESTRO BRAPHYQS (BRAchytherapy PHYsics Quality assurances System) από εμπειρογνώμονες για τον προσδιορισμό των διαφόρων συνιστωσών της αβεβαιότητας στη ΒΤ. Ορίστηκαν ομάδες εργασίας για τη συλλογή δεδομένων για κάθε συνιστώσα αβεβαιότητας για τη γυναικολογική ΒΤ, τη ΒΤ του μαστού και τη ΒΤ του προστάτη. Η συλλογή δεδομένων περιελάμβανε βιβλιογραφική ανασκόπηση, εσωτερικά έγγραφα για εμπορικές συσκευές και δημοσιευμένες κατευθυντήριες γραμμές ή συστάσεις για τη διασφάλιση ποιότητας (QA). Παρέχονται παραδείγματα σχετικά με τον τύπο αβεβαιότητας, την τιμή και την αναφορά. Με βάση αυτές τις πληροφορίες, παρέχεται μια ανασκόπηση των γνωστών και τεκμηριωμένων συνιστωσών αβεβαιότητας και του μεγέθους τους σε μια προσπάθεια να καθοριστούν οι συνολικές αβεβαιότητες και, κυρίως, να εκτιμηθεί η σχετική τους σημασία. Η ανασκόπηση διευκόλυνε τη σύνταξη συστάσεων για την ομοιόμορφη αναφορά αβεβαιότητας στην κλινική ΒΤ, οι οποίες επίσης παρέχονται.
Sources of uncertainty Πηγές αβεβαιότητας
General observations Γενικές παρατηρήσεις
During the literature review, there was a major difficulty obtaining uniform information according to the currently defined uncertainty methodology of Section Uncertainty definitions. In many cases, authors did not demarcate Type A from Type B uncertainties. Uncertainties for technical afterloader parameters, applicators, or organ movements were presented either in the quantities of distances (e.g., mm) or in dose differences due to geometrical shifts. Such dose differences were then reported as absolute values (i.e., Gy) or as percentage dose differences (%). Absolute dose values were reported for dose per fraction or the impact of the uncertainties on the total dose. The percentage difference can be related to dose per fraction, total dose from BT , or total dose from EBRT plus BT (such as for combined therapies). Furthermore, all these dose values could be presented as either physical dose or EQD2 dose. Most uncertainties related to dose or volume parameters were based on studies of institutional patient cohorts. This led to differences in uncertainty reporting using, for example, mean or median values and different ways to report variation (standard deviation at k=1k=1, expanded uncertainties at k=2,min//maxk=2, \mathrm{~min} / \mathrm{max}, etc.). In short, there is no uniform method in practice for reporting the influence of uncertainties on BT dosimetric parameters. Consequently, this report intends to provide a uniform reporting method. Κατά τη διάρκεια της βιβλιογραφικής ανασκόπησης, υπήρξε μεγάλη δυσκολία στην απόκτηση ομοιόμορφων πληροφοριών σύμφωνα με την τρέχουσα μεθοδολογία αβεβαιότητας της ενότητας Ορισμοί αβεβαιότητας. Σε πολλές περιπτώσεις, οι συγγραφείς δεν οριοθέτησαν τις αβεβαιότητες τύπου Α από τις αβεβαιότητες τύπου Β. Οι αβεβαιότητες για τις τεχνικές παραμέτρους του μεταφορτωτή, των εφαρμοστών ή των κινήσεων των οργάνων παρουσιάστηκαν είτε σε ποσότητες αποστάσεων (π.χ. mm) είτε σε διαφορές δόσης λόγω γεωμετρικών μετατοπίσεων. Οι εν λόγω διαφορές δόσης αναφέρονταν στη συνέχεια ως απόλυτες τιμές (π.χ. Gy) ή ως ποσοστιαίες διαφορές δόσης (%). Οι απόλυτες τιμές δόσης αναφέρονταν για τη δόση ανά κλάσμα ή την επίδραση των αβεβαιοτήτων στη συνολική δόση. Η ποσοστιαία διαφορά μπορεί να σχετίζεται με τη δόση ανά κλάσμα, τη συνολική δόση από τη ΒΤ , ή τη συνολική δόση από την EBRT συν τη ΒΤ (όπως για συνδυασμένες θεραπείες). Επιπλέον, όλες αυτές οι τιμές δόσης θα μπορούσαν να παρουσιαστούν είτε ως φυσική δόση είτε ως δόση EQD2. Οι περισσότερες αβεβαιότητες που σχετίζονται με τις παραμέτρους δόσης ή όγκου βασίστηκαν σε μελέτες ιδρυματικών ομάδων ασθενών. Αυτό οδήγησε σε διαφορές στην αναφορά της αβεβαιότητας χρησιμοποιώντας, για παράδειγμα, μέσες ή διάμεσες τιμές και διαφορετικούς τρόπους αναφοράς της διακύμανσης (τυπική απόκλιση σε k=1k=1 , διευρυμένες αβεβαιότητες σε k=2,min//maxk=2, \mathrm{~min} / \mathrm{max} , κ.λπ.) Εν ολίγοις, στην πράξη δεν υπάρχει ενιαία μέθοδος για την αναφορά της επιρροής των αβεβαιοτήτων στις δοσιμετρικές παραμέτρους ΒΤ. Κατά συνέπεια, η παρούσα έκθεση σκοπεύει να παράσχει μια ενιαία μέθοδο αναφοράς.
Source strength Ισχύς της πηγής
Source strength is a basic parameter prevalent in all BT dose calculation formalisms. It influences all levels of treatment planning, from sophisticated 4D image-based plans to simple plans based on time per source-strength unit taken from tables or dose atlases. Consequently, calculations of BT absorbed dose uncertainties begin with estimations of source-strength calibration uncertainties. Following AAPM Task Group 32 [9], ICRU 38 [10], and IAEA-1274 Η ισχύς της πηγής είναι μια βασική παράμετρος που επικρατεί σε όλους τους φορμαλισμούς υπολογισμού της δόσης ΒΤ. Επηρεάζει όλα τα επίπεδα σχεδιασμού της θεραπείας, από εξελιγμένα σχέδια βασισμένα σε εικόνες 4D έως απλά σχέδια βασισμένα στο χρόνο ανά μονάδα ισχύος πηγής που λαμβάνονται από πίνακες ή άτλαντες δόσης. Κατά συνέπεια, οι υπολογισμοί των αβεβαιοτήτων της απορροφούμενης δόσης ΒΤ αρχίζουν με εκτιμήσεις των αβεβαιοτήτων βαθμονόμησης της πηγής-δύναμης. Σύμφωνα με την ομάδα εργασίας 32 της AAPM [9], την ICRU 38 [10] και τον IAEA-1274
[11], there is uniform agreement in the BT community to specify source strength for photon-emitting sources in terms of air-kerma strength, either S_(K)S_{K} or RAKR [12,13]. [11], υπάρχει ομοιόμορφη συμφωνία στην κοινότητα της ΒΤ να προσδιορίζεται η ισχύς της πηγής για τις πηγές εκπομπής φωτονίων σε όρους ισχύος του αεροκέρματος, είτε S_(K)S_{K} είτε RAKR [12,13].
In the jargon of BT, the field may be categorically divided into low-energy (LE) and high-energy (HE) photon emitters, for which 50 keV serves as the boundary for the mean energy of the emitted photon spectrum [14]; and also low-dose rate (LDR) and high-dose rate (HDR) sources, defined as resulting in absorbed dose rates < 2Gy//h<2 \mathrm{~Gy} / \mathrm{h} or > 12Gy//h>12 \mathrm{~Gy} / \mathrm{h}, at the dose prescription level, respectively [10]. BT sources may be used in either temporary or permanent implants, an aspect that does not influence source-strength calibration uncertainties. Στην ορολογία της ΒΤ, το πεδίο μπορεί να χωριστεί κατηγοριοποιημένα σε πηγές εκπομπής φωτονίων χαμηλής ενέργειας (LE) και υψηλής ενέργειας (HE), για τις οποίες τα 50 keV χρησιμεύουν ως όριο για τη μέση ενέργεια του φάσματος των εκπεμπόμενων φωτονίων [14]- και επίσης σε πηγές χαμηλού ρυθμού δόσης (LDR) και υψηλού ρυθμού δόσης (HDR), οι οποίες ορίζονται ως πηγές που οδηγούν σε απορροφούμενους ρυθμούς δόσης < 2Gy//h<2 \mathrm{~Gy} / \mathrm{h} ή > 12Gy//h>12 \mathrm{~Gy} / \mathrm{h} , στο επίπεδο συνταγογράφησης δόσης, αντίστοιχα [10]. Οι πηγές BT μπορούν να χρησιμοποιηθούν είτε σε προσωρινά είτε σε μόνιμα εμφυτεύματα, πτυχή που δεν επηρεάζει τις αβεβαιότητες βαθμονόμησης της πηγής-δύναμης.
The most comprehensive report on uncertainties for BT source strength calibration to date is the TG-138 report [8]. This joint AAPM/ESTRO report covers the primary calibration standard, its link to the vendors providing a source-strength certificate, and source calibrations performed at the departmental level. It also examines the relative uncertainties in sourcestrength calibrations for individual sources and estimates these as 1.3%(k=1)1.3 \%(k=1) for LE and 1.5%(k=1)1.5 \%(k=1) for HE (see Tables 1 and 4 in the TG-138 report), except for LE-HDR. While this latter category would include electronic BT sources or HDR ^(103)Pd{ }^{103} \mathrm{Pd} sources where current source calibration methods are under development and uncertainties involved are much larger than the aforementioned values, the literature examined herein did not include these source types. Η πιο ολοκληρωμένη έκθεση σχετικά με τις αβεβαιότητες για τη βαθμονόμηση της ισχύος της πηγής ΒΤ είναι η έκθεση TG-138 [8]. Αυτή η κοινή έκθεση AAPM/ESTRO καλύπτει το πρωτεύον πρότυπο βαθμονόμησης, τη σύνδεσή του με τους προμηθευτές που παρέχουν πιστοποιητικό αντοχής πηγής και τις βαθμονομήσεις πηγής που πραγματοποιούνται σε επίπεδο τμήματος. Εξετάζει επίσης τις σχετικές αβεβαιότητες στις βαθμονομήσεις αντοχής πηγής για μεμονωμένες πηγές και τις εκτιμά ως 1.3%(k=1)1.3 \%(k=1) για LE και 1.5%(k=1)1.5 \%(k=1) για HE (βλέπε πίνακες 1 και 4 στην έκθεση TG-138), εκτός από την LE-HDR. Αν και η τελευταία αυτή κατηγορία θα μπορούσε να περιλαμβάνει ηλεκτρονικές πηγές BT ή πηγές HDR ^(103)Pd{ }^{103} \mathrm{Pd} όπου οι τρέχουσες μέθοδοι βαθμονόμησης πηγών βρίσκονται υπό ανάπτυξη και οι σχετικές αβεβαιότητες είναι πολύ μεγαλύτερες από τις προαναφερθείσες τιμές, η βιβλιογραφία που εξετάστηκε εδώ δεν περιλαμβάνει αυτούς τους τύπους πηγών.
Individual source strengths and their respective position within an implant are not tracked in LE-LDR BT source implants. LE-LDR sources are typically shipped by the manufacturer with source strengths grouped in batches of +-2%\pm 2 \% to +-8%\pm 8 \% bin widths. Assuming a rectangular distribution of source strength within these bins, the calibration uncertainty increases (in quadrature) by (sigma)/(2sqrt3)\frac{\sigma}{2 \sqrt{3}} or to 0.6%0.6 \% and 2.3%2.3 \%, respectively. In combination with the LE-LDR sin-gle-source uncertainty of 1.3%1.3 \%, the overall uncertainty with these bin widths increases to 1.4%1.4 \% and 2.6%2.6 \% when accounting for manufacturer source-batching practices as explained in the TG-138 report. Στα εμφυτεύματα πηγής πηγής LE-LDR BT δεν παρακολουθούνται οι μεμονωμένες εντάσεις των πηγών και η αντίστοιχη θέση τους μέσα σε ένα εμφύτευμα. Οι πηγές LE-LDR συνήθως αποστέλλονται από τον κατασκευαστή με τις ισχύς των πηγών ομαδοποιημένες σε παρτίδες με πλάτος δυαδικών κυψελών +-2%\pm 2 \% έως +-8%\pm 8 \% . Υποθέτοντας μια ορθογώνια κατανομή της ισχύος της πηγής εντός αυτών των bins, η αβεβαιότητα βαθμονόμησης αυξάνεται (τετραγωνικά) κατά (sigma)/(2sqrt3)\frac{\sigma}{2 \sqrt{3}} ή σε 0.6%0.6 \% και 2.3%2.3 \% , αντίστοιχα. Σε συνδυασμό με την αβεβαιότητα LE-LDR sin-gle-source της τάξης του 1.3%1.3 \% , η συνολική αβεβαιότητα με αυτά τα εύρη των bins αυξάνεται σε 1.4%1.4 \% και 2.6%2.6 \% , όταν λαμβάνονται υπόψη οι πρακτικές του κατασκευαστή για την κατανομή των πηγών, όπως εξηγείται στην έκθεση TG-138.
Treatment planning Σχεδιασμός θεραπείας
The current method of BT dose calculations is based on the AAPM TG-43 dose calculation formalism [15,16]. Reference BT dosimetry parameters are determined in the vicinity of a single source that is centrally positioned in a spherical water phantom of either 15 cm or 40 cm radius, for LE and HE sources, respectively [17]. Treatment planning systems (TPS) incorporate BT dosimetry parameters in a table-based approach where the approximate effect of dose falloff with diminishing solid angle is divided out as the geometry function. While there are uncertainties in the derivation of each of the dosimetry parameters, it is their combined relationship upon TPS calculation of absorbed dose that is relevant to clinical BT. Uncertainty in the calculation of absorbed dose to water in water D_(w,w)D_{\mathrm{w}, \mathrm{w}} will vary as a function of source type and location of the point of interest P(r,theta)P(r, \theta) in polar coordinates, and will include the source-strength calibration uncertainty described above. At r=1cmr=1 \mathrm{~cm} along the source transverse-plane theta=90^(@)\theta=90^{\circ}, the D_(w,w)D_{\mathrm{w}, \mathrm{w}} uncertainty is 3.8%3.8 \% and 2.6%2.6 \% for individual LE and HE sources, respectively [8]. These values have been derived by propagation of best practice uncertainties associated with source strength measurements in the clinic (see preceding section), Monte Carlo (MC) dose estimates, and TPS dataset interpolation (see Table 5 in the TG-138 report). These uncertainties generally increase for smaller rr due to dynamic components and positioning uncertainties within the source capsule and accuracy of the tabulated values at these short distances. Uncertainties will also, more slowly, increase for larger rr due to the influence of material cross-sections as radiation Η τρέχουσα μέθοδος υπολογισμού της δόσης ΒΤ βασίζεται στον φορμαλισμό υπολογισμού της δόσης AAPM TG-43 [15,16]. Οι δοσιμετρικές παράμετροι αναφοράς ΒΤ προσδιορίζονται κοντά σε μία μόνο πηγή που είναι κεντρικά τοποθετημένη σε ένα σφαιρικό υδάτινο φάντασμα ακτίνας 15 cm ή 40 cm, για τις πηγές LE και HE, αντίστοιχα [17]. Τα συστήματα σχεδιασμού θεραπείας (TPS) ενσωματώνουν τις παραμέτρους δοσιμετρίας ΒΤ σε μια προσέγγιση με βάση πίνακα, όπου η κατά προσέγγιση επίδραση της πτώσης της δόσης με τη μείωση της στερεάς γωνίας διαχωρίζεται ως συνάρτηση γεωμετρίας. Ενώ υπάρχουν αβεβαιότητες στην εξαγωγή κάθε μιας από τις δοσιμετρικές παραμέτρους, η συνδυασμένη σχέση τους κατά τον υπολογισμό της απορροφούμενης δόσης από τα TPS είναι σχετική με την κλινική ΒΤ. Η αβεβαιότητα στον υπολογισμό της απορροφούμενης δόσης στο νερό στο νερό D_(w,w)D_{\mathrm{w}, \mathrm{w}} θα ποικίλλει ως συνάρτηση του τύπου της πηγής και της θέσης του σημείου ενδιαφέροντος P(r,theta)P(r, \theta) σε πολικές συντεταγμένες και θα περιλαμβάνει την αβεβαιότητα βαθμονόμησης της πηγής-δύναμης που περιγράφεται ανωτέρω. Στο σημείο r=1cmr=1 \mathrm{~cm} κατά μήκος του εγκάρσιου επιπέδου της πηγής theta=90^(@)\theta=90^{\circ} , η αβεβαιότητα D_(w,w)D_{\mathrm{w}, \mathrm{w}} είναι 3.8%3.8 \% και 2.6%2.6 \% για μεμονωμένες πηγές LE και HE, αντίστοιχα [8]. Οι τιμές αυτές έχουν προκύψει από τη διάδοση των αβεβαιοτήτων βέλτιστης πρακτικής που σχετίζονται με τις μετρήσεις της ισχύος της πηγής στην κλινική (βλ. προηγούμενη ενότητα), τις εκτιμήσεις δόσης Monte Carlo (MC) και την παρεμβολή του συνόλου δεδομένων TPS (βλ. πίνακα 5 στην έκθεση TG-138). Αυτές οι αβεβαιότητες γενικά αυξάνονται για μικρότερες rr λόγω των δυναμικών στοιχείων και των αβεβαιοτήτων τοποθέτησης εντός της κάψουλας της πηγής και της ακρίβειας των τιμών που καταγράφονται σε πίνακες σε αυτές τις μικρές αποστάσεις. Οι αβεβαιότητες θα αυξηθούν επίσης, πιο αργά, για μεγαλύτερα rr λόγω της επιρροής των διατομών των υλικών καθώς η ακτινοβολία
passes through thicker media with related uncertainties for dose measurement or MC-method dose estimations. διέρχεται μέσα από παχύτερα μέσα με σχετικές αβεβαιότητες για τη μέτρηση της δόσης ή την εκτίμηση της δόσης με τη μέθοδο MC.
With a conservative LE source-calibration uncertainty (k=1)(k=1) of 2.7% taken from an 8%8 \% wide batch, a LE dose calculation uncertainty (k=1)(k=1) of 4.9%4.9 \% (differing from the 4.4%4.4 \% listed in Row 5 of Table 5 in the TG-138 report due to batching) is combined with additional uncertainties from subsequent clinically-oriented procedures as described in the following sections. Similarly, for the HE dose calculation uncertainty ( k=1k=1 ) of 3.4% (see Row 5 of Table 5 in the TG-138 report). Με μια συντηρητική αβεβαιότητα βαθμονόμησης της πηγής LE (k=1)(k=1) 2,7% που λαμβάνεται από μια ευρεία παρτίδα 8%8 \% , μια αβεβαιότητα υπολογισμού της δόσης LE (k=1)(k=1)4.9%4.9 \% (που διαφέρει από την 4.4%4.4 \% που αναφέρεται στη σειρά 5 του πίνακα 5 της έκθεσης TG-138 λόγω της παρτίδας) συνδυάζεται με πρόσθετες αβεβαιότητες από μεταγενέστερες κλινικά προσανατολισμένες διαδικασίες, όπως περιγράφεται στις ακόλουθες ενότητες. Ομοίως, για την αβεβαιότητα υπολογισμού της δόσης HE ( k=1k=1 ) 3,4 % (βλ. σειρά 5 του πίνακα 5 στην έκθεση TG-138).
Another uncertainties aspect of brachytherapy is fractionated treatments. Non-systematic uncertainties cause different delivered doses per fraction. This results in differing overall uncertainties depending on the number of fractions. Lowering the fraction dose and increasing the number of fractions therefore results in less uncertainty for the overall dose compared to one single observation in one fraction. For random uncertainties the number of fractions nn results in a factor related to 1//sqrtn1 / \sqrt{n} for the overall uncertainty. For such calculations, target and organ variations have to be studied in detail for each individual treatment protocol in order to distinguish the different components for the overall uncertainty. Μια άλλη πτυχή αβεβαιότητας της βραχυθεραπείας είναι οι κλασματοποιημένες θεραπείες. Οι μη συστηματικές αβεβαιότητες προκαλούν διαφορετικές δόσεις ανά κλάσμα. Αυτό έχει ως αποτέλεσμα διαφορετικές συνολικές αβεβαιότητες ανάλογα με τον αριθμό των κλασμάτων. Η μείωση της δόσης του κλάσματος και η αύξηση του αριθμού των κλασμάτων έχει ως εκ τούτου ως αποτέλεσμα μικρότερη αβεβαιότητα για τη συνολική δόση σε σύγκριση με μία μόνο παρατήρηση σε ένα κλάσμα. Για τυχαίες αβεβαιότητες ο αριθμός των κλασμάτων nn οδηγεί σε έναν παράγοντα που σχετίζεται με 1//sqrtn1 / \sqrt{n} για τη συνολική αβεβαιότητα. Για τέτοιους υπολογισμούς, οι μεταβολές στόχων και οργάνων πρέπει να μελετώνται λεπτομερώς για κάθε μεμονωμένο πρωτόκολλο θεραπείας προκειμένου να διακρίνονται οι διάφορες συνιστώσες για τη συνολική αβεβαιότητα.
In the context of this work, existing literature serves as acknowledgement that the magnitude of the offset that material heterogeneities introduce relative to TG-43 dose calculations is possibly important. According to the GUM [6], uncertainty components arising from non-statistical effects (Type B) can be included in a combined standard uncertainty evaluation in the form of standard uncertainties from established probability density functions (PDFs) that are based on the current state of knowledge. However, construction of these necessary PDFs is a formidable problem since Type B uncertainty associated with material heterogeneities is strongly dependent on position within the patient. Therefore, heterogeneities effects as reviewed in the following sections are commonly reported as the percentage changes in DVH parameters for the PTV and OARs. Στο πλαίσιο της παρούσας εργασίας, η υπάρχουσα βιβλιογραφία αναγνωρίζει ότι το μέγεθος της μετατόπισης που εισάγουν οι ετερογένειες των υλικών σε σχέση με τους υπολογισμούς δόσης TG-43 είναι ενδεχομένως σημαντικό. Σύμφωνα με το GUM [6], οι συνιστώσες αβεβαιότητας που απορρέουν από μη στατιστικά φαινόμενα (τύπος Β) μπορούν να συμπεριληφθούν σε μια συνδυασμένη τυπική αξιολόγηση αβεβαιότητας με τη μορφή τυπικών αβεβαιοτήτων από καθιερωμένες συναρτήσεις πυκνότητας πιθανότητας (PDF) που βασίζονται στην τρέχουσα κατάσταση των γνώσεων. Ωστόσο, η κατασκευή αυτών των απαραίτητων PDF είναι ένα τρομερό πρόβλημα, δεδομένου ότι η αβεβαιότητα τύπου Β που σχετίζεται με υλικές ετερογένειες εξαρτάται σε μεγάλο βαθμό από τη θέση εντός του ασθενούς. Ως εκ τούτου, τα αποτελέσματα των ετερογενειών, όπως εξετάζονται στις ακόλουθες ενότητες, αναφέρονται συνήθως ως ποσοστιαίες μεταβολές στις παραμέτρους DVH για το PTV και τα OAR.
Low-energy Χαμηλής ενέργειας
In permanent implants of LE sources used mainly for treatment of prostate cancer, the dose delivered from any seed in an implant is affected by the presence of the other seeds. This inter-seed attenuation (ISA) effect depends on radionuclide (i.e., photon energy), source encapsulation, seed spacing, or equivalently seed density, which in turn depends on prostate size and seed air-kerma Στα μόνιμα εμφυτεύματα πηγών LE που χρησιμοποιούνται κυρίως για τη θεραπεία του καρκίνου του προστάτη, η δόση που παρέχεται από κάθε σπόρο σε ένα εμφύτευμα επηρεάζεται από την παρουσία των άλλων σπόρων. Αυτό το φαινόμενο της εξασθένησης μεταξύ των σπόρων (ISA) εξαρτάται από το ραδιονουκλίδιο (δηλαδή την ενέργεια φωτονίων), τον εγκιβωτισμό της πηγής, την απόσταση μεταξύ των σπόρων ή ισοδύναμα την πυκνότητα των σπόρων, η οποία με τη σειρά της εξαρτάται από το μέγεθος του προστάτη και το αέρας-κερματίδιο των σπόρων.
strength. Initial studies using MC simulations of a number of seeds with different spacing [21] or idealized implants [22] reported an effect on conformity and homogeneity indices that becomes negligible for ^(125){ }^{125} I seeds spaced > 0.5cm>0.5 \mathrm{~cm} apart. Subsequent studies of the ISA effect were performed using MC simulations in clinical, CTbased, pre- or post-implant geometries with results reported in CTV and OAR DVH parameters employed for treatment plan evaluation [23-26]. Assuming that seeds are coincident with the needle insertion axis and without accounting for other effects such as edema or seed migration, results range between a negligible effect and a CTV D_(90)D_{90} overestimation of 1-5%1-5 \% depending on study design (preor post-implant geometry), prostate volume, seed density, and even seed model. δύναμη. Οι αρχικές μελέτες που χρησιμοποίησαν προσομοιώσεις MC ενός αριθμού σπόρων με διαφορετικές αποστάσεις [21] ή εξιδανικευμένων εμφυτευμάτων [22] ανέφεραν μια επίδραση στους δείκτες συμμόρφωσης και ομοιογένειας που γίνεται αμελητέα για ^(125){ }^{125} I σπόρους που απέχουν μεταξύ τους > 0.5cm>0.5 \mathrm{~cm} . Μεταγενέστερες μελέτες της επίδρασης ISA πραγματοποιήθηκαν με τη χρήση προσομοιώσεων MC σε κλινικές, βασισμένες σε αξονική τομογραφία, γεωμετρίες πριν ή μετά την εμφύτευση με αποτελέσματα που αναφέρθηκαν σε παραμέτρους CTV και OAR DVH που χρησιμοποιούνται για την αξιολόγηση του σχεδίου θεραπείας [23-26]. Υποθέτοντας ότι οι σπόροι συμπίπτουν με τον άξονα εισαγωγής της βελόνας και χωρίς να λαμβάνονται υπόψη άλλες επιδράσεις, όπως το οίδημα ή η μετανάστευση των σπόρων, τα αποτελέσματα κυμαίνονται μεταξύ αμελητέας επίδρασης και υπερεκτίμησης του CTV D_(90)D_{90} κατά 1-5%1-5 \% ανάλογα με τον σχεδιασμό της μελέτης (γεωμετρία πριν ή μετά την εμφύτευση), τον όγκο του προστάτη, την πυκνότητα των σπόρων, ακόμη και το μοντέλο των σπόρων.
An important effect has also been reported due to the difference of tissue and water in elemental composition and density [23,25,27-29]. It should be noted that tissue composition information is not currently available in routine clinical practice in contrast to tissue density that can be readily obtained from CT imaging data. In a recent comprehensive study, [29] Landry et al. reported, inter alia, on the effect of tissue compositional uncertainties and density on four clinical prostate ^(125){ }^{125} I seed implants using three prostate compositions taken from the literature, and four clinical breast ^(103)Pd{ }^{103} \mathrm{Pd} seed implants using varying PTV adipose/gland ratio and adipose/gland elemental composition. For prostate, it was concluded that the effect of composition ranges from negligible to an average D_(90)D_{90} increase of 3.2%3.2 \% relative to water, while the use of densities derived from CT data instead of unit density leads to a decrease of D_(90)D_{90} values by 1-2%1-2 \%. For breast, replacing water by a homogeneous tissue of a representative adipose/gland ratio is the primary factor affecting dosimetric accuracy with the D_(90)D_{90} found to increase by 30%30 \% on average for a 70//30%70 / 30 \% adipose/gland ratio due to the lower Z_("eff ")Z_{\text {eff }} value resulting in lower attenuation. This is followed by uncertainty in the composition of adipose and mammary gland tissue, leading to a 10%10 \% variation in D_(90)D_{90}, and the use of breast density from CT data, resulting in a 4%4 \% increase in D_(90)D_{90} on average. In view of the above, the authors state that for breast cases tissue composition effects overshadow the ISA effect reported to correspond to a 3% decrease of D_(90)D_{90} [30]. Έχει επίσης αναφερθεί μια σημαντική επίδραση λόγω της διαφοράς των ιστών και του νερού στη στοιχειακή σύνθεση και την πυκνότητα [23,25,27-29]. Θα πρέπει να σημειωθεί ότι οι πληροφορίες για τη σύνθεση των ιστών δεν είναι επί του παρόντος διαθέσιμες στην κλινική πρακτική ρουτίνας σε αντίθεση με την πυκνότητα των ιστών που μπορεί να ληφθεί εύκολα από δεδομένα αξονικής τομογραφίας. Σε μια πρόσφατη ολοκληρωμένη μελέτη, [29] οι Landry και συν. ανέφεραν, μεταξύ άλλων, την επίδραση των αβεβαιοτήτων της σύστασης του ιστού και της πυκνότητας σε τέσσερα κλινικά εμφυτεύματα σπόρων προστάτη ^(125){ }^{125} I με χρήση τριών συνθέσεων του προστάτη που ελήφθησαν από τη βιβλιογραφία, και τέσσερα κλινικά εμφυτεύματα σπόρων μαστού ^(103)Pd{ }^{103} \mathrm{Pd} με χρήση διαφορετικής αναλογίας λιπώδους ιστού/αδένα PTV και στοιχειακής σύστασης λιπώδους ιστού/αδένα. Για τον προστάτη, διαπιστώθηκε ότι η επίδραση της σύνθεσης κυμαίνεται από αμελητέα έως μια μέση D_(90)D_{90} αύξηση κατά 3.2%3.2 \% σε σχέση με το νερό, ενώ η χρήση πυκνοτήτων που προέρχονται από δεδομένα CT αντί για μοναδιαία πυκνότητα οδηγεί σε μείωση των τιμών D_(90)D_{90} κατά 1-2%1-2 \% . Για τον μαστό, η αντικατάσταση του νερού από έναν ομοιογενή ιστό αντιπροσωπευτικής αναλογίας λιπώδους ιστού/αδένα είναι ο πρωταρχικός παράγοντας που επηρεάζει τη δοσιμετρική ακρίβεια, με το D_(90)D_{90} να διαπιστώνεται ότι αυξάνεται κατά 30%30 \% κατά μέσο όρο για αναλογία 70//30%70 / 30 \% λιπώδους ιστού/αδένα, λόγω της χαμηλότερης τιμής Z_("eff ")Z_{\text {eff }} που οδηγεί σε χαμηλότερη εξασθένηση. Ακολουθεί η αβεβαιότητα στη σύνθεση του λιπώδους ιστού και του ιστού του μαστικού αδένα, που οδηγεί σε μια 10%10 \% μεταβολή του D_(90)D_{90} , και η χρήση της πυκνότητας του μαστού από δεδομένα αξονικής τομογραφίας, που οδηγεί σε μια 4%4 \% αύξηση του D_(90)D_{90} κατά μέσο όρο. Λαμβάνοντας υπόψη τα ανωτέρω, οι συγγραφείς αναφέρουν ότι για τις περιπτώσεις μαστού οι επιδράσεις της σύστασης των ιστών επισκιάζουν την επίδραση της ISA που αναφέρεται ότι αντιστοιχεί σε μείωση του D_(90)D_{90} κατά 3% [30].
The most comprehensive study for prostate brachytherapy with regard to the aim of the uncertainty project of this work is that of Carrier et al. where MC dosimetry results are reported for a cohort of 28 permanent implant patients [27]. The ISA effect was found to result in a systematic D_(90)D_{90} decrease with an average of 4.0+-0.4%4.0 \pm 0.4 \% ( k=1k=1 ) for a specific ^(125){ }^{125} I seed model. The corresponding influence on the OARs (urethra, rectum, bladder) was also a systematic decrease of all relevant DVH indices, subject however to increased variability between patients. Taking tissue composition and density into account led to a systematic CTV D_(90)D_{90} decrease of 2.6+-0.2%(k=1)2.6 \pm 0.2 \%(k=1) and a non-systematic effect to OARs. Η πληρέστερη μελέτη για τη βραχυθεραπεία του προστάτη όσον αφορά τον στόχο του έργου αβεβαιότητας της παρούσας εργασίας είναι αυτή των Carrier και συν. όπου αναφέρονται τα αποτελέσματα της δοσιμετρίας MC για μια ομάδα 28 ασθενών με μόνιμο εμφύτευμα [27]. Διαπιστώθηκε ότι η επίδραση ISA οδηγεί σε συστηματική D_(90)D_{90} μείωση με μέσο όρο 4.0+-0.4%4.0 \pm 0.4 \% ( k=1k=1 ) για ένα συγκεκριμένο μοντέλο σπόρου ^(125){ }^{125} I. Η αντίστοιχη επίδραση στα OAR (ουρήθρα, ορθό, ουροδόχος κύστη) ήταν επίσης συστηματική μείωση όλων των σχετικών δεικτών DVH, με την επιφύλαξη ωστόσο αυξημένης μεταβλητότητας μεταξύ των ασθενών. Η συνεκτίμηση της σύστασης και της πυκνότητας των ιστών οδήγησε σε συστηματική μείωση της D_(90)D_{90} CTV 2.6+-0.2%(k=1)2.6 \pm 0.2 \%(k=1) και σε μη συστηματική επίδραση στα OAR.
The above results however were calculated using dose scoring to medium as opposed to dose to water in medium used in the study of Landry et al. [29]. It is also important to note that the distribution of the overall effect for the CTV D_(90)D_{90} in the study of Carrier et al. is neither rectangular nor Gaussian [27]. Ωστόσο, τα ανωτέρω αποτελέσματα υπολογίστηκαν με τη χρήση της δόσης βαθμολόγησης στο μέσο, σε αντίθεση με τη δόση στο νερό στο μέσο που χρησιμοποιήθηκε στη μελέτη των Landry et al. [29]. Είναι επίσης σημαντικό να σημειωθεί ότι η κατανομή του συνολικού αποτελέσματος για το CTV D_(90)D_{90} στη μελέτη των Carrier et al. δεν είναι ούτε ορθογώνια ούτε γκαουσιανή [27].
In conclusion, results on the ISA effect and tissue density for LE sources might be considered conclusive while the quantification of tissue composition effects suffers from the lack of a routine clinical method to obtain average data, local tissue heterogeneities (i.e., calcifications) and non systematic effects for OARs. Συμπερασματικά, τα αποτελέσματα σχετικά με την επίδραση ISA και την πυκνότητα των ιστών για τις πηγές LE μπορούν να θεωρηθούν πειστικά, ενώ η ποσοτικοποίηση των επιδράσεων της σύστασης των ιστών πάσχει από την έλλειψη μιας κλινικής μεθόδου ρουτίνας για τη λήψη μέσων δεδομένων, τις τοπικές ετερογένειες των ιστών (π.χ. ασβεστοποιήσεις) και τις μη συστηματικές επιδράσεις για τις OAR.
High-energy Υψηλής ενέργειας
Temporary implants are almost exclusively performed using HE HDR/PDR sources with remote afterloading technology so that ISA effects are irrelevant. The increased relative importance of the Compton scattering effect in dose deposition mitigates concern for heterogeneity corrections other than that introduced by tissue Τα προσωρινά εμφυτεύματα πραγματοποιούνται σχεδόν αποκλειστικά με χρήση πηγών HE HDR/PDR με τεχνολογία απομακρυσμένης μεταφόρτωσης, έτσι ώστε τα αποτελέσματα της ISA να είναι άσχετα. Η αυξημένη σχετική σημασία του φαινομένου σκέδασης Compton στην εναπόθεση δόσης μετριάζει την ανησυχία για διορθώσεις ετερογένειας εκτός από αυτή που εισάγεται από τον ιστό
density, tissue/air as well as tissue/lung interfaces, and the presence of shields or other high- ZZ materials. More important for HE versus LE sources is the effect of the difference between scatter conditions that ensue from the finite patient dimensions and the spherical geometry used to generate TG-43 BT dosimetry parameters [31]. πυκνότητα, διεπιφάνειες ιστού/αέρα καθώς και ιστού/πνεύμονα και παρουσία ασπίδων ή άλλων υλικών υψηλής ZZ απόδοσης. Πιο σημαντική για τις πηγές HE έναντι των πηγών LE είναι η επίδραση της διαφοράς μεταξύ των συνθηκών σκέδασης που προκύπτουν από τις πεπερασμένες διαστάσεις του ασθενούς και τη σφαιρική γεωμετρία που χρησιμοποιείται για τη δημιουργία δοσιμετρικών παραμέτρων TG-43 BT [31].
In gynecological (GYN) and rectal treatments, the effect of neglecting the attenuation and scatter reduction due to the use of high- ZZ materials has been examined in the literature [32-37]. Dose perturbation by partial shielding varies substantially with shield material, shape and size well as location. The most important offset of the dose distribution occurs in the shielded region, but its magnitude is both distance- and position-dependent and is consequently not constant even for a particular applicator. Perhaps most important, diminishment of scattered radiation from the shielded portion of the irradiated volume can noticeably reduce dose in the unshielded target volume. Recent retrospective assessments of HDR ^(192){ }^{192} Ir tandem-and-ovoid treatments using a dose calculation algorithm capable of accounting for material heterogeneities have reported a minimal impact on clinical dose parameters [38,39][38,39]. Greater differences are only reported in case of radiographic contrast used for packing and mainly for the rectum dose. Στις γυναικολογικές (GYN) και ορθοκολικές θεραπείες, η επίδραση της παραμέλησης της εξασθένησης και της μείωσης της σκέδασης λόγω της χρήσης υλικών υψηλής ZZ απόδοσης έχει εξεταστεί στη βιβλιογραφία [32-37]. Η διαταραχή της δόσης από τη μερική θωράκιση ποικίλλει σημαντικά ανάλογα με το υλικό της θωράκισης, το σχήμα και το μέγεθος καθώς και τη θέση. Η σημαντικότερη μετατόπιση της κατανομής της δόσης εμφανίζεται στην περιοχή θωράκισης, αλλά το μέγεθός της εξαρτάται τόσο από την απόσταση όσο και από τη θέση και κατά συνέπεια δεν είναι σταθερό ακόμη και για έναν συγκεκριμένο εφαρμοστή. Ίσως το σημαντικότερο, η μείωση της σκεδαζόμενης ακτινοβολίας από το θωρακισμένο τμήμα του ακτινοβολούμενου όγκου μπορεί να μειώσει αισθητά τη δόση στον μη θωρακισμένο όγκο στόχου. Πρόσφατες αναδρομικές αξιολογήσεις των θεραπειών HDR ^(192){ }^{192} Ir tandem-and-ovoid με τη χρήση ενός αλγορίθμου υπολογισμού της δόσης που είναι ικανός να λαμβάνει υπόψη τις ετερογένειες του υλικού ανέφεραν ελάχιστη επίδραση στις παραμέτρους της κλινικής δόσης [38,39][38,39] . Μεγαλύτερες διαφορές αναφέρθηκαν μόνο στην περίπτωση της ακτινολογικής αντίθεσης που χρησιμοποιήθηκε για τη συσκευασία και κυρίως για τη δόση του ορθού.
In ^(192){ }^{192} Ir breast treatments, patient scatter conditions led to an average TPS dose overestimation of 14%14 \% at points close to the tissue/air interface using experimental methods [40]. A subsequent study [41] using MC simulation in a mathematical, patient-equivalent geometry for a multi-catheter implant showed that percentage isodose lines greater than 60%60 \% of D_(90)D_{90} were not affected by the finite breast dimensions or the presence of the lung. However, TPS based on the TG-43 formalism overestimated lung dose and lower isodose lines at points lying both close to the breast or lung surface and away from the implant. Skin dose overestimation was 5%5 \% in the central breast region and within 10%10 \% at all other points. This TPS dose overestimation was greater for ^(169)Yb{ }^{169} \mathrm{Yb} than ^(192)Ir{ }^{192} \mathrm{Ir}, reaching 15-30%15-30 \% [42]. A direct comparison of TG-43 based dose calculations to MC simulations in the CT-based geometries of 18 multi-catheter breast patients taking into account four tissue types was included in a study introducing an analytical scatter correction technique [43]. Average results, reported in terms of dose-volume statistics for the PTV, skin, lung, and heart verified the magnitude of the TG-43 dose overestimation (i.e., 2.6+-0.6%2.6 \pm 0.6 \% for PTV D_(90),4.7+-1.2%D_{90}, 4.7 \pm 1.2 \%, 5.3+-0.9%,2.1+-3.7%5.3 \pm 0.9 \%, 2.1 \pm 3.7 \% for skin, lung, and heart D_(0.1cm^(3))D_{0.1 \mathrm{~cm}^{3}}, respectively). Σε θεραπείες μαστού ^(192){ }^{192} Ir, οι συνθήκες διασποράς ασθενούς οδήγησαν σε μέση υπερεκτίμηση της δόσης TPS κατά 14%14 \% σε σημεία κοντά στη διεπιφάνεια ιστού/αέρα με τη χρήση πειραματικών μεθόδων [40]. Μια μεταγενέστερη μελέτη [41] με τη χρήση προσομοίωσης MC σε μαθηματική, ισοδύναμη με τον ασθενή γεωμετρία για ένα εμφύτευμα πολλαπλών καθετήρων έδειξε ότι οι ποσοστιαίες γραμμές ισοδόσεων μεγαλύτερες από 60%60 \% του D_(90)D_{90} δεν επηρεάστηκαν από τις πεπερασμένες διαστάσεις του μαστού ή την παρουσία του πνεύμονα. Ωστόσο, η TPS που βασίζεται στον φορμαλισμό TG-43 υπερεκτίμησε τη δόση του πνεύμονα και τις χαμηλότερες γραμμές ισοδόσεων σε σημεία που βρίσκονται τόσο κοντά στην επιφάνεια του μαστού ή του πνεύμονα όσο και μακριά από το εμφύτευμα. Η υπερεκτίμηση της δόσης δέρματος ήταν 5%5 \% στην κεντρική περιοχή του μαστού και εντός 10%10 \% σε όλα τα άλλα σημεία. Αυτή η υπερεκτίμηση της δόσης TPS ήταν μεγαλύτερη για ^(169)Yb{ }^{169} \mathrm{Yb} από ό,τι για ^(192)Ir{ }^{192} \mathrm{Ir} , φθάνοντας σε 15-30%15-30 \% [42]. Μια άμεση σύγκριση των υπολογισμών δόσης με βάση το TG-43 με προσομοιώσεις MC σε γεωμετρίες με βάση την αξονική τομογραφία 18 ασθενών με πολλαπλούς καθετήρες μαστού, λαμβάνοντας υπόψη τέσσερις τύπους ιστών, συμπεριλήφθηκε σε μια μελέτη που εισήγαγε μια αναλυτική τεχνική διόρθωσης της διασποράς [43]. Τα μέσα αποτελέσματα, που αναφέρθηκαν ως στατιστικά στοιχεία δόσης-όγκου για το PTV, το δέρμα, τον πνεύμονα και την καρδιά, επαλήθευσαν το μέγεθος της υπερεκτίμησης της δόσης με το TG-43 (δηλαδή 2.6+-0.6%2.6 \pm 0.6 \% για το PTV D_(90),4.7+-1.2%D_{90}, 4.7 \pm 1.2 \% , 5.3+-0.9%,2.1+-3.7%5.3 \pm 0.9 \%, 2.1 \pm 3.7 \% για το δέρμα, τον πνεύμονα και την καρδιά D_(0.1cm^(3))D_{0.1 \mathrm{~cm}^{3}} , αντίστοιχα).
Besides multi-catheter implants for HDR ^(192){ }^{192} Ir breast BT, heterogeneities and tissue/material interface effects also affect the dosimetry of treatments using dedicated partial breast irradiation applicators due to the presence of iodine-containing radiographic contrast medium or air, the finite breast dimensions, and the low density of the lung that are not considered by TG-43 based TPS [44-49]. Comparison of TPS and MC calculations in breast/lung phantoms showed that the TPS overestimates prescription dose by 4-10%4-10 \%, depending on the concentration of the contrast medium and source direction in a Mammosite ^(®){ }^{\circledR} applicator, owing mainly to scatter conditions rather than attenuation in the contrast medium which contributed 1.0-4.8% for iohexol (Omnipaque ^(TM){ }^{\mathrm{TM}} ) concentrations 5-15%5-15 \% by volume in a 45 mm diameter balloon. This overestimation can be addressed for ^(192){ }^{192} Ir with simple analytical methods, but not for ^(169)Yb{ }^{169} \mathrm{Yb} due to photon spectrum hardening. A dosimetric effect ranging from 3%3 \% to 9%9 \% has also been reported due to the air in the SAVI^(®)\mathrm{SAVI}^{\circledR} applicator [49]. Εκτός από τα εμφυτεύματα πολλαπλών καθετήρων για την HDR ^(192){ }^{192} Ir BT μαστού, οι ετερογένειες και τα φαινόμενα διεπιφάνειας ιστού/υλικού επηρεάζουν επίσης τη δοσιμετρία των θεραπειών με τη χρήση ειδικών εφαρμογέων μερικής ακτινοβόλησης μαστού λόγω της παρουσίας ακτινογραφικού σκιαγραφικού μέσου ή αέρα που περιέχει ιώδιο, των πεπερασμένων διαστάσεων του μαστού και της χαμηλής πυκνότητας του πνεύμονα, τα οποία δεν λαμβάνονται υπόψη από την ΤΠΣ με βάση το TG-43 [44-49]. Η σύγκριση των υπολογισμών TPS και MC σε φαντάσματα μαστού/πνεύμονα έδειξε ότι το TPS υπερεκτιμά τη συνταγογραφούμενη δόση κατά 4-10%4-10 \% , ανάλογα με τη συγκέντρωση του σκιαγραφικού μέσου και την κατεύθυνση της πηγής σε έναν εφαρμοστή Mammosite ^(®){ }^{\circledR} , λόγω κυρίως συνθηκών σκέδασης και όχι εξασθένησης στο σκιαγραφικό μέσο, η οποία συνέβαλε κατά 1,0-4,8 % για συγκεντρώσεις 5-15%5-15 \% κατ' όγκο ιωεξόλης (Omnipaque ^(TM){ }^{\mathrm{TM}} ) σε ένα μπαλόνι διαμέτρου 45 mm. Αυτή η υπερεκτίμηση μπορεί να αντιμετωπιστεί για το ^(192){ }^{192} Ir με απλές αναλυτικές μεθόδους, αλλά όχι για το ^(169)Yb{ }^{169} \mathrm{Yb} λόγω της σκλήρυνσης του φάσματος των φωτονίων. Έχει επίσης αναφερθεί δοσιμετρική επίδραση που κυμαίνεται από 3%3 \% έως 9%9 \% λόγω του αέρα στον εφαρμοστή SAVI^(®)\mathrm{SAVI}^{\circledR} [49].
Dose delivery Χορήγηση δόσης
Positional accuracy Ακρίβεια θέσης
Dose delivery accuracy depends on the consistency of the patient and delivery device (sources) geometry between treatment Η ακρίβεια χορήγησης της δόσης εξαρτάται από τη συνέπεια της γεωμετρίας του ασθενούς και της συσκευής χορήγησης (πηγές) μεταξύ της θεραπείας
planning and treatment delivery. In this context and for the example of temporary implants, geometry includes the position of the source inside the applicator and the applicator position inside the patient in relation to target and OAR structures. The uncertainties depend on the applicator type, applicator design, and the clinical disease site. σχεδιασμός και παροχή θεραπείας. Σε αυτό το πλαίσιο και για το παράδειγμα των προσωρινών εμφυτευμάτων, η γεωμετρία περιλαμβάνει τη θέση της πηγής μέσα στον εφαρμοστή και τη θέση του εφαρμοστή μέσα στον ασθενή σε σχέση με τις δομές στόχου και OAR. Οι αβεβαιότητες εξαρτώνται από τον τύπο του εφαρμοστή, τον σχεδιασμό του εφαρμοστή και την κλινική περιοχή της νόσου.
Systematic effects of afterloader accuracy can be verified at commissioning and constancy checks. It is possible to calibrate and eliminate systematic shifts resulting only from the afterloader. However, the constancy (precision) of source positioning during treatment remains to be documented. According to manufacturer specifications, a source precision of +-1mm\pm 1 \mathrm{~mm} can be achieved. Source positioning for HDR and PDR ^(192){ }^{192} Ir afterloaders has been evaluated based on measurements performed in 33 institutions in the Netherlands and Belgium [50]. The standard deviation for source-positioning offset for 16HDR^(192)Ir16 \mathrm{HDR}{ }^{192} \mathrm{Ir} afterloaders and 11 PDR ^(192)Ir{ }^{192} \mathrm{Ir} afterloaders was +-1.0mm\pm 1.0 \mathrm{~mm} and +-1.1mm\pm 1.1 \mathrm{~mm}, respectively. Recently, Manikandan et al. reported dwell position uncertainties for a new generation afterloader using a detector array also showing a standard deviation (k=1)(k=1) of 1.0 mm [51]. All these uncertainties are for straight applicators and transfer tubes. The source path is defined as the set of subsequent source positions that can be reached inside the applicator. Inside a curved applicator, the BT source attached to a drive cable is pushed toward the outer wall of the applicator [52], which leads to a deviation of the source path from the expected path (simulated by the CT, X-ray, or MRI markers) and the source position compared to source movement in a straight applicator. This results in discrepancies between expected and true source positions, which depend on applicator curvature. Discrepancies of up to 2.5-4.5mm2.5-4.5 \mathrm{~mm} have been measured in the ring applicator [53-55], and up to 5.5 mm in a 33 mm diameter curved plastic applicator [56]. Type B uncertainties can be substantially decreased by appropriate localization and definition of the source path during commissioning and/or treatment planning [57,58]. In most cases, the diameter of the assumed circular source path that best fits to the real positions will be different than the nominal diameters of the source path. The tension effect of the cable can even result in different subsequent source positions than the programed step size or even no change in source position for programed steps of 1-2mm1-2 \mathrm{~mm} in some afterloaders [59]. Fortunately, it is possible to minimize many of these uncertainties by digitizing the real source path during applicator commissioning and using this path for treatment planning. This task will be facilitated with reconstruction tools based on recently available applicator libraries [57]. Τα συστηματικά αποτελέσματα της ακρίβειας του μεταφορτωτή μπορούν να επαληθευτούν κατά τη θέση σε λειτουργία και τους ελέγχους σταθερότητας. Είναι δυνατή η βαθμονόμηση και η εξάλειψη των συστηματικών μετατοπίσεων που οφείλονται μόνο στον μεταφορτωτή. Ωστόσο, η σταθερότητα (ακρίβεια) της τοποθέτησης της πηγής κατά τη διάρκεια της επεξεργασίας πρέπει να τεκμηριωθεί. Σύμφωνα με τις προδιαγραφές του κατασκευαστή, μπορεί να επιτευχθεί ακρίβεια πηγής +-1mm\pm 1 \mathrm{~mm} . Η τοποθέτηση της πηγής για HDR και PDR ^(192){ }^{192} Ir afterloaders έχει αξιολογηθεί με βάση μετρήσεις που πραγματοποιήθηκαν σε 33 ιδρύματα στις Κάτω Χώρες και το Βέλγιο [50]. Η τυπική απόκλιση για τη μετατόπιση της θέσης της πηγής για τους μεταφορτιστές 16HDR^(192)Ir16 \mathrm{HDR}{ }^{192} \mathrm{Ir} και 11 μεταφορτιστές PDR ^(192)Ir{ }^{192} \mathrm{Ir} ήταν +-1.0mm\pm 1.0 \mathrm{~mm} και +-1.1mm\pm 1.1 \mathrm{~mm} , αντίστοιχα. Πρόσφατα, οι Manikandan et al. ανέφεραν τις αβεβαιότητες θέσης παραμονής για έναν μεταφορτιστή νέας γενιάς που χρησιμοποιεί συστοιχία ανιχνευτών, παρουσιάζοντας επίσης τυπική απόκλιση (k=1)(k=1) 1,0 mm [51]. Όλες αυτές οι αβεβαιότητες αφορούν ευθύγραμμους εφαρμογείς και σωλήνες μεταφοράς. Η διαδρομή της πηγής ορίζεται ως το σύνολο των μεταγενέστερων θέσεων της πηγής που μπορούν να επιτευχθούν στο εσωτερικό του εφαρμοστή. Στο εσωτερικό ενός καμπυλωτού εφαρμοστή, η πηγή ΒΤ που είναι συνδεδεμένη σε ένα καλώδιο κίνησης ωθείται προς το εξωτερικό τοίχωμα του εφαρμοστή [52], γεγονός που οδηγεί σε απόκλιση της διαδρομής της πηγής από την αναμενόμενη διαδρομή (που προσομοιώνεται από τους δείκτες CT, ακτίνων Χ ή MRI) και τη θέση της πηγής σε σύγκριση με την κίνηση της πηγής σε έναν ευθύγραμμο εφαρμοστή. Αυτό έχει ως αποτέλεσμα αποκλίσεις μεταξύ της αναμενόμενης και της πραγματικής θέσης της πηγής, οι οποίες εξαρτώνται από την καμπυλότητα του εφαρμοστή. Έχουν μετρηθεί αποκλίσεις έως και 2.5-4.5mm2.5-4.5 \mathrm{~mm} στον εφαρμοστή δακτυλίου [53-55] και έως και 5,5 mm σε έναν καμπυλωτό πλαστικό εφαρμοστή διαμέτρου 33 mm [56]. Οι αβεβαιότητες τύπου Β μπορούν να μειωθούν σημαντικά με τον κατάλληλο εντοπισμό και ορισμό της διαδρομής της πηγής κατά τη διάρκεια της θέσης σε λειτουργία ή/και του σχεδιασμού της θεραπείας [57,58]. Στις περισσότερες περιπτώσεις, η διάμετρος της υποτιθέμενης κυκλικής διαδρομής της πηγής που ταιριάζει καλύτερα στις πραγματικές θέσεις θα είναι διαφορετική από τις ονομαστικές διαμέτρους της διαδρομής της πηγής. Η επίδραση της τάσης του καλωδίου μπορεί ακόμη και να οδηγήσει σε διαφορετικές μεταγενέστερες θέσεις της πηγής από το προγραμματισμένο μέγεθος βήματος ή ακόμη και σε καμία αλλαγή στη θέση της πηγής για προγραμματισμένα βήματα 1-2mm1-2 \mathrm{~mm} σε ορισμένους μεταφορτιστές [59]. Ευτυχώς, είναι δυνατόν να ελαχιστοποιηθούν πολλές από αυτές τις αβεβαιότητες με την ψηφιοποίηση της πραγματικής διαδρομής της πηγής κατά τη θέση σε λειτουργία του εφαρμοστή και τη χρήση αυτής της διαδρομής για τον προγραμματισμό της θεραπείας. Το έργο αυτό θα διευκολυνθεί με εργαλεία ανακατασκευής που βασίζονται σε πρόσφατα διαθέσιμες βιβλιοθήκες εφαρμοστή [57].
Another source of uncertainties is the source orientation inside the applicator. For straight applicators, orientation is closely aligned to the source path axis. However, the orientation can be different and not tangential to the source path for curved applicators, especially when the source channel is large compared to the source. This effect will influence the dose distribution. A similar effect, but with a smaller impact on clinical dosimetry, has been reported for unknown orientations of loose seeds inside the prostate [24,60]. In general, the dosimetric consequences of source misplacements are similar to applicator misplacements. In both situations, the physical source position is different from that of the treatment plan position. The impact is specific to clinical disease site and is presented in the next sections. Μια άλλη πηγή αβεβαιοτήτων είναι ο προσανατολισμός της πηγής μέσα στον εφαρμοστή. Για τους ευθύγραμμους εφαρμογείς, ο προσανατολισμός είναι στενά ευθυγραμμισμένος με τον άξονα της διαδρομής της πηγής. Ωστόσο, ο προσανατολισμός μπορεί να είναι διαφορετικός και να μην εφάπτεται στην πορεία της πηγής για καμπύλους εφαρμογείς, ιδίως όταν το κανάλι της πηγής είναι μεγάλο σε σύγκριση με την πηγή. Αυτό το φαινόμενο θα επηρεάσει την κατανομή της δόσης. Ένα παρόμοιο φαινόμενο, αλλά με μικρότερο αντίκτυπο στην κλινική δοσιμετρία, έχει αναφερθεί για άγνωστους προσανατολισμούς χαλαρών σπόρων μέσα στον προστάτη [24,60]. Σε γενικές γραμμές, οι δοσιμετρικές συνέπειες των λανθασμένων τοποθετήσεων της πηγής είναι παρόμοιες με τις λανθασμένες τοποθετήσεις του εφαρμοστή. Και στις δύο περιπτώσεις, η φυσική θέση της πηγής είναι διαφορετική από τη θέση του σχεδίου θεραπείας. Οι επιπτώσεις είναι συγκεκριμένες για την κλινική θέση της νόσου και παρουσιάζονται στις επόμενες ενότητες.
Temporal accuracy Χρονική ακρίβεια
Dwell time delivery by the afterloaders has been verified using a specially developed QA tool with a temporal accuracy of 1 ms [61]. Evaluating the accuracy and precision of an HDR ^(192){ }^{192} Ir BT afterloader, the authors found that the bias in dwell time can exceed 60 ms and the dwell time associated with the first dwell position unexpectedly differed by 30 ms . Transit dose, tissue Ο χρόνος παραμονής από τους μεταφορτωτές επαληθεύτηκε με τη χρήση ενός ειδικά αναπτυγμένου εργαλείου διασφάλισης ποιότητας με χρονική ακρίβεια 1 ms [61]. Αξιολογώντας την ακρίβεια και την ακρίβεια ενός μεταφορτωτή HDR ^(192){ }^{192} Ir BT, οι συγγραφείς διαπίστωσαν ότι η μεροληψία στο χρόνο παραμονής μπορεί να υπερβαίνει τα 60 ms και ο χρόνος παραμονής που σχετίζεται με την πρώτη θέση παραμονής διέφερε απροσδόκητα κατά 30 ms . Δόση διέλευσης, ιστός
irradiation during source movement, is not taken into account in treatment planning. Measurements in a phantom with the source positioned 5.0 cm from the detector and a dwell time range of 0 120 s for Nucletron HDR and PDR ^(192){ }^{192} Ir afterloaders [50], showed that the transit dose varied from 0.004 Gy for a 0.04Gym^(2)//h0.04 \mathrm{~Gy} \mathrm{~m}^{2} / \mathrm{h} HDR source to 0.0004 Gy for a 0.004Gym^(2)//h0.004 \mathrm{~Gy} \mathrm{~m}^{2} / \mathrm{h} PDR source. Relative to the planned doses of 0.75 Gy and 0.40 Gy for HDR and PDR afterloaders, respectively, the maximum contribution of the transit dose to the measured dose was 0.5%0.5 \% for HDR and 0.1%0.1 \% for PDR afterloaders. Additional measurements confirmed that the manufacturers of the afterloaders compensate for the effects of interdwell transit dose by reducing the actual dwell time of the source [62]. The dwell time of the source at each dwell position was reduced by the time taken for the source during transit to compensate for the transit dose. For example, for a source step size of 5 mm and a planned source dwell time of 2 s , the measured average dwell time was 1.93+-0.01s1.93 \pm 0.01 \mathrm{~s} with an average transit dose compensation time of 0.07+-0.01s0.07 \pm 0.01 \mathrm{~s}. Uncertainties due to transit dose could also be minimized by taking them into account during treatment planning [63]. ακτινοβολία κατά τη μετακίνηση της πηγής, δεν λαμβάνεται υπόψη στον σχεδιασμό της θεραπείας. Μετρήσεις σε ένα φάντασμα με την πηγή τοποθετημένη σε απόσταση 5,0 cm από τον ανιχνευτή και εύρος χρόνου παραμονής 0 120 s για μεταφορτιστές Ir ^(192){ }^{192} Nucletron HDR και PDR [50], έδειξαν ότι η δόση διέλευσης κυμαίνεται από 0,004 Gy για μια πηγή 0.04Gym^(2)//h0.04 \mathrm{~Gy} \mathrm{~m}^{2} / \mathrm{h} HDR έως 0,0004 Gy για μια πηγή 0.004Gym^(2)//h0.004 \mathrm{~Gy} \mathrm{~m}^{2} / \mathrm{h} PDR. Σε σχέση με τις προγραμματισμένες δόσεις των 0,75 Gy και 0,40 Gy για τους μεταφορτιστές HDR και PDR, αντίστοιχα, η μέγιστη συνεισφορά της δόσης διέλευσης στη μετρούμενη δόση ήταν 0.5%0.5 \% για τους μεταφορτιστές HDR και 0.1%0.1 \% για τους μεταφορτιστές PDR. Πρόσθετες μετρήσεις επιβεβαίωσαν ότι οι κατασκευαστές των μεταφορτωτών αντισταθμίζουν τις επιπτώσεις της δόσης διέλευσης μεταξύ των περιόδων με τη μείωση του πραγματικού χρόνου παραμονής της πηγής [62]. Ο χρόνος παραμονής της πηγής σε κάθε θέση παραμονής μειώθηκε κατά το χρόνο που χρειάστηκε η πηγή κατά τη διέλευση για να αντισταθμιστεί η δόση διέλευσης. Για παράδειγμα, για μέγεθος βήματος πηγής 5 mm και προγραμματισμένο χρόνο παραμονής της πηγής 2 s , ο μετρούμενος μέσος χρόνος παραμονής ήταν 1.93+-0.01s1.93 \pm 0.01 \mathrm{~s} με μέσο χρόνο αντιστάθμισης της δόσης διέλευσης 0.07+-0.01s0.07 \pm 0.01 \mathrm{~s} . Οι αβεβαιότητες που οφείλονται στη δόση διέλευσης θα μπορούσαν επίσης να ελαχιστοποιηθούν με τη συνεκτίμησή τους κατά τον σχεδιασμό της θεραπείας [63].
Another potential issue is the “rounding error” introduced when exporting the treatment plan to the afterloader control unit or from the control unit to the afterloader itself. The largest rounding effect can occur when the dose distribution is not optimized and all dwell weights are set to unity, depending on the dwell time values. When the dose distribution is optimized, all dwell weights are different and the rounding-off errors more or less average out. In an optimized dose distribution, temporal rounding-off for a prescription dose of 5 Gy dose is usually < 1.0%<1.0 \%. Ένα άλλο πιθανό πρόβλημα είναι το "σφάλμα στρογγυλοποίησης" που εισάγεται κατά την εξαγωγή του σχεδίου επεξεργασίας στη μονάδα ελέγχου του μεταφορτωτή ή από τη μονάδα ελέγχου στον ίδιο τον μεταφορτωτή. Το μεγαλύτερο φαινόμενο στρογγυλοποίησης μπορεί να εμφανιστεί όταν η κατανομή της δόσης δεν είναι βελτιστοποιημένη και όλα τα βάρη παραμονής έχουν οριστεί στη μονάδα, ανάλογα με τις τιμές του χρόνου παραμονής. Όταν η κατανομή της δόσης είναι βελτιστοποιημένη, όλα τα βάρη παραμονής είναι διαφορετικά και τα σφάλματα στρογγυλοποίησης εξαλείφονται λίγο πολύ κατά μέσο όρο. Σε μια βελτιστοποιημένη κατανομή δόσης, η χρονική στρογγυλοποίηση για μια συνταγογραφούμενη δόση δόσης 5 Gy είναι συνήθως < 1.0%<1.0 \% .
Imaging Απεικόνιση
Imaging allows registration of the dose distribution to the patient anatomy. This process is mostly used for aligning the applicator and source path or the outer applicator surface and patient anatomy so 3D dose distributions can be matched to points and volumes reconstructed from radiographs ( 2 orthogonal films, variable angle or other techniques), CT, MRI, and/or ultrasound (US) images. For the case of 3D imaging (CT, MRI, US) volumes are reconstructed most often from 2D contours on sectional slices or volumetric contouring. For DVH calculations the dose distribution has to be calculated within these structures. Computational limitations and assumptions due to the finite slice thickness result in several sources of uncertainties. Depending on the shape and position of structures, standard deviations of 1-5%1-5 \% in phantom configurations have been reported for cumulative DVH parameters related to 2cm^(3)2 \mathrm{~cm}^{3} volumes ( D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} ) when using different commercial TPS [64]. However, large deviations for D_(100)D_{100} have been reported for target structures, up to 5-20%5-20 \%, depending on algorithm version and sampling points. D_(100)D_{100} is typically linked to a single voxel within the structure. As proposed for EBRT, D_(98)D_{98} (termed “the near minimum dose”) may be a superior metric [65-67]. Η απεικόνιση επιτρέπει την καταγραφή της κατανομής της δόσης στην ανατομία του ασθενούς. Αυτή η διαδικασία χρησιμοποιείται κυρίως για την ευθυγράμμιση της διαδρομής του εφαρμοστή και της πηγής ή της εξωτερικής επιφάνειας του εφαρμοστή και της ανατομίας του ασθενούς, έτσι ώστε οι τρισδιάστατες κατανομές δόσης να μπορούν να αντιστοιχιστούν με σημεία και όγκους που ανακατασκευάζονται από ακτινογραφίες ( 2 ορθογώνια φιλμ, μεταβλητή γωνία ή άλλες τεχνικές), αξονική τομογραφία, μαγνητική τομογραφία και/ή εικόνες υπερήχων (US). Για την περίπτωση των τρισδιάστατων απεικονίσεων (CT, MRI, US) οι όγκοι ανακατασκευάζονται τις περισσότερες φορές από 2D περιγράμματα σε τομές ή ογκομετρικό περίγραμμα. Για τους υπολογισμούς DVH πρέπει να υπολογιστεί η κατανομή της δόσης εντός αυτών των δομών. Οι υπολογιστικοί περιορισμοί και οι παραδοχές λόγω του πεπερασμένου πάχους φέτας οδηγούν σε διάφορες πηγές αβεβαιότητας. Ανάλογα με το σχήμα και τη θέση των δομών, έχουν αναφερθεί τυπικές αποκλίσεις 1-5%1-5 \% σε διαμορφώσεις phantom για αθροιστικές παραμέτρους DVH που σχετίζονται με 2cm^(3)2 \mathrm{~cm}^{3} όγκους ( D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} ) κατά τη χρήση διαφορετικών εμπορικών TPS [64]. Ωστόσο, έχουν αναφερθεί μεγάλες αποκλίσεις για D_(100)D_{100} για δομές-στόχους, έως και 5-20%5-20 \% , ανάλογα με την έκδοση του αλγορίθμου και τα σημεία δειγματοληψίας. Το D_(100)D_{100} συνδέεται συνήθως με ένα μόνο voxel εντός της δομής. Όπως προτείνεται για την EBRT, η D_(98)D_{98} (αποκαλούμενη "κοντινή ελάχιστη δόση") μπορεί να είναι μια ανώτερη μετρική [65-67].
For images with tandem/ring and tandem/ovoid applicators in place, Aubry et al. reported mean absolute imaging distortions of 0.4mm,0.8mm0.4 \mathrm{~mm}, 0.8 \mathrm{~mm}, and 0.8 mm or less for CBCT, MR-T1, and MR-T2 images, respectively [68]. For fusion of magnetic resonance spectroscopy images with CT or US studies using a mapping algorithm, Mizowaki and colleagues report 3D-positional errors of 2.2+-1.2mm(k=1)2.2 \pm 1.2 \mathrm{~mm}(k=1) [69]. Kolkman-Deurloo and colleagues presented reconstruction uncertainties using an Integrated-Brachy-therapy-Unit (IBU) for head-and-neck cases [70]. For two patients, the reported deviations in total irradiation time were 1.1%1.1 \% and 0.5%0.5 \% without distortion correction of the fluoroscopic images and -0.3%-0.3 \% and 0.0%0.0 \% with distortion correction. In particular for head and neck cases, the implanted plastic catheters have loop geometry. This can result in source positioning uncertainty inside Για εικόνες με τοποθετημένους εφαρμογείς tandem/ring και tandem/ovoid, οι Aubry και συν. ανέφεραν μέσες απόλυτες παραμορφώσεις απεικόνισης 0.4mm,0.8mm0.4 \mathrm{~mm}, 0.8 \mathrm{~mm} και 0,8 mm ή λιγότερο για εικόνες CBCT, MR-T1 και MR-T2, αντίστοιχα [68]. Για τη συγχώνευση εικόνων φασματοσκοπίας μαγνητικού συντονισμού με μελέτες CT ή US με χρήση αλγορίθμου χαρτογράφησης, οι Mizowaki και συνεργάτες αναφέρουν σφάλματα 3D-θέσης 2.2+-1.2mm(k=1)2.2 \pm 1.2 \mathrm{~mm}(k=1) [69]. Οι Kolkman-Deurloo και οι συνεργάτες τους παρουσίασαν αβεβαιότητες ανακατασκευής με τη χρήση μιας ολοκληρωμένης μονάδας βραχυθεραπείας (Integrated-Brachy-therapy-Unit - IBU) για περιπτώσεις κεφαλής και τραχήλου [70]. Για δύο ασθενείς, οι αναφερόμενες αποκλίσεις στον συνολικό χρόνο ακτινοβόλησης ήταν 1.1%1.1 \% και 0.5%0.5 \% χωρίς διόρθωση παραμόρφωσης των ακτινοσκοπικών εικόνων και -0.3%-0.3 \% και 0.0%0.0 \% με διόρθωση παραμόρφωσης. Ειδικότερα για τις περιπτώσεις κεφαλής και τραχήλου, οι εμφυτευμένοι πλαστικοί καθετήρες έχουν γεωμετρία βρόχου. Αυτό μπορεί να οδηγήσει σε αβεβαιότητα τοποθέτησης της πηγής στο εσωτερικό
the catheter. In a phantom investigation, Kohr et al. showed that positioning uncertainties for 360^(@)360^{\circ} loops depend on the loop diameter and might differ among afterloading devices [56]. Offsets of several millimeters were found. Nevertheless, the largest offsets were found for catheter loops having radii less than the system specifications. Moreover, 360^(@)360^{\circ} loops are not used in typical patient cases. The impact of reconstruction uncertainties on dose to structures is dependent on clinical disease site. These effects are discussed in the following sections for GYN, breast, and prostate. τον καθετήρα. Σε μια έρευνα σε φάντασμα, οι Kohr και συν. έδειξαν ότι οι αβεβαιότητες τοποθέτησης για τους βρόχους 360^(@)360^{\circ} εξαρτώνται από τη διάμετρο του βρόχου και ενδέχεται να διαφέρουν μεταξύ των συσκευών μεταφόρτωσης [56]. Διαπιστώθηκαν μετατοπίσεις αρκετών χιλιοστών. Παρ' όλα αυτά, οι μεγαλύτερες μετατοπίσεις βρέθηκαν για βρόχους καθετήρα με ακτίνες μικρότερες από τις προδιαγραφές του συστήματος. Επιπλέον, οι βρόχοι 360^(@)360^{\circ} δεν χρησιμοποιούνται σε τυπικές περιπτώσεις ασθενών. Ο αντίκτυπος των αβεβαιοτήτων ανακατασκευής στη δόση στις δομές εξαρτάται από την κλινική περιοχή της νόσου. Οι επιπτώσεις αυτές εξετάζονται στις επόμενες ενότητες για τη ΓΥΝΑ, το μαστό και τον προστάτη.
Uncertainties at the patient level Αβεβαιότητες σε επίπεδο ασθενούς
Generalized uncertainties for gynecological malignancies Γενικευμένες αβεβαιότητες για τις γυναικολογικές κακοήθειες
With CT-based reconstruction, intracavitary applicator registration is usually excellent (within 1 mm ). Dose variations are small ( < 4%,k=1<4 \%, k=1 ) between different CT reconstruction methods at clini-cally-relevant dose points [53]. Even with MRI-based reconstruction, the variations between different reconstruction methods as well as inter-observer variations are limited to 0.5-1.0mm0.5-1.0 \mathrm{~mm} ( k=1k=1 ) [71]. The consequence of reconstruction offsets depends on the offset direction and the examined organ [72]. Rectum and bladder are the organs most sensitive to these uncertainties with D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} changes of 5+-1%//mm5 \pm 1 \% / \mathrm{mm} for applicator reconstruction offsets in the anterio-posterior direction where 90%90 \% of the patients have changes < 6%//mm<6 \% / \mathrm{mm}. For other directions and for the HR CTV ( D_(90)D_{90}, D_(100)D_{100} ) and sigmoid ( D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} ), average changes are < 4%//mm<4 \% / \mathrm{mm} although individual patients show reconstruction offsets up to 5%//mm5 \% / \mathrm{mm}. A systematic rotation of the source path by 2.5 mm , i.e., one source dwell step size, may lead to a deviation of the rectum D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} of up to 5%5 \%, and up to 2%2 \% for HR CTV D_(90)D_{90} [58]. Berger et al. [52] as well as Wills et al. [73] found deviations of 5-10% (one standard deviation) for HR CTV D_(90)D_{90} and OAR D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} for different reconstruction methods and observers, respectively. In a series with repeated applicator reconstruction, Hellebust and colleagues observed a relative standard deviation of 5.6%5.6 \% for rectum D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} [74]. By using the results from Tanderup and colleagues, the deviations found in these studies [52,73,74] could be explained by an applicator shift of approximately 1-2mm1-2 \mathrm{~mm} in the longitudinal direction [72]. This is in accordance with the results from Haack et al. [71]. Kubicky et al., who estimated minimum and maximum applicator shifts to be 1.625 mm and 3.25 mm , respectively. They used results from a previous study to translate these shifts into an average dose uncertainty of 1-2%1-2 \% [75], much smaller than the uncertainties found by Tanderup et al. and Hellebust et al. These discrepancies are explained by the fact that the estimation by Kubicky et al. was based on random shifts of 16-1816-18 needles in a prostate implant, not well representing the dose distribution of a GYN intracavitary implant. Με την ανακατασκευή με βάση την αξονική τομογραφία, η καταγραφή του ενδοκοιλιακού εφαρμοστή είναι συνήθως εξαιρετική (εντός 1 mm ). Οι διακυμάνσεις της δόσης είναι μικρές ( < 4%,k=1<4 \%, k=1 ) μεταξύ διαφορετικών μεθόδων ανακατασκευής με CT σε κλινικά σημαντικά σημεία δόσης [53]. Ακόμη και με την ανακατασκευή με βάση τη μαγνητική τομογραφία, οι διακυμάνσεις μεταξύ διαφορετικών μεθόδων ανακατασκευής καθώς και οι διακυμάνσεις μεταξύ των παρατηρητών περιορίζονται σε 0.5-1.0mm0.5-1.0 \mathrm{~mm} ( k=1k=1 ) [71]. Η συνέπεια των μετατοπίσεων ανακατασκευής εξαρτάται από την κατεύθυνση της μετατόπισης και το εξεταζόμενο όργανο [72]. Το ορθό και η ουροδόχος κύστη είναι τα όργανα που είναι πιο ευαίσθητα σε αυτές τις αβεβαιότητες με D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} μεταβολές 5+-1%//mm5 \pm 1 \% / \mathrm{mm} για τις μετατοπίσεις ανακατασκευής του εφαρμοστή στην προσθιοπίσθια κατεύθυνση, όπου 90%90 \% των ασθενών έχουν μεταβολές < 6%//mm<6 \% / \mathrm{mm} . Για άλλες κατευθύνσεις και για το HR CTV ( D_(90)D_{90} , D_(100)D_{100} ) και το σιγμοειδές ( D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} ), οι μέσες μεταβολές είναι < 4%//mm<4 \% / \mathrm{mm} αν και μεμονωμένοι ασθενείς παρουσιάζουν μετατοπίσεις ανακατασκευής έως και 5%//mm5 \% / \mathrm{mm} . Μια συστηματική περιστροφή της διαδρομής της πηγής κατά 2,5 mm , δηλαδή ένα μέγεθος βήματος παραμονής της πηγής, μπορεί να οδηγήσει σε απόκλιση του ορθού D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} έως 5%5 \% και έως 2%2 \% για το HR CTV D_(90)D_{90} [58]. Οι Berger et al. [52] καθώς και οι Wills et al. [73] διαπίστωσαν αποκλίσεις 5-10% (μία τυπική απόκλιση) για το HR CTV D_(90)D_{90} και το OAR D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} για διαφορετικές μεθόδους ανακατασκευής και παρατηρητές, αντίστοιχα. Σε μια σειρά με επαναλαμβανόμενη ανακατασκευή με εφαρμοστή, ο Hellebust και οι συνεργάτες του παρατήρησαν μια σχετική τυπική απόκλιση 5.6%5.6 \% για το ορθό D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} [74]. Χρησιμοποιώντας τα αποτελέσματα του Tanderup και των συνεργατών του, οι αποκλίσεις που διαπιστώθηκαν σε αυτές τις μελέτες [52,73,74] θα μπορούσαν να εξηγηθούν από μια μετατόπιση του εφαρμοστή κατά περίπου 1-2mm1-2 \mathrm{~mm} στη διαμήκη κατεύθυνση [72]. Αυτό είναι σύμφωνο με τα αποτελέσματα των Haack et al. [71]. Kubicky et al., οι οποίοι εκτίμησαν ότι η ελάχιστη και η μέγιστη μετατόπιση του εφαρμοστή είναι 1,625 mm και 3,25 mm , αντίστοιχα. Χρησιμοποίησαν αποτελέσματα από προηγούμενη μελέτη για να μεταφράσουν αυτές τις μετατοπίσεις σε μια μέση αβεβαιότητα δόσης 1-2%1-2 \% [75], πολύ μικρότερη από τις αβεβαιότητες που διαπίστωσαν οι Tanderup et al. και Hellebust et al. Αυτές οι αποκλίσεις εξηγούνται από το γεγονός ότι η εκτίμηση των Kubicky et al. βασίστηκε σε τυχαίες μετατοπίσεις 16-1816-18 βελόνων σε ένα εμφύτευμα προστάτη, που δεν αντιπροσωπεύουν καλά την κατανομή της δόσης ενός ενδοκοιλιακού εμφυτεύματος ΓΥΝΑ.
Applicator stability and organ variations, fractionated treatments Σταθερότητα εφαρμοστή και διακυμάνσεις οργάνων, κλασματοποιημένες θεραπείες
Since the BT dose gradient is steep, small changes in the relative position of a structure and applicator could lead to large changes in the DVH parameters. Applicator displacements relative to important anatomical structures (target volumes and OARs) can occur between applicator insertion and treatment delivery or during treatment delivery itself, especially when using LDR/PDR treatments subtending many hours. The type of applicator, fixation method, and vaginal packing are crucial factors determining applicator stability. Stable applicator geometry with movements relative to rectum diodes below 1.2+-0.7mm(k=1)1.2 \pm 0.7 \mathrm{~mm}(k=1) in all directions has been reported during PDR ^(192){ }^{192} Ir BT delivery with tandem-ring applicators [76]. Δεδομένου ότι η κλίση της δόσης ΒΤ είναι απότομη, μικρές αλλαγές στη σχετική θέση μιας δομής και ενός εφαρμοστή θα μπορούσαν να οδηγήσουν σε μεγάλες αλλαγές στις παραμέτρους DVH. Μετατοπίσεις του εφαρμοστή σε σχέση με σημαντικές ανατομικές δομές (όγκοι στόχοι και OAR) μπορεί να συμβούν μεταξύ της τοποθέτησης του εφαρμοστή και της χορήγησης της θεραπείας ή κατά τη διάρκεια της ίδιας της χορήγησης της θεραπείας, ιδίως όταν χρησιμοποιούνται θεραπείες LDR/PDR που διαρκούν πολλές ώρες. Ο τύπος του εφαρμογέα, η μέθοδος στερέωσης και η κολπική συσκευασία αποτελούν κρίσιμους παράγοντες που καθορίζουν τη σταθερότητα του εφαρμογέα. Έχει αναφερθεί σταθερή γεωμετρία εφαρμοστή με μετακινήσεις σε σχέση με τις διόδους του ορθού κάτω από 1.2+-0.7mm(k=1)1.2 \pm 0.7 \mathrm{~mm}(k=1) προς όλες τις κατευθύνσεις κατά τη διάρκεια της χορήγησης PDR ^(192){ }^{192} Ir BT με εφαρμοστή με δακτύλιο tandem [76].
De Leeuw et al. analyzed applicator movements relative to bony anatomy during PDR delivery and found geometrical shifts as large as 6+-7mm(k=1)6 \pm 7 \mathrm{~mm}(k=1) in the posterior direction [4]. Several studies Οι De Leeuw και συν. ανέλυσαν τις κινήσεις του εφαρμοστή σε σχέση με την οστέινη ανατομία κατά τη διάρκεια της χορήγησης PDR και διαπίστωσαν γεωμετρικές μετατοπίσεις τόσο μεγάλες όσο 6+-7mm(k=1)6 \pm 7 \mathrm{~mm}(k=1) στην οπίσθια κατεύθυνση [4]. Αρκετές μελέτες
have previously reported such movements related to the bony structures. However, such analyses neglect that the target and organs may also move relative to the pelvic bones. If an intracavitary applicator is fixed to the cervix by packing, applicator movement will follow movement of the cervix and related target volumes. Recent studies are based on 3D imaging in order to assess geometric changes between the applicator and the target volumes or the OARs. Such changes can happen during an implant, in between two implants, or between imaging and dose delivery. The clinical relevance of the geometrical shifts is found by analyzing the change in DVH parameters for the structure of interest. έχουν προηγουμένως αναφέρει τέτοιες κινήσεις που σχετίζονται με τις οστικές δομές. Ωστόσο, οι αναλύσεις αυτές παραλείπουν ότι ο στόχος και τα όργανα μπορεί επίσης να κινούνται σε σχέση με τα οστά της λεκάνης. Εάν ένας ενδοκοιλιακός εφαρμογέας είναι στερεωμένος στον τράχηλο της μήτρας με συσκευασία, η κίνηση του εφαρμογέα θα ακολουθεί την κίνηση του τραχήλου της μήτρας και των σχετικών όγκων στόχου. Πρόσφατες μελέτες βασίζονται στην τρισδιάστατη απεικόνιση προκειμένου να εκτιμηθούν οι γεωμετρικές μεταβολές μεταξύ του εφαρμοστή και των όγκων-στόχων ή των ΟΑΡ. Τέτοιες αλλαγές μπορεί να συμβούν κατά τη διάρκεια μιας εμφύτευσης, μεταξύ δύο εμφυτεύσεων ή μεταξύ της απεικόνισης και της χορήγησης της δόσης. Η κλινική σημασία των γεωμετρικών μετατοπίσεων διαπιστώνεται με την ανάλυση της μεταβολής των παραμέτρων DVH για τη δομή ενδιαφέροντος.
De Leeuw et al. analyzed the dosimetrical consequences of applicator displacement seen during a PDR ^(192){ }^{192} Ir BT fraction and found occasional applicator displacements resulting in considerable target dose changes for individual outliers [4]. Mean changes after 22 h in bladder and rectal doses for 18 applications were 4+-12%4 \pm 12 \% and 4+-23%4 \pm 23 \%, respectively [4]. The changes for CTV were on average -1+-9%-1 \pm 9 \%. Dose for the whole treatment, including two PDR ^(192){ }^{192} Ir BT fractions, varied by only -0.3+-2.8Gy-0.3 \pm 2.8 \mathrm{~Gy}. While movements relative to the bones showed some influence on the OAR dose variations, no such relation was detected for the CTV. Οι De Leeuw et al. ανέλυσαν τις δοσιμετρικές συνέπειες της μετατόπισης του εφαρμοστή που παρατηρήθηκε κατά τη διάρκεια ενός κλάσματος PDR ^(192){ }^{192} Ir BT και διαπίστωσαν περιστασιακές μετατοπίσεις του εφαρμοστή που οδηγούσαν σε σημαντικές μεταβολές της δόσης στόχου για μεμονωμένες ακραίες περιπτώσεις [4]. Οι μέσες μεταβολές μετά από 22 ώρες στις δόσεις της ουροδόχου κύστης και του ορθού για 18 εφαρμογές ήταν 4+-12%4 \pm 12 \% και 4+-23%4 \pm 23 \% , αντίστοιχα [4]. Οι μεταβολές για το CTV ήταν κατά μέσο όρο -1+-9%-1 \pm 9 \% . Η δόση για το σύνολο της θεραπείας, συμπεριλαμβανομένων των δύο κλασμάτων PDR ^(192){ }^{192} Ir BT, μεταβλήθηκε μόνο κατά -0.3+-2.8Gy-0.3 \pm 2.8 \mathrm{~Gy} . Ενώ οι μετακινήσεις σε σχέση με τα οστά έδειξαν κάποια επίδραση στις μεταβολές της δόσης OAR, δεν εντοπίστηκε τέτοια σχέση για το CTV.
If one BT plan is applied for several fractions, interfraction variations will increase dose uncertainties. For EBRT, the treatment is usually delivered with more than ten fractions and interfraction variation is often quantified in terms of standard deviations. Ascribing standard deviations to intrafraction motion is not suitable for a BT schedule with <= 3\leqslant 3 treatment fractions. Hellebust and colleagues used this approach for gynecological BT and demonstrated that the average relative standard deviations for 13 series of 3-6 fractions were 15%15 \% and 17.5%17.5 \% for D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} for the rectum and bladder, respectively [74]. They did not examine the total treatment course at the individual patient level. However, such analysis was performed by Kirisits et al. and Beriwal et al. [3,77]. Kirisits et al. compared individual MRI-based 3D treatment planning for each of four fractions with the use of only one MRI treatment plan for 14 patients. They found significant mean differences relative to the BT dose (not including EBRT) of 14%,9%,22%14 \%, 9 \%, 22 \%, and 28%28 \% for HR-CTV D_(90)D_{90}, bladder D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}}, rectum D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}}, and sigmoid D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}}, respectively. On an individual patient level, much larger differences were seen. For example, the single-plan method would have resulted in an increased sigmoid dose of more than 24%24 \% for seven patients. However, this analysis was based on patients with BT applications throughout the EBRT course, resulting in substantial target volume shrinkage across the BT applications. Mohamed et al. performed the same kind of analysis in a treatment schedule with intracavitary PDR ^(192){ }^{192} Ir BT starting in the last week of EBRT or following EBRT after most tumor shrinkage had occurred [78]. They found no significant differences between the single-plan method and repeated planning for the majority of parameters. However, there were considerable individual variations of 1 Gy to 3 Gy for total HR CTV D_(90)D_{90} and OAR D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} (EQD2) that indicates that reporting of mean values is not sufficient in plan comparison. Beriwal et al. performed a similar analysis [77], but compared treatment planning based on only MR acquisition to treatment planning based on MR for the first fraction and then CT for the consecutive fractions. Analyzing the average DVH parameters, they did not find significant differences between these two methods. The range of differences was not presented and it is therefore difficult to comment on individual patient variations. Εάν ένα σχέδιο ΒΤ εφαρμόζεται για πολλά κλάσματα, οι διαθλαστικές διακυμάνσεις θα αυξήσουν τις αβεβαιότητες της δόσης. Για την EBRT, η θεραπεία παρέχεται συνήθως με περισσότερα από δέκα κλάσματα και η διαθλαστική διακύμανση συχνά ποσοτικοποιείται με όρους τυπικών αποκλίσεων. Η απόδοση των τυπικών αποκλίσεων στην ενδοκλασματική κίνηση δεν είναι κατάλληλη για ένα πρόγραμμα BT με <= 3\leqslant 3 κλάσματα θεραπείας. Ο Hellebust και οι συνεργάτες του χρησιμοποίησαν αυτή την προσέγγιση για γυναικολογική BT και απέδειξαν ότι οι μέσες σχετικές τυπικές αποκλίσεις για 13 σειρές 3-6 κλασμάτων ήταν 15%15 \% και 17.5%17.5 \% για D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} για το ορθό και την ουροδόχο κύστη, αντίστοιχα [74]. Δεν εξέτασαν τη συνολική πορεία της θεραπείας σε επίπεδο μεμονωμένου ασθενούς. Ωστόσο, τέτοια ανάλυση πραγματοποιήθηκε από τους Kirisits και συν. και Beriwal και συν. [3,77]. Οι Kirisits et al. συνέκριναν τον ατομικό τρισδιάστατο σχεδιασμό θεραπείας με βάση τη μαγνητική τομογραφία για καθένα από τα τέσσερα κλάσματα με τη χρήση ενός μόνο σχεδίου θεραπείας με μαγνητική τομογραφία για 14 ασθενείς. Βρήκαν σημαντικές μέσες διαφορές σε σχέση με τη δόση ΒΤ (χωρίς να συμπεριλαμβάνεται η EBRT) 14%,9%,22%14 \%, 9 \%, 22 \% , και 28%28 \% για το HR-CTV D_(90)D_{90} , την ουροδόχο κύστη D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} , το ορθό D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} και το σιγμοειδές D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} , αντίστοιχα. Σε επίπεδο μεμονωμένου ασθενούς, παρατηρήθηκαν πολύ μεγαλύτερες διαφορές. Για παράδειγμα, η μέθοδος ενός σχεδίου θα είχε ως αποτέλεσμα αυξημένη δόση σιγμοειδούς κατά περισσότερο από 24%24 \% για επτά ασθενείς. Ωστόσο, η ανάλυση αυτή βασίστηκε σε ασθενείς με εφαρμογές ΒΤ καθ' όλη τη διάρκεια της πορείας της EBRT, με αποτέλεσμα σημαντική συρρίκνωση του όγκου στόχου σε όλες τις εφαρμογές ΒΤ. Οι Mohamed et al. πραγματοποίησαν το ίδιο είδος ανάλυσης σε ένα πρόγραμμα θεραπείας με ενδοκοιλιακή PDR ^(192){ }^{192} Ir BT που ξεκίνησε την τελευταία εβδομάδα της EBRT ή μετά την EBRT αφού είχε επέλθει η μεγαλύτερη συρρίκνωση του όγκου [78]. Δεν διαπίστωσαν σημαντικές διαφορές μεταξύ της μεθόδου ενός σχεδιασμού και του επαναλαμβανόμενου σχεδιασμού για την πλειονότητα των παραμέτρων. Ωστόσο, υπήρχαν σημαντικές μεμονωμένες διακυμάνσεις από 1 Gy έως 3 Gy για το συνολικό HR CTV D_(90)D_{90} και OAR D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} (EQD2), γεγονός που υποδεικνύει ότι η αναφορά των μέσων τιμών δεν είναι επαρκής στη σύγκριση των πλάνων. Οι Beriwal et al. πραγματοποίησαν παρόμοια ανάλυση [77], αλλά συνέκριναν τον σχεδιασμό θεραπείας που βασίστηκε μόνο στην απόκτηση MR με τον σχεδιασμό θεραπείας που βασίστηκε σε MR για το πρώτο κλάσμα και στη συνέχεια σε CT για τα διαδοχικά κλάσματα. Αναλύοντας τις μέσες παραμέτρους DVH, δεν διαπίστωσαν σημαντικές διαφορές μεταξύ αυτών των δύο μεθόδων. Το εύρος των διαφορών δεν παρουσιάστηκε και επομένως είναι δύσκολο να σχολιαστούν οι ατομικές διαφορές των ασθενών.
Lang et al. investigated the consequences of using one MR acquisition per insertion (delivering two fractions) instead of performing MR imaging prior to each fraction [79]. They found that systematic differences in the mean total EQD2 dose including EBRT were small (usually below 1%1 \% ) for target and OAR dose parameters. However, the statistical uncertainties (k=1)(k=1) reached 3%3 \% for HR CTV D_(90)D_{90}, and up to 6%6 \% for OAR D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}}. In total dose, this corresponds to Οι Lang et al. διερεύνησαν τις συνέπειες της χρήσης μιας λήψης μαγνητικής τομογραφίας ανά εισαγωγή (που παρέχει δύο κλάσματα) αντί της εκτέλεσης μαγνητικής τομογραφίας πριν από κάθε κλάσμα [79]. Διαπίστωσαν ότι οι συστηματικές διαφορές στη μέση συνολική δόση EQD2 συμπεριλαμβανομένης της EBRT ήταν μικρές (συνήθως κάτω από 1%1 \% ) για τις παραμέτρους δόσης στόχου και OAR. Ωστόσο, οι στατιστικές αβεβαιότητες (k=1)(k=1) έφθασαν τις 3%3 \% για το HR CTV D_(90)D_{90} και έως 6%6 \% για το OAR D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} . Σε συνολική δόση, αυτό αντιστοιχεί σε D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} dose reporting uncertainties of 4.7 Gy . The uncertainty magnitude varies with small, medium, and large variations for the target, rectum, and both the bladder and sigmoid, respectively. However, care is required to draw general conclusions from these data. This study used a specific treatment schedule, did not have a fixed protocol for bladder filling, and employed a specific method for applicator placement and fixation by packing. Furthermore, while the uncertainties for a single fraction applying a treatment plan based on a single MRI for the first fraction are 12%12 \% for D_(90)D_{90} and 23%23 \% for D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} for the highly-mobile sigmoid, this is compensated by summation of several BT fractions and addition of the EBRT dose. D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} αβεβαιότητες αναφοράς δόσης 4,7 Gy . Το μέγεθος της αβεβαιότητας ποικίλλει με μικρές, μεσαίες και μεγάλες διακυμάνσεις για τον στόχο, το ορθό και τόσο την ουροδόχο κύστη όσο και το σιγμοειδές, αντίστοιχα. Ωστόσο, απαιτείται προσοχή για την εξαγωγή γενικών συμπερασμάτων από αυτά τα δεδομένα. Αυτή η μελέτη χρησιμοποίησε ένα συγκεκριμένο πρόγραμμα θεραπείας, δεν είχε ένα σταθερό πρωτόκολλο για την πλήρωση της ουροδόχου κύστης και χρησιμοποίησε μια συγκεκριμένη μέθοδο για την τοποθέτηση του εφαρμοστή και τη σταθεροποίηση με συσκευασία. Επιπλέον, ενώ οι αβεβαιότητες για ένα μόνο κλάσμα που εφαρμόζει ένα σχέδιο θεραπείας με βάση μία μόνο μαγνητική τομογραφία για το πρώτο κλάσμα είναι 12%12 \% για D_(90)D_{90} και 23%23 \% για D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} για το ιδιαίτερα κινητικό σιγμοειδές, αυτό αντισταθμίζεται με την άθροιση πολλών κλασμάτων ΒΤ και την προσθήκη της δόσης EBRT.
In a study comparing 10 CT- and MRI-contoured cervical patients Viswanathan et al. [80] found that CT-based delineation of the OAR is sufficient. On the other hand they reported CT-based tumor contours are overestimating the tumor width. In particular a statistically significant difference for the MRI-based D_(90)D_{90} with 5.6 Gy . vs. 4.6 Gy for the CT-based D_(90)D_{90} of the HR CTV was found. Σε μια μελέτη που συνέκρινε 10 ασθενείς με αξονική και μαγνητική τομογραφία του τραχήλου της μήτρας, οι Viswanathan και συν. [80] διαπίστωσαν ότι η οριοθέτηση της ΟΑΡ με βάση την αξονική τομογραφία είναι επαρκής. Από την άλλη πλευρά ανέφεραν ότι τα περιγράμματα του όγκου με βάση την αξονική τομογραφία υπερεκτιμούν το πλάτος του όγκου. Συγκεκριμένα, διαπιστώθηκε στατιστικά σημαντική διαφορά για το D_(90)D_{90} με βάση τη μαγνητική τομογραφία με 5,6 Gy . έναντι 4,6 Gy για το D_(90)D_{90} με βάση την αξονική τομογραφία του HR CTV.
Nesvacil et al. [81] compared interfraction variations for 123 patients from different centers, who observed effects of OAR motions occurring during BT on the D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} (physical dose) using fixed BT plans and two image sets taken at different timepoints (intervals ranging from 5 h to 22 days). No systematic correlation between the relative change of D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} and the time interval between observations was found. For OAR, standard deviations ( k=1k=1 ) for differences between two single situations (either applications or fractions) was above 20%20 \% and around 13%13 \% for HR CTV D_(90)D_{90}. However, the overall uncertainty is reduced similar to the single center experience described above for HDR fractionated treatment and multiple PDR pulses. Οι Nesvacil et al. [81] συνέκριναν τις μεταβολές της διαθλαστικής διάταξης για 123 ασθενείς από διαφορετικά κέντρα, οι οποίοι παρατήρησαν τις επιδράσεις των κινήσεων του OAR που συμβαίνουν κατά τη διάρκεια της ΒΤ στην D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} (φυσική δόση) χρησιμοποιώντας σταθερά σχέδια ΒΤ και δύο σύνολα εικόνων που ελήφθησαν σε διαφορετικές χρονικές στιγμές (διαστήματα που κυμαίνονταν από 5 ώρες έως 22 ημέρες). Δεν διαπιστώθηκε συστηματική συσχέτιση μεταξύ της σχετικής μεταβολής του D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} και του χρονικού διαστήματος μεταξύ των παρατηρήσεων. Για την OAR, οι τυπικές αποκλίσεις ( k=1k=1 ) για τις διαφορές μεταξύ δύο μεμονωμένων καταστάσεων (είτε εφαρμογές είτε κλάσματα) ήταν πάνω από 20%20 \% και περίπου 13%13 \% για το HR CTV D_(90)D_{90} . Ωστόσο, η συνολική αβεβαιότητα μειώνεται παρόμοια με την εμπειρία ενός κέντρου που περιγράφεται παραπάνω για την κλασματοποιημένη θεραπεία HDR και τους πολλαπλούς παλμούς PDR.
Mikami et al. investigated applicator displacements during interstitial GYN BT using cylinders and/or perineal templates. Due to the long distance of the needles in tissue, there is a displacement of the needle tip, mainly to the caudal direction. [82]. While the mean displacement is only 1 mm within 21 h , outliers of up to 12 mm were observed. Οι Mikami et al. διερεύνησαν τις μετατοπίσεις του εφαρμοστή κατά τη διάρκεια της διατομικής ΒΤ ΓΥΝ με τη χρήση κυλίνδρων ή/και περινεϊκών προτύπων. Λόγω της μεγάλης απόστασης των βελόνων στον ιστό, υπάρχει μετατόπιση του άκρου της βελόνας, κυρίως προς την ουραία κατεύθυνση. [82]. Ενώ η μέση μετατόπιση είναι μόνο 1 mm εντός 21 ωρών , παρατηρήθηκαν ακραίες τιμές έως και 12 mm.
Some of the studies mentioned above found large interfraction variations while others did not. The analyses performed and the data presentation deviate considerably among studies; this makes comparisons difficult. However, one common finding is seen some large deviations are observed for individual patients, even if the mean values do not exhibit large variations. Another important observation is that all the analyses are based on new contouring and applicator reconstruction in a second image set. In particular, contouring uncertainty can affect the DVH parameters and consequently the study results and conclusions. Ορισμένες από τις προαναφερθείσες μελέτες διαπίστωσαν μεγάλες διακυμάνσεις μεταξύ των διαθλάσεων, ενώ άλλες όχι. Οι αναλύσεις που πραγματοποιήθηκαν και η παρουσίαση των δεδομένων διαφέρουν σημαντικά μεταξύ των μελετών- αυτό καθιστά τις συγκρίσεις δύσκολες. Ωστόσο, ένα κοινό εύρημα είναι ότι παρατηρούνται ορισμένες μεγάλες αποκλίσεις για μεμονωμένους ασθενείς, ακόμη και αν οι μέσες τιμές δεν παρουσιάζουν μεγάλες διακυμάνσεις. Μια άλλη σημαντική παρατήρηση είναι ότι όλες οι αναλύσεις βασίζονται σε νέο περίγραμμα και ανακατασκευή του εφαρμοστή σε ένα δεύτερο σύνολο εικόνων. Ειδικότερα, η αβεβαιότητα της διαμόρφωσης του περιγράμματος μπορεί να επηρεάσει τις παραμέτρους DVH και κατά συνέπεια τα αποτελέσματα και τα συμπεράσματα της μελέτης.
Calculation of cumulative OAR doses from succeeding BT fractions relies currently on addition of D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} values for subsequent BT fractions and not on a summation of dose values in individual voxels. This approximation can lead to OAR dose overestimation when different organ parts are exposed to a high dose in different fractions. For the bladder, the effect on D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} has been shown to be minor with a median overestimation of 1.5%1.5 \%, whereas the D_(0.1cm^(3))D_{0.1 \mathrm{~cm}^{3}} may be overestimated by 11%11 \% (EQD2) [83].The same conclusion regarding a “worst case assumption” is expected to apply for the rectum due to limited organ mobility, whereas dose overestimation to the sigmoid might be clinically relevant, although this has not been rigorously assessed. Ο υπολογισμός των αθροιστικών δόσεων OAR από διαδοχικά κλάσματα BT βασίζεται επί του παρόντος στην πρόσθεση των τιμών D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} για τα επόμενα κλάσματα BT και όχι στην άθροιση των τιμών δόσης σε μεμονωμένα voxels. Αυτή η προσέγγιση μπορεί να οδηγήσει σε υπερεκτίμηση της δόσης OAR όταν διαφορετικά μέρη του οργάνου εκτίθενται σε υψηλή δόση σε διαφορετικά κλάσματα. Για την ουροδόχο κύστη, η επίδραση στο D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} έχει αποδειχθεί ότι είναι μικρή με μια μέση υπερεκτίμηση 1.5%1.5 \% , ενώ το D_(0.1cm^(3))D_{0.1 \mathrm{~cm}^{3}} μπορεί να υπερεκτιμηθεί κατά 11%11 \% (EQD2) [83]. το ίδιο συμπέρασμα σχετικά με μια "παραδοχή χειρότερης περίπτωσης" αναμένεται να ισχύει για το ορθό λόγω της περιορισμένης κινητικότητας του οργάνου, ενώ η υπερεκτίμηση της δόσης στο σιγμοειδές μπορεί να είναι κλινικά σημαντική, αν και αυτό δεν έχει αξιολογηθεί αυστηρά.
Finally, the total dose for most gynecological treatments results from a combination of BT and EBRT. The current standard is to take the EBRT dose that is representative of the homogenous dose plateau, and add it to the BT fractions. This dose is usually the prescribed dose to the ICRU 50 point or D_(50)D_{50} for IMRT. Van de Kamer et al. investigated the uncertainties that are introduced by such a direct adding of the parameter values [84]. Without any additional EBRT boost, additively accurate results can be expected. However, Τέλος, η συνολική δόση για τις περισσότερες γυναικολογικές θεραπείες προκύπτει από συνδυασμό ΒΤ και EBRT. Το σημερινό πρότυπο είναι να λαμβάνεται η δόση EBRT που είναι αντιπροσωπευτική του ομοιογενούς οροπέδου δόσης και να προστίθεται στα κλάσματα BT. Αυτή η δόση είναι συνήθως η προβλεπόμενη δόση στο σημείο ICRU 50 ή D_(50)D_{50} για την IMRT. Οι Van de Kamer et al. διερεύνησαν τις αβεβαιότητες που εισάγονται από μια τέτοια άμεση πρόσθεση των τιμών των παραμέτρων [84]. Χωρίς πρόσθετη ενίσχυση της EBRT, αναμένονται προσθετικά ακριβή αποτελέσματα. Ωστόσο,
any form of boost that is not taken into account by proper voxelwise dose summation or sufficient surrogate methods can underestimate HR-CTV D_(90)D_{90} by up to 10+-6.2%10 \pm 6.2 \%, especially lymph node boosts, and even more pronounced for the parametrium. For parametrial boosts, there are significant uncertainties related to evaluation of total dose to the target and OARs. Fenkell et al. [85] critically evaluated the assumption that the midline block fully protects OARs (bladder, rectum, and sigmoid) while delivering full parametrial boost dose to target regions not covered by intracavitary BT dose. However, they concluded that this assumption was not valid. The parametrial boost contributed 30-40%30-40 \% of the prescribed parametrial boost dose to D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} in OARs while only improving the D_(90)D_{90} of HR CTV and IR CTV by 50-70%50-70 \% of the prescribed parametrial boost dose. οποιαδήποτε μορφή ενίσχυσης που δεν λαμβάνεται υπόψη με την κατάλληλη άθροιση της δόσης ανά voxel ή με επαρκείς μεθόδους υποκατάστασης μπορεί να υποεκτιμήσει το HR-CTV D_(90)D_{90} έως και 10+-6.2%10 \pm 6.2 \% , ιδίως οι ενισχύσεις λεμφαδένων, και ακόμη πιο έντονα για το παραμετρικό. Για τις παραμετρικές ωθήσεις, υπάρχουν σημαντικές αβεβαιότητες που σχετίζονται με την αξιολόγηση της συνολικής δόσης στο στόχο και τα OARs. Οι Fenkell et al. [85] αξιολόγησαν κριτικά την υπόθεση ότι ο αποκλεισμός της μέσης γραμμής προστατεύει πλήρως τα OAR (ουροδόχος κύστη, ορθό και σιγμοειδές), ενώ παρέχει πλήρη δόση παραμετρικής ώθησης σε περιοχές-στόχους που δεν καλύπτονται από ενδοκοιλιακή δόση BT. Ωστόσο, κατέληξαν στο συμπέρασμα ότι η υπόθεση αυτή δεν ισχύει. Η παραμετρική ώθηση συνεισέφερε 30-40%30-40 \% της προβλεπόμενης δόσης παραμετρικής ώθησης σε D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} στις OARs, ενώ βελτίωσε μόνο την D_(90)D_{90} του HR CTV και του IR CTV κατά 50-70%50-70 \% της προβλεπόμενης δόσης παραμετρικής ώθησης.
Generalized uncertainties for breast malignancies Γενικευμένες αβεβαιότητες για κακοήθειες του μαστού
Modern multi-catheter breast techniques are normally accomplished using an HDR or PDR ^(192){ }^{192} Ir afterloading unit. After general or local anesthesia, stainless steel needles are placed free-hand or template-based into the breast tissue with inter-catheter spacing of about 1.0-2.0cm1.0-2.0 \mathrm{~cm} in two to three rows. These needles can be replaced by flexible plastic tubes and secured with special buttons at the patient’s skin surface. Catheter reconstruction can be performed either by orthogonal films or in a modern approach using CT as the basis for the 3D treatment planning process. In many cases, the target region (i.e., the lumpectomy cavity) is marked by surgical clips to identify the target volume. Οι σύγχρονες τεχνικές πολλαπλών καθετήρων στήθους πραγματοποιούνται συνήθως με τη χρήση μονάδας μεταφόρτωσης HDR ή PDR ^(192){ }^{192} Ir. Μετά από γενική ή τοπική αναισθησία, οι βελόνες από ανοξείδωτο χάλυβα τοποθετούνται ελεύθερα ή βάσει προτύπου στον ιστό του μαστού με απόσταση μεταξύ των καθετήρων περίπου 1.0-2.0cm1.0-2.0 \mathrm{~cm} σε δύο έως τρεις σειρές. Οι βελόνες αυτές μπορούν να αντικατασταθούν από εύκαμπτους πλαστικούς σωλήνες και να στερεωθούν με ειδικά κουμπιά στην επιφάνεια του δέρματος της ασθενούς. Η ανακατασκευή των καθετήρων μπορεί να γίνει είτε με ορθογώνια φιλμ είτε με μια σύγχρονη προσέγγιση που χρησιμοποιεί την αξονική τομογραφία ως βάση για τη διαδικασία τρισδιάστατου σχεδιασμού της θεραπείας. Σε πολλές περιπτώσεις, η περιοχή-στόχος (δηλ. η κοιλότητα οσφυονωτιαίας εκτομής) επισημαίνεται με χειρουργικά κλιπ για τον προσδιορισμό του όγκου-στόχου.
In a combined phantom/patient study, Hensley et al. [86] reported a CT-based catheter reconstruction uncertainty of 1.1 mm to 2.8 mm . Further they found that larger uncertainties can occur due to patient movements while the CT scanning is in process. These findings are related to a relatively slow CT scanner, so that breathing artifacts and partial volume effects are included in the catheter reconstruction. Nevertheless, Aristei et al. [87], Cuttino et al. [88], and Das et al. [89] showed the benefits of 3D-CT based catheter reconstruction over 2D-techniques. A cohort of 50 consecutive patients underwent CT-based treatment planning and dosimetric results were compared against conventional orthogonal film dosimetry using the Manchester system. CT-based treatment planning showed excellent visualization of the lumpectomy cavity, normal structures and better target volume delineation and coverage were achieved. Dwell times of the CT-based technique were in +-7%\pm 7 \% agreement to those of conventional plans. Cuttino et al. observed PTV D_(90)D_{90} increased from 89%89 \% to 95%(p=0.007)95 \%(p=0.007) when changing from a 2D technique to a CT-guided technique. Moreover the dose homogeneity index showed an increase from 0.77 to 0.82 after changing to the 3D technique ( p < 0.005p<0.005 ). On the other hand, Kolkmann-Deurloo et al. presented accurate results in a study performing reconstructions by using an IBU [70], with average reconstruction offsets of 0.6 mm without distortions correction and 0.2 mm with correction for 25 cm images from a radiograph-based device. Σε μια συνδυασμένη μελέτη φαντάσματος/ασθενούς, οι Hensley et al. [86] ανέφεραν μια αβεβαιότητα ανακατασκευής του καθετήρα με βάση την αξονική τομογραφία από 1,1 mm έως 2,8 mm . Επιπλέον, διαπίστωσαν ότι μεγαλύτερες αβεβαιότητες μπορεί να προκύψουν λόγω των κινήσεων του ασθενούς κατά τη διάρκεια της σάρωσης με αξονική τομογραφία. Τα ευρήματα αυτά σχετίζονται με έναν σχετικά αργό αξονικό τομογράφο, έτσι ώστε τα αναπνευστικά τεχνήματα και οι επιδράσεις μερικού όγκου να περιλαμβάνονται στην ανακατασκευή του καθετήρα. Παρ' όλα αυτά, οι Aristei et al. [87], Cuttino et al. [88] και Das et al. [89] έδειξαν τα πλεονεκτήματα της ανακατασκευής καθετήρα με βάση την τρισδιάστατη αξονική τομογραφία έναντι των τεχνικών 2D. Μια ομάδα 50 διαδοχικών ασθενών υποβλήθηκε σε σχεδιασμό θεραπείας με βάση την αξονική τομογραφία και τα δοσιμετρικά αποτελέσματα συγκρίθηκαν με τη συμβατική δοσιμετρία ορθογώνιου φιλμ χρησιμοποιώντας το σύστημα Manchester. Ο σχεδιασμός της θεραπείας με βάση την αξονική τομογραφία έδειξε εξαιρετική απεικόνιση της κοιλότητας της οσφυονωτιαίας τομής, των φυσιολογικών δομών και επιτεύχθηκε καλύτερη οριοθέτηση και κάλυψη του όγκου στόχου. Οι χρόνοι παραμονής της τεχνικής με βάση την αξονική τομογραφία ήταν σε +-7%\pm 7 \% συμφωνία με εκείνους των συμβατικών σχεδίων. Οι Cuttino και συν. παρατήρησαν ότι ο PTV D_(90)D_{90} αυξήθηκε από 89%89 \% σε 95%(p=0.007)95 \%(p=0.007) όταν έγινε μετάβαση από τεχνική 2D σε τεχνική καθοδηγούμενη από CT. Επιπλέον, ο δείκτης ομοιογένειας της δόσης παρουσίασε αύξηση από 0,77 σε 0,82 μετά τη μετάβαση στην τρισδιάστατη τεχνική ( p < 0.005p<0.005 ). Από την άλλη πλευρά, οι Kolkmann-Deurloo et al. παρουσίασαν ακριβή αποτελέσματα σε μια μελέτη που πραγματοποίησε ανακατασκευές με τη χρήση IBU [70], με μέση μετατόπιση ανακατασκευής 0,6 mm χωρίς διόρθωση παραμορφώσεων και 0,2 mm με διόρθωση για εικόνες 25 cm από συσκευή που βασίζεται σε ακτινογραφία.
In the book by Wazer and colleagues [90], Das and Thomadsen mentioned that catheters can shift in the breast, and there is no easy way to adjust the relative source positions to the target. Margins in the direction of the catheters must include this uncertainty. A 2 cm CTV-to-PTV expansion is suggested for the overall uncertainty. Στο βιβλίο του Wazer και των συνεργατών του [90], οι Das και Thomadsen ανέφεραν ότι οι καθετήρες μπορεί να μετατοπιστούν στο στήθος και δεν υπάρχει εύκολος τρόπος προσαρμογής των σχετικών θέσεων της πηγής στο στόχο. Τα περιθώρια προς την κατεύθυνση των καθετήρων πρέπει να περιλαμβάνουν αυτή την αβεβαιότητα. Για τη συνολική αβεβαιότητα προτείνεται μια επέκταση 2 cm μεταξύ CTV και PTV.
Contouring uncertainties for breast BT were studied in the work of Landis et al. [91]. The lumpectomy cavities of 33 patients were evaluated. The cavity, including a 1.5 cm margin, was defined as target volume in a CT dataset by four experienced physicians. The mean PTV was 215cm^(3)215 \mathrm{~cm}^{3}, with volumetric variations ranging from 7%7 \% to 42%42 \% per patient depending on the visibility of the lumpectomy cavity. In a similar study, Petersen et al. presented the Οι αβεβαιότητες περιγράμματος για τη ΒΤ του μαστού μελετήθηκαν στην εργασία των Landis et al. [91]. Αξιολογήθηκαν οι κοιλότητες οσφυονωτιαίας εκτομής 33 ασθενών. Η κοιλότητα, συμπεριλαμβανομένου ενός περιθωρίου 1,5 cm, ορίστηκε ως όγκος-στόχος σε ένα σύνολο δεδομένων CT από τέσσερις έμπειρους ιατρούς. Ο μέσος PTV ήταν 215cm^(3)215 \mathrm{~cm}^{3} , με ογκομετρικές διακυμάνσεις που κυμαίνονταν από 7%7 \% έως 42%42 \% ανά ασθενή, ανάλογα με την ορατότητα της κοιλότητας της οσφυονωτιαίας τομής. Σε παρόμοια μελέτη, οι Petersen και συν. παρουσίασαν την
conformity index (CI) for a patient group of 30 and three observers [92]. The CI is the ratio of overlapping volume and the encompassing delineated volume - in this case for the target volume. A mean Cl value of 0.61 ( 0.27-0.840.27-0.84 range) was observed. δείκτη συμμόρφωσης (CI) για μια ομάδα ασθενών 30 ατόμων και τριών παρατηρητών [92]. Ο CI είναι ο λόγος του επικαλυπτόμενου όγκου προς τον περιβάλλων οριοθετημένο όγκο - στην προκειμένη περίπτωση για τον όγκο-στόχο. Παρατηρήθηκε μια μέση τιμή CI 0,61 ( 0.27-0.840.27-0.84 εύρος).
Interfraction variations were investigated by Kim et al. using the MammoSite balloon applicator [93]. In a study of 19 patients with 10 fractions and CT imaging obtained before each fraction, they found that interfraction variations were patient specific and not clinically relevant for targets and OARs, but maximum variations could be clinically meaningful. The average trapped air gap volume was reduced from 3.7cm^(3)3.7 \mathrm{~cm}^{3} following implant to 0.8cm^(3)0.8 \mathrm{~cm}^{3} at time of first treatment fraction. MC calculations and phantom investigations in MammoSite balloons were performed by Kirk et al. to evaluate dose perturbations by contrast media [45]. They found heterogeneity correction factors of 0.99 and 0.98 for 2 cm and 3 cm balloon diameters, respectively, using 6%6 \% by volume of contrast solution. Οι διαθλαστικές μεταβολές διερευνήθηκαν από τους Kim et al. χρησιμοποιώντας τον εφαρμοστή μπαλονιών MammoSite [93]. Σε μια μελέτη 19 ασθενών με 10 κλάσματα και απεικόνιση CT που λαμβανόταν πριν από κάθε κλάσμα, διαπίστωσαν ότι οι διαθλαστικές διακυμάνσεις ήταν ειδικές για τον ασθενή και δεν είχαν κλινική σημασία για τους στόχους και τα OAR, αλλά οι μέγιστες διακυμάνσεις θα μπορούσαν να έχουν κλινική σημασία. Ο μέσος όγκος του παγιδευμένου διάκενου αέρα μειώθηκε από 3.7cm^(3)3.7 \mathrm{~cm}^{3} μετά την εμφύτευση σε 0.8cm^(3)0.8 \mathrm{~cm}^{3} κατά τη στιγμή του πρώτου κλάσματος θεραπείας. Οι υπολογισμοί MC και οι έρευνες φαντομίων σε μπαλόνια MammoSite πραγματοποιήθηκαν από τους Kirk et al. για την αξιολόγηση των διαταραχών της δόσης από τα σκιαγραφικά μέσα [45]. Βρήκαν συντελεστές διόρθωσης ετερογένειας 0,99 και 0,98 για διαμέτρους μπαλονιού 2 cm και 3 cm, αντίστοιχα, χρησιμοποιώντας 6%6 \% ανά όγκο σκιαγραφικού διαλύματος.
Plans of 15 MammoSite patients were analyzed by Todor et al. [94]. They reported that respiratory motion, tip location mismatch, and daily source position variation are the main factors for dose delivery uncertainty. Due to respiratory motion, balloon volume can be underestimated by 8%8 \% and 16%16 \% for CT and CBCT, respectively. The D_(95)D_{95} coverage decreased when the applicator tip was not delineated properly. When using small balloons (about 35cm^(3)35 \mathrm{~cm}^{3} ) a 3 mm uncertainty resulted in a D_(95)D_{95} coverage decrease from 96.3%96.3 \% to 92.6%92.6 \%. For a large balloon (about 99cm^(3)99 \mathrm{~cm}^{3} ) D_(95)D_{95} coverage decreased from 98.7%98.7 \% to 79.3%79.3 \%. However, it is not obvious why the variations with the large balloon are larger than with a small one. These are the only published data on this type of uncertainty. With a daily source position variation of 1mm,D_(95)1 \mathrm{~mm}, D_{95} coverage decreased from 98.7%98.7 \% to 88.2%88.2 \% over the course of 10 fractions for the 99cm^(3)99 \mathrm{~cm}^{3} balloon. Τα σχέδια 15 ασθενών του MammoSite αναλύθηκαν από τους Todor και συν [94]. Ανέφεραν ότι η αναπνευστική κίνηση, η αναντιστοιχία της θέσης του άκρου και η καθημερινή μεταβολή της θέσης της πηγής είναι οι κύριοι παράγοντες για την αβεβαιότητα της παροχής δόσης. Λόγω της αναπνευστικής κίνησης, ο όγκος του μπαλονιού μπορεί να υποεκτιμηθεί κατά 8%8 \% και 16%16 \% για CT και CBCT, αντίστοιχα. Η κάλυψη D_(95)D_{95} μειώθηκε όταν το άκρο του εφαρμοστή δεν οριοθετήθηκε σωστά. Κατά τη χρήση μικρών μπαλονιών (περίπου 35cm^(3)35 \mathrm{~cm}^{3} ) μια αβεβαιότητα 3 mm οδήγησε σε μείωση της κάλυψης D_(95)D_{95} από 96.3%96.3 \% σε 92.6%92.6 \% . Για ένα μεγάλο μπαλόνι (περίπου 99cm^(3)99 \mathrm{~cm}^{3} ) η D_(95)D_{95} κάλυψη μειώθηκε από 98.7%98.7 \% σε 79.3%79.3 \% . Ωστόσο, δεν είναι προφανές γιατί οι διακυμάνσεις με το μεγάλο μπαλόνι είναι μεγαλύτερες από ό,τι με ένα μικρό μπαλόνι. Αυτά είναι τα μόνα δημοσιευμένα δεδομένα για αυτό το είδος αβεβαιότητας. Με μια ημερήσια διακύμανση της θέσης της πηγής 1mm,D_(95)1 \mathrm{~mm}, D_{95} η κάλυψη μειώθηκε από 98.7%98.7 \% σε 88.2%88.2 \% κατά τη διάρκεια 10 κλασμάτων για το μπαλόνι 99cm^(3)99 \mathrm{~cm}^{3} .
Generalized uncertainties for prostate malignancies Γενικευμένες αβεβαιότητες για κακοήθειες του προστάτη
Besides contouring uncertainties, source positioning relative to the target and OARs is the main source of uncertainty for prostate dosimetry. For permanent seed implants, the target volume changes substantially during the time of relevant dose delivery. Prostate swelling compared to day-0 volume varies between 30%30 \% and 90%90 \%, and then edema resolves exponentially with a mean half-life of 9.3 days [95,96]. Post-implant edema is usually not considered in the pre-procedural plan dose calculations. However, edema may have a considerable impact on the delivered dose. The impact of edema on prostate dosimetry was modeled by Yue et al. [97]. They found that for a set of assumed edema parameters ( 50%50 \% volume increase and 10 day volumetric half-life), static ^(125)I{ }^{125} \mathrm{I} or ^(103)Pd{ }^{103} \mathrm{Pd} pre-procedural plans overestimate total dose by about 5%5 \% and 12%12 \%, respectively. Εκτός από τις αβεβαιότητες περιγράμματος, η τοποθέτηση της πηγής σε σχέση με το στόχο και τα OAR είναι η κύρια πηγή αβεβαιότητας για τη δοσιμετρία του προστάτη. Για τα μόνιμα εμφυτεύματα σπόρων, ο όγκος του στόχου μεταβάλλεται σημαντικά κατά τη διάρκεια της σχετικής παροχής δόσης. Η διόγκωση του προστάτη σε σύγκριση με τον όγκο της ημέρας 0 κυμαίνεται μεταξύ 30%30 \% και 90%90 \% και στη συνέχεια το οίδημα υποχωρεί εκθετικά με μέσο χρόνο ημιζωής 9,3 ημέρες [95,96]. Το οίδημα μετά την εμφύτευση συνήθως δεν λαμβάνεται υπόψη στους υπολογισμούς της δόσης πριν από το σχέδιο επέμβασης. Ωστόσο, το οίδημα μπορεί να έχει σημαντικό αντίκτυπο στην παρεχόμενη δόση. Ο αντίκτυπος του οιδήματος στη δοσιμετρία του προστάτη μοντελοποιήθηκε από τους Yue και συν [97]. Διαπίστωσαν ότι για ένα σύνολο υποτιθέμενων παραμέτρων οιδήματος ( 50%50 \% αύξηση όγκου και 10 ημέρες ογκομετρικού χρόνου ημιζωής), τα στατικά ^(125)I{ }^{125} \mathrm{I} ή ^(103)Pd{ }^{103} \mathrm{Pd} προ-διαδικαστικά σχέδια υπερεκτιμούν τη συνολική δόση κατά περίπου 5%5 \% και 12%12 \% , αντίστοιχα.
The variation of permanent prostate BT dosimetry as a function of seed localization uncertainty was investigated for ^(125){ }^{125} I implants by applying Gaussian noise with standard deviations ranging from 0.5 mm to 10 mm to the seed coordinates of post-procedural plan datasets [98]. The results demonstrated that < 5%<5 \% deviation of prostate D_(90)D_{90} can be expected when seed localization uncertainty is 2 mm , whereas a seed localization uncertainty of 10 mm yielded an average D_(90)D_{90} decrease of 33 Gy . Because of its lower energy and higher dose gradient, the magnitude of seed localization uncertainty is higher for ^(103)Pd{ }^{103} \mathrm{Pd} implants, and the opposite is true for ^(131)Cs{ }^{131} \mathrm{Cs} implants due to their higher energy and lower dose gradient. Η διακύμανση της δοσιμετρίας της μόνιμης ΒΤ του προστάτη ως συνάρτηση της αβεβαιότητας εντοπισμού του σπόρου διερευνήθηκε για εμφυτεύματα ^(125){ }^{125} I εφαρμόζοντας γκαουσιανό θόρυβο με τυπικές αποκλίσεις που κυμαίνονται από 0,5 mm έως 10 mm στις συντεταγμένες του σπόρου σε σύνολα δεδομένων μετά την επέμβαση [98]. Τα αποτελέσματα έδειξαν ότι < 5%<5 \% απόκλιση του προστάτη D_(90)D_{90} μπορεί να αναμένεται όταν η αβεβαιότητα εντοπισμού του σπόρου είναι 2 mm , ενώ μια αβεβαιότητα εντοπισμού του σπόρου 10 mm απέδωσε μια μέση D_(90)D_{90} μείωση 33 Gy . Λόγω της χαμηλότερης ενέργειας και της υψηλότερης βαθμίδας δόσης, το μέγεθος της αβεβαιότητας εντοπισμού του σπόρου είναι υψηλότερο για τα ^(103)Pd{ }^{103} \mathrm{Pd} εμφυτεύματα, ενώ το αντίθετο ισχύει για τα ^(131)Cs{ }^{131} \mathrm{Cs} εμφυτεύματα λόγω της υψηλότερης ενέργειας και της χαμηλότερης βαθμίδας δόσης.
In a multi-institutional study by the GEC-ESTRO BRAPHYQS group, Siebert et al. analyzed the impact of CT parameters on seed localization variations [99]. Seed reconstruction accuracy was not dependent on scanned field-of-view, tube current, tube peak voltage, and scan type (axial or spiral). They found CT seed Σε μια πολυϊδρυματική μελέτη της ομάδας GEC-ESTRO BRAPHYQS, οι Siebert και συν. ανέλυσαν την επίδραση των παραμέτρων της αξονικής τομογραφίας στις διακυμάνσεις του εντοπισμού των σπόρων [99]. Η ακρίβεια ανακατασκευής του σπόρου δεν εξαρτήθηκε από το οπτικό πεδίο σάρωσης, το ρεύμα λυχνίας, την τάση κορυφής της λυχνίας και τον τύπο σάρωσης (αξονική ή σπειροειδής). Διαπίστωσαν ότι ο σπόρος CT
reconstruction accuracy decreases in the longitudinal direction when slice thickness or table index (pertinent pitch for helical scans) > 4mm>4 \mathrm{~mm}. For example, using a 2 mm axial slice thickness and table index had a 0.2 mm uncertainty whereas a 5 mm slice thickness and table index had a 0.7 mm uncertainty. Moreover, the quality of seed reconstruction can be dependent on seed model when using seed-detection software. In a phantom test pattern consisting of 9 dummy sources, 0-30-3 mismatches occurred [99]. A similar phantom study was published by DeBrabandere et al., but included MRI imaging [100]. They inserted 60 dummy seeds into a newly designed gel-based phantom and performed CT and MRI scans. Seed reconstruction uncertainties for 3mm,4mm3 \mathrm{~mm}, 4 \mathrm{~mm}, and 5 mm thick slices were smaller for CT than MRI ( 1.5 T ) datasets, being 0.9+-0.6mm,0.9+-0.6mm0.9 \pm 0.6 \mathrm{~mm}, 0.9 \pm 0.6 \mathrm{~mm}, and 2.1+-0.8mm2.1 \pm 0.8 \mathrm{~mm} for CT and 2.1+-1.4mm,1.6+-1.2mm2.1 \pm 1.4 \mathrm{~mm}, 1.6 \pm 1.2 \mathrm{~mm}, and 1.9+-0.9mm1.9 \pm 0.9 \mathrm{~mm} for MRI, respectively. Η ακρίβεια ανακατασκευής μειώνεται κατά τη διαμήκη διεύθυνση όταν το πάχος φέτας ή ο δείκτης του τραπεζιού (σχετικό βήμα για ελικοειδείς σαρώσεις) > 4mm>4 \mathrm{~mm} . Για παράδειγμα, η χρήση αξονικού πάχους φέτας 2 mm και δείκτη τραπέζης είχε αβεβαιότητα 0,2 mm, ενώ πάχος φέτας 5 mm και δείκτης τραπέζης είχε αβεβαιότητα 0,7 mm. Επιπλέον, η ποιότητα της ανακατασκευής του σπόρου μπορεί να εξαρτάται από το μοντέλο του σπόρου όταν χρησιμοποιείται λογισμικό εντοπισμού του σπόρου. Σε ένα πρότυπο δοκιμής φαντάσματος που αποτελείται από 9 εικονικές πηγές, εμφανίστηκαν αναντιστοιχίες 0-30-3 [99]. Μια παρόμοια μελέτη phantom δημοσιεύθηκε από τους DeBrabandere κ.ά., αλλά περιλάμβανε απεικόνιση MRI [100]. Εισήγαγαν 60 ομοίωμα σπόρων σε ένα νεοσχεδιασμένο phantom με βάση τη γέλη και πραγματοποίησαν σαρώσεις CT και MRI. Οι αβεβαιότητες ανακατασκευής των σπόρων για 3mm,4mm3 \mathrm{~mm}, 4 \mathrm{~mm} , και τομές πάχους 5 mm ήταν μικρότερες για τα σύνολα δεδομένων CT από ό,τι MRI ( 1,5 T ), και ήταν 0.9+-0.6mm,0.9+-0.6mm0.9 \pm 0.6 \mathrm{~mm}, 0.9 \pm 0.6 \mathrm{~mm} , και 2.1+-0.8mm2.1 \pm 0.8 \mathrm{~mm} για CT και 2.1+-1.4mm,1.6+-1.2mm2.1 \pm 1.4 \mathrm{~mm}, 1.6 \pm 1.2 \mathrm{~mm} , και 1.9+-0.9mm1.9 \pm 0.9 \mathrm{~mm} για MRI, αντίστοιχα.
A further study by the GEC-ESTRO BRAPHYQS group compared uncertainties introduced by contouring, seed reconstruction and image fusion for three patients [101]. Interobserver variation for these three aspects was investigated for post-procedural planning dosimetry using CT alone, T1 and T2 weighted (fused), and CT and T2 weighted (fused) MRI datasets. The largest standard deviations were found for contouring and fusion. The impact on D_(90)D_{90} was highly technique dependent: for contouring, the standard deviations ( k=1k=1 ) were 23%,18%23 \%, 18 \%, and 17%17 \% for CT, T1+T2\mathrm{T} 1+\mathrm{T} 2, and CT+T2\mathrm{CT}+\mathrm{T} 2, respectively. The D_(90)D_{90} uncertainties for seed localization were smaller, 2%,7%2 \%, 7 \%, and 2%2 \% for CT, T1+T2\mathrm{T} 1+\mathrm{T} 2, and CT + T2, respectively. Fusion uncertainties in D_(90)D_{90} were 6%6 \% and 16%16 \% for T1+T2\mathrm{T} 1+\mathrm{T} 2 and CT+T2\mathrm{CT}+\mathrm{T} 2, respectively. Μια άλλη μελέτη από την ομάδα GEC-ESTRO BRAPHYQS συνέκρινε τις αβεβαιότητες που εισήγαγε το περίγραμμα, η ανακατασκευή σπόρων και η συγχώνευση εικόνων για τρεις ασθενείς [101]. Η διαπαρατηρητική διακύμανση για αυτές τις τρεις πτυχές διερευνήθηκε για τη δοσιμετρία σχεδιασμού μετά την επέμβαση χρησιμοποιώντας μόνο CT, σύνολα δεδομένων T1 και T2 σταθμισμένα (συγχωνευμένα) και σύνολα δεδομένων CT και T2 σταθμισμένα (συγχωνευμένα) MRI. Οι μεγαλύτερες τυπικές αποκλίσεις βρέθηκαν για το περίγραμμα και τη συγχώνευση. Ο αντίκτυπος στο D_(90)D_{90} εξαρτιόταν σε μεγάλο βαθμό από την τεχνική: για τη διαμόρφωση του περιγράμματος, οι τυπικές αποκλίσεις ( k=1k=1 ) ήταν 23%,18%23 \%, 18 \% και 17%17 \% για CT, T1+T2\mathrm{T} 1+\mathrm{T} 2 και CT+T2\mathrm{CT}+\mathrm{T} 2 , αντίστοιχα. Οι D_(90)D_{90} αβεβαιότητες για τον εντοπισμό του σπόρου ήταν μικρότερες, 2%,7%2 \%, 7 \% , και 2%2 \% για CT, T1+T2\mathrm{T} 1+\mathrm{T} 2 , και CT + T2, αντίστοιχα. Οι αβεβαιότητες σύντηξης σε D_(90)D_{90} ήταν 6%6 \% και 16%16 \% για T1+T2\mathrm{T} 1+\mathrm{T} 2 και CT+T2\mathrm{CT}+\mathrm{T} 2 , αντίστοιχα.
In an extensive study, Lindsay et al. demonstrated that contouring uncertainties and seed localization uncertainties have a large impact on the predicted radiobiological outcome for LDR ^(125){ }^{125} I prostate seed patients [102]. They observed that the largest impact on dosimetry was found to be seed localization uncertainties ( 6 mm ) resulting in changes of the D_(90)D_{90} of the prostate of more than 10%10 \%. The mentioned maximum 6 mm uncertainty of seed localization is, compared to other studies, very conservative. Nevertheless it must be pointed out that this was a simulation study, i.e. the uncertainties are of a theoretical nature and do not account for uncertainties in radiobiological parameters. Σε μια εκτεταμένη μελέτη, οι Lindsay και συν. απέδειξαν ότι οι αβεβαιότητες περιγράμματος και οι αβεβαιότητες εντοπισμού του σπόρου έχουν μεγάλο αντίκτυπο στο προβλεπόμενο ραδιοβιολογικό αποτέλεσμα για ασθενείς με LDR ^(125){ }^{125} I σπόρο προστάτη [102]. Παρατήρησαν ότι η μεγαλύτερη επίπτωση στη δοσιμετρία διαπιστώθηκε ότι είναι οι αβεβαιότητες εντοπισμού του σπόρου ( 6 mm ) που οδηγούν σε μεταβολές του D_(90)D_{90} του προστάτη περισσότερο από 10%10 \% . Η αναφερόμενη μέγιστη αβεβαιότητα εντοπισμού του σπόρου των 6 mm είναι, σε σύγκριση με άλλες μελέτες, πολύ συντηρητική. Ωστόσο, πρέπει να επισημανθεί ότι πρόκειται για μελέτη προσομοίωσης, δηλαδή οι αβεβαιότητες είναι θεωρητικού χαρακτήρα και δεν λαμβάνουν υπόψη τις αβεβαιότητες των ραδιοβιολογικών παραμέτρων.
For HDR ^(192){ }^{192} Ir BT, substantial changes of the implanted needles relative to the target geometry have been reported between individual fractions when a single implant and CT-based planning is used. A classic report on this topic demonstrated the shift of the interstitial needle tips in the direction of the prostate apex [103]. Without any corrective measures, the mean prostate D_(90)D_{90} dropped from 96%96 \% to 64%64 \%. This effect was reported by several other groups, also with substantial OAR dose uncertainties [104-107]. Either a cranial PTV margin is needed and/or imaging should be performed for each fraction followed by correction of the dwell time distribution or the needle positions. Another solution is needle design improvement for better needle fixation to the target. Instead of affixing needles to a template outside the body, needle tip fixation inside the target volume is a promising alternative. The mean absolute displacement for such self-anchoring needles during a 3-day PDR ^(192){ }^{192} Ir, prostate BT treatment was 1.2 mm [108]. However, mean absolute differences are not directly comparable to the systematic mean difference and the distributed standard deviation. Για το HDR ^(192){ }^{192} Ir BT, έχουν αναφερθεί σημαντικές αλλαγές των εμφυτευμένων βελόνων σε σχέση με τη γεωμετρία του στόχου μεταξύ των επιμέρους κλασμάτων όταν χρησιμοποιείται ένα μόνο εμφύτευμα και σχεδιασμός με βάση την CT. Μια κλασική αναφορά σχετικά με το θέμα αυτό κατέδειξε τη μετατόπιση των άκρων των διατομικών βελονών προς την κατεύθυνση της κορυφής του προστάτη [103]. Χωρίς κανένα διορθωτικό μέτρο, η μέση D_(90)D_{90} του προστάτη μειώθηκε από 96%96 \% σε 64%64 \% . Το φαινόμενο αυτό αναφέρθηκε από διάφορες άλλες ομάδες, επίσης με σημαντικές αβεβαιότητες ως προς τη δόση OAR [104-107]. Απαιτείται είτε ένα κρανιακό περιθώριο PTV είτε/και η απεικόνιση θα πρέπει να πραγματοποιείται για κάθε κλάσμα ακολουθούμενη από διόρθωση της κατανομής του χρόνου παραμονής ή των θέσεων της βελόνας. Μια άλλη λύση είναι η βελτίωση του σχεδιασμού της βελόνας για καλύτερη στερέωση της βελόνας στο στόχο. Αντί της στερέωσης των βελόνων σε ένα πρότυπο εκτός του σώματος, η στερέωση του άκρου της βελόνας εντός του όγκου-στόχου είναι μια πολλά υποσχόμενη εναλλακτική λύση. Η μέση απόλυτη μετατόπιση για τέτοιες βελόνες αυτόματης αγκύρωσης κατά τη διάρκεια μιας 3ήμερης θεραπείας με PDR ^(192){ }^{192} Ir, BT προστάτη ήταν 1,2 mm [108]. Ωστόσο, οι μέσες απόλυτες διαφορές δεν είναι άμεσα συγκρίσιμες με τη συστηματική μέση διαφορά και την κατανεμημένη τυπική απόκλιση.
Different from the experience with CT-based dosimetry, a 3D US-based treatment protocol was tested by performing imaging for the treatment plan plus two 3D US scans close in time to dose delivery [109]. Although a systematic change was observed, the average needle displacement was 1 mm . These geometric changes result in only 1.6%D_(90)1.6 \% D_{90} reductions. However, some parameters were influenced by up to 5%5 \% in individual patients. A possible conclusion is to limit applicator displacement and other geometric variations to <= 1mm\leqslant 1 \mathrm{~mm}. Not only is displacement of the implanted applicator of Διαφορετικά από την εμπειρία με τη δοσιμετρία με βάση την αξονική τομογραφία, δοκιμάστηκε ένα πρωτόκολλο θεραπείας με βάση τις τρισδιάστατες ΗΠΑ, με την εκτέλεση απεικόνισης για το σχέδιο θεραπείας και δύο τρισδιάστατων σαρώσεων ΗΠΑ κοντά στο χρόνο χορήγησης της δόσης [109]. Αν και παρατηρήθηκε συστηματική αλλαγή, η μέση μετατόπιση της βελόνας ήταν 1 mm . Αυτές οι γεωμετρικές αλλαγές οδηγούν μόνο σε 1.6%D_(90)1.6 \% D_{90} μειώσεις. Ωστόσο, ορισμένες παράμετροι επηρεάστηκαν έως και 5%5 \% σε μεμονωμένους ασθενείς. Ένα πιθανό συμπέρασμα είναι ο περιορισμός της μετατόπισης του εφαρμοστή και άλλων γεωμετρικών μεταβολών σε <= 1mm\leqslant 1 \mathrm{~mm} . Δεν είναι μόνο η μετατόπιση του εμφυτευμένου εφαρμοστή της
interest, but also is the uncertainty in needle locations (particularly the needle tips). In phantom investigations, Siebert et al. showed that US-based needle tip localization in the sagittal view was accurate within 1 mm , yet subject to inter- and intraobserver variations in manual needle tip detection [110]. Further, lower US system gain settings ( -15 dB compared to 15 dB ) reduced intraobserver variations. Peikari et al. found needle localization variations of 0.5-4mm0.5-4 \mathrm{~mm}, depending on needle position with respect to the US fields and settings of gain and power [111]. The influence of geometric uncertainties on dosimetry was evaluated in a model-based simulation [112]. Source positioning along the catheter and catheter reconstruction uncertainties of 1.5 mm and 1.0 mm , respectively, led to < 2%<2 \% dose uncertainty for dose volume parameters related to lower doses than 200%200 \% of the prescribed dose and reaching up to 5%5 \% dose uncertainty at locations within a couple millimeters of the catheters. These uncertainties influenced PTV dose and urethra DVH results by < 1%<1 \%. Catheter-reconstruction uncertainties of 2 mm caused dose uncertainties of 2-9%2-9 \% for locations inside the 150%150 \% isodose contour. ενδιαφέροντος, αλλά και η αβεβαιότητα στις θέσεις των βελόνων (ιδίως στις άκρες των βελόνων). Σε έρευνες σε φάντασμα, οι Siebert et al. έδειξαν ότι ο εντοπισμός του άκρου της βελόνας με βάση τις ΗΠΑ στην οβελιαία όψη ήταν ακριβής με ακρίβεια 1 mm , αλλά υπόκειται σε διακυμάνσεις μεταξύ και εντός των παρατηρητών κατά τον χειροκίνητο εντοπισμό του άκρου της βελόνας [110]. Περαιτέρω, οι χαμηλότερες ρυθμίσεις ενίσχυσης του συστήματος US ( -15 dB σε σύγκριση με 15 dB ) μείωσαν τις παραλλαγές μεταξύ των παρατηρητών. Οι Peikari και συν. διαπίστωσαν διακυμάνσεις εντοπισμού της βελόνας της τάξης του 0.5-4mm0.5-4 \mathrm{~mm} , ανάλογα με τη θέση της βελόνας σε σχέση με τα πεδία των ΗΠΑ και τις ρυθμίσεις του κέρδους και της ισχύος [111]. Η επιρροή των γεωμετρικών αβεβαιοτήτων στη δοσιμετρία αξιολογήθηκε σε μια προσομοίωση βάσει μοντέλου [112]. Η τοποθέτηση της πηγής κατά μήκος του καθετήρα και οι αβεβαιότητες ανακατασκευής του καθετήρα ύψους 1,5 mm και 1,0 mm , αντίστοιχα, οδήγησαν σε < 2%<2 \% αβεβαιότητα δόσης για παραμέτρους όγκου δόσης που σχετίζονται με χαμηλότερες δόσεις από 200%200 \% της προβλεπόμενης δόσης και φτάνουν μέχρι 5%5 \% αβεβαιότητα δόσης σε θέσεις εντός μερικών χιλιοστών από τους καθετήρες. Αυτές οι αβεβαιότητες επηρέασαν τα αποτελέσματα της δόσης PTV και της DVH ουρήθρας κατά < 1%<1 \% . Οι αβεβαιότητες ανακατασκευής των καθετήρων των 2 mm προκάλεσαν αβεβαιότητες δόσης 2-9%2-9 \% για θέσεις εντός του περιγράμματος ισοδόσεων 150%150 \% .
Example uncertainty estimates Παράδειγμα εκτιμήσεων αβεβαιότητας
The three disease sites discussed above are examined in the following examples of dosimetric uncertainty estimation. Uncertainty components are ordered in a quasi-chronological fashion. These dosimetric uncertainties correspond to k=1k=1 typical values that can be achieved with current technology. If not otherwise stated AAPM TG-43 formalism was used for dose calculation. Researchers should report their own findings and identify means of minimizing the largest prevalent dosimetric uncertainties. The inter- and intrafraction changes between imaging and dose delivery need special attention to quantify resultant dosimetric uncertainties - this is a ripe area for research. In common to these uncertainties is the bias with inter- and intra-observer variations in contouring. Contouring uncertainties influence both inter- and intra-observer variations. Any study delineating an organ or a CTV on two image sets includes these variations in the overall results. Interobserver variations have been reported to influence D_(90)D_{90} or D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} values by several percent [113] as is the case with intraobserver variations on target volume dose parameters [114]. Assuming normal distributions for the interfraction and intraobserver (i.e., contouring) uncertainties, with no interrelationship, the square of the total uncertainty will correspond to the sum of the squares of the interfraction and contouring uncertainties. As one cannot directly assess the interfraction uncertainty, it may be derived from the square root of the difference between the squares of the total and contouring uncertainties. Analysis of this bias in any clinical study (including contouring) has not been reported so far for BT. Therefore, the given values for interfraction effects could slightly overestimate the real uncertainties given their inclusion of the intraobserver component [115]. The total dosimetric uncertainty is also given with k=1k=1. The major contribution follows from contouring and intra/interfraction variations. For these kinds of uncertainties, the normal distribution is not true for large values. Anatomy limits the possible situations, i.e., during fractionated treatment an organ usually cannot get closer to the implant that is in the direct vicinity of the target volume. Οι τρεις περιοχές ασθένειας που εξετάστηκαν παραπάνω εξετάζονται στα ακόλουθα παραδείγματα εκτίμησης της δοσιμετρικής αβεβαιότητας. Οι συνιστώσες αβεβαιότητας διατάσσονται με οιονεί χρονολογικό τρόπο. Αυτές οι δοσιμετρικές αβεβαιότητες αντιστοιχούν σε k=1k=1 τυπικές τιμές που μπορούν να επιτευχθούν με την τρέχουσα τεχνολογία. Εάν δεν αναφέρεται διαφορετικά, χρησιμοποιήθηκε ο φορμαλισμός AAPM TG-43 για τον υπολογισμό της δόσης. Οι ερευνητές θα πρέπει να αναφέρουν τα δικά τους ευρήματα και να προσδιορίζουν μέσα ελαχιστοποίησης των μεγαλύτερων επικρατουσών δοσιμετρικών αβεβαιοτήτων. Οι αλλαγές μεταξύ και εντός των κλασμάτων μεταξύ της απεικόνισης και της παροχής δόσης χρειάζονται ιδιαίτερη προσοχή για την ποσοτικοποίηση των προκύπτουσων δοσιμετρικών αβεβαιοτήτων - πρόκειται για έναν ώριμο τομέα για έρευνα. Κοινό χαρακτηριστικό αυτών των αβεβαιοτήτων είναι η μεροληψία με διακυμάνσεις μεταξύ και εντός των παρατηρητών στη διαμόρφωση του περιγράμματος. Οι αβεβαιότητες διαμόρφωσης του περιγράμματος επηρεάζουν τόσο τις διακυμάνσεις μεταξύ όσο και τις διακυμάνσεις εντός του παρατηρητή. Οποιαδήποτε μελέτη που οριοθετεί ένα όργανο ή ένα CTV σε δύο σύνολα εικόνων περιλαμβάνει αυτές τις παραλλαγές στα συνολικά αποτελέσματα. Έχει αναφερθεί ότι οι διακυμάνσεις μεταξύ των παρατηρητών επηρεάζουν τις τιμές D_(90)D_{90} ή D_(2cm^(3))D_{2 \mathrm{~cm}^{3}} κατά αρκετό ποσοστό [113], όπως συμβαίνει και με τις διακυμάνσεις εντός των παρατηρητών στις παραμέτρους της δόσης του όγκου στόχου [114]. Υποθέτοντας κανονικές κατανομές για τις αβεβαιότητες μεταξύ των παρατηρητών και τις αβεβαιότητες εντός των παρατηρητών (δηλ. του περιγράμματος), χωρίς καμία αλληλεπίδραση, το τετράγωνο της συνολικής αβεβαιότητας θα αντιστοιχεί στο άθροισμα των τετραγώνων των αβεβαιοτήτων μεταξύ των παρατηρητών και του περιγράμματος. Καθώς δεν μπορεί κανείς να εκτιμήσει άμεσα την αβεβαιότητα διαθλαστικότητας, μπορεί να προκύψει από την τετραγωνική ρίζα της διαφοράς μεταξύ των τετραγώνων της συνολικής αβεβαιότητας και της αβεβαιότητας περιγράμματος. Η ανάλυση αυτής της μεροληψίας σε οποιαδήποτε κλινική μελέτη (συμπεριλαμβανομένης της περιγράμματος) δεν έχει αναφερθεί μέχρι στιγμής για τη ΒΤ. Ως εκ τούτου, οι τιμές που δίνονται για τις διαθλαστικές επιδράσεις ενδέχεται να υπερεκτιμούν ελαφρώς τις πραγματικές αβεβαιότητες, δεδομένου ότι περιλαμβάνουν τη συνιστώσα που αφορά την ενδοεπιθεώρηση [115]. Η συνολική δοσιμετρική αβεβαιότητα δίνεται επίσης με k=1k=1 . Η σημαντικότερη συμβολή προκύπτει από το περίγραμμα και τις ενδο/διαθλαστικές μεταβολές. Για αυτού του είδους τις αβεβαιότητες, η κανονική κατανομή δεν ισχύει για μεγάλες τιμές. Η ανατομία περιορίζει τις πιθανές καταστάσεις, δηλ. κατά τη διάρκεια της κλασματοποιημένης θεραπείας ένα όργανο συνήθως δεν μπορεί να πλησιάσει το εμφύτευμα που βρίσκεται σε άμεση γειτνίαση με τον όγκο-στόχο.
HDR ^(192){ }^{192} Ir GYN vaginal brachytherapy HDR ^(192){ }^{192} Ir GYN κολπική βραχυθεραπεία
In this example, Table 1, the relative dosimetric uncertainty is assessed at a point on the transverse plane on the surface (or at 5 mm depth) of a 30 mm diameter vaginal cylinder BT applicator (e.g., the prescription point). Dwell times over the 50 mm active length are optimized to cover the lateral cylinder-surface uniformly along the irradiated length with no consideration for dose uniformity on the applicator dome. Σε αυτό το παράδειγμα, Πίνακας 1, η σχετική δοσιμετρική αβεβαιότητα εκτιμάται σε ένα σημείο του εγκάρσιου επιπέδου στην επιφάνεια (ή σε βάθος 5 mm) ενός εφαρμοστή κολπικού κυλίνδρου ΒΤ διαμέτρου 30 mm (π.χ. το σημείο συνταγογράφησης). Οι χρόνοι παραμονής στο ενεργό μήκος των 50 mm βελτιστοποιούνται ώστε να καλύπτουν ομοιόμορφα την πλευρική επιφάνεια του κυλίνδρου κατά μήκος του ακτινοβολούμενου μήκους, χωρίς να λαμβάνεται υπόψη η ομοιομορφία της δόσης στο θόλο του εφαρμοστή.
HDR ^(192){ }^{192} Ir GYN cervical intracavitary brachytherapy HDR ^(192){ }^{192} Ir GYN ενδοκαυτηριακή βραχυθεραπεία τραχήλου μήτρας
In this example, Table 2, the HR CTV D_(90)D_{90} uncertainty for cervix cancer treated by intracavitary HDR ^(192){ }^{192} Ir BT is analyzed. The uncertainty for a single fraction is different to the overall D_(90)D_{90}, which is expressed in EQD2 for the entire treatment, consisting of EBRT plus several fractions of BT. Delivering the dose in several fractions usually results in smaller variations due to compensating effects in case of random uncertainties. Σε αυτό το παράδειγμα, στον πίνακα 2, αναλύεται η αβεβαιότητα HR CTV D_(90)D_{90} για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας που αντιμετωπίζεται με ενδοκοιλιακή HDR ^(192){ }^{192} Ir BT. Η αβεβαιότητα για ένα μεμονωμένο κλάσμα είναι διαφορετική από τη συνολική D_(90)D_{90} , η οποία εκφράζεται σε EQD2 για ολόκληρη τη θεραπεία, που αποτελείται από EBRT συν αρκετά κλάσματα BT. Η χορήγηση της δόσης σε πολλά κλάσματα οδηγεί συνήθως σε μικρότερες διακυμάνσεις λόγω αντισταθμιστικών επιδράσεων σε περίπτωση τυχαίων αβεβαιοτήτων.
Assuming 4 fractions with non-systematic organ changes in-between, the uncertainties for dose delivery and interfraction variations are only half (1//sqrt()4)(1 / \sqrt{ } 4) of the values stated in Example 2, while the others stay constant as source strength calibration and dose planning is not repeated for subsequent fractions. This would reduce the overall uncertainty to < 7%<7 \%. If we further assume that in a schedule with HDR fractions, with additional 3D imaging prior to each fraction in order to detect anatomic variations, a 5%5 \% overall HR CTV uncertainty is obtained. Υποθέτοντας 4 κλάσματα με μη συστηματικές μεταβολές οργάνων ενδιάμεσα, οι αβεβαιότητες για την παροχή δόσης και τις μεταβολές μεταξύ των κλασμάτων είναι μόνο οι μισές (1//sqrt()4)(1 / \sqrt{ } 4) από τις τιμές που αναφέρονται στο παράδειγμα 2, ενώ οι υπόλοιπες παραμένουν σταθερές, καθώς η βαθμονόμηση της ισχύος της πηγής και ο σχεδιασμός της δόσης δεν επαναλαμβάνονται για τα επόμενα κλάσματα. Αυτό θα μείωνε τη συνολική αβεβαιότητα σε < 7%<7 \% . Εάν υποθέσουμε περαιτέρω ότι σε ένα πρόγραμμα με κλάσματα HDR, με πρόσθετη τρισδιάστατη απεικόνιση πριν από κάθε κλάσμα για την ανίχνευση ανατομικών μεταβολών, προκύπτει συνολική αβεβαιότητα 5%5 \% HR CTV.
HDR ^(192){ }^{192} Ir breast balloon brachytherapy HDR ^(192){ }^{192} Ir βραχυθεραπεία μαστού με μπαλόνι
In this example, Table 3, the relative dosimetric uncertainty is assessed at a point on the transverse plane 10 mm from the surface of a 50 mm diameter multi-lumen breast BT applicator (e.g., the prescription point). The dwell position/timing optimization is complex, but largely restricted to the balloon center. Σε αυτό το παράδειγμα, Πίνακας 3, η σχετική δοσιμετρική αβεβαιότητα εκτιμάται σε ένα σημείο του εγκάρσιου επιπέδου 10 mm από την επιφάνεια ενός εφαρμοστή πολλαπλών αυλών διαμέτρου 50 mm για τη ΒΤ μαστού (π.χ. το σημείο συνταγογράφησης). Η βελτιστοποίηση θέσης/χρονισμού παραμονής είναι πολύπλοκη, αλλά περιορίζεται σε μεγάλο βαθμό στο κέντρο του μπαλονιού.
LDR ^(125){ }^{125} I prostate permanent brachytherapy LDR ^(125){ }^{125} I μόνιμη βραχυθεραπεία προστάτη
In this example, Table 4, the prostate D_(90)D_{90} uncertainty is assessed for a 50cm^(3)50 \mathrm{~cm}^{3} prostate volume (post-implant CT-based on day 0 ) with intraoperative treatment planning using 104 seeds spaced with a TRUS template. Σε αυτό το παράδειγμα, Πίνακας 4, η αβεβαιότητα του προστάτη D_(90)D_{90} εκτιμάται για έναν όγκο προστάτη 50cm^(3)50 \mathrm{~cm}^{3} (μετά την εμφύτευση με βάση την CT την ημέρα 0 ) με διεγχειρητικό σχεδιασμό θεραπείας χρησιμοποιώντας 104 σπόρους σε απόσταση μεταξύ τους με πρότυπο TRUS.
HDR ^(192){ }^{192} Ir prostate US-based brachytherapy HDR ^(192){ }^{192} Ir προστάτη Βραχυθεραπεία με βάση τις ΗΠΑ
In this example, Table 5, the relative dosimetric uncertainties are considered with respect to the D_(90)D_{90} and V_(150)V_{150} dose-volume parameters for the prostate gland (i.e., PTV). Σε αυτό το παράδειγμα, Πίνακας 5, εξετάζονται οι σχετικές δοσιμετρικές αβεβαιότητες σε σχέση με τις παραμέτρους D_(90)D_{90} και V_(150)V_{150} δόσης-όγκου για τον αδένα του προστάτη (δηλ. PTV).
US imaging without silicone-based stand-offs should be performed for better sound coupling to rectal tissue or else there may be D_(90)D_{90} or V_(150)V_{150} errors of 4%4 \% and 24%24 \%, respectively [116]. Water or US-gel filled balloons should be used for achieving overall geometry reliability of up to 1.0 mm ( 0.3-0.7mm0.3-0.7 \mathrm{~mm} range). Η απεικόνιση των ΗΠΑ χωρίς αποστάτες με βάση τη σιλικόνη θα πρέπει να πραγματοποιείται για καλύτερη σύζευξη του ήχου με τον ιστό του ορθού, διαφορετικά μπορεί να υπάρξουν σφάλματα D_(90)D_{90} ή V_(150)V_{150}4%4 \% και 24%24 \% , αντίστοιχα [116]. Θα πρέπει να χρησιμοποιούνται μπαλόνια γεμισμένα με νερό ή US-gel για την επίτευξη αξιοπιστίας της συνολικής γεωμετρίας έως και 1,0 mm ( 0.3-0.7mm0.3-0.7 \mathrm{~mm} εύρος).
A reconstruction accuracy of 0.7 mm is possible for catheters tips when the catheter free-length measurement method (available in both Oncentra Prostate by Nucletron/Elekta and Vitesse by Varian Medical Systems) is used [117]. Since catheter tip accuracy defines the accuracy of source dwell positions generated by the TPS, this is considered as the determinative uncertainty for catheter reconstruction for US based planning. Assuming further a source positioning uncertainty of 1.0 mm from the afterloader for straight catheters [50,51], the total dose calculation uncertainty considering catheter-anatomy reconstruction can be < 2%<2 \% when prostate D_(90),D_(100),V_(100)D_{90}, D_{100}, V_{100}, and V_(150)V_{150} are considered [112]. In general, the published data used for the treatment delivery uncertainty cover the use of metallic catheters and representative prostate volumes in the range 17-60cm^(3)17-60 \mathrm{~cm}^{3} [109]. Μια ακρίβεια ανακατασκευής 0,7 mm είναι δυνατή για τα άκρα των καθετήρων όταν χρησιμοποιείται η μέθοδος μέτρησης του ελεύθερου μήκους του καθετήρα (διαθέσιμη τόσο στο Oncentra Prostate της Nucletron/Elekta όσο και στο Vitesse της Varian Medical Systems) [117]. Δεδομένου ότι η ακρίβεια του άκρου του καθετήρα καθορίζει την ακρίβεια των θέσεων παραμονής της πηγής που παράγονται από το TPS, αυτή θεωρείται ως η καθοριστική αβεβαιότητα για την ανακατασκευή του καθετήρα για τον σχεδιασμό με βάση τις ΗΠΑ. Υποθέτοντας περαιτέρω μια αβεβαιότητα τοποθέτησης της πηγής 1,0 mm από τον μεταφορτιστή για ευθύγραμμους καθετήρες [50,51], η συνολική αβεβαιότητα υπολογισμού της δόσης λαμβάνοντας υπόψη την ανακατασκευή του καθετήρα-ανατομίας μπορεί να είναι < 2%<2 \% όταν λαμβάνονται υπόψη οι προστάτες D_(90),D_(100),V_(100)D_{90}, D_{100}, V_{100} , και V_(150)V_{150} [112]. Σε γενικές γραμμές, τα δημοσιευμένα δεδομένα που χρησιμοποιούνται για την αβεβαιότητα παροχής θεραπείας καλύπτουν τη χρήση μεταλλικών καθετήρων και αντιπροσωπευτικών όγκων προστάτη στο εύρος 17-60cm^(3)17-60 \mathrm{~cm}^{3} [109].
For each implant, it is assumed that either a single treatment plan is generated and a single fraction is delivered, or (for the case of delivering more fractions with the same implant) a new 3D US image acquisition is made and a new treatment plan is calculated based on this newly acquired image set. The procedure also requires that patient remains in the same lithotomic position on the operation table until BT delivery is finished. Additionally, the US-probe location with the transversal detector at the base plane remains unchanged until irradiation is complete. Any US-probe manipulation causes further uncertainties, which are unpredictable and not considered in the current analysis [118]. For target contouring uncertainty the use of US imaging is comparable to Για κάθε εμφύτευμα, θεωρείται ότι είτε δημιουργείται ένα ενιαίο σχέδιο θεραπείας και χορηγείται ένα μόνο κλάσμα, είτε (για την περίπτωση χορήγησης περισσότερων κλασμάτων με το ίδιο εμφύτευμα) γίνεται νέα λήψη τρισδιάστατης εικόνας US και υπολογίζεται νέο σχέδιο θεραπείας με βάση αυτό το νέο σύνολο εικόνων. Η διαδικασία απαιτεί επίσης να παραμείνει ο ασθενής στην ίδια λιθοτομική θέση στο χειρουργικό τραπέζι έως ότου ολοκληρωθεί η χορήγηση ΒΤ. Επιπλέον, η θέση του καθετήρα US με τον εγκάρσιο ανιχνευτή στο επίπεδο βάσης παραμένει αμετάβλητη έως ότου ολοκληρωθεί η ακτινοβόληση. Οποιοσδήποτε χειρισμός του US-probe προκαλεί περαιτέρω αβεβαιότητες, οι οποίες είναι απρόβλεπτες και δεν λαμβάνονται υπόψη στην παρούσα ανάλυση [118]. Για την αβεβαιότητα περιγραφής του στόχου η χρήση της απεικόνισης των ΗΠΑ είναι συγκρίσιμη με
Table 1 Πίνακας 1
Example 1 - HDR ^(192){ }^{192} Ir BT source for vaginal cylinder applicator. Παράδειγμα 1 - Πηγή HDR ^(192){ }^{192} Ir BT για κολπικό κυλινδρικό εφαρμοστή.
Reference data with the appropriate bin width Δεδομένα αναφοράς με το κατάλληλο εύρος δυαδικών ψηφίδων
Medium dosimetric corrections Μέσες δοσιμετρικές διορθώσεις
1
Valid for applicator without shielding and if CTV located inside pelvis; an advanced dose calculation formalism should be used if this assumption false Ισχύει για τη συσκευή εφαρμογής χωρίς θωράκιση και εάν η CTV βρίσκεται εντός της πυέλου- πρέπει να χρησιμοποιηθεί προηγμένος φορμαλισμός υπολογισμού της δόσης εάν η υπόθεση αυτή είναι λανθασμένη.
Dose delivery including registration of applicator geometry to anatomy Χορήγηση δόσης, συμπεριλαμβανομένης της καταγραφής της γεωμετρίας του εφαρμοστή στην ανατομία
5
Accurate QA concept for commissioning and constancy checks, especially for source positioning and applicator/source path geometry, appropriate imaging techniques (either small slice thickness, 3D sequences or combination of different slice orientations), applicator libraries (either by using software solutions or manual) Ακριβής αντίληψη QA για ελέγχους θέσης σε λειτουργία και σταθερότητας, ιδίως για την τοποθέτηση της πηγής και τη γεωμετρία της διαδρομής εφαρμοστή/πηγής, κατάλληλες τεχνικές απεικόνισης (είτε μικρό πάχος φέτας, τρισδιάστατες ακολουθίες ή συνδυασμός διαφορετικών προσανατολισμών φέτας), βιβλιοθήκες εφαρμοστή (είτε με χρήση λύσεων λογισμικού είτε χειροκίνητα).
Interfraction/Intrafraction changes between imaging and dose delivery Μεταβολές διαθλάσεων/διαθλάσεων μεταξύ απεικόνισης και χορήγησης δόσης
5
For one treatment plan per applicator insertion and measures to detect major variations for subsequent fractions Για ένα σχέδιο θεραπείας ανά εισαγωγή εφαρμοστή και μέτρα για την ανίχνευση σημαντικών μεταβολών για τα επόμενα κλάσματα
For treatment delivered with the same BT source Για θεραπεία που παρέχεται με την ίδια πηγή ΒΤ
Category Typical level (%) Assumptions
Source strength 2 PSDL traceable calibrations
Treatment planning 3 Reference data with the appropriate bin width
Medium dosimetric corrections 1 Valid for applicator without shielding and if CTV located inside pelvis; an advanced dose calculation formalism should be used if this assumption false
Dose delivery including registration of applicator geometry to anatomy 5 Accurate QA concept for commissioning and constancy checks, especially for source positioning and applicator/source path geometry, appropriate imaging techniques (either small slice thickness, 3D sequences or combination of different slice orientations), applicator libraries (either by using software solutions or manual)
Interfraction/Intrafraction changes between imaging and dose delivery 5 For one treatment plan per applicator insertion and measures to detect major variations for subsequent fractions
Total dosimetric uncertainty ( k=1 ) 8 For treatment delivered with the same BT source| Category | Typical level (%) | Assumptions |
| :--- | :--- | :--- |
| Source strength | 2 | PSDL traceable calibrations |
| Treatment planning | 3 | Reference data with the appropriate bin width |
| Medium dosimetric corrections | 1 | Valid for applicator without shielding and if CTV located inside pelvis; an advanced dose calculation formalism should be used if this assumption false |
| Dose delivery including registration of applicator geometry to anatomy | 5 | Accurate QA concept for commissioning and constancy checks, especially for source positioning and applicator/source path geometry, appropriate imaging techniques (either small slice thickness, 3D sequences or combination of different slice orientations), applicator libraries (either by using software solutions or manual) |
| Interfraction/Intrafraction changes between imaging and dose delivery | 5 | For one treatment plan per applicator insertion and measures to detect major variations for subsequent fractions |
| Total dosimetric uncertainty ( $k=1$ ) | 8 | For treatment delivered with the same BT source |
Estimated value based on expert discussion. Εκτιμώμενη αξία βάσει συζήτησης με εμπειρογνώμονες.
Table 2 Πίνακας 2
Example 2 - HDR ^(192){ }^{192} Ir source for intracavitary, image-guided cervical cancer BT. Παράδειγμα 2 - Πηγή HDR ^(192){ }^{192} Ir για ενδοκοιλιακή, καθοδηγούμενη με εικόνα ΒΤ καρκίνου του τραχήλου της μήτρας.
Reference data with the appropriate bin width Δεδομένα αναφοράς με το κατάλληλο εύρος δυαδικών ψηφίδων
Medium dosimetric corrections Μέσες δοσιμετρικές διορθώσεις
1
Applicator without shielding and CTV inside pelvis (concerning for scatter); an advanced dose calculation formalism should be used if this assumption false Εφαρμογέας χωρίς θωράκιση και CTV εντός της πυέλου (όσον αφορά τη διασπορά)- θα πρέπει να χρησιμοποιηθεί προηγμένος φορμαλισμός υπολογισμού δόσης εάν η υπόθεση αυτή είναι λανθασμένη.
Dose delivery including registration of applicator geometry to anatomy Χορήγηση δόσης, συμπεριλαμβανομένης της καταγραφής της γεωμετρίας του εφαρμοστή στην ανατομία
4
Accurate QA concept for commissioning and constancy checks, especially for source positioning and applicator/source path geometry, appropriate imaging techniques (either small slice thickness, 3D sequences or combination of different slice orientations), applicator libraries (either by using software solutions or manual) Ακριβής αντίληψη QA για ελέγχους θέσης σε λειτουργία και σταθερότητας, ιδίως για την τοποθέτηση της πηγής και τη γεωμετρία της διαδρομής εφαρμοστή/πηγής, κατάλληλες τεχνικές απεικόνισης (είτε μικρό πάχος φέτας, τρισδιάστατες ακολουθίες ή συνδυασμός διαφορετικών προσανατολισμών φέτας), βιβλιοθήκες εφαρμοστή (είτε με χρήση λύσεων λογισμικού είτε χειροκίνητα).
For one treatment plan per applicator insertion but several subsequent fractions - if only one fraction is applied the remaining uncertainty between imaging and dose delivery should be at least smaller than this interfraction variation Για ένα σχέδιο θεραπείας ανά τοποθέτηση εφαρμοστή αλλά για πολλά επακόλουθα κλάσματα - εάν εφαρμόζεται μόνο ένα κλάσμα, η εναπομένουσα αβεβαιότητα μεταξύ απεικόνισης και χορήγησης δόσης θα πρέπει να είναι τουλάχιστον μικρότερη από αυτή τη διακλασματική διακύμανση.
Total dosimetric uncertainty (including contouring uncertainties) ( k=1k=1 ) Συνολική δοσιμετρική αβεβαιότητα (συμπεριλαμβανομένων των αβεβαιοτήτων περιγράμματος) ( k=1k=1 )
12
For treatment delivered with the same BT source - note that in cervix cancer BT, both HDR and PDR schedules consist of several fractions, reducing the random uncertainties (see text) Για θεραπεία που παρέχεται με την ίδια πηγή ΒΤ - σημειώστε ότι στη ΒΤ για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας, τόσο τα προγράμματα HDR όσο και τα προγράμματα PDR αποτελούνται από πολλά κλάσματα, μειώνοντας τις τυχαίες αβεβαιότητες (βλ. κείμενο).
Category Typical level (%) Assumptions
Source strength 2 PSDL traceable calibrations
Treatment planning 3 Reference data with the appropriate bin width
Medium dosimetric corrections 1 Applicator without shielding and CTV inside pelvis (concerning for scatter); an advanced dose calculation formalism should be used if this assumption false
Dose delivery including registration of applicator geometry to anatomy 4 Accurate QA concept for commissioning and constancy checks, especially for source positioning and applicator/source path geometry, appropriate imaging techniques (either small slice thickness, 3D sequences or combination of different slice orientations), applicator libraries (either by using software solutions or manual)
Interfraction/Intrafraction changes (including contouring uncertainties) 11 For one treatment plan per applicator insertion but several subsequent fractions - if only one fraction is applied the remaining uncertainty between imaging and dose delivery should be at least smaller than this interfraction variation
Total dosimetric uncertainty (including contouring uncertainties) ( k=1 ) 12 For treatment delivered with the same BT source - note that in cervix cancer BT, both HDR and PDR schedules consist of several fractions, reducing the random uncertainties (see text)| Category | Typical level (%) | Assumptions |
| :--- | :--- | :--- |
| Source strength | 2 | PSDL traceable calibrations |
| Treatment planning | 3 | Reference data with the appropriate bin width |
| Medium dosimetric corrections | 1 | Applicator without shielding and CTV inside pelvis (concerning for scatter); an advanced dose calculation formalism should be used if this assumption false |
| Dose delivery including registration of applicator geometry to anatomy | 4 | Accurate QA concept for commissioning and constancy checks, especially for source positioning and applicator/source path geometry, appropriate imaging techniques (either small slice thickness, 3D sequences or combination of different slice orientations), applicator libraries (either by using software solutions or manual) |
| Interfraction/Intrafraction changes (including contouring uncertainties) | 11 | For one treatment plan per applicator insertion but several subsequent fractions - if only one fraction is applied the remaining uncertainty between imaging and dose delivery should be at least smaller than this interfraction variation |
| Total dosimetric uncertainty (including contouring uncertainties) ( $k=1$ ) | 12 | For treatment delivered with the same BT source - note that in cervix cancer BT, both HDR and PDR schedules consist of several fractions, reducing the random uncertainties (see text) |
Table 3 Πίνακας 3
Example 3 - HDR ^(192){ }^{192} Ir BT source for breast balloon applicator. Παράδειγμα 3 - Πηγή HDR ^(192){ }^{192} Ir BT για συσκευή εφαρμογής μπαλονιών στήθους.
Reference data with the appropriate bin width Δεδομένα αναφοράς με το κατάλληλο εύρος δυαδικών ψηφίδων
Medium dosimetric corrections Μέσες δοσιμετρικές διορθώσεις
3
Balloon filled with standard level of contrast agent, no consideration or composition of chestwall, lung, or breast Μπαλόνι γεμάτο με το τυπικό επίπεδο σκιαγραφικού παράγοντα, χωρίς εξέταση ή σύνθεση θωρακικού τοιχώματος, πνεύμονα ή μαστού
A non-scalar correction for skin dose (and at points in proximity to the surface near the balloon) is needed, and will require an advanced dose calculation formalism to properly account for radiation scatter conditions in the patient. Use of a single prescription point might be not sufficient Χρειάζεται μια μη κλιμακωτή διόρθωση για τη δόση του δέρματος (και σε σημεία κοντά στην επιφάνεια κοντά στο μπαλόνι), και θα απαιτηθεί ένας προηγμένος φορμαλισμός υπολογισμού της δόσης για να ληφθούν σωστά υπόψη οι συνθήκες σκέδασης της ακτινοβολίας στον ασθενή. Η χρήση ενός μόνο σημείου συνταγογράφησης ενδέχεται να μην είναι επαρκής
Dose delivery including registration of applicator geometry to anatomy Χορήγηση δόσης, συμπεριλαμβανομένης της καταγραφής της γεωμετρίας του εφαρμοστή στην ανατομία
7
Accurate QA concept for commissioning and constancy checks, especially for source positioning and applicator/ source path geometry, appropriate imaging techniques (either small slice thickness, 3D sequences or combination of different slice orientations), applicator characterization Ακριβής αντίληψη QA για ελέγχους θέσης σε λειτουργία και σταθερότητας, ιδίως για την τοποθέτηση της πηγής και τη γεωμετρία της διαδρομής εφαρμοστή/πηγής, κατάλληλες τεχνικές απεικόνισης (είτε μικρό πάχος φέτας, τρισδιάστατες ακολουθίες ή συνδυασμός διαφορετικών προσανατολισμών φέτας), χαρακτηρισμός του εφαρμοστή.
Interfraction/Intrafraction changes between imaging and dose delivery Μεταβολές διαθλάσεων/διαθλάσεων μεταξύ απεικόνισης και χορήγησης δόσης
7^(**)7{ }^{*}
For one treatment plan per applicator insertion and measures to detect major variations for subsequent fractions Για ένα σχέδιο θεραπείας ανά εισαγωγή εφαρμοστή και μέτρα για την ανίχνευση σημαντικών μεταβολών για τα επόμενα κλάσματα
For treatment delivered with the same BT source Για θεραπεία που παρέχεται με την ίδια πηγή ΒΤ
Category Typical level (%) Assumptions
Source strength 2 PSDL traceable calibrations
Treatment planning 3 Reference data with the appropriate bin width
Medium dosimetric corrections 3 Balloon filled with standard level of contrast agent, no consideration or composition of chestwall, lung, or breast
Scatter dosimetric corrections 7 A non-scalar correction for skin dose (and at points in proximity to the surface near the balloon) is needed, and will require an advanced dose calculation formalism to properly account for radiation scatter conditions in the patient. Use of a single prescription point might be not sufficient
Dose delivery including registration of applicator geometry to anatomy 7 Accurate QA concept for commissioning and constancy checks, especially for source positioning and applicator/ source path geometry, appropriate imaging techniques (either small slice thickness, 3D sequences or combination of different slice orientations), applicator characterization
Interfraction/Intrafraction changes between imaging and dose delivery 7^(**) For one treatment plan per applicator insertion and measures to detect major variations for subsequent fractions
Total dosimetric uncertainty ( k=1 ) 13 For treatment delivered with the same BT source| Category | Typical level (%) | Assumptions |
| :--- | :--- | :--- |
| Source strength | 2 | PSDL traceable calibrations |
| Treatment planning | 3 | Reference data with the appropriate bin width |
| Medium dosimetric corrections | 3 | Balloon filled with standard level of contrast agent, no consideration or composition of chestwall, lung, or breast |
| Scatter dosimetric corrections | 7 | A non-scalar correction for skin dose (and at points in proximity to the surface near the balloon) is needed, and will require an advanced dose calculation formalism to properly account for radiation scatter conditions in the patient. Use of a single prescription point might be not sufficient |
| Dose delivery including registration of applicator geometry to anatomy | 7 | Accurate QA concept for commissioning and constancy checks, especially for source positioning and applicator/ source path geometry, appropriate imaging techniques (either small slice thickness, 3D sequences or combination of different slice orientations), applicator characterization |
| Interfraction/Intrafraction changes between imaging and dose delivery | $7{ }^{*}$ | For one treatment plan per applicator insertion and measures to detect major variations for subsequent fractions |
| Total dosimetric uncertainty ( $k=1$ ) | 13 | For treatment delivered with the same BT source |
Estimated value based on expert discussion. Εκτιμώμενη αξία βάσει συζήτησης με εμπειρογνώμονες.
MRI and therefore not resulting in higher uncertainties compared to CT based delineation [119]. μαγνητική τομογραφία και επομένως δεν οδηγεί σε μεγαλύτερες αβεβαιότητες σε σύγκριση με την οριοθέτηση με βάση την αξονική τομογραφία [119].
Summary Περίληψη
The term ‘uncertainty’ in clinical BT is related to prescribing and reporting treatment parameters. The main parameters are dose at certain points or dose to certain volumes. While a prescription or a treatment plan report states these dose values, the dose actually delivered is different for a variety of reasons. Therefore, the Ο όρος "αβεβαιότητα" στην κλινική ΒΤ σχετίζεται με τη συνταγογράφηση και την αναφορά παραμέτρων θεραπείας. Οι κύριες παράμετροι είναι η δόση σε ορισμένα σημεία ή η δόση σε ορισμένους όγκους. Ενώ μια συνταγή ή μια αναφορά σχεδίου θεραπείας αναφέρει αυτές τις τιμές δόσης, η δόση που πραγματικά παρέχεται είναι διαφορετική για διάφορους λόγους. Ως εκ τούτου, η
interesting result of any study on uncertainties is its impact on the estimation of the delivered dose. However, only a few types of uncertainties (source strength and afterloader timer) are independent of clinical disease site and location of administered dose. Uncertainties, even for a purely water-equivalent geometry, are related to the geometry of the BT implant, in particular the source distance to the regions of interest. These dosimetric uncertainties are more pronounced if heterogeneous tissue composition and/or applicator materials are considered, especially for LE sources. For HE-sources, scatter conditions, such as for the case of skin for breast BT, are of particular relevance. The total dose uncertainty ενδιαφέρον αποτέλεσμα κάθε μελέτης σχετικά με τις αβεβαιότητες είναι η επίδρασή της στην εκτίμηση της παρεχόμενης δόσης. Ωστόσο, μόνο λίγοι τύποι αβεβαιοτήτων (ισχύς πηγής και χρονοδιακόπτης μεταφόρτωσης) είναι ανεξάρτητοι από την κλινική περιοχή της νόσου και τη θέση της χορηγούμενης δόσης. Οι αβεβαιότητες, ακόμη και για μια αμιγώς ισοδύναμη με νερό γεωμετρία, σχετίζονται με τη γεωμετρία του εμφυτεύματος ΒΤ, ιδίως με την απόσταση της πηγής από τις περιοχές ενδιαφέροντος. Αυτές οι δοσιμετρικές αβεβαιότητες είναι εντονότερες εάν ληφθεί υπόψη η ετερογενής σύνθεση των ιστών ή/και τα υλικά εφαρμογής, ιδίως για τις πηγές LE. Για τις πηγές HE, οι συνθήκες σκέδασης, όπως στην περίπτωση του δέρματος για τη ΒΤ του μαστού, έχουν ιδιαίτερη σημασία. Η αβεβαιότητα της συνολικής δόσης
Table 4 Πίνακας 4
Example 4 - LDR ^(125){ }^{125} I sources for permanent prostate BT. Παράδειγμα 4 - Πηγές LDR ^(125){ }^{125} I για μόνιμο προστάτη BT.
Reference data with the appropriate bin width Δεδομένα αναφοράς με το κατάλληλο εύρος δυαδικών ψηφίδων
Medium dosimetric corrections Μέσες δοσιμετρικές διορθώσεις
5
No consideration is given for calcifications or their composition in the patient Δεν λαμβάνονται υπόψη οι ασβεστοποιήσεις ή η σύνθεσή τους στον ασθενή.
Inter-seed attenuation Εξασθένηση μεταξύ των σπόρων
4
An advanced dose calculation formalism may indicate source models and orientations cause the largest effects Ένας προηγμένος φορμαλισμός υπολογισμού της δόσης μπορεί να υποδεικνύει ότι τα μοντέλα πηγών και οι προσανατολισμοί προκαλούν τις μεγαλύτερες επιδράσεις
Using CT or CT + T2 imaging Χρήση αξονικής τομογραφίας ή αξονικής τομογραφίας + Τ2
Anatomy changes between dose delivery and postimplant imaging Αλλαγές στην ανατομία μεταξύ της χορήγησης της δόσης και της απεικόνισης μετά την εμφύτευση
7^(**)7{ }^{*}
Post-implant imaging using CT, with a scalar correction factor for edema correction Απεικόνιση μετά το εμφύτευμα με χρήση αξονικής τομογραφίας, με κλιμακωτό συντελεστή διόρθωσης για τη διόρθωση του οιδήματος
For treatment delivered without excreted seeds Για θεραπεία που χορηγείται χωρίς απεκκρινόμενους σπόρους
Category Typical level (%) Assumptions
Source strength 3 PSDL traceable calibrations
Treatment planning 4 Reference data with the appropriate bin width
Medium dosimetric corrections 5 No consideration is given for calcifications or their composition in the patient
Inter-seed attenuation 4 An advanced dose calculation formalism may indicate source models and orientations cause the largest effects
Treatment delivery imaging 2 US QA performed according to AAPM TG-128
Target contouring uncertainty 2 Using CT or CT + T2 imaging
Anatomy changes between dose delivery and postimplant imaging 7^(**) Post-implant imaging using CT, with a scalar correction factor for edema correction
Total dosimetric uncertainty ( k=1 ) 11 For treatment delivered without excreted seeds| Category | Typical level (%) | Assumptions |
| :--- | :--- | :--- |
| Source strength | 3 | PSDL traceable calibrations |
| Treatment planning | 4 | Reference data with the appropriate bin width |
| Medium dosimetric corrections | 5 | No consideration is given for calcifications or their composition in the patient |
| Inter-seed attenuation | 4 | An advanced dose calculation formalism may indicate source models and orientations cause the largest effects |
| Treatment delivery imaging | 2 | US QA performed according to AAPM TG-128 |
| Target contouring uncertainty | 2 | Using CT or CT + T2 imaging |
| Anatomy changes between dose delivery and postimplant imaging | $7{ }^{*}$ | Post-implant imaging using CT, with a scalar correction factor for edema correction |
| Total dosimetric uncertainty ( $k=1$ ) | 11 | For treatment delivered without excreted seeds |
Estimated value based on expert discussion. Εκτιμώμενη αξία βάσει συζήτησης με εμπειρογνώμονες.
is thus dependent on the clinical disease site and implant geometry. Therefore, it is not possible to perform generalized quantitative ranking of these uncertainties - only broad statements can be made or general examples based on disease site. εξαρτάται επομένως από την κλινική περιοχή της νόσου και τη γεωμετρία του εμφυτεύματος. Ως εκ τούτου, δεν είναι δυνατόν να πραγματοποιηθεί γενικευμένη ποσοτική κατάταξη αυτών των αβεβαιοτήτων - μπορούν να γίνουν μόνο γενικές δηλώσεις ή γενικά παραδείγματα με βάση την περιοχή της νόσου.
One should strive to identify and minimize systematic (Type B) uncertainties. These include the following items: Θα πρέπει να επιδιώκεται ο εντοπισμός και η ελαχιστοποίηση των συστηματικών αβεβαιοτήτων (τύπου Β). Αυτές περιλαμβάνουν τα ακόλουθα στοιχεία:
(1) Imaging uncertainties due to potential magnification or reconstruction uncertainties. This includes global shifts and systematic differences between the source path used for planning and the often improperly identified source path and source orientation during dose delivery due to inaccurate 1st dwell positions or ring applicator internal cavity. (1) Αβεβαιότητες απεικόνισης λόγω πιθανών αβεβαιοτήτων μεγέθυνσης ή ανακατασκευής. Αυτό περιλαμβάνει σφαιρικές μετατοπίσεις και συστηματικές διαφορές μεταξύ της διαδρομής της πηγής που χρησιμοποιείται για το σχεδιασμό και της συχνά εσφαλμένα προσδιοριζόμενης διαδρομής της πηγής και του προσανατολισμού της πηγής κατά τη διάρκεια της χορήγησης της δόσης λόγω ανακριβών θέσεων 1ης παραμονής ή εσωτερικής κοιλότητας του δακτυλιοφόρου εφαρμοστή.
(2) Treatment planning uncertainties related to contouring the target and OAR. (2) Αβεβαιότητες σχεδιασμού της θεραπείας που σχετίζονται με το περίγραμμα του στόχου και του OAR.
(3) Treatment planning uncertainties such as deviations of accepted TG-43 parameters from consensus data or due to interpolation or model simplifications. Neglect of systematic shielding effects due to applicator materials is an error, not an uncertainty. (3) Αβεβαιότητες σχεδιασμού της θεραπείας, όπως αποκλίσεις των αποδεκτών παραμέτρων TG-43 από τα δεδομένα συναίνεσης ή λόγω παρεμβολής ή απλουστεύσεων του μοντέλου. Η παραμέληση των συστηματικών επιδράσεων θωράκισης που οφείλονται στα υλικά εφαρμογής είναι σφάλμα και όχι αβεβαιότητα.
(4) Dose delivery uncertainties due to temporal rounding off or systematic offset in source positioning and dependence on catheter curvature. (4) Αβεβαιότητες παροχής δόσης λόγω χρονικής στρογγυλοποίησης ή συστηματικής μετατόπισης στην τοποθέτηση της πηγής και εξάρτηση από την καμπυλότητα του καθετήρα.
A priority ranking of uncertainties other than the above-mentioned systematic ones is as follows. From the findings within this report, the largest uncertainties are at the patient level and related to anatomical differences between the real patient situation at the time of dose delivery and the planned patient geometry and organ Η κατάταξη κατά προτεραιότητα των αβεβαιοτήτων εκτός των προαναφερθέντων συστηματικών αβεβαιοτήτων έχει ως εξής. Από τα ευρήματα στο πλαίσιο της παρούσας έκθεσης, οι μεγαλύτερες αβεβαιότητες βρίσκονται σε επίπεδο ασθενούς και σχετίζονται με ανατομικές διαφορές μεταξύ της πραγματικής κατάστασης του ασθενούς κατά τη στιγμή της χορήγησης της δόσης και της προγραμματισμένης γεωμετρίας του ασθενούς και του οργάνου.
definitions. Such uncertainties can become larger with increasing time between the treatment planning imaging and dose delivery, which is the case in fractionated treatments. However, there is no evidence that this trend always holds true. Sometimes uncertainties become smaller over time, as for example with edema resolution following permanent prostate BT. Additionally, there is no evidence for GYN BT that there are larger uncertainties with PDR than with HDR treatments. ορισμοί. Αυτές οι αβεβαιότητες μπορούν να γίνουν μεγαλύτερες όσο αυξάνεται ο χρόνος μεταξύ της απεικόνισης του σχεδιασμού της θεραπείας και της χορήγησης της δόσης, όπως συμβαίνει στις κλασματοποιημένες θεραπείες. Ωστόσο, δεν υπάρχουν αποδείξεις ότι αυτή η τάση ισχύει πάντα. Μερικές φορές οι αβεβαιότητες γίνονται μικρότερες με την πάροδο του χρόνου, όπως για παράδειγμα με την υποχώρηση του οιδήματος μετά από μόνιμη ΒΤ προστάτη. Επιπλέον, δεν υπάρχουν στοιχεία για τη ΓΥΝΑ ΒΤ ότι υπάρχουν μεγαλύτερες αβεβαιότητες με PDR από ό,τι με τις θεραπείες HDR.
However, here uncertainties and variations have to be distinguished. For specific treatment approaches, there are sometimes systematic geometry variations, e.g., by applicator displacement or by the target volume changes. Systematic variations due to edema or tumor shrinkage could be taken into account in the overall dose assessment if they can be quantified accurately. In most cases, such variations can also be visualized and tracked by imaging devices or a suitable in vivo dosimetry tool and corrected. Here, we have a strong link to resource management. How often, how accurate, and with which kinds of imaging devices do we have to check the BT treatment geometry? There is no evidence with EBRT, including advanced procedures such as SBRT (stereotactic body radiotherapy), that image-guidance for each individual fraction is necessary for all disease sites. Similarly in BT, while imaging and adaptive treatment planning seem beneficial for each fraction and for certain approaches, the consequences of dosimetric uncertainties due to patient variations are not clear. If certain threshold levels for tumor control or limitation of side effects are known, it is possible that dose deviations of several percent will not influence the clinical outcome (e.g., the very high doses applied within V_(100)V_{100} for gynecological and prostate treatments). If doses are small Ωστόσο, εδώ πρέπει να διακριθούν οι αβεβαιότητες και οι διακυμάνσεις. Για συγκεκριμένες θεραπευτικές προσεγγίσεις, υπάρχουν μερικές φορές συστηματικές μεταβολές της γεωμετρίας, π.χ. από τη μετατόπιση του εφαρμοστή ή από τις μεταβολές του όγκου του στόχου. Οι συστηματικές μεταβολές λόγω οιδήματος ή συρρίκνωσης του όγκου θα μπορούσαν να ληφθούν υπόψη στη συνολική εκτίμηση της δόσης, εάν μπορούν να ποσοτικοποιηθούν με ακρίβεια. Στις περισσότερες περιπτώσεις, οι εν λόγω μεταβολές μπορούν επίσης να απεικονιστούν και να παρακολουθηθούν με συσκευές απεικόνισης ή με κατάλληλο εργαλείο δοσιμετρίας in vivo και να διορθωθούν. Εδώ, έχουμε μια ισχυρή σύνδεση με τη διαχείριση των πόρων. Πόσο συχνά, με πόση ακρίβεια και με ποια είδη απεικονιστικών συσκευών πρέπει να ελέγχουμε τη γεωμετρία της θεραπείας ΒΤ; Δεν υπάρχουν στοιχεία με την EBRT, συμπεριλαμβανομένων προηγμένων διαδικασιών όπως η SBRT (στερεοτακτική ακτινοθεραπεία σώματος), ότι η καθοδήγηση με εικόνα για κάθε επιμέρους κλάσμα είναι απαραίτητη για όλες τις περιοχές της νόσου. Ομοίως στη ΒΤ, ενώ η απεικόνιση και ο προσαρμοστικός σχεδιασμός της θεραπείας φαίνεται να είναι επωφελής για κάθε κλάσμα και για ορισμένες προσεγγίσεις, οι συνέπειες των δοσιμετρικών αβεβαιοτήτων λόγω των παραλλαγών των ασθενών δεν είναι σαφείς. Εάν είναι γνωστά ορισμένα κατώτατα όρια για τον έλεγχο του όγκου ή τον περιορισμό των παρενεργειών, είναι πιθανό ότι αποκλίσεις δόσης αρκετών εκατοστών δεν θα επηρεάσουν το κλινικό αποτέλεσμα (π.χ. οι πολύ υψηλές δόσεις που εφαρμόζονται εντός V_(100)V_{100} για γυναικολογικές θεραπείες και θεραπείες προστάτη). Εάν οι δόσεις είναι μικρές
Table 5 Πίνακας 5
Example 5 - HDR ^(192){ }^{192} Ir source for temporary prostate BT. Παράδειγμα 5 - Πηγή HDR ^(192){ }^{192} Ir για προσωρινό προστάτη BT.
Reference data with the appropriate bin width Δεδομένα αναφοράς με το κατάλληλο εύρος δυαδικών διαστημάτων
Medium dosimetric corrections Μέσες δοσιμετρικές διορθώσεις
1
Full scatter conditions in the pelvic region and for the prostate location are assumed Θεωρούνται συνθήκες πλήρους διασποράς στην περιοχή της πυέλου και για τη θέση του προστάτη.
US-based Treatment planning and delivery: Catheter reconstruction and source positioning accuracy Σχεδιασμός και παράδοση θεραπείας με έδρα τις ΗΠΑ: ανακατασκευή καθετήρα και ακρίβεια τοποθέτησης της πηγής
2
Assuming usage of dedicated catheter reconstruction tools (catheter freelength measurement based methods) for an accurate ( 0.7 mm ) reconstruction of catheter tip and 1.0 mm source positioning accuracy by the afterloader for straight catheters and transfer tubes Υποθέτοντας τη χρήση ειδικών εργαλείων ανακατασκευής του καθετήρα (μέθοδοι μέτρησης του μήκους του καθετήρα) για ακριβή ( 0,7 mm ) ανακατασκευή του άκρου του καθετήρα και ακρίβεια τοποθέτησης της πηγής 1,0 mm από τον μεταφορτιστή για ευθύγραμμους καθετήρες και σωλήνες μεταφοράς.
US-based 2D and 3D-imaging overall effect Συνολικό αποτέλεσμα 2D και 3D-απεικόνισης με βάση τις ΗΠΑ
2
US QA performed according to AAPM TG-128 report QA των ΗΠΑ σύμφωνα με την έκθεση AAPM TG-128
Changes of catheter geometry relative to anatomy between intraoperative treatment planning and intraoperative treatment delivery Μεταβολές της γεωμετρίας του καθετήρα σε σχέση με την ανατομία μεταξύ του διεγχειρητικού σχεδιασμού της θεραπείας και της διεγχειρητικής χορήγησης της θεραπείας
2
Assuming that new image acquisition and treatment plan calculation is done always before each fraction. It is also required that no manipulation of the implant and anatomy occurs, as it is the case when removing/manipulating the US-probe or moving the patient from the operation table before treatment delivery Υποθέτοντας ότι η λήψη νέας εικόνας και ο υπολογισμός του σχεδίου θεραπείας γίνονται πάντα πριν από κάθε κλάσμα. Απαιτείται επίσης να μη γίνεται κανένας χειρισμός του εμφυτεύματος και της ανατομίας, όπως συμβαίνει κατά την αφαίρεση/χειρισμό του καθετήρα US ή τη μετακίνηση του ασθενούς από το χειρουργικό τραπέζι πριν από τη χορήγηση της θεραπείας.
For treatment delivery without patient movement and changes in the lithotomic set-up and with the US probe at the position of the acquisition (transversal plane at the prostate base) Για την παροχή θεραπείας χωρίς μετακίνηση του ασθενούς και αλλαγές στη λιθοτομική διάταξη και με τον ανιχνευτή US στη θέση λήψης (εγκάρσιο επίπεδο στη βάση του προστάτη).
Category Typical level (%) Assumptions
Source strength 2 PSDL traceable calibrations
Treatment planning 3 Reference data with the appropriate bin width
Medium dosimetric corrections 1 Full scatter conditions in the pelvic region and for the prostate location are assumed
US-based Treatment planning and delivery: Catheter reconstruction and source positioning accuracy 2 Assuming usage of dedicated catheter reconstruction tools (catheter freelength measurement based methods) for an accurate ( 0.7 mm ) reconstruction of catheter tip and 1.0 mm source positioning accuracy by the afterloader for straight catheters and transfer tubes
US-based 2D and 3D-imaging overall effect 2 US QA performed according to AAPM TG-128 report
Changes of catheter geometry relative to anatomy between intraoperative treatment planning and intraoperative treatment delivery 2 Assuming that new image acquisition and treatment plan calculation is done always before each fraction. It is also required that no manipulation of the implant and anatomy occurs, as it is the case when removing/manipulating the US-probe or moving the patient from the operation table before treatment delivery
Target contouring uncertainty 2 Using CT or CT + T2 imaging
Total dosimetric uncertainty ( k=1 ) 5 For treatment delivery without patient movement and changes in the lithotomic set-up and with the US probe at the position of the acquisition (transversal plane at the prostate base)| Category | Typical level (%) | Assumptions |
| :--- | :--- | :--- |
| Source strength | 2 | PSDL traceable calibrations |
| Treatment planning | 3 | Reference data with the appropriate bin width |
| Medium dosimetric corrections | 1 | Full scatter conditions in the pelvic region and for the prostate location are assumed |
| US-based Treatment planning and delivery: Catheter reconstruction and source positioning accuracy | 2 | Assuming usage of dedicated catheter reconstruction tools (catheter freelength measurement based methods) for an accurate ( 0.7 mm ) reconstruction of catheter tip and 1.0 mm source positioning accuracy by the afterloader for straight catheters and transfer tubes |
| US-based 2D and 3D-imaging overall effect | 2 | US QA performed according to AAPM TG-128 report |
| Changes of catheter geometry relative to anatomy between intraoperative treatment planning and intraoperative treatment delivery | 2 | Assuming that new image acquisition and treatment plan calculation is done always before each fraction. It is also required that no manipulation of the implant and anatomy occurs, as it is the case when removing/manipulating the US-probe or moving the patient from the operation table before treatment delivery |
| Target contouring uncertainty | 2 | Using CT or CT + T2 imaging |
| Total dosimetric uncertainty ( $k=1$ ) | 5 | For treatment delivery without patient movement and changes in the lithotomic set-up and with the US probe at the position of the acquisition (transversal plane at the prostate base) |
compared to those associated with side effects, uncertainties beyond several percentages may be ignored without major consequences. Consider the example of an organ far from relevant isodose lines compared to an organ in direct vicinity to the implant and high doses. In addition, the spatial dose distribution could remain as a key element for outcome. If a certain part of a target volume is already just covered with the appropriate dose level, and uncertainties lead to dose reduction in this specific region, the impact on local control could be much higher compared to some variation in the overall D_(90)D_{90}. σε σύγκριση με εκείνες που σχετίζονται με τις παρενέργειες, οι αβεβαιότητες πέραν αρκετών ποσοστών μπορούν να αγνοηθούν χωρίς σημαντικές συνέπειες. Σκεφτείτε το παράδειγμα ενός οργάνου που βρίσκεται μακριά από τις σχετικές γραμμές ισοδυνάμων σε σύγκριση με ένα όργανο που βρίσκεται σε άμεση γειτνίαση με το εμφύτευμα και τις υψηλές δόσεις. Επιπλέον, η χωρική κατανομή της δόσης θα μπορούσε να παραμείνει ως βασικό στοιχείο για το αποτέλεσμα. Εάν ένα συγκεκριμένο τμήμα ενός όγκου-στόχου καλύπτεται ήδη μόλις με το κατάλληλο επίπεδο δόσης και οι αβεβαιότητες οδηγούν σε μείωση της δόσης σε αυτή τη συγκεκριμένη περιοχή, ο αντίκτυπος στον τοπικό έλεγχο θα μπορούσε να είναι πολύ μεγαλύτερος σε σύγκριση με κάποια μεταβολή στη συνολική D_(90)D_{90} .
Recommendations for uncertainty reporting Συστάσεις για την αναφορά αβεβαιότητας
The study results should contain data on the analyzed parameter (distance shifts, volume changes, source or applicator position, etc.), and also be expressed with their impact on absorbed dose for clinically-relevant dose parameters (e.g., target parameters such as D_(90)D_{90} or OAR dose). Additionally, this reporting should include total dose uncertainties for the entire treatment course (including several fractions and EBRT dose if applicable) and in terms of equieffective or isoeffective dose as EQD2 [66,67]. Τα αποτελέσματα της μελέτης θα πρέπει να περιέχουν δεδομένα σχετικά με την αναλυόμενη παράμετρο (μετατοπίσεις απόστασης, μεταβολές όγκου, θέση πηγής ή εφαρμοστή κ.λπ.) και να εκφράζονται επίσης με την επίδρασή τους στην απορροφούμενη δόση για κλινικά σημαντικές παραμέτρους δόσης (π.χ. παράμετροι-στόχοι όπως D_(90)D_{90} ή δόση OAR). Επιπλέον, η εν λόγω αναφορά θα πρέπει να περιλαμβάνει τις αβεβαιότητες της συνολικής δόσης για ολόκληρη την πορεία της θεραπείας (συμπεριλαμβανομένων πολλών κλασμάτων και της δόσης EBRT, εάν ισχύει) και σε όρους ισοδύναμης ή ισοδύναμης δόσης ως EQD2 [66,67].
The use of EQD2 dose reporting allows no direct application of the uncertainties related to the absorbed dose reporting. The EQD2 calculation strongly depends on the dose level due to the non-linear calculation. High dose levels with large uncertainties cause pronounced uncertainties for EQD2 dose, with non-symmetric deviations around the reported values. For boost treatments, the total dose uncertainty becomes smaller compared to the uncertainty of only the BT dose because it only partially contributes to the total dose. Η χρήση της αναφοράς δόσης EQD2 δεν επιτρέπει την άμεση εφαρμογή των αβεβαιοτήτων που σχετίζονται με την αναφορά της απορροφούμενης δόσης. Ο υπολογισμός EQD2 εξαρτάται σε μεγάλο βαθμό από το επίπεδο δόσης λόγω του μη γραμμικού υπολογισμού. Τα υψηλά επίπεδα δόσης με μεγάλες αβεβαιότητες προκαλούν έντονες αβεβαιότητες για τη δόση EQD2, με μη συμμετρικές αποκλίσεις γύρω από τις αναφερόμενες τιμές. Για θεραπείες ενίσχυσης, η αβεβαιότητα της συνολικής δόσης γίνεται μικρότερη σε σύγκριση με την αβεβαιότητα μόνο της δόσης ΒΤ, επειδή συμβάλλει μόνο εν μέρει στη συνολική δόση.
Conclusion Συμπέρασμα
Understanding the contributing factors to the overall uncertainty permits uncertainty reduction and improvements in treatment delivery. The field of BT dosimetric uncertainty is an important topic in need of additional research, combining clinical results with a methodological assessment of how the treatment occurred. With the established method on how to report BT dosimetric uncertainties, attribution of resources to minimize these uncertainties may result in improved treatment planning, patient imaging, and treatment delivery techniques toward better interinstitutional consistency and overall clinical outcomes. Η κατανόηση των παραγόντων που συμβάλλουν στη συνολική αβεβαιότητα επιτρέπει τη μείωση της αβεβαιότητας και τη βελτίωση της παροχής θεραπείας. Ο τομέας της δοσιμετρικής αβεβαιότητας της ΒΤ είναι ένα σημαντικό θέμα που χρήζει πρόσθετης έρευνας, συνδυάζοντας τα κλινικά αποτελέσματα με μια μεθοδολογική αξιολόγηση του τρόπου με τον οποίο έγινε η θεραπεία. Με την καθιερωμένη μέθοδο για τον τρόπο αναφοράς των δοσιμετρικών αβεβαιοτήτων της ΒΤ, η απόδοση πόρων για την ελαχιστοποίηση αυτών των αβεβαιοτήτων μπορεί να οδηγήσει σε βελτιωμένο σχεδιασμό της θεραπείας, απεικόνιση των ασθενών και τεχνικές παροχής θεραπείας προς την κατεύθυνση της καλύτερης διοργανικής συνοχής και των συνολικών κλινικών αποτελεσμάτων.
Potential conflicts of interest stated by the authors Πιθανές συγκρούσεις συμφερόντων που δηλώθηκαν από τους συγγραφείς
Department of Radiotherapy at Medical University of Vienna receives financial and/or equipment support for research and educational purposes from Nucletron, an Elekta company and Varian Το Τμήμα Ακτινοθεραπείας του Ιατρικού Πανεπιστημίου της Βιέννης λαμβάνει οικονομική ή/και εξοπλιστική υποστήριξη για ερευνητικούς και εκπαιδευτικούς σκοπούς από τις εταιρείες Nucletron, Elekta και Varian.
Medical Systems, Inc. Christian Kirisits is a consultant to Nucletron, an Elekta company. Medical Systems, Inc. Ο Christian Kirisits είναι σύμβουλος της Nucletron, μιας εταιρείας της Elekta.
Dimos Baltas is a member of Advisory Board and Consultant for Eckert & Ziegler BEBIG GmbH. Ο Δήμος Μπαλτάς είναι μέλος της Συμβουλευτικής Επιτροπής και σύμβουλος της Eckert & Ziegler BEBIG GmbH.
Facundo Ballester and Jose Perez-Calatayud received research funding from Nucletron, an Elekta company. Οι Facundo Ballester και Jose Perez-Calatayud έλαβαν ερευνητική χρηματοδότηση από τη Nucletron, μια εταιρεία της Elekta.
Yury Niatsetski is an employee of Nucletron, an Elekta Company. Ο Yury Niatsetski είναι υπάλληλος της Nucletron, μιας εταιρείας της Elekta.
Jack L.M. Venselaar is a consultant to Nucletron, an Elekta company. Ο Jack L.M. Venselaar είναι σύμβουλος της Nucletron, μιας εταιρείας της Elekta.
Acknowledgements Ευχαριστίες
This research was partly supported by the Austrian Science Fund FWF Grant No L562. The authors are grateful for the support from Dr. Nicole Nesvacil and Dr. Tijana Frank from the Medical University of Vienna and Dr. Natasa Milickovic from the Department of Medical Physics & Engineering, Klinikum Offenbach GmbH for their contribution to provide data, material and literature review for this paper. Η παρούσα έρευνα υποστηρίχθηκε εν μέρει από το Αυστριακό Επιστημονικό Ταμείο FWF Grant No L562. Οι συγγραφείς ευχαριστούν για την υποστήριξη τις Dr. Nicole Nesvacil και Dr. Tijana Frank από το Ιατρικό Πανεπιστήμιο της Βιέννης και τη Dr. Natasa Milickovic από το Τμήμα Ιατρικής Φυσικής και Μηχανικής, Klinikum Offenbach GmbH για τη συμβολή τους στην παροχή δεδομένων, υλικού και βιβλιογραφικής ανασκόπησης για την παρούσα εργασία.
Aarhus University Hospital was supported by research Grants from the Danish Cancer Society, Danish Council for Strategic Research, and CIRRO-the Lundbeck Foundation Centre for Interventional Research in Radiation Oncology. Το Πανεπιστημιακό Νοσοκομείο του Aarhus υποστηρίχθηκε από ερευνητικές επιχορηγήσεις από τη Δανική Αντικαρκινική Εταιρεία, το Δανικό Συμβούλιο Στρατηγικής Έρευνας και το Κέντρο Επεμβατικής Έρευνας στην Ακτινοθεραπευτική Ογκολογία του Ιδρύματος Lundbeck (CIRRO).
References Αναφορές
[1] ICRU, Prescribing, recording and reporting photon beam therapy, ICRU Report 50. International Commission on radiation units and measurements, 1993. [1] ICRU, Prescribing, recording and reporting photon beam therapy, ICRU Report 50. Διεθνής Επιτροπή για τις μονάδες και τις μετρήσεις ακτινοβολίας, 1993.
[2] Joiner M, van der Kogel A. Basic clinical radiobiology. 4th ed. HODDER EDUCATION; 2009. p. 288. [2] Joiner M, van der Kogel A. Βασική κλινική ραδιοβιολογία. HODDER EDUCATION; 2009. σελ. 288.
[3] Kirisits C, Lang S, Dimopoulos J, Oechs K, Georg D, Pötter R. Uncertainties when using only one MRI-based treatment plan for subsequent high-doserate tandem and ring applications in brachytherapy of cervix cancer. Radiother Oncol 2006;81:269-75. [3] Kirisits C, Lang S, Dimopoulos J, Oechs K, Georg D, Pötter R. Αβεβαιότητες κατά τη χρήση ενός μόνο σχεδίου θεραπείας με βάση τη μαγνητική τομογραφία για επακόλουθες εφαρμογές υψηλής δοσολογίας σε ταντέμ και δακτύλιο στη βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2006;81:269-75.
[4] De Leeuw AA, Moerland MA, Nomden C, Tersteeg RH, Roesink JM, Jurgenliemk-Schulz IM. Applicator reconstruction and applicator shifts in 3D MR-based PDR brachytherapy of cervical cancer. Radiother Oncol 2009;93:341-6. [4] De Leeuw AA, Moerland MA, Nomden C, Tersteeg RH, Roesink JM, Jurgenliemk-Schulz IM. Ανακατασκευή εφαρμογέα και μετατοπίσεις εφαρμογέα στην τρισδιάστατη βραχυθεραπεία PDR του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας με μαγνητική τομογραφία. Radiother Oncol 2009;93:341-6.
[5] Giacomo P. News from the BIPM. Metrologia 1981;17:69-74. [5] Giacomo P. Νέα από το BIPM. Metrologia 1981;17:69-74.
[6] JCGM100. Evaluation of measurement data-Guide to the expression of uncertainty in measurement, International Organization for Standardization (ISO), Joint Committee for Guides in Metrology (JCGM 100, 2008), corrected version 2010 http://www.bipm.org/utils/common/documents/jcgm/ JCGM_100_2008_E.pdf 2008.
[7] Taylor BN. KCE Guidelines for evaluating and expressing the uncertainty of NIST measurement results. In: NIST, ed., vol. Technical Note 1297: U.S. Government Printing Office, Washington (DC), 1994.
[8] DeWerd LA, Ibbott GS, Meigooni AS, et al. A dosimetric uncertainty analysis for photon-emitting brachytherapy sources: report of AAPM Task Group No. 138 and GEC-ESTRO. Med Phys 2011;38:782-801.
[9] AAPM, Report 21, specification of brachytherapy source strength, 1987.
[10] ICRU, Dose and volume specification for reporting intracavitary therapy in gynaecology. ICRU Report 38. International commission of radiation units and measurements, 1985. [10] ICRU, Dose and volume specification for reporting intracavitary therapy in gynaecology. ICRU Report 38. Διεθνής επιτροπή μονάδων και μετρήσεων ακτινοβολίας, 1985.
[11] IAEA. Calibration of photon and beta ray sources used in brachytherapy. IAEA; 2002. [11] ΙΑΕΑ. Βαθμονόμηση των πηγών φωτονίων και β-ακτίνων που χρησιμοποιούνται στη βραχυθεραπεία. ΙΑΕΑ, 2002.
[12] Williamson JF, Coursey BM, DeWerd LA, et al. On the use of apparent activity (Aapp) for treatment planning of 125 I and 103Pd interstitial brachytherapy sources: recommendations of the American Association of Physicists in Medicine radiation therapy committee subcommittee on low-energy brachytherapy source dosimetry. Med Phys 1999;26:2529-30.
[13] Williamson JF, Butler W, Dewerd LA, et al. Recommendations of the American Association of Physicists in Medicine regarding the impact of implementing the 2004 task group 43 report on dose specification for 103Pd and 125I interstitial brachytherapy. Med Phys 2005;32:1424-39.
[14] Li Z, Das RK, DeWerd LA, et al. Dosimetric prerequisites for routine clinical use of photon emitting brachytherapy sources with average energy higher than 50 kev. Med Phys 2007;34:37-40. [14] Li Z, Das RK, DeWerd LA, et al. Δοσιμετρικές προϋποθέσεις για τη συνήθη κλινική χρήση πηγών βραχυθεραπείας εκπομπής φωτονίων με μέση ενέργεια μεγαλύτερη από 50 kev. Med Phys 2007;34:37-40.
[15] Nath R, Anderson LL, Luxton G, Weaver KA, Williamson JF, Meigooni AS. Dosimetry of interstitial brachytherapy sources: recommendations of the AAPM Radiation Therapy Committee Task Group No. 43. American Association of Physicists in Medicine. Med Phys 1995;22:209-34. [15] Nath R, Anderson LL, Luxton G, Weaver KA, Williamson JF, Meigooni AS. Δοσιμετρία των πηγών διατοιχωματικής βραχυθεραπείας: συστάσεις της ομάδας εργασίας αριθ. 43 της επιτροπής ακτινοθεραπείας της AAPM. Αμερικανική Ένωση Φυσικών Ιατρικής. Med Phys 1995;22:209-34.
[16] Rivard MJ, Coursey BM, DeWerd LA, et al. Update of AAPM task group no. 43 report: a revised AAPM protocol for brachytherapy dose calculations. Med Phys 2004;31:633-74. [16] Rivard MJ, Coursey BM, DeWerd LA, et al. Επικαιροποίηση της έκθεσης της ομάδας εργασίας AAPM αριθ. 43: αναθεωρημένο πρωτόκολλο AAPM για τον υπολογισμό της δόσης βραχυθεραπείας. Med Phys 2004;31:633-74.
[17] Perez-Calatayud J, Ballester F, Das RK, et al. Dose calculation for photonemitting brachytherapy sources with average energy higher than 50 keV : report of the AAPM and ESTRO. Med Phys 2012;39:2904-29.
[18] Thomadsen BR, Williamson JF, Rivard MJ, Meigooni AS. Anniversary paper: past and current issues, and trends in brachytherapy physics. Med Phys 2008;35:4708-23. [18] Thomadsen BR, Williamson JF, Rivard MJ, Meigooni AS. Επετειακή ανακοίνωση: παλαιότερα και τρέχοντα ζητήματα, καθώς και τάσεις στη φυσική της βραχυθεραπείας. Med Phys 2008;35:4708-23.
[19] Rivard MJ, Venselaar JL, Beaulieu L. The evolution of brachytherapy treatment planning. Med Phys 2009;36:2136-53. [19] Rivard MJ, Venselaar JL, Beaulieu L. Η εξέλιξη του σχεδιασμού της θεραπείας βραχυθεραπείας. Med Phys 2009;36:2136-53.
[20] Beaulieu L, Carlsson Tedgren A, Carrier JF, et al. Report of the Task Group 186 on model-based dose calculation methods in brachytherapy beyond the TG43 formalism: current status and recommendations for clinical implementation. Med Phys 2013;39:6208-36.
[21] Burns GS, Raeside DE. The accuracy of single-seed dose superposition for I125 implants. Med Phys 1989;16:627-31. [21] Burns GS, Raeside DE. Η ακρίβεια της υπέρθεσης της δόσης ενός σπόρου για εμφυτεύματα I125. Med Phys 1989;16:627-31.
[22] Mobit P, Badragan I. Dose perturbation effects in prostate seed implant brachytherapy with I-125. Phys Med Biol 2004;49:3171-8. [22] Mobit P, Badragan I. Επιδράσεις διαταραχής της δόσης στη βραχυθεραπεία με εμφύτευση σπόρων προστάτη με I-125. Phys Med Biol 2004;49:3171-8.
[23] DeMarco JJ, Smathers JB, Burnison CM, Ncube QK, Solberg TD. CT-based dosimetry calculations for 1251 prostate implants. Int J Radiat Oncol Biol Phys 1999;45:1347-53. [23] DeMarco JJ, Smathers JB, Burnison CM, Ncube QK, Solberg TD. Υπολογισμοί δοσιμετρίας με βάση την αξονική τομογραφία για 1251 εμφυτεύματα προστάτη. Int J Radiat Oncol Biol Phys 1999;45:1347-53.
[24] Chibani O, Williamson JF, Todor D. Dosimetric effects of seed anisotropy and interseed attenuation for 103Pd and 125 I prostate implants. Med Phys 2005;32:2557-66. [24] Chibani O, Williamson JF, Todor D. Δοσιμετρικές επιδράσεις της ανισοτροπίας του σπόρου και της εξασθένησης μεταξύ των σπόρων για εμφυτεύματα προστάτη 103Pd και 125 I. Med Phys 2005;32:2557-66.
[25] Carrier JF, Beaulieu L, Therriault-Proulx F, Roy R. Impact of interseed attenuation and tissue composition for permanent prostate implants. Med Phys 2006;33:595-604. [25] Carrier JF, Beaulieu L, Therriault-Proulx F, Roy R. Επίδραση της εξασθένησης μεταξύ των σπόρων και της σύνθεσης των ιστών για μόνιμα εμφυτεύματα προστάτη. Med Phys 2006;33:595-604.
[26] Afsharpour H, D’Amours M, Cote B, Carrier JF, Verhaegen F, Beaulieu L. A Monte Carlo study on the effect of seed design on the interseed attenuation in permanent prostate implants. Med Phys 2008;35:3671-81. [26] Afsharpour H, D'Amours M, Cote B, Carrier JF, Verhaegen F, Beaulieu L. Μελέτη Monte Carlo σχετικά με την επίδραση του σχεδιασμού των σπόρων στην εξασθένηση μεταξύ των σπόρων σε μόνιμα εμφυτεύματα προστάτη. Med Phys 2008;35:3671-81.
[27] Carrier JF, D’Amours M, Verhaegen F, et al. Postimplant dosimetry using a Monte Carlo dose calculation engine: a new clinical standard. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2007;68:1190-8. [27] Carrier JF, D'Amours M, Verhaegen F, et al. Postimplant dosimetry using a Monte Carlo dose calculation engine: a new clinical standard. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2007;68:1190-8.
[28] Furstoss C, Reniers B, Bertrand MJ, et al. Monte Carlo study of LDR seed dosimetry with an application in a clinical brachytherapy breast implant. Med Phys 2009;36:1848-58. [28] Furstoss C, Reniers B, Bertrand MJ, et al. Μελέτη Monte Carlo της δοσιμετρίας των σπόρων LDR με εφαρμογή σε κλινικό εμφύτευμα μαστού βραχυθεραπείας. Med Phys 2009;36:1848-58.
[29] Landry G, Reniers B, Murrer L, et al. Sensitivity of low energy brachytherapy Monte Carlo dose calculations to uncertainties in human tissue composition. Med Phys 2010;37:5188-98.
[30] Afsharpour H, Pignol JP, Keller B, et al. Influence of breast composition and interseed attenuation in dose calculations for post-implant assessment of permanent breast 103Pd seed implant. Phys Med Biol 2010;55:4547-61. [30] Afsharpour H, Pignol JP, Keller B, et al. Επιρροή της σύνθεσης του μαστού και της εξασθένησης μεταξύ των σπόρων στους υπολογισμούς δόσης για την αξιολόγηση μετά την εμφύτευση του μόνιμου εμφυτεύματος 103Pd του μαστού. Phys Med Biol 2010;55:4547-61.
[31] Granero D, Perez-Calatayud J, Pujades-Claumarchirant MC, Ballester F, Melhus CS, Rivard MJ. Equivalent phantom sizes and shapes for brachytherapy dosimetric studies of 192Ir and 137Cs. Med Phys 2008;35:4872-7. [31] Granero D, Perez-Calatayud J, Pujades-Claumarchirant MC, Ballester F, Melhus CS, Rivard MJ. Ισοδύναμα μεγέθη και σχήματα φαντασμάτων για δοσιμετρικές μελέτες βραχυθεραπείας 192Ir και 137Cs. Med Phys 2008;35:4872-7.
[32] Waterman FM, Holcomb DE. Dose distributions produced by a shielded vaginal cylinder using a high-activity iridium-192 source. Med Phys 1994;21:101-6. [32] Waterman FM, Holcomb DE. Κατανομές δόσεων που παράγονται από θωρακισμένο κολπικό κύλινδρο που χρησιμοποιεί πηγή ιριδίου-192 υψηλής δραστικότητας. Med Phys 1994;21:101-6.
[33] Lymperopoulou G, Pantelis E, Papagiannis P, et al. A Monte Carlo dosimetry study of vaginal 192Ir brachytherapy applications with a shielded cylindrical applicator set. Med Phys 2004;31:3080-6.
[34] Poon E, Williamson JF, Vuong T, Verhaegen F. Patient-specific Monte Carlo dose calculations for high-dose-rate endorectal brachytherapy with shielded intracavitary applicator. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2008;72:1259-66. [34] Poon E, Williamson JF, Vuong T, Verhaegen F. Υπολογισμοί δόσης Monte Carlo για ενδοορθική βραχυθεραπεία υψηλού ρυθμού δόσης με θωρακισμένο ενδοκοιλιακό εφαρμοστή. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2008;72:1259-66.
[35] Kirov AS, Williamson JF, Meigooni AS, Zhu Y. Measurement and calculation of heterogeneity correction factors for an Ir-192 high dose-rate brachytherapy source behind tungsten alloy and steel shields. Med Phys 1996;23:911-9. [35] Kirov AS, Williamson JF, Meigooni AS, Zhu Y. Μέτρηση και υπολογισμός συντελεστών διόρθωσης ετερογένειας για μια πηγή βραχυθεραπείας Ir-192 υψηλού ρυθμού δόσης πίσω από ασπίδες από κράμα βολφραμίου και χάλυβα. Med Phys 1996;23:911-9.
[36] Markman J, Williamson JF, Dempsey JF, Low DA. On the validity of the superposition principle in dose calculations for intracavitary implants with shielded vaginal colpostats. Med Phys 2001;28:147-55. [36] Markman J, Williamson JF, Dempsey JF, Low DA. Σχετικά με την εγκυρότητα της αρχής της επαλληλίας στους υπολογισμούς δόσης για ενδοκοιλιακά εμφυτεύματα με θωρακισμένα κολπικά κολποστάσια. Med Phys 2001;28:147-55.
[37] Al-Halabi H, Poon E, Portelance L, Duclos M, Souhami L. Comparison between cone beam CT based three-dimensional planning and modified Monte Carlo dose calculations in intracavitary brachytherapy for cervical cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2009;75. S623-S623. [37] Al-Halabi H, Poon E, Portelance L, Duclos M, Souhami L. Σύγκριση μεταξύ του τρισδιάστατου σχεδιασμού με βάση την κωνική αξονική τομογραφία και των τροποποιημένων υπολογισμών δόσης Monte Carlo στην ενδοκαυτηριακή βραχυθεραπεία για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2009;75. S623-S623.
[38] Mikell JK, Klopp AH, Gonzalez GM, et al. Impact of heterogeneity-based dose calculation using a deterministic grid-based boltzmann equation solver for intracavitary brachytherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2012;83:e417-422.
[39] Hyer DE, Sheybani A, Jacobson GM, Kim Y. The dosimetric impact of heterogeneity corrections in high-dose rate (192)Ir brachytherapy for cervical cancer: investigation of both conventional Point-A and volumeoptimized plans. Brachytherapy 2012;11:515-20. [39] Hyer DE, Sheybani A, Jacobson GM, Kim Y. Η δοσιμετρική επίδραση των διορθώσεων ετερογένειας στη βραχυθεραπεία υψηλής δόσης (192)Ir για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας: διερεύνηση τόσο συμβατικών σχεδίων Point-A όσο και σχεδίων βελτιστοποιημένου όγκου. Brachytherapy 2012;11:515-20.
[40] Mangold CA, Rijnders A, Georg D, Van Limbergen E, Pötter R, Huyskens D. Quality control in interstitial brachytherapy of the breast using pulsed dose rate: treatment planning and dose delivery with an Ir-192 afterloading system. Radiother Oncol 2001;58:43-51. [40] Mangold CA, Rijnders A, Georg D, Van Limbergen E, Pötter R, Huyskens D. Ποιοτικός έλεγχος στη διάμεση βραχυθεραπεία του μαστού με χρήση παλμικού ρυθμού δόσης: σχεδιασμός θεραπείας και χορήγηση δόσης με σύστημα μεταφόρτωσης Ir-192. Radiother Oncol 2001;58:43-51.
[41] Pantelis E, Papagiannis P, Karaiskos P, et al. The effect of finite patient dimensions and tissue inhomogeneities on dosimetry planning of 192Ir HDR breast brachytherapy: a Monte Carlo dose verification study. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2005;61:1596-602.
[42] Lymperopoulou G, Papagiannis P, Angelopoulos A, Karaiskos P, Georgiou E, Baltas D. A dosimetric comparison of 169 Yb and 192Ir for HDR brachytherapy of the breast, accounting for the effect of finite patient dimensions and tissue inhomogeneities. Med Phys 2006;33:4583-9. [42] Λυμπεροπούλου Γ., Παπαγιάννης Π., Αγγελόπουλος Α., Καραΐσκος Π., Γεωργίου Ε., Μπαλτάς Δ. Δοσιμετρική σύγκριση του 169 Yb και του 192Ir για την HDR βραχυθεραπεία του μαστού, λαμβάνοντας υπόψη την επίδραση των πεπερασμένων διαστάσεων του ασθενούς και των ανομοιογενειών των ιστών. Med Phys 2006;33:4583-9.
[43] Poon E, Verhaegen F. Development of a scatter correction technique and its application to HDR 192Ir multicatheter breast brachytherapy. Med Phys 2009;36:3703-13. [43] Poon E, Verhaegen F. Ανάπτυξη μιας τεχνικής διόρθωσης σκέδασης και εφαρμογή της στην πολυκαθετηριακή βραχυθεραπεία μαστού HDR 192Ir. Med Phys 2009;36:3703-13.
[44] Kassas B, Mourtada F, Horton JL, Lane RG. Contrast effects on dosimetry of a partial breast irradiation system. Med Phys 2004;31:1976-9. [44] Kassas B, Mourtada F, Horton JL, Lane RG. Επιδράσεις της αντίθεσης στη δοσιμετρία ενός συστήματος μερικής ακτινοβόλησης του μαστού. Med Phys 2004;31:1976-9.
[45] Kirk MC, Hsi WC, Chu JC, et al. Dose perturbation induced by radiographic contrast inside brachytherapy balloon applicators. Med Phys 2004;31:1219-24. [45] Kirk MC, Hsi WC, Chu JC, et al. Διαταραχή της δόσης που προκαλείται από την ακτινογραφική αντίθεση στο εσωτερικό εφαρμογέων μπαλονιών βραχυθεραπείας. Med Phys 2004;31:1219-24.
[46] Ye SJ, Brezovich IA, Shen S, Kim S. Dose errors due to inhomogeneities in balloon catheter brachytherapy for breast cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2004;60:672-7. [46] Ye SJ, Brezovich IA, Shen S, Kim S. Σφάλματα δόσης λόγω ανομοιογενειών στη βραχυθεραπεία με καθετήρα μπαλονιού για τον καρκίνο του μαστού. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2004;60:672-7.
[47] Cheng CW, Mitra R, Li XA, Das IJ. Dose perturbations due to contrast medium and air in mammosite treatment: an experimental and Monte Carlo study. Med Phys 2005;32:2279-87. [47] Cheng CW, Mitra R, Li XA, Das IJ. Διαταραχές δόσης λόγω σκιαγραφικού μέσου και αέρα στη θεραπεία με μαστοειδή: πειραματική μελέτη και μελέτη Monte Carlo. Med Phys 2005;32:2279-87.
[48] Papagiannis P, Karaiskos P, Georgiou E, et al. On the use of high dose rate 192Ir and 169Yb sources with the MammoSite radiation therapy system. Med Phys 2007;34:3614-9.
[49] Richardson SL, Pino R. Dosimetric effects of an air cavity for the SAVI partial breast irradiation applicator. Med Phys 2010;37:3919-26. [49] Richardson SL, Pino R. Δοσιμετρικές επιδράσεις μιας κοιλότητας αέρα για τον εφαρμοστή μερικής ακτινοβόλησης μαστού SAVI. Med Phys 2010;37:3919-26.
[50] Elfrink RJ, Kolkman-Deurloo IK, van Kleffens HJ, et al. Determination of the accuracy of implant reconstruction and dose delivery in brachytherapy in The Netherlands and Belgium. Radiother Oncol 2001;59:297-306.
[51] Manikandan A, Biplab S, David PA, Holla R, Vivek TR, Sujatha N. Relative dosimetrical verification in high dose rate brachytherapy using twodimensional detector array IMatriXX. J Med Phys/Assoc Med Phys Ind 2011;36:171-5. [51] Manikandan A, Biplab S, David PA, Holla R, Vivek TR, Sujatha N. Σχετική δοσιμετρική επαλήθευση στη βραχυθεραπεία υψηλού ρυθμού δόσης με χρήση δισδιάστατης συστοιχίας ανιχνευτών IMatriXX. J Med Phys/Assoc Med Phys Ind 2011;36:171-5.
[52] Berger D, Dimopoulos J, Pötter R, Kirisits C. Direct reconstruction of the Vienna applicator on MR images. Radiother Oncol 2009;93:347-51. [52] Berger D, Dimopoulos J, Pötter R, Kirisits C. Άμεση ανακατασκευή του εφαρμοστή της Βιέννης σε εικόνες μαγνητικής τομογραφίας. Radiother Oncol 2009;93:347-51.
[53] Hellebust TP, Tanderup K, Bergstrand ES, Knutsen BH, Roislien J, Olsen DR. Reconstruction of a ring applicator using CT imaging: impact of the reconstruction method and applicator orientation. Phys Med Biol 2007;52:4893-904. [53] Hellebust TP, Tanderup K, Bergstrand ES, Knutsen BH, Roislien J, Olsen DR. Ανακατασκευή ενός δακτυλιοειδούς εφαρμοστή με χρήση απεικόνισης CT: επίδραση της μεθόδου ανακατασκευής και του προσανατολισμού του εφαρμοστή. Phys Med Biol 2007;52:4893-904.
[54] Stern RL, Liu T. Dwell position inaccuracy in the Varian GammaMed HDR ring applicator. J Appl Clin Med Phys 2010;11:3158. [54] Stern RL, Liu T. Ανακρίβεια θέσης παραμονής στον εφαρμοστή δακτυλίου Varian GammaMed HDR. J Appl Clin Med Phys 2010;11:3158.
[55] Jangda AQ, Hussein S, Rehman Z. A new approach to measure dwell position inaccuracy in HDR ring applicators - quantification and corrective QA. J Appl Clin Med Phys 2011;12:3355. [55] Jangda AQ, Hussein S, Rehman Z. Μια νέα προσέγγιση για τη μέτρηση της ανακρίβειας της θέσης παραμονής σε συσκευές εφαρμογής δακτυλίων HDR - ποσοτικοποίηση και διορθωτική διασφάλιση ποιότητας. J Appl Clin Med Phys 2011;12:3355.
[56] Kohr P, Siebert FA. Quality assurance of brachytherapy afterloaders using a multi-slit phantom. Phys Med Biol 2007;52:N387-91. [56] Kohr P, Siebert FA. Διασφάλιση ποιότητας των μεταφορτωτών βραχυθεραπείας με τη χρήση ενός φαντάσματος πολλαπλών σχισμών. Phys Med Biol 2007;52:N387-91.
[57] Hellebust TP, Kirisits C, Berger D, et al. Recommendations from Gynaecological (GYN) GEC-ESTRO Working Group (III): considerations and pitfalls in commissioning and applicator reconstruction in 3D image-based treatment planning of cervix cancer brachytherapy. Radiother Oncol 2010;96:153-60.
[58] Humer I. Präzisionserhöhung der Bestrahlungsplanung für intrakavitäre Brachytherapie. Wien, Österreich: Universität Wien, Fakultät für Physik, 2009. [58] Humer I. Αύξηση της ακρίβειας του ακτινοθεραπευτικού σχεδιασμού για ενδοκαθετηριακή βραχυθεραπεία. Βιέννη, Αυστρία: Πανεπιστήμιο της Βιέννης, Σχολή Φυσικής, 2009.
[59] Niatsetski Y, Fekkes S, Vreeken H. Source path measurements for ring applicators. Radiother Oncol 2011;99:278. [59] Niatsetski Y, Fekkes S, Vreeken H. Μετρήσεις διαδρομής πηγής για δακτυλιοφόρους εφαρμογείς. Radiother Oncol 2011;99:278.
[60] Corbett JF, Jezioranski JJ, Crook J, Tran T, Yeung IW. The effect of seed orientation deviations on the quality of 125 I prostate implants. Phys Med Biol 2001;46:2785-800. [60] Corbett JF, Jezioranski JJ, Crook J, Tran T, Yeung IW. Η επίδραση των αποκλίσεων του προσανατολισμού του σπόρου στην ποιότητα των εμφυτευμάτων προστάτη 125 I. Phys Med Biol 2001;46:2785-800.
[61] Rickey DW, Sasaki D, Bews J. A quality assurance tool for high-dose-rate brachytherapy. Med Phys 2010;37:2525-32. [61] Rickey DW, Sasaki D, Bews J. Ένα εργαλείο διασφάλισης ποιότητας για βραχυθεραπεία υψηλής δόσης. Med Phys 2010;37:2525-32.
[62] Wong TP, Fernando W, Johnston PN, Bubb IF. Transit dose of an Ir-192 high dose rate brachytherapy stepping source. Phys Med Biol 2001;46: 323-31. [62] Wong TP, Fernando W, Johnston PN, Bubb IF. Δόση διέλευσης μιας πηγής βηματικής βραχυθεραπείας Ir-192 υψηλού ρυθμού δόσης. Phys Med Biol 2001;46: 323-31.
[63] Palmer A, Mzenda B. Performance assessment of the BEBIG MultiSource high dose rate brachytherapy treatment unit. Phys Med Biol 2009;54:7417-34. [63] Palmer A, Mzenda B. Αξιολόγηση της απόδοσης της μονάδας θεραπείας βραχυθεραπείας υψηλού ρυθμού δόσης BEBIG MultiSource. Phys Med Biol 2009;54:7417-34.
[64] Kirisits C, Siebert FA, Baltas D, et al. Accuracy of volume and DVH parameters determined with different brachytherapy treatment planning systems. Radiother Oncol 2007;84:290-7.
[65] ICRU, prescribing, recording, and reporting photon-beam intensitymodulated radiation therapy (IMRT). ICRU Report 83 international commission of radiation units and measurements, 2010. [65] ICRU, συνταγογράφηση, καταγραφή και υποβολή εκθέσεων ακτινοθεραπείας με φωτονική δέσμη διαμορφωμένης έντασης (IMRT). ICRU Report 83 international commission of radiation units and measurements, 2010.
[66] Pötter R, Kirisits C. Upcoming ICRU/GEC ESTRO recommendations for brachytherapy in cancer of the cervix (1). Radiother Oncol 2012;103(Suppl. 2):42. [66] Pötter R, Kirisits C. Επόμενες συστάσεις της ICRU/GEC ESTRO για τη βραχυθεραπεία στον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας (1). Radiother Oncol 2012;103(Suppl. 2):42.
[67] Kirisits C, Pötter R. Upcoming ICRU/GEC ESTRO recommendations for brachytherapy in cancer of the cervix (2). Radiother Oncol 2012;103(Suppl. 2):42-3. [67] Kirisits C, Pötter R. Προσεχείς συστάσεις της ICRU/GEC ESTRO για τη βραχυθεραπεία στον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας (2). Radiother Oncol 2012;103(Suppl. 2):42-3.
[68] Aubry JF, Cheung J, Morin O, Beaulieu L, Hsu IC, Pouliot J. Investigation of geometric distortions on magnetic resonance and cone beam computed tomography images used for planning and verification of high-dose rate brachytherapy cervical cancer treatment. Brachytherapy 2010;9: 266-73. [68] Aubry JF, Cheung J, Morin O, Beaulieu L, Hsu IC, Pouliot J. Διερεύνηση των γεωμετρικών παραμορφώσεων σε εικόνες μαγνητικού συντονισμού και υπολογιστικής τομογραφίας κωνικής δέσμης που χρησιμοποιούνται για το σχεδιασμό και την επαλήθευση της θεραπείας του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας με βραχυθεραπεία υψηλής δόσης. Brachytherapy 2010;9: 266-73.
[69] Mizowaki T, Cohen GN, Fung AY, Zaider M. Towards integrating functional imaging in the treatment of prostate cancer with radiation: the registration of the MR spectroscopy imaging to ultrasound/CT images and its implementation in treatment planning. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2002;54:1558-64.
[70] Kolkman-Deurloo IK, de Kruijf WJ, Levendag PC. On-line implant reconstruction in HDR brachytherapy. Radiother Oncol 2006;78:53-9. [70] Kolkman-Deurloo IK, de Kruijf WJ, Levendag PC. On-line ανακατασκευή εμφυτεύματος στην HDR βραχυθεραπεία. Radiother Oncol 2006;78:53-9.
[71] Haack S, Nielsen SK, Lindegaard JC, Gelineck J, Tanderup K. Applicator reconstruction in MRI 3D image-based dose planning of brachytherapy for cervical cancer. Radiother Oncol 2009;91:187-93. [71] Haack S, Nielsen SK, Lindegaard JC, Gelineck J, Tanderup K. Ανακατασκευή του εφαρμοστή στο σχεδιασμό δόσης της βραχυθεραπείας για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας με βάση την τρισδιάστατη εικόνα MRI. Radiother Oncol 2009;91:187-93.
[72] Tanderup K, Hellebust TP, Lang S, et al. Consequences of random and systematic reconstruction uncertainties in 3D image based brachytherapy in cervical cancer. Radiother Oncol 2008;89:156-63.
[73] Wills R, Lowe G, Inchley D, Anderson C, Beenstock V, Hoskin P. Applicator reconstruction for HDR cervix treatment planning using images from 0.35 T open MR scanner. Radiother Oncol 2010;94:346-52. [73] Wills R, Lowe G, Inchley D, Anderson C, Beenstock V, Hoskin P. Ανακατασκευή εφαρμογέα για το σχεδιασμό της θεραπείας του τραχήλου της μήτρας με HDR χρησιμοποιώντας εικόνες από ανοικτό μαγνητικό τομογράφο 0,35 T. Radiother Oncol 2010;94:346-52.
[74] Hellebust TP, Dale E, Skjonsberg A, Olsen DR. Inter fraction variations in rectum and bladder volumes and dose distributions during high dose rate brachytherapy treatment of the uterine cervix investigated by repetitive CTexaminations. Radiother Oncol 2001;60:273-80.
[75] Kubicky CD, Yeh BM, Lessard E, et al. Inverse planning simulated annealing for magnetic resonance imaging-based intracavitary high-dose-rate brachytherapy for cervical cancer. Brachytherapy 2008;7:242-7.
[76] Tanderup K, Christensen JJ, Granfeldt J, Lindegaard JC. Geometric stability of intracavitary pulsed dose rate brachytherapy monitored by in vivo rectal dosimetry. Radiother Oncol 2006;79:87-93. [76] Tanderup K, Christensen JJ, Granfeldt J, Lindegaard JC. Γεωμετρική σταθερότητα της ενδοκαθεδρικής βραχυθεραπείας παλμικού ρυθμού δόσης που παρακολουθείται με in vivo δοσιμετρία ορθού. Radiother Oncol 2006;79:87-93.
[77] Beriwal S, Kim H, Coon D, et al. Single magnetic resonance imaging vs magnetic resonance imaging/computed tomography planning in cervical cancer brachytherapy. Clinical Oncol (R Coll Radiol (Great Britain)) 2009;21:483-7.
[78] Mohamed S, Nielsen SK, Fokdal LU, Lindegaard JC, Tanderup K. Feasibility of applying one treatment plan for succeeding fractions in image guided brachytherapy in cervix cancer. Radiother Oncol 2013;107:32-8. [78] Mohamed S, Nielsen SK, Fokdal LU, Lindegaard JC, Tanderup K. Σκοπιμότητα εφαρμογής ενός σχεδίου θεραπείας για τα επόμενα κλάσματα στην καθοδηγούμενη με εικόνα βραχυθεραπεία στον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2013;107:32-8.
[79] Lang S, Nesvacil N, Kirisits C, et al. Uncertainty analysis for 3D image-based cervix cancer brachytherapy by repetitive MR imaging: assessment of DVHvariations between two HDR fractions within one applicator insertion and their clinical relevance. Radiother Oncol 2013;107:26-31.
[80] Viswanathan AN, Dimopoulos J, Kirisits C, Berger D, Pötter R. Computed tomography versus magnetic resonance imaging-based contouring in cervical cancer brachytherapy: results of a prospective trial and preliminary guidelines for standardized contours. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2007;68:491-8.
[81] Nesvacil N, Tanderup K, Hellebust TP, et al. A multicentre comparison of the dosimetric impact of inter- and intra-fractional anatomical variations in fractionated cervix cancer brachytherapy. Radiother Oncol 2013;107:20-5.
[82] Mikami M, Yoshida K, Takenaka T, et al. Daily computed tomography measurement of needle applicator displacement during high-dose-rate interstitial brachytherapy for previously untreated uterine cervical cancer. Brachytherapy 2011;10:318-24. [82] Mikami M, Yoshida K, Takenaka T, et al. Ημερήσια μέτρηση με υπολογιστική τομογραφία της μετατόπισης του εφαρμοστή βελόνας κατά τη διάρκεια της διατοιχωματικής βραχυθεραπείας υψηλής δόσης για τον προηγουμένως μη θεραπευμένο καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Brachytherapy 2011;10:318-24.
[83] Andersen ES, Noe KO, Sorensen TS, et al. Simple DVH parameter addition as compared to deformable registration for bladder dose accumulation in cervix cancer brachytherapy. Radiother Oncol 2013;107:52-7.
[84] Van de Kamer JB, De Leeuw AA, Moerland MA, Jurgenliemk-Schulz IM. Determining DVH parameters for combined external beam and brachytherapy treatment: 3D biological dose adding for patients with cervical cancer. Radiother Oncol 2010;94:248-53. [84] Van de Kamer JB, De Leeuw AA, Moerland MA, Jurgenliemk-Schulz IM. Προσδιορισμός παραμέτρων DVH για συνδυασμένη θεραπεία με εξωτερική δέσμη και βραχυθεραπεία: 3D προσθήκη βιολογικής δόσης για ασθενείς με καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2010;94:248-53.
[85] Fenkell L, Assenholt M, Nielsen SK, et al. Parametrial boost using midline shielding results in an unpredictable dose to tumor and organs at risk in combined external beam radiotherapy and brachytherapy for locally advanced cervical cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2011;79:1572-9. [85] Fenkell L, Assenholt M, Nielsen SK, et al. Η παραμετρική ενίσχυση με χρήση θωράκισης της μέσης γραμμής οδηγεί σε απρόβλεπτη δόση στον όγκο και στα όργανα κινδύνου σε συνδυασμένη εξωτερική ακτινοθεραπεία και βραχυθεραπεία για τοπικά προχωρημένο καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2011;79:1572-9.
[86] Hensley W, Harms W, Krempien R, Fritz P. Precision and dose conformation in the CT-based reconstruction of interstitial brachytherapy. Med Phys 2003:1431. [86] Hensley W, Harms W, Krempien R, Fritz P. Ακρίβεια και διαμόρφωση της δόσης στην ανακατασκευή με βάση την αξονική τομογραφία της διάμεσης βραχυθεραπείας. Med Phys 2003:1431.
[87] Aristei C, Palumbo I, Cucciarelli F, et al. Partial breast irradiation with interstitial high-dose-rate brachytherapy in early breast cancer: results of a phase II prospective study. Eur J Surg Oncol 2009;35:144-50.
[88] Cuttino LW, Todor D, Arthur DW. CT-guided multi-catheter insertion technique for partial breast brachytherapy: reliable target coverage and dose homogeneity. Brachytherapy 2005;4:10-7. [88] Cuttino LW, Todor D, Arthur DW. Τεχνική εισαγωγής πολλαπλών καθετήρων με καθοδήγηση CT για μερική βραχυθεραπεία του μαστού: αξιόπιστη κάλυψη του στόχου και ομοιογένεια της δόσης. Brachytherapy 2005;4:10-7.
[89] Das RK, Patel R, Shah H, Odau H, Kuske RR. 3D CT-based high-dose-rate breast brachytherapy implants: treatment planning and quality assurance. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2004;59:1224-8. [89] Das RK, Patel R, Shah H, Odau H, Kuske RR. Εμφυτεύματα βραχυθεραπείας στήθους υψηλής δόσης με τρισδιάστατη αξονική τομογραφία: σχεδιασμός θεραπείας και διασφάλιση ποιότητας. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2004;59:1224-8.
[90] Das RK, Thomadsen BR. Physics of partial breast irradiation. In: Wazer DE, Arthur DW, Vicini FA, editors. Accelerated partial breast irradiation. Berlin: Springer-Verlag; 2009. p. 73-100. [90] Das RK, Thomadsen BR. Φυσική της μερικής ακτινοβόλησης του μαστού. In: Wazer DE, Arthur DW, Vicini FA, editors. Accelerated partial breast irradiation (Επιταχυνόμενη μερική ακτινοβόληση του μαστού). Βερολίνο: Springer-Verlag; 2009. p. 73-100.
[91] Landis DM, Luo W, Song J, et al. Variability among breast radiation oncologists in delineation of the postsurgical lumpectomy cavity. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2007;67:1299-308.
[92] Petersen RP, Truong PT, Kader HA, et al. Target volume delineation for partial breast radiotherapy planning: clinical characteristics associated with low interobserver concordance. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2007;69:41-8.
[93] Kim Y, Johnson M, Trombetta MG, Parda DS, Miften M. Investigation of interfraction variations of MammoSite balloon applicator in high-dose-rate brachytherapy of partial breast irradiation. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2008;71:305-13. [93] Kim Y, Johnson M, Trombetta MG, Parda DS, Miften M. Διερεύνηση των διαθλαστικών παραλλαγών του εφαρμοστή μπαλονιού MammoSite σε βραχυθεραπεία υψηλής δόσης για μερική ακτινοβόληση του μαστού. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2008;71:305-13.
[94] Todor DA, Stojadinovic S, Cuttino LW, Arthur DW. Probabilistic analysis of the planning and delivery of partial breast irradiation with balloon brachytherapy: unsettling uncertainty. Brachytherapy 2008;7:139. [94] Todor DA, Stojadinovic S, Cuttino LW, Arthur DW. Πιθανολογική ανάλυση του σχεδιασμού και της χορήγησης μερικής ακτινοβόλησης του μαστού με βραχυθεραπεία με μπαλόνι: αβεβαιότητα που προκαλεί ανησυχία. Brachytherapy 2008;7:139.
[95] Waterman FM, Yue N, Corn BW, Dicker AP. Edema associated with I-125 or Pd-103 prostate brachytherapy and its impact on post-implant dosimetry: an [95] Waterman FM, Yue N, Corn BW, Dicker AP. Οίδημα που σχετίζεται με την βραχυθεραπεία προστάτη με I-125 ή Pd-103 και η επίδρασή του στη δοσιμετρία μετά το εμφύτευμα: μια
analysis based on serial CT acquisition. Int J Radiat Oncol Biol Phys 1998;41:1069-77. ανάλυση με βάση τη σειριακή λήψη CT. Int J Radiat Oncol Biol Phys 1998;41:1069-77.
[96] Crook J, McLean M, Yeung I, Williams T, Lockwood G. MRI-CT fusion to assess postbrachytherapy prostate volume and the effects of prolonged edema on dosimetry following transperineal interstitial permanent prostate brachytherapy. Brachytherapy 2004;3:55-60. [96] Crook J, McLean M, Yeung I, Williams T, Lockwood G. Σύντηξη μαγνητικής τομογραφίας-CT για την εκτίμηση του όγκου του προστάτη μετά τη βραχυθεραπεία και των επιπτώσεων του παρατεταμένου οιδήματος στη δοσιμετρία μετά από διαπεριτοναϊκή διατομική μόνιμη βραχυθεραπεία του προστάτη. Brachytherapy 2004;3:55-60.
[97] Yue N, Dicker AP, Nath R, Waterman FM. The impact of edema on planning 125 I and 103Pd prostate implants. Med Phys 1999;26:763-7. [97] Yue N, Dicker AP, Nath R, Waterman FM. Ο αντίκτυπος του οιδήματος στον σχεδιασμό των εμφυτευμάτων προστάτη 125 I και 103Pd. Med Phys 1999;26:763-7.
[98] Su Y, Davis BJ, Furutani KM, Herman MG, Robb RA. Dosimetry accuracy as a function of seed localization uncertainty in permanent prostate brachytherapy: increased seed number correlates with less variability in prostate dosimetry. Phys Med Biol 2007;52:3105-19. [98] Su Y, Davis BJ, Furutani KM, Herman MG, Robb RA. Ακρίβεια δοσιμετρίας ως συνάρτηση της αβεβαιότητας εντοπισμού των σπόρων στη μόνιμη βραχυθεραπεία του προστάτη: ο αυξημένος αριθμός σπόρων συσχετίζεται με μικρότερη μεταβλητότητα στη δοσιμετρία του προστάτη. Phys Med Biol 2007;52:3105-19.
[99] Siebert FA, De Brabandere M, Kirisits C, Kovacs G, Venselaar J. Phantom investigations on CT seed imaging for interstitial brachytherapy. Radiother Oncol 2007;85:316-23. [99] Siebert FA, De Brabandere M, Kirisits C, Kovacs G, Venselaar J. Έρευνες φαντάσματος για την απεικόνιση σπόρων CT για τη διάμεση βραχυθεραπεία. Radiother Oncol 2007;85:316-23.
[100] De Brabandere M, Kirisits C, Peeters R, Haustermans K, Van den Heuvel F. Accuracy of seed reconstruction in prostate postplanning studied with a CTand MRI-compatible phantom. Radiother Oncol 2006;79:190-7. [100] De Brabandere M, Kirisits C, Peeters R, Haustermans K, Van den Heuvel F. Ακρίβεια της ανακατασκευής των σπόρων στον μετασχεδιασμό του προστάτη που μελετήθηκε με ένα συμβατό με CT και MRI φάντασμα. Radiother Oncol 2006;79:190-7.
[101] De Brabandere M, Hoskin P, Haustermans K, Van den Heuvel F, Siebert FA. Prostate post-implant dosimetry: interobserver variability in seed localisation, contouring and fusion. Radiother Oncol 2012;104:192-8. [101] De Brabandere M, Hoskin P, Haustermans K, Van den Heuvel F, Siebert FA. Δοσιμετρία του προστάτη μετά την εμφύτευση: διαπαρατηρητική μεταβλητότητα στον εντοπισμό του σπόρου, το περίγραμμα και τη σύντηξη. Radiother Oncol 2012;104:192-8.
[102] Lindsay PE, Van Dyk J, Battista JJ. A systematic study of imaging uncertainties and their impact on 125 I prostate brachytherapy dose evaluation. Med Phys 2003;30:1897-908. [102] Lindsay PE, Van Dyk J, Battista JJ. Συστηματική μελέτη των αβεβαιοτήτων απεικόνισης και των επιπτώσεών τους στην αξιολόγηση της δόσης 125 Ι βραχυθεραπείας του προστάτη. Med Phys 2003;30:1897-908.
[103] Hoskin PJ, Bownes PJ, Ostler P, Walker K, Bryant L. High dose rate afterloading brachytherapy for prostate cancer: catheter and gland movement between fractions. Radiother Oncol 2003;68:285-8. [103] Hoskin PJ, Bownes PJ, Ostler P, Walker K, Bryant L. Βραχυθεραπεία υψηλού ρυθμού δόσης μετά τη φόρτιση για καρκίνο του προστάτη: μετακίνηση καθετήρα και αδένα μεταξύ των κλασμάτων. Radiother Oncol 2003;68:285-8.
[104] Simnor T, Li S, Lowe G, et al. Justification for inter-fraction correction of catheter movement in fractionated high dose-rate brachytherapy treatment of prostate cancer. Radiother Oncol 2009;93:253-8.
[105] Yoshida K, Yamazaki H, Nose T, et al. Needle applicator displacement during high-dose-rate interstitial brachytherapy for prostate cancer. Brachytherapy 2009;9:36-41. [105] Yoshida K, Yamazaki H, Nose T, et al. Μετατόπιση του εφαρμοστή βελόνας κατά τη διάρκεια της διάμεσης βραχυθεραπείας υψηλής δόσης για τον καρκίνο του προστάτη. Brachytherapy 2009;9:36-41.
[106] Mullokandov E, Gejerman G. Analysis of serial CT scans to assess template and catheter movement in prostate HDR brachytherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2004;58:1063-71. [106] Mullokandov E, Gejerman G. Ανάλυση σειριακών αξονικών τομογραφιών για την αξιολόγηση της κίνησης του προτύπου και του καθετήρα στην HDR βραχυθεραπεία του προστάτη. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2004;58:1063-71.
[107] Kolkman-Deurloo IK, Roos MA, Aluwini S. HDR monotherapy for prostate cancer: a simulation study to determine the effect of catheter displacement on target coverage and normal tissue irradiation. Radiother Oncol 2011;98:192-7. [107] Kolkman-Deurloo IK, Roos MA, Aluwini S. Μονοθεραπεία HDR για τον καρκίνο του προστάτη: μελέτη προσομοίωσης για τον προσδιορισμό της επίδρασης της μετατόπισης του καθετήρα στην κάλυψη του στόχου και την ακτινοβόληση του φυσιολογικού ιστού. Radiother Oncol 2011;98:192-7.
[108] Pieters BR, van der Grient JN, Blank LE, Koedooder K, Hulshof MC, de Reijke TM. Minimal displacement of novel self-anchoring catheters suitable for temporary prostate implants. Radiother Oncol 2006;80:69-72. [108] Pieters BR, van der Grient JN, Blank LE, Koedooder K, Hulshof MC, de Reijke TM. Ελάχιστη μετατόπιση των νέων καθετήρων αυτόματης αγκύρωσης κατάλληλων για προσωρινά εμφυτεύματα προστάτη. Radiother Oncol 2006;80:69-72.
[109] Milickovic N, Mavroidis P, Tselis N, et al. 4D analysis of influence of patient movement and anatomy alteration on the quality of 3D U/S-based prostate HDR brachytherapy treatment delivery. Med Phys 2011;38:4982-93.
[110] Siebert FA, Hirt M, Niehoff P, Kovacs G. Imaging of implant needles for realtime HDR-brachytherapy prostate treatment using biplane ultrasound transducers. Med Phys 2009;36:3406-12. [110] Siebert FA, Hirt M, Niehoff P, Kovacs G. Απεικόνιση των βελόνων εμφύτευσης για θεραπεία προστάτη με HDR-βραχυθεραπεία σε πραγματικό χρόνο με τη χρήση μετατροπέων υπερήχων δύο επιπέδων. Med Phys 2009;36:3406-12.
[111] Peikari M, Chen TK, Lasso A, Heffter T, Fichtinger G, Burdette EC. Characterization of ultrasound elevation beamwidth artifacts for prostate brachytherapy needle insertion. Med Phys 2012;39:246-56. [111] Peikari M, Chen TK, Lasso A, Heffter T, Fichtinger G, Burdette EC. Χαρακτηρισμός των τεχνουργημάτων ανύψωσης του εύρους δέσμης υπερήχων για την εισαγωγή βελόνας βραχυθεραπείας του προστάτη. Med Phys 2012;39:246-56.
[112] Pantelis E, Papagiannis P, Anagnostopoulos G, et al. Evaluation of a TG-43 compliant analytical dosimetry model in clinical 192Ir HDR brachytherapy treatment planning and assessment of the significance of source position and catheter reconstruction uncertainties. Phys Med Biol 2004;49:55-67. [112] Pantelis E, Papagiannis P, Anagnostopoulos G, et al. Evaluation of a TG-43 compliant TG-43 analytical dosimetry model in clinical 192Ir HDR brachytherapy treatment planning and assessment of the significance of source position and catheter reconstruction uncertainties. Phys Med Biol 2004;49:55-67.
[113] Hellebust TP, Tanderup K, Lervag C, et al. Dosimetric impact of interobserver variability in MRI-based delineation for cervical cancer brachytherapy. Radiother Oncol 2013;107:13-9. [113] Hellebust TP, Tanderup K, Lervag C, et al. Δοσιμετρικές επιπτώσεις της διαπαρατηρητικής μεταβλητότητας στην οριοθέτηση με μαγνητική τομογραφία για τη βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2013;107:13-9.
[114] Petric P, Dimopoulos J, Kirisits C, Berger D, Hudej R, Pötter R. Inter- and intraobserver variation in HR-CTV contouring: intercomparison of transverse and paratransverse image orientation in 3D-MRI assisted cervix cancer brachytherapy. Radiother Oncol 2008;89:164-71. [114] Petric P, Dimopoulos J, Kirisits C, Berger D, Hudej R, Pötter R. Inter- και intraobserver variation in HR-CTV contouring: intercomparison of transverse and paratransverse image orientation in 3D-MRI assisted cervix cancer brachytherapy. Radiother Oncol 2008;89:164-71.
[115] Tanderup K, Nesvacil N, Pötter R, Kirisits C. Uncertainties in image guided adaptive cervix cancer brachytherapy: impact on planning and prescription. Radiother Oncol 2013;107:1-5. [115] Tanderup K, Nesvacil N, Pötter R, Kirisits C. Αβεβαιότητες στην καθοδηγούμενη με εικόνα προσαρμοστική βραχυθεραπεία καρκίνου του τραχήλου της μήτρας: επιπτώσεις στον σχεδιασμό και τη συνταγογράφηση. Radiother Oncol 2013;107:1-5.
[116] Diamantopoulos S, Milickovic N, Butt S, et al. Effect of using different U/S probe Standoff materials in image geometry for interventional procedures: the example of prostate. J Contemp Brachyther 2011;3:209-19.
[117] Zheng D, Todor DA. A novel method for accurate needle-tip identification in trans-rectal ultrasound-based high-dose-rate prostate brachytherapy. Brachytherapy 2011;10:466-73. [117] Zheng D, Todor DA. Μια νέα μέθοδος για την ακριβή ταυτοποίηση του άκρου της βελόνας στη βραχυθεραπεία προστάτη με δια-ορθικούς υπέρηχους υψηλής δόσης. Brachytherapy 2011;10:466-73.
[118] Kalkner KM, Nilsson J, Lundell M, Levitt S, Nilsson S. Prostate displacement kit: reducing the radiation dose to the rectum. Radiother Oncol 2006;81:291-3. [118] Kalkner KM, Nilsson J, Lundell M, Levitt S, Nilsson S. Κιτ μετατόπισης του προστάτη: μείωση της δόσης ακτινοβολίας στο ορθό. Radiother Oncol 2006;81:291-3.
[119] Liu D, Usmani N, Ghosh S, et al. Comparison of prostate volume, shape, and contouring variability determined from preimplant magnetic resonance and transrectal ultrasound images. Brachytherapy 2012;11:284-91. [119] Liu D, Usmani N, Ghosh S, et al. Σύγκριση του όγκου, του σχήματος και της μεταβλητότητας του περιγράμματος του προστάτη που προσδιορίζεται από εικόνες μαγνητικού συντονισμού και διασωληνωτού υπερήχου πριν από την εμφύτευση. Brachytherapy 2012;11:284-91.
^(4){ }^{4} This is an open-access article distributed under the terms of the Creative Commons Attribution License, which permits unrestricted use, distribution, and reproduction in any medium, provided the original author and source are credited. ^(4){ }^{4} Αυτό είναι ένα άρθρο ανοικτής πρόσβασης που διανέμεται υπό τους όρους της άδειας χρήσης Creative Commons Attribution License, η οποία επιτρέπει την απεριόριστη χρήση, διανομή και αναπαραγωγή σε οποιοδήποτε μέσο, υπό την προϋπόθεση ότι αναφέρεται ο αρχικός συγγραφέας και η πηγή.