This is a bilingual snapshot page saved by the user at 2025-5-6 1:29 for https://app.immersivetranslate.com/pdf-pro/9945f11c-d5f3-490c-bf84-09ad5ec3df8b/, provided with bilingual support by Immersive Translate. Learn how to save?
See discussions, stats, and author profiles for this publication at: https://www.researchgate.net/publication/226141597
Δείτε συζητήσεις, στατιστικά στοιχεία και προφίλ συγγραφέων για αυτή τη δημοσίευση στη διεύθυνση: https://www.researchgate.net/publication/226141597

The Use of Sectional Imaging with CT and MRI for Image-
Η χρήση της τομογραφίας με αξονική και μαγνητική τομογραφία για την απεικόνιση...

Guided Therapy  Καθοδηγούμενη θεραπεία

CHAPTER • DECEMBER 2010  ΚΕΦΆΛΑΙΟ - ΔΕΚΈΜΒΡΙΟΣ 2010

DOI: 10.1007/978-3-540-68958-4_2
READS
30
2 AUTHORS, INCLUDING:  2 ΣΥΓΓΡΑΦΕΊΣ, ΜΕΤΑΞΎ ΤΩΝ ΟΠΟΊΩΝ:

Johannes C. Athanasios Dim...

Metropolitan Hospital  Μητροπολιτικό Νοσοκομείο
97 PUBLICATIONS  97 ΔΗΜΟΣΙΕΎΣΕΙΣ
3,763
CITATIONS  ΑΝΑΦΟΡΕΣ
SEE PROFILE  ΔΕΙΤΕ ΠΡΟΦΙΛ

The Use of Sectional Imaging with CT and MRI for Image-Guided Therapy
Η χρήση της τομής με αξονική και μαγνητική τομογραφία για θεραπεία καθοδηγούμενη από εικόνα

Johannes C. Athanasios Dimopoulos and Elena Fidarova
Johannes C. Αθανάσιος Δημόπουλος και Elena Fidarova

2.1
Introduction  2.1 Εισαγωγή

Sectional imaging is integrated in each link of the modern radiotherapy chain, from diagnostic procedures to target volume definition to treatment planning, dose delivery, and verification. While CT is widely used for modern EBRT, including intensity modulated radiotherapy (IMRT) and image-guided radiotherapy (IGRT), MRI represents the gold standard for IGBT for gynecological malignancies (see Chap. 5, Sect. 5.4).
Η τομογραφική απεικόνιση ενσωματώνεται σε κάθε κρίκο της σύγχρονης αλυσίδας ακτινοθεραπείας, από τις διαγνωστικές διαδικασίες έως τον καθορισμό του όγκου στόχου, τον προγραμματισμό της θεραπείας, τη χορήγηση δόσης και την επαλήθευση. Ενώ η αξονική τομογραφία χρησιμοποιείται ευρέως για τη σύγχρονη EBRT, συμπεριλαμβανομένης της ακτινοθεραπείας διαμορφωμένης έντασης (IMRT) και της ακτινοθεραπείας καθοδηγούμενης από την εικόνα (IGRT), η μαγνητική τομογραφία αποτελεί το χρυσό πρότυπο για την IGBT στις γυναικολογικές κακοήθειες (βλ. κεφ. 5, ενότητα 5.4).
High-precision radiotherapy techniques offer the option of enhancement of the therapeutic ratio, because the dose to the target is escalated and the normal organs are spared. However, in order to increase conformity, accurate target and organ delineation performed according to standardized protocols is required. Additionally, inter-/intrafraction variation due to tumor shrinkage and changes in dimensions and topography of the normal organs has to be taken into account, thus representing the main challenge for successful application of IGRT.
Οι τεχνικές ακτινοθεραπείας υψηλής ακρίβειας προσφέρουν τη δυνατότητα βελτίωσης της θεραπευτικής αναλογίας, επειδή η δόση στο στόχο κλιμακώνεται και τα φυσιολογικά όργανα γλιτώνουν. Ωστόσο, προκειμένου να αυξηθεί η συμμόρφωση, απαιτείται ακριβής οριοθέτηση του στόχου και του οργάνου που εκτελείται σύμφωνα με τυποποιημένα πρωτόκολλα. Επιπλέον, πρέπει να λαμβάνονται υπόψη οι διακυμάνσεις μεταξύ/ενδοφραγμάτων λόγω συρρίκνωσης του όγκου και αλλαγών στις διαστάσεις και την τοπογραφία των φυσιολογικών οργάνων, αποτελώντας έτσι την κύρια πρόκληση για την επιτυχή εφαρμογή της IGRT.
To reduce contouring uncertainties and to identify inter-/intrafraction variation with high accuracy, a radiation oncologist has to apply image acquisition protocols adapted to the needs of image-guided therapy, to analyze sectional images with particular attention to tumor regression, regions of potential tumor spread, and lymph nodes regions. This chapter aims to cover important issues of CT and MRI application for image-guided therapy.
Για τη μείωση των αβεβαιοτήτων περιγράμματος και τον εντοπισμό των διακυμάνσεων μεταξύ/εντός των διαφραγμάτων με μεγάλη ακρίβεια, ο ακτινοθεραπευτής-ογκολόγος πρέπει να εφαρμόζει πρωτόκολλα λήψης εικόνων προσαρμοσμένα στις ανάγκες της θεραπείας με καθοδήγηση μέσω εικόνας, να αναλύει εικόνες τομής με ιδιαίτερη προσοχή στην υποχώρηση του όγκου, στις περιοχές πιθανής εξάπλωσης του όγκου και στις περιοχές των λεμφαδένων. Αυτό το κεφάλαιο έχει ως στόχο να καλύψει σημαντικά ζητήματα εφαρμογής της αξονικής και μαγνητικής τομογραφίας για την καθοδηγούμενη με εικόνα θεραπεία.

2.2
General Technical Issues Regarding the Use of Sectional Imaging for Image-Guided Therapy
2.2 Γενικά τεχνικά θέματα σχετικά με τη χρήση της τομής για την καθοδηγούμενη με εικόνα θεραπεία

CT is the standard imaging modality for 3D conformal EBRT and IMRT of the pelvis. It provides information about the electron density of tissues that is required for the dose calculation algorithms of all the commercially available treatment planning systems. CT also lacks peripheral image distortion that is characteristic of MRI. Modern CT scanners obtain 64 slices for each turn of the gantry and offer the possibility of image acquisition of the entire abdomen and pelvis in less than 1 min . For in-room imaging, both multi-slice CT and cone-beam CT (CBCT) can be used. The new generation of accelerators is equipped with CBCT mounted on the gantry. This technical solution allows detecting individual variations under treatment conditions and their on-line correction [1,2]. The use of such volumetric image-guidance has increased the demand for adaptive replanning [1].
Η αξονική τομογραφία είναι η συνήθης απεικονιστική μέθοδος για την τρισδιάστατη σύμμορφη EBRT και IMRT της πυέλου. Παρέχει πληροφορίες σχετικά με την ηλεκτρονική πυκνότητα των ιστών που απαιτούνται για τους αλγόριθμους υπολογισμού της δόσης όλων των εμπορικά διαθέσιμων συστημάτων σχεδιασμού θεραπείας. Η αξονική τομογραφία στερείται επίσης της περιφερειακής παραμόρφωσης της εικόνας που είναι χαρακτηριστικό της μαγνητικής τομογραφίας. Οι σύγχρονοι αξονικοί τομογράφοι λαμβάνουν 64 τομές για κάθε στροφή της γερανογέφυρας και προσφέρουν τη δυνατότητα λήψης εικόνας ολόκληρης της κοιλιάς και της πυέλου σε λιγότερο από 1 λεπτό . Για την απεικόνιση εντός του χώρου, μπορούν να χρησιμοποιηθούν τόσο η αξονική τομογραφία πολλαπλών τομών όσο και η αξονική τομογραφία κωνικής δέσμης (CBCT). Η νέα γενιά επιταχυντών είναι εξοπλισμένη με CBCT τοποθετημένη στη γερανογέφυρα. Αυτή η τεχνική λύση επιτρέπει την ανίχνευση μεμονωμένων μεταβολών υπό συνθήκες θεραπείας και την on-line διόρθωσή τους [1,2]. Η χρήση μιας τέτοιας ογκομετρικής καθοδήγησης εικόνας έχει αυξήσει τη ζήτηση για προσαρμοστικό επανασχεδιασμό [1].
MRI enables improved soft tissue depiction and gives detailed information about pelvic topography and tumor regression during radiotherapy [3-5]. It has to be noted though, that MRI is not routinely implemented for EBRT treatment planning mainly due to two major limitations: intrinsic spatial image distortion and missing electron density information [6, 7]. This implies that if MRI scans are used for treatment planning, tissue attenuation coefficients have to be assigned manually or a homogeneous attenuation has to be assumed within all image regions [6, 7]. An alternate option is co-registration and fusion of MR and CT images, which allow achieving desirable imaging information and creating optimal conditions for precise dose calculation [8, 9]. The problem of MR image distortions can be resolved by applying different image correction methods [10-13].
Η μαγνητική τομογραφία επιτρέπει τη βελτίωση της απεικόνισης των μαλακών μορίων και παρέχει λεπτομερείς πληροφορίες σχετικά με την τοπογραφία της πυέλου και την υποχώρηση του όγκου κατά τη διάρκεια της ακτινοθεραπείας [3-5]. Ωστόσο, πρέπει να σημειωθεί ότι η μαγνητική τομογραφία δεν εφαρμόζεται συνήθως για τον σχεδιασμό της θεραπείας με EBRT, κυρίως λόγω δύο σημαντικών περιορισμών: της εγγενούς χωρικής παραμόρφωσης της εικόνας και της έλλειψης πληροφοριών για την πυκνότητα των ηλεκτρονίων [6, 7]. Αυτό σημαίνει ότι εάν χρησιμοποιούνται σαρώσεις MRI για το σχεδιασμό της θεραπείας, οι συντελεστές εξασθένησης των ιστών πρέπει να αποδοθούν χειροκίνητα ή να υποτεθεί ομοιογενής εξασθένηση σε όλες τις περιοχές της εικόνας [6, 7]. Μια εναλλακτική επιλογή είναι η συνεγγραφή και η συγχώνευση εικόνων MR και CT, οι οποίες επιτρέπουν την επίτευξη επιθυμητών πληροφοριών απεικόνισης και τη δημιουργία βέλτιστων συνθηκών για τον ακριβή υπολογισμό της δόσης [8, 9]. Το πρόβλημα των παραμορφώσεων της εικόνας MR μπορεί να επιλυθεί με την εφαρμογή διαφόρων μεθόδων διόρθωσης της εικόνας [10-13].
Low-field 0.2 − 0.5 T 0.2 − 0.5 T 0.2-0.5T0.2-0.5 \mathrm{~T} (Tesla) open MRI scanners offer improved patient accessibility and are suitable for claustrophobic patients [4]. However, the image quality of low-field scanners is not equivalent to the image quality of those with standard magnetic field strength of 1.5 T and higher. Therefore, scanners with 3 T are increasingly utilized in the radiology community. With higher field strength, the signal-to-noise ratio is increasing and the voxel volume can be reduced [14]. Image distortion is also increasing with increasing field strength [7]. Higher magnetic fields, like 7 and 8 T have been installed only in a few research centers as they present some technical challenges, e.g., the safety limits can be exceeded due to higher gradient amplitudes and radiofrequency power deposition [14]. Furthermore, they do not automatically produce better diagnostic images because of dielectric resonance effects [15].
Οι ανοικτοί σαρωτές μαγνητικής τομογραφίας χαμηλού πεδίου 0.2 − 0.5 T 0.2 − 0.5 T 0.2-0.5T0.2-0.5 \mathrm{~T} (Tesla) προσφέρουν καλύτερη προσβασιμότητα στους ασθενείς και είναι κατάλληλοι για κλειστοφοβικούς ασθενείς [4]. Ωστόσο, η ποιότητα της εικόνας των σαρωτών χαμηλού πεδίου δεν είναι ισοδύναμη με την ποιότητα της εικόνας των σαρωτών με τυπική ένταση μαγνητικού πεδίου 1,5 Τ και άνω. Ως εκ τούτου, οι σαρωτές με 3 Τ χρησιμοποιούνται όλο και περισσότερο στην ακτινολογική κοινότητα. Με υψηλότερη ένταση πεδίου, ο λόγος σήματος προς θόρυβο αυξάνεται και ο όγκος voxel μπορεί να μειωθεί [14]. Η παραμόρφωση της εικόνας αυξάνεται επίσης με την αύξηση της ισχύος πεδίου [7]. Τα υψηλότερα μαγνητικά πεδία, όπως τα 7 και 8 T, έχουν εγκατασταθεί μόνο σε λίγα ερευνητικά κέντρα, καθώς παρουσιάζουν ορισμένες τεχνικές προκλήσεις, π.χ. τα όρια ασφαλείας μπορούν να ξεπεραστούν λόγω των υψηλότερων πλατών κλίσης και της εναπόθεσης ισχύος ραδιοσυχνοτήτων [14]. Επιπλέον, δεν παράγουν αυτόματα καλύτερες διαγνωστικές εικόνες λόγω των φαινομένων διηλεκτρικού συντονισμού [15].

2.3
Key Issues of Image Acquisition
2.3 Βασικά ζητήματα της λήψης εικόνας

Pelvic CT used for EBRT should be performed after administration of intravenous contrast agents. Additional improvement can be achieved by the use of oral iodine or barium-based contrast material. In the case of IGBT, intravenous contrast also assists in the identification of the superior border of the cervix due to visualization of the uterine vessels [16].
Η αξονική τομογραφία πυέλου που χρησιμοποιείται για την EBRT πρέπει να εκτελείται μετά τη χορήγηση ενδοφλέβιων σκιαγραφικών ουσιών. Πρόσθετη βελτίωση μπορεί να επιτευχθεί με τη χρήση από του στόματος σκιαγραφικού υλικού με βάση το ιώδιο ή το βάριο. Στην περίπτωση της IGBT, το ενδοφλέβιο σκιαγραφικό βοηθά επίσης στην αναγνώριση του άνω ορίου του τραχήλου της μήτρας λόγω της απεικόνισης των αγγείων της μήτρας [16].
Retrograde application of bladder and rectal contrast before CT scanning improves delineation of these structures [16].
Η ανάδρομη εφαρμογή σκιαγραφικού της ουροδόχου κύστης και του ορθού πριν από την αξονική τομογραφία βελτιώνει την οριοθέτηση αυτών των δομών [16].
MR image acquisition protocols also need to be adapted to the needs of IGRT and IGBT. T2-weighted MRI sequences are considered the gold standard for IGRT and IGBT for gynecological malignancies [3, 4]. Vaginal contrast, e.g., with ultrasound gel, used for diagnostic scans improve visualization of the vaginal walls and lower parts of the cervix [4]. Bowel motion can be reduced by intravenous (e.g., N N NN-Butylscopolan) or intramuscular (e.g., Glucagon chlorhydrate) drug administration. Use of MRI-compatible applicators and probes, vaginal packing impregnated with contrast agents (e.g., gadolinium, dilution 1:10) and a Foley catheter filled with contrast media (e.g., gadolinium, dilution 1:1) leads to clear visualization of relevant structures [4]. Only limited data about the impact of MR image orientation on contouring for IGBT is available [17]. However, current recommendations suggest using images orientated parallel and orthogonal to the applicator (sources) axes to obtain a “brachytherapy orientated view” (BOV) [18].
Τα πρωτόκολλα απόκτησης εικόνων μαγνητικής τομογραφίας πρέπει επίσης να προσαρμοστούν στις ανάγκες της IGRT και της IGBT. Οι ακολουθίες μαγνητικής τομογραφίας με βάρος Τ2 θεωρούνται ο χρυσός κανόνας για την IGRT και την IGBT για γυναικολογικές κακοήθειες [3, 4]. Το κολπικό σκιαγραφικό, π.χ. με γέλη υπερήχων, που χρησιμοποιείται για διαγνωστικές σαρώσεις βελτιώνει την απεικόνιση των κολπικών τοιχωμάτων και των κατώτερων τμημάτων του τραχήλου της μήτρας [4]. Η κίνηση του εντέρου μπορεί να μειωθεί με ενδοφλέβια (π.χ. N N NN -Βουτυλοσκοπολάνη) ή ενδομυϊκή (π.χ. χλωριούχος γλυκαγόνη) χορήγηση φαρμάκων. Η χρήση εφαρμογέων και ανιχνευτών συμβατών με τη μαγνητική τομογραφία, κολπικής συσκευασίας εμποτισμένης με σκιαγραφικά μέσα (π.χ. γαδολίνιο, αραίωση 1:10) και καθετήρα Foley γεμάτου με σκιαγραφικά μέσα (π.χ. γαδολίνιο, αραίωση 1:1) οδηγεί σε σαφή απεικόνιση των σχετικών δομών [4]. Διατίθενται μόνο περιορισμένα δεδομένα σχετικά με την επίδραση του προσανατολισμού της MR εικόνας στην περιγράμμιση για IGBT [17]. Ωστόσο, οι τρέχουσες συστάσεις προτείνουν τη χρήση εικόνων προσανατολισμένων παράλληλα και ορθογώνια προς τους άξονες εφαρμογής (πηγές) για τη λήψη μιας "άποψης προσανατολισμένης στη βραχυθεραπεία" (BOV) [18].

2.4
Issues of CT/MR Image Characteristics
2.4 Θέματα χαρακτηριστικών εικόνας CT/MR

CT scans provide information about topographic changes caused by tumor shrinkage, organ motion, and insertion of the brachytherapy applicator [19-21]. The normal organ contours (sigmoid colon, rectum, urinary bladder, vagina) as well as borders between organs and uterine parts (corpus, cervix) are often not clearly visible on native CT scans [22]. Improved visualization of these contours can be achieved by the use of contrast media, but even in this case organ walls are not clearly visualized [21]. Finally, the spatial relationship between the brachytherapy applicator, uterus (cervix, corpus), and surrounding organs becomes visible on CT images [4, 18, 21, 22].
Οι αξονικές τομογραφίες παρέχουν πληροφορίες σχετικά με τις τοπογραφικές αλλαγές που προκαλούνται από τη συρρίκνωση του όγκου, την κίνηση του οργάνου και την εισαγωγή του εφαρμογέα βραχυθεραπείας [19-21]. Το φυσιολογικό περίγραμμα των οργάνων (σιγμοειδές κόλον, ορθό, ουροδόχος κύστη, κόλπος) καθώς και τα όρια μεταξύ των οργάνων και των τμημάτων της μήτρας (σώμα, τράχηλος) συχνά δεν είναι σαφώς ορατά στις εγγενείς αξονικές τομογραφίες [22]. Βελτιωμένη απεικόνιση αυτών των περιγραμμάτων μπορεί να επιτευχθεί με τη χρήση σκιαγραφικών μέσων, αλλά ακόμη και σε αυτή την περίπτωση τα τοιχώματα των οργάνων δεν απεικονίζονται με σαφήνεια [21]. Τέλος, η χωρική σχέση μεταξύ του εφαρμοστή βραχυθεραπείας, της μήτρας (τράχηλος, σώμα) και των γύρω οργάνων γίνεται ορατή στις εικόνες αξονικής τομογραφίας [4, 18, 21, 22].
However, there are some inherent limitations of CT for 3D delineation of relevant structures for IGRT and IGBT. The uterus is displayed as a homogenous organ located in the center of the true pelvis. Distinction between different patho-anatomical parts (corpus, cervix, tumor mass(es)), relies on indirect information about the topography of the endometrial cavity and uterine artery [16, 21, 23]. Parametrial ligaments and uterine arteries can be identified on CT with a wide variation of shapes and thicknesses [16, 21, 23]. Accurate detection of tumor and parametrial infiltration on CT is challenging compared to MRI [21, 24, 25]. CT provides limited information about radiation changes and distinction between cervix and residual disease (within the parametria and the uterus) [16, 21].
Ωστόσο, υπάρχουν ορισμένοι εγγενείς περιορισμοί της αξονικής τομογραφίας για την τρισδιάστατη οριοθέτηση των σχετικών δομών για την IGRT και την IGBT. Η μήτρα απεικονίζεται ως ένα ομοιογενές όργανο που βρίσκεται στο κέντρο της πραγματικής πυέλου. Η διάκριση μεταξύ διαφορετικών παθολογοανατομικών τμημάτων (σώμα, τράχηλος, μάζα(ες) όγκου), βασίζεται σε έμμεσες πληροφορίες σχετικά με την τοπογραφία της ενδομητρικής κοιλότητας και της μητριαίας αρτηρίας [16, 21, 23]. Οι παραμήτριοι σύνδεσμοι και οι αρτηρίες της μήτρας μπορούν να αναγνωριστούν στην αξονική τομογραφία με μεγάλη ποικιλία σχημάτων και πάχους [16, 21, 23]. Η ακριβής ανίχνευση της διήθησης του όγκου και του παραμήτριου στην αξονική τομογραφία αποτελεί πρόκληση σε σύγκριση με τη μαγνητική τομογραφία [21, 24, 25]. Η αξονική τομογραφία παρέχει περιορισμένες πληροφορίες σχετικά με τις μεταβολές της ακτινοβολίας και τη διάκριση μεταξύ τραχήλου της μήτρας και υπολειμματικής νόσου (εντός των παραμέτρων και της μήτρας) [16, 21].
MRI appears to discriminate soft tissue and tumor in the pelvis and has the capability of imaging in multiple planes, as compared to CT [26]. A comparison between MR and CT as imaging modalities used for IGBT, revealed no significant differences in volume sizes and DVH parameters for the organs at risk (OAR), but for target volumes, CT-based contouring significantly overestimated the contour width when compared to MRI (Fig. 2.1) [16].
Η μαγνητική τομογραφία φαίνεται να διακρίνει τους μαλακούς ιστούς και τον όγκο στην πύελο και έχει τη δυνατότητα απεικόνισης σε πολλαπλά επίπεδα, σε σύγκριση με την αξονική τομογραφία [26]. Μια σύγκριση μεταξύ της μαγνητικής και της αξονικής τομογραφίας ως απεικονιστικών μεθόδων που χρησιμοποιούνται για την IGBT, δεν αποκάλυψε σημαντικές διαφορές στα μεγέθη των όγκων και στις παραμέτρους DVH για τα όργανα σε κίνδυνο (OAR), αλλά για τους όγκους-στόχους, η περιγράμμιση με βάση την αξονική τομογραφία υπερεκτίμησε σημαντικά το πλάτος του περιγράμματος σε σύγκριση με τη μαγνητική τομογραφία (Εικ. 2.1) [16].
Information essential to improve IGRT and IGBT, like tumor extent, topography, and regression, as well as topography of patho-anatomical structures, is provided by MRI
Πληροφορίες απαραίτητες για τη βελτίωση της IGRT και της IGBT, όπως η έκταση, η τοπογραφία και η υποχώρηση του όγκου, καθώς και η τοπογραφία των παθολογοανατομικών δομών, παρέχονται από τη μαγνητική τομογραφία.
Fig.2.1 Image fusion between axial computed tomography (CT) and magnetic resonance (MR) scans at time of brachytherapy. Bladder, rectum, and High Risk (HR) Clinical Target Volume (CTV) are contoured (CT - dotted line, MR - solid line). Organs at risk (OAR) contours deviate only slightly, whereas HR CTV is larger on CT, especially in lateral directions. Blue transparent color indicates tandem-ring applicator, which is depicted as a homogeneous black structure in magnetic resonance imaging (MRI). On the contrary, details of the applicator (source channel, holes for needles) are clearly visible on a CT scan (LC, lymphocyst after laparoscopic lymph node staging; F, free fluid in the pouch of Douglas)
Εικ.2.1 Σύντηξη εικόνας μεταξύ αξονικής υπολογιστικής τομογραφίας (CT) και μαγνητικού συντονισμού (MR) κατά τη βραχυθεραπεία. Η ουροδόχος κύστη, το ορθό και ο όγκος κλινικού στόχου υψηλού κινδύνου (HR) διαγράφονται (CT - διακεκομμένη γραμμή, MR - συνεχής γραμμή). Τα περιγράμματα των οργάνων σε κίνδυνο (OAR) αποκλίνουν μόνο ελαφρώς, ενώ το HR CTV είναι μεγαλύτερο στην CT, ιδίως στις πλευρικές κατευθύνσεις. Το μπλε διαφανές χρώμα υποδεικνύει τον εφαρμοστή δακτυλίου tandem, ο οποίος απεικονίζεται ως ομοιογενής μαύρη δομή στη μαγνητική τομογραφία (MRI). Αντιθέτως, οι λεπτομέρειες του εφαρμοστή (κανάλι πηγής, οπές για βελόνες) είναι σαφώς ορατές σε αξονική τομογραφία (LC, λεμφοκύστη μετά από λαπαροσκοπική σταδιοποίηση λεμφαδένων- F, ελεύθερο υγρό στο θύλακα του Douglas)
[3, 4, 27-29]. A systematic analysis of MRI findings before EBRT and at the time of brachytherapy with the applicator in place, provided information helpful to reduce uncertainties regarding the definition of gross target volume (GTV), clinical target volume (CTV), and patho-anatomical structures (Fig. 2.2) [4]. Finally, it has been shown that the parametrial space, as the region of potential tumor spread, can be defined on axial MR images based on visible radiological criteria [4].
[3, 4, 27-29]. Μια συστηματική ανάλυση των ευρημάτων της μαγνητικής τομογραφίας πριν από την EBRT και κατά τη στιγμή της βραχυθεραπείας με τον εφαρμοστή στη θέση του, παρείχε πληροφορίες χρήσιμες για τη μείωση των αβεβαιοτήτων όσον αφορά τον ορισμό του ακαθάριστου όγκου στόχου (GTV), του κλινικού όγκου στόχου (CTV) και των παθολογοανατομικών δομών (Εικ. 2.2) [4]. Τέλος, έχει αποδειχθεί ότι ο παραμετρικός χώρος, ως περιοχή πιθανής εξάπλωσης του όγκου, μπορεί να οριστεί σε αξονικές εικόνες MR με βάση ορατά ακτινολογικά κριτήρια [4].
The most important image characteristics, as well as the pearls and pitfalls of CT and MRI for image-guided therapy are summarized in Table 2.1.
Τα σημαντικότερα χαρακτηριστικά της εικόνας, καθώς και τα "μαργαριτάρια" και οι "παγίδες" της αξονικής και της μαγνητικής τομογραφίας για την καθοδηγούμενη με εικόνα θεραπεία συνοψίζονται στον πίνακα 2.1.

2.5
The Issue of Lymph-Node Delineation for High-Precision and Image-Guided EBRT
2.5 Το ζήτημα της οριοθέτησης των λεμφαδένων για την EBRT υψηλής ακρίβειας και καθοδηγούμενη από εικόνα

The detection of pathologic enlarged lymph nodes with sectional imaging is of major importance for IGRT. The precision of CT and MRI for the detection of lymph node
Η ανίχνευση των παθολογικά διευρυμένων λεμφαδένων με τομή απεικόνισης είναι μείζονος σημασίας για την IGRT. Η ακρίβεια της αξονικής και της μαγνητικής τομογραφίας για την ανίχνευση των λεμφαδένων
Fig. 2.2 MRI scans of a patient with FIGO IIB cervical cancer at time of diagnosis ((a) - axial plane, (b) - sagittal plane) and at time of brachytherapy (© - axial plane, (d) - sagittal plane). Tumor at time of diagnosis ( GTV D ) GTV D (GTV_(D))\left(\mathrm{GTV}_{\mathrm{D}}\right), which replaces the uterine cervix ( a , b ) ( a , b ) (a,b)(\mathbf{a}, \mathbf{b}) and invades the left parametrium (a), is depicted as a homogeneous intermediate signal intensity mass. At the time of brachytherapy, HR CTV consists of high signal intensity residual tumor ( GTV BT ) GTV BT (GTV_(BT))\left(\mathrm{GTV}_{\mathrm{BT}}\right), intermediate signal intensity “grey zones” and low signal intensity cervical tissue (c, d). Dotted blue line on sagittal images represents the level at which the correspondent axial scan was obtained (LC, lymphocyst after laparoscopic lymph node staging; F, free fluid in the pouch of Douglas; V, vagina contrasted with ultrasound gel; B, bladder; R, rectum)
Εικ. 2.2 Σπινθηρογραφήματα μαγνητικής τομογραφίας μιας ασθενούς με καρκίνο του τραχήλου της μήτρας FIGO IIB κατά τη στιγμή της διάγνωσης ((α) - αξονικό επίπεδο, (β) - πηχτό επίπεδο) και κατά τη στιγμή της βραχυθεραπείας (© - αξονικό επίπεδο, (δ) - πηχτό επίπεδο). Ο όγκος κατά τη στιγμή της διάγνωσης ( GTV D ) GTV D (GTV_(D))\left(\mathrm{GTV}_{\mathrm{D}}\right) , ο οποίος αντικαθιστά τον τράχηλο της μήτρας ( a , b ) ( a , b ) (a,b)(\mathbf{a}, \mathbf{b}) και εισβάλλει στο αριστερό παραμήτριο (α), απεικονίζεται ως ομοιογενής μάζα ενδιάμεσης έντασης σήματος. Τη στιγμή της βραχυθεραπείας, το HR CTV αποτελείται από υπολειπόμενο όγκο ( GTV BT ) GTV BT (GTV_(BT))\left(\mathrm{GTV}_{\mathrm{BT}}\right) υψηλής έντασης σήματος, "γκρίζες ζώνες" ενδιάμεσης έντασης σήματος και τραχηλικό ιστό χαμηλής έντασης σήματος (γ, δ). Η διακεκομμένη μπλε γραμμή στις σαγματοειδείς εικόνες αντιπροσωπεύει το επίπεδο στο οποίο ελήφθη η αντίστοιχη αξονική σάρωση (LC, λεμφοκύστη μετά από λαπαροσκοπική σταδιοποίηση λεμφαδένων- F, ελεύθερο υγρό στον θύλακα του Douglas- V, κόλπος σε αντίθεση με γέλη υπερήχων- B, ουροδόχος κύστη- R, ορθό)
metastasis is comparable [30-32]. Since both imaging modalities rely on size criteria (short axis > 1 cm > 1 cm > 1cm>1 \mathrm{~cm} ) for the detection of pathologic lymph nodes, the sensitivity of these methods is rather low, ranging between 40 % 40 % 40%40 \% and 70 % 70 % 70%70 \% [33-35]. Lymph node specific MRI contrast agents, e.g., ultrasmall particles of iron oxide (USPIO), show the potential of improving sensitivity for the prediction of lymph node metastasis. In the study of Rockall et al. the sensitivity increased from 29 % 29 % 29%29 \% using standard size criteria, to 93 % 93 % 93%93 \% using USPIO criteria based on a node-by-node approach, and from 27 % 27 % 27%27 \% to 100 % 100 % 100%100 \% based on a patient-by-patient approach [34]. FDG PET/CT is more accurate in identifying nodal metastases as the nodes do not need to be enlarged to be PET/CT positive. The reported sensitivity and specificity of PET/CT is within a range of 50 − 75 % 50 − 75 % 50-75%50-75 \% and 90 − 99 % 90 − 99 % 90-99%90-99 \% respectively [36-38].
μετάσταση είναι συγκρίσιμη [30-32]. Δεδομένου ότι και οι δύο απεικονιστικές μέθοδοι βασίζονται σε κριτήρια μεγέθους (βραχύς άξονας > 1 cm > 1 cm > 1cm>1 \mathrm{~cm} ) για την ανίχνευση των παθολογικών λεμφαδένων, η ευαισθησία αυτών των μεθόδων είναι μάλλον χαμηλή και κυμαίνεται μεταξύ 40 % 40 % 40%40 \% και 70 % 70 % 70%70 \% [33-35]. Οι ειδικοί για τους λεμφαδένες σκιαγραφικοί παράγοντες MRI, π.χ. τα υπερμικρά σωματίδια οξειδίου του σιδήρου (USPIO), παρουσιάζουν τη δυνατότητα βελτίωσης της ευαισθησίας για την πρόβλεψη της μετάστασης των λεμφαδένων. Στη μελέτη των Rockall και συν. η ευαισθησία αυξήθηκε από 29 % 29 % 29%29 \% με τη χρήση τυπικών κριτηρίων μεγέθους, σε 93 % 93 % 93%93 \% με τη χρήση κριτηρίων USPIO βάσει προσέγγισης ανά κόμβο και από 27 % 27 % 27%27 \% σε 100 % 100 % 100%100 \% βάσει προσέγγισης ανά ασθενή [34]. Η FDG PET/CT είναι ακριβέστερη στον εντοπισμό των οζιδιακών μεταστάσεων, καθώς οι κόμβοι δεν χρειάζεται να είναι διευρυμένοι για να είναι θετικοί στην PET/CT. Η αναφερόμενη ευαισθησία και ειδικότητα της PET/CT κυμαίνεται μεταξύ 50 − 75 % 50 − 75 % 50-75%50-75 \% και 90 − 99 % 90 − 99 % 90-99%90-99 \% αντίστοιχα [36-38].
Table 2.1 General characteristics with pearls and pitfalls of computed tomography (CT) and magnetic resonance (MR) for the different stages of image-guided therapy
Πίνακας 2.1. Γενικά χαρακτηριστικά με τα μαργαριτάρια και τις παγίδες της υπολογιστικής τομογραφίας (CT) και του μαγνητικού συντονισμού (MR) για τα διάφορα στάδια της θεραπείας με καθοδηγούμενη εικόνα
General characteristics  Γενικά χαρακτηριστικά
Soft tissue depiction  Απεικόνιση μαλακών ιστών Image acquisition  Απόκτηση εικόνας Contrast media  Μέσα αντιπαράθεσης Multiplanar imaging  Πολυεπίπεδη απεικόνιση Radiation exposure  Έκθεση σε ακτινοβολία Scanning time  Χρόνος σάρωσης
MRI Superior quality on T2-weighted sequences
Ανώτερη ποιότητα στις ακολουθίες με βάρος Τ2		 Specific protocols required
Απαιτούμενα ειδικά πρωτόκολλα		 Not obligatory needed  Δεν απαιτείται υποχρεωτικά without reconstruction  χωρίς ανακατασκευή No  Όχι Long  Μακρύ
CT I nferior quality  Κατώτερη ποιότητα Specific protocols required
Απαιτούμενα ειδικά πρωτόκολλα		 Recommended  Συνιστώμενη only with reconstruction
μόνο με ανακατασκευή		 Yes  Ναι Short  Σύντομο
Diagnostic scan  Διαγνωστική σάρωση
Tumor detection  Ανίχνευση όγκου Parametrial invasion  Παραμετρική εισβολή Invasion of organs  Εισβολή σε όργανα Invasion of vagina  Εισβολή στον κόλπο LN status  Κατάσταση LN Recurrence detection  Ανίχνευση επανάληψης
MRI Estimation of dimensions within 0.5 cm compared to pathology specimen. Detection of endocervical growth and uterine corpus invasion is possible
Εκτίμηση των διαστάσεων εντός 0,5 cm σε σύγκριση με το παθολογικό δείγμα. Είναι δυνατή η ανίχνευση της ενδοτραχηλικής ανάπτυξης και της εισβολής του σώματος της μήτρας		 High accuracy for: -Distinction between stromal and parametrial invasion -Estimation of degree of parametrial invasion
Υψηλή ακρίβεια για: -Εκτίμηση του βαθμού παραμετρικής εισβολής.		 High accuracy in prediction of infiltration of surrounding organs
Υψηλή ακρίβεια στην πρόβλεψη της διήθησης των γύρω οργάνων		 High accuracy in predicting vaginal invasion, if vaginal contrast is used (e.g., ultrasound gel)
Υψηλή ακρίβεια στην πρόβλεψη της κολπικής εισβολής, εάν χρησιμοποιείται κολπικό σκιαγραφικό (π.χ. γέλη υπερήχων)		 CT and MRI have similar inaccuracy in detecting LN metastases
Η αξονική και η μαγνητική τομογραφία έχουν παρόμοια ανακρίβεια στην ανίχνευση μεταστάσεων LN		 Dynamic contrastenhanced MRI enables differentiating tumor recurrence from radiation fibrosis
Η μαγνητική τομογραφία με δυναμική ενίσχυση της συστολής επιτρέπει τη διαφοροποίηση της υποτροπής του όγκου από την ίνωση της ακτινοβολίας
CT Inaccurate estimation of tumor dimensions even with contrast enhancement and inability to detect uterine corpus invasion
Ανακριβής εκτίμηση των διαστάσεων του όγκου ακόμη και με σκιαγραφική ενίσχυση και αδυναμία ανίχνευσης της εισβολής του στελέχους της μήτρας		 Low accuracy in distinction between parametrial tumor spread and normal parametrial tissue
Χαμηλή ακρίβεια στη διάκριση μεταξύ της εξάπλωσης του παραμετρικού όγκου και του φυσιολογικού παραμετρικού ιστού		 Early invasion of bladder and rectum is not reliably detectable
Η πρώιμη εισβολή στην ουροδόχο κύστη και το ορθό δεν είναι αξιόπιστα ανιχνεύσιμη		 Low accuracy in predicting vaginal infiltration, especially at early stages
Χαμηλή ακρίβεια στην πρόβλεψη της κολπικής διήθησης, ιδίως σε πρώιμα στάδια		 CT and MRI have similar accuracy in detecting LN metastases
Η αξονική και η μαγνητική τομογραφία έχουν παρόμοια ακρίβεια στην ανίχνευση μεταστάσεων LN		 CT is of low predictive value for differentiation between radiation fibrosis and recurrence
Η αξονική τομογραφία έχει χαμηλή προγνωστική αξία για τη διαφοροποίηση μεταξύ της ίνωσης από την ακτινοβολία και της υποτροπής
General characteristics Soft tissue depiction Image acquisition Contrast media Multiplanar imaging Radiation exposure Scanning time MRI Superior quality on T2-weighted sequences Specific protocols required Not obligatory needed without reconstruction No Long CT I nferior quality Specific protocols required Recommended only with reconstruction Yes Short Diagnostic scan Tumor detection Parametrial invasion Invasion of organs Invasion of vagina LN status Recurrence detection MRI Estimation of dimensions within 0.5 cm compared to pathology specimen. Detection of endocervical growth and uterine corpus invasion is possible High accuracy for: -Distinction between stromal and parametrial invasion -Estimation of degree of parametrial invasion High accuracy in prediction of infiltration of surrounding organs High accuracy in predicting vaginal invasion, if vaginal contrast is used (e.g., ultrasound gel) CT and MRI have similar inaccuracy in detecting LN metastases Dynamic contrastenhanced MRI enables differentiating tumor recurrence from radiation fibrosis CT Inaccurate estimation of tumor dimensions even with contrast enhancement and inability to detect uterine corpus invasion Low accuracy in distinction between parametrial tumor spread and normal parametrial tissue Early invasion of bladder and rectum is not reliably detectable Low accuracy in predicting vaginal infiltration, especially at early stages CT and MRI have similar accuracy in detecting LN metastases CT is of low predictive value for differentiation between radiation fibrosis and recurrence| General characteristics | | | | | | | | | | | :--- | :--- | :--- | :--- | :--- | :--- | :--- | :--- | :--- | :--- | | | Soft tissue depiction | Image acquisition | | Contrast media | | Multiplanar imaging | | Radiation exposure | Scanning time | | MRI | Superior quality on T2-weighted sequences | Specific protocols required | | Not obligatory needed | | without reconstruction | | No | Long | | CT | I nferior quality | Specific protocols required | | Recommended | | only with reconstruction | | Yes | Short | | Diagnostic scan | | | | | | | | | | | | Tumor detection | Parametrial invasion | Invasion of organs | | Invasion of vagina | | LN status | | Recurrence detection | | MRI | Estimation of dimensions within 0.5 cm compared to pathology specimen. Detection of endocervical growth and uterine corpus invasion is possible | High accuracy for: -Distinction between stromal and parametrial invasion -Estimation of degree of parametrial invasion | High accuracy in prediction of infiltration of surrounding organs | | High accuracy in predicting vaginal invasion, if vaginal contrast is used (e.g., ultrasound gel) | | CT and MRI have similar inaccuracy in detecting LN metastases | | Dynamic contrastenhanced MRI enables differentiating tumor recurrence from radiation fibrosis | | CT | Inaccurate estimation of tumor dimensions even with contrast enhancement and inability to detect uterine corpus invasion | Low accuracy in distinction between parametrial tumor spread and normal parametrial tissue | Early invasion of bladder and rectum is not reliably detectable | | Low accuracy in predicting vaginal infiltration, especially at early stages | | CT and MRI have similar accuracy in detecting LN metastases | | CT is of low predictive value for differentiation between radiation fibrosis and recurrence |
IGRT scans (in addition to information gained from diagnostic scans)
σαρώσεις IGRT (επιπλέον των πληροφοριών που λαμβάνονται από τις διαγνωστικές σαρώσεις)
Tumor regression  Οπισθοδρόμηση του όγκου Organ changes  Οργανικές αλλαγές
MRI Accurate quantitative estimation of tumor regression during the entire course of radiotherapy is possible. Distinction between macroscopic visible (residual) tumor mass(es), pathologic residual tissue including edema, inflammation, fibrosis and tumor cells ("grey zones"), and surrounding tissue possible
Είναι δυνατή η ακριβής ποσοτική εκτίμηση της οπισθοδρόμησης του όγκου κατά τη διάρκεια ολόκληρης της πορείας της ακτινοθεραπείας. Δυνατότητα διάκρισης μεταξύ μακροσκοπικά ορατής (υπολειπόμενης) μάζας όγκου, παθολογικού υπολειπόμενου ιστού που περιλαμβάνει οίδημα, φλεγμονή, ίνωση και καρκινικά κύτταρα ("γκρίζες ζώνες") και του περιβάλλοντος ιστού.		 Reliable detection of changes in organ position and volume possible
Αξιόπιστη ανίχνευση αλλαγών στη θέση και τον όγκο του οργάνου
CT Quantitative estimation of tumor regression not reliable. Distinction between macroscopic visible (residual) tumor mass(es), pathologic residual tissue ("grey zones"), and surrounding tissue not possible
Η ποσοτική εκτίμηση της οπισθοδρόμησης του όγκου δεν είναι αξιόπιστη. Δεν είναι δυνατή η διάκριση μεταξύ μακροσκοπικά ορατής (υπολειμματικής) μάζας όγκου, παθολογικού υπολειμματικού ιστού ("γκρίζες ζώνες") και περιβάλλοντος ιστού.		 Reliable detection of changes in organ position and size possible
Αξιόπιστη ανίχνευση αλλαγών στη θέση και το μέγεθος του οργάνου
Brachytherapy scans  Σαρώσεις βραχυθεραπείας
Target definition  Ορισμός στόχου Parametrial invasion  Παραμετρική εισβολή Invasion of organs  Εισβολή σε όργανα Invasion of vagina  Εισβολή στον κόλπο Applicator depiction  Απεικόνιση του εφαρμοστή
MRI Different parts of HR CTV [GTV = macroscopic tumor mass(es), ("grey zones") and cervix] are detectable
Διαφορετικά τμήματα του HR CTV [GTV = μακροσκοπική(-ές) μάζα(-ες) όγκου, ("γκρίζες ζώνες") και τράχηλος] είναι ανιχνεύσιμα		 Detection of macroscopic tumor and residual pathologic tissue within the parametria possible
Εντοπισμός μακροσκοπικού όγκου και υπολειμματικού παθολογικού ιστού εντός των παραμέτρων.		 Detection of residual organ involvement possible
Ενδεχόμενη ανίχνευση υπολειπόμενης συμμετοχής οργάνων		 Detection of residual vaginal involvement possible
Εντοπισμός υπολειμματικής κολπικής συμμετοχής		 Inferior quality on T2-weighted sequences
Κατώτερη ποιότητα στις ακολουθίες Τ2-βαρύτητας
CT Different parts of HR CTV are not detectable
Διαφορετικά τμήματα της ΚΤΒ HR δεν είναι ανιχνεύσιμα		 Reliable detection of macroscopic tumor and residual pathologic tissue within the parametria not possible
Αξιόπιστη ανίχνευση του μακροσκοπικού όγκου και του υπολειμματικού παθολογικού ιστού εντός των παραμέτρων δεν είναι δυνατή		 Detection of residual organ involvement not always possible
Η ανίχνευση της υπολειπόμενης συμμετοχής οργάνων δεν είναι πάντα δυνατή		 Detection of residual organ involvement not always possible
Η ανίχνευση της υπολειπόμενης συμμετοχής οργάνων δεν είναι πάντα δυνατή		 Superior quality Different parts of the applicator (e.g., source channel, wholes) are visible
Διαφορετικά μέρη του εφαρμογέα (π.χ. κανάλι πηγής, ολείς) είναι ορατά.
IGRT scans (in addition to information gained from diagnostic scans) Tumor regression Organ changes MRI Accurate quantitative estimation of tumor regression during the entire course of radiotherapy is possible. Distinction between macroscopic visible (residual) tumor mass(es), pathologic residual tissue including edema, inflammation, fibrosis and tumor cells ("grey zones"), and surrounding tissue possible Reliable detection of changes in organ position and volume possible CT Quantitative estimation of tumor regression not reliable. Distinction between macroscopic visible (residual) tumor mass(es), pathologic residual tissue ("grey zones"), and surrounding tissue not possible Reliable detection of changes in organ position and size possible Brachytherapy scans Target definition Parametrial invasion Invasion of organs Invasion of vagina Applicator depiction MRI Different parts of HR CTV [GTV = macroscopic tumor mass(es), ("grey zones") and cervix] are detectable Detection of macroscopic tumor and residual pathologic tissue within the parametria possible Detection of residual organ involvement possible Detection of residual vaginal involvement possible Inferior quality on T2-weighted sequences CT Different parts of HR CTV are not detectable Reliable detection of macroscopic tumor and residual pathologic tissue within the parametria not possible Detection of residual organ involvement not always possible Detection of residual organ involvement not always possible Superior quality Different parts of the applicator (e.g., source channel, wholes) are visible| IGRT scans (in addition to information gained from diagnostic scans) | | | | | | | :--- | :--- | :--- | :--- | :--- | :--- | | Tumor regression | | | | Organ changes | | | MRI | Accurate quantitative estimation of tumor regression during the entire course of radiotherapy is possible. Distinction between macroscopic visible (residual) tumor mass(es), pathologic residual tissue including edema, inflammation, fibrosis and tumor cells ("grey zones"), and surrounding tissue possible | | | Reliable detection of changes in organ position and volume possible | | | CT | Quantitative estimation of tumor regression not reliable. Distinction between macroscopic visible (residual) tumor mass(es), pathologic residual tissue ("grey zones"), and surrounding tissue not possible | | | Reliable detection of changes in organ position and size possible | | | Brachytherapy scans | | | | | | | | Target definition | Parametrial invasion | Invasion of organs | Invasion of vagina | Applicator depiction | | MRI | Different parts of HR CTV [GTV = macroscopic tumor mass(es), ("grey zones") and cervix] are detectable | Detection of macroscopic tumor and residual pathologic tissue within the parametria possible | Detection of residual organ involvement possible | Detection of residual vaginal involvement possible | Inferior quality on T2-weighted sequences | | CT | Different parts of HR CTV are not detectable | Reliable detection of macroscopic tumor and residual pathologic tissue within the parametria not possible | Detection of residual organ involvement not always possible | Detection of residual organ involvement not always possible | Superior quality Different parts of the applicator (e.g., source channel, wholes) are visible |
Table 2.2 Location of assessed lymph nodes in relation to adjacent blood vessels
Πίνακας 2.2 Θέση των εκτιμώμενων λεμφαδένων σε σχέση με τα παρακείμενα αιμοφόρα αγγεία
LN group  Ομάδα LN Average distance (range), mm a mm a  mm^("a ")\mathrm{mm}^{\text {a }}
Μέση απόσταση (εύρος), mm a mm a  mm^("a ")\mathrm{mm}^{\text {a }}
Chao et al. [41] Taylor et al. [43] b b  ^("b "){ }^{\text {b }} Diniwell et al. [42] c c  ^("c "){ }^{\text {c }}
Common iliac  Κοινό λαγόνιο Right  Δεξιά 12 (5-16) - -
Left  Αριστερά 16 (6-22) - -
Ventral  Κοιλιακή 0.3 (0-2) - -
Not specified  Δεν προσδιορίζεται - 7 7 (3-21)
External iliac  Εξωτερικό λαγόνιο Medial  Μέση - 7 -
Anterior  Πρόσθια - 7 -
Lateral  Πλευρική Right 16 (11-22) d d  ^("d "){ }^{\text {d }} Left 14 (7-17) d d  ^("d "){ }^{\text {d }}
Δεξιά 16 (11-22) d d  ^("d "){ }^{\text {d }} Αριστερά 14 (7-17) d d  ^("d "){ }^{\text {d }} 		15 -
Not specified  Δεν προσδιορίζεται - - 7 (3-10)
Internal iliac  Εσωτερική λαγόνιος - 5 7 (3-14)
Obturator - 3 8 (4-19)
Inguinal  Βουβωνική χώρα Right  Δεξιά 17 (7-28) - -
Left  Αριστερά 15 (8-23) - -
Para-aortic  Παρααορτική Distal - - 9 (4-23)
Ventral  Κοιλιακή 2 (0-6) - -
Right  Δεξιά 9 (6-15) - -
Left  Αριστερά 22 ( 10 − 45 ) 22 ( 10 − 45 ) 22(10-45)22(10-45) - -
LN group Average distance (range), mm^("a ") Chao et al. [41] Taylor et al. [43] ^("b ") Diniwell et al. [42] ^("c ") Common iliac Right 12 (5-16) - - Left 16 (6-22) - - Ventral 0.3 (0-2) - - Not specified - 7 7 (3-21) External iliac Medial - 7 - Anterior - 7 - Lateral Right 16 (11-22) ^("d ") Left 14 (7-17) ^("d ") 15 - Not specified - - 7 (3-10) Internal iliac - 5 7 (3-14) Obturator - 3 8 (4-19) Inguinal Right 17 (7-28) - - Left 15 (8-23) - - Para-aortic Distal - - 9 (4-23) Ventral 2 (0-6) - - Right 9 (6-15) - - Left 22(10-45) - -| LN group | | Average distance (range), $\mathrm{mm}^{\text {a }}$ | | | | :--- | :--- | :--- | :--- | :--- | | | | Chao et al. [41] | Taylor et al. [43] ${ }^{\text {b }}$ | Diniwell et al. [42] ${ }^{\text {c }}$ | | Common iliac | Right | 12 (5-16) | - | - | | | Left | 16 (6-22) | - | - | | | Ventral | 0.3 (0-2) | - | - | | | Not specified | - | 7 | 7 (3-21) | | External iliac | Medial | - | 7 | - | | | Anterior | - | 7 | - | | | Lateral | Right 16 (11-22) ${ }^{\text {d }}$ Left 14 (7-17) ${ }^{\text {d }}$ | 15 | - | | | | | | | | | Not specified | - | - | 7 (3-10) | | Internal iliac | | - | 5 | 7 (3-14) | | Obturator | | - | 3 | 8 (4-19) | | Inguinal | Right | 17 (7-28) | - | - | | | Left | 15 (8-23) | - | - | | Para-aortic | Distal | - | - | 9 (4-23) | | | Ventral | 2 (0-6) | - | - | | | Right | 9 (6-15) | - | - | | | Left | $22(10-45)$ | - | - |
a a ^(a){ }^{a} All distances were rounded
a a ^(a){ }^{a} Όλες οι αποστάσεις στρογγυλοποιήθηκαν
b b ^(b){ }^{b} At least 90 % 90 % 90%90 \% of LN covered by the given margin
b b ^(b){ }^{b} Τουλάχιστον 90 % 90 % 90%90 \% του LN που καλύπτεται από το συγκεκριμένο περιθώριο
c 90 % c 90 % ^(c)90%{ }^{c} 90 \% of LN was localized within given distance
c 90 % c 90 % ^(c)90%{ }^{c} 90 \% του LN εντοπίστηκε εντός δεδομένης απόστασης
d d ^(d){ }^{d} Relative to pelvic side wall
d d ^(d){ }^{d} Σε σχέση με το πλευρικό τοίχωμα της πυέλου
Some recent studies focused on the definition of guidelines for the delineation of the pelvic nodal target volume [ 39,40 ]. Table 2.2 summarizes the margins proposed by different authors [41-43]. Chao and Lin suggested guidelines for IMRT of gynecological tumors based on lymphangiogram-assisted CT lymph-node delineation [41]. The authors recommend margins of 15 − 20 mm 15 − 20 mm 15-20mm15-20 \mathrm{~mm}, with some modifications. Diniwell and colleagues used MRI scans with the contrast agent ferumoxtran-10 to investigate the nodal pelvic CTV [42]. In their study a 3D margin of 9 − 12 mm 9 − 12 mm 9-12mm9-12 \mathrm{~mm} around the blood vessels and a margin of 22 mm medial to the pelvic sidewall were required to cover 90 % 90 % 90%90 \% of nodal tissue in 90 % 90 % 90%90 \% of patients [42]. Taylor et al. used MRI with iron oxide particles as a contrast agent and generated five CTVs with modified margins of 3 − 15 mm 3 − 15 mm 3-15mm3-15 \mathrm{~mm} around the iliac vessels [43]. Appropriate lymph node coverage was achieved when a modified margin of 7 mm was used. VilarinoVarela et al. confirmed these results [44].
Ορισμένες πρόσφατες μελέτες επικεντρώθηκαν στον καθορισμό κατευθυντήριων γραμμών για την οριοθέτηση του όγκου-στόχου των πυελικών κόμβων [ 39,40 ]. Ο πίνακας 2.2 συνοψίζει τα περιθώρια που προτείνονται από διάφορους συγγραφείς [41-43]. Οι Chao και Lin πρότειναν κατευθυντήριες γραμμές για την IMRT των γυναικολογικών όγκων με βάση την οριοθέτηση των λεμφαδένων με τη βοήθεια λεμφαγγειογραφίας CT [41]. Οι συγγραφείς προτείνουν περιθώρια 15 − 20 mm 15 − 20 mm 15-20mm15-20 \mathrm{~mm} , με ορισμένες τροποποιήσεις. Ο Diniwell και οι συνεργάτες του χρησιμοποίησαν μαγνητικές τομογραφίες με το σκιαγραφικό παράγοντα ferumoxtran-10 για τη διερεύνηση της κομβικής πυελικής CTV [42]. Στη μελέτη τους απαιτήθηκε ένα τρισδιάστατο περιθώριο 9 − 12 mm 9 − 12 mm 9-12mm9-12 \mathrm{~mm} γύρω από τα αιμοφόρα αγγεία και ένα περιθώριο 22 mm εσωτερικά του πυελικού πλευρικού τοιχώματος για να καλυφθεί 90 % 90 % 90%90 \% του κομβικού ιστού σε 90 % 90 % 90%90 \% των ασθενών [42]. Οι Taylor και συν. χρησιμοποίησαν μαγνητική τομογραφία με σωματίδια οξειδίου του σιδήρου ως σκιαγραφικό παράγοντα και δημιούργησαν πέντε CTV με τροποποιημένα περιθώρια 3 − 15 mm 3 − 15 mm 3-15mm3-15 \mathrm{~mm} γύρω από τα λαγόνια αγγεία [43]. Η κατάλληλη κάλυψη των λεμφαδένων επιτεύχθηκε όταν χρησιμοποιήθηκε τροποποιημένο περιθώριο 7 mm. Οι VilarinoVarela και συν. επιβεβαίωσαν αυτά τα αποτελέσματα [44].
The margins proposed by the recent RTOG consensus guidelines for delineation of the CTV for postoperative pelvic IMRT are mainly in agreement with the findings of Taylor et al. [39]. To draw a conclusion about the clinical impact of the suggested margins, we await the results of the ongoing multicenter RTOG-0418 on postoperative pelvic IMRT for the treatment of gynecologic malignancies. In the mean time, the issue of margins for pelvic IMRT should be viewed cautiously.
Τα περιθώρια που προτείνονται από τις πρόσφατες κατευθυντήριες γραμμές συναίνεσης της RTOG για την οριοθέτηση του CTV για τη μετεγχειρητική πυελική IMRT συμφωνούν κυρίως με τα ευρήματα των Taylor και συν [39]. Για να εξαχθεί ένα συμπέρασμα σχετικά με την κλινική επίδραση των προτεινόμενων περιθωρίων, αναμένουμε τα αποτελέσματα της εν εξελίξει πολυκεντρικής μελέτης RTOG-0418 σχετικά με τη μετεγχειρητική πυελική IMRT για τη θεραπεία γυναικολογικών κακοηθειών. Εν τω μεταξύ, το θέμα των περιθωρίων για την πυελική IMRT θα πρέπει να αντιμετωπίζεται με προσοχή.

2.6
The Issue of Tumor Volume Regression and Organ Motion for IGRT and IGBT
2.6 Το ζήτημα της παλινδρόμησης του όγκου του όγκου και της κίνησης των οργάνων για IGRT και IGBT

The magnitude of tumor volume regression influences organ topography and, consequently the dosimetric parameters in pelvic IMRT [3, 5, 45-47]. Van de Bunt et al. [5] used MRI to investigate whether a replan of IMRT after delivering 30 Gy results in dose reduction to the bowel. DVH analysis demonstrated that bowel dose decreased significantly in those cervical cancer patients who had tumor regression > 30 cm 3 > 30 cm 3 > 30cm^(3)>30 \mathrm{~cm}^{3} on MRI. Dimopoulos et al. found that during EBRT ∼ 50 % ∼ 50 % ∼50%\sim 50 \% of patients had a tumor volume reduction of > 30 cm 3 > 30 cm 3 > 30cm^(3)>30 \mathrm{~cm}^{3} on MRI, in ∼ 40 % ∼ 40 % ∼40%\sim 40 \% a reduction of > 40 cm 3 > 40 cm 3 > 40cm^(3)>40 \mathrm{~cm}^{3} occurred and ∼ 30 % ∼ 30 % ∼30%\sim 30 \% had a reduction of > 50 cm 3 > 50 cm 3 > 50cm^(3)>50 \mathrm{~cm}^{3}. It was also shown that a significant tumor volume decrease (of some 25 − 30 % 25 − 30 % 25-30%25-30 \% ) has to be expected during the last third of EBRT [3]. Lee et al. have studied changes in position and volume of the cervix during the course of both EBRT and high dose rate (HDR) brachytherapy using CT [20]. They estimated that 50 % 50 % 50%50 \% of tumor regression occurs after ∼ 30 ∼ 30 ∼30\sim 30 Gy and that it takes about 21 days to achieve it [20]. Available data advocate the adaptation of IMRT plan after the third week of treatment. The benefit of more frequent replanning for patients with rapid tumor response should be addressed in future treatment planning studies.
Το μέγεθος της οπισθοδρόμησης του όγκου επηρεάζει την τοπογραφία του οργάνου και, κατά συνέπεια, τις δοσιμετρικές παραμέτρους στην πυελική IMRT [3, 5, 45-47]. Οι Van de Bunt et al. [5] χρησιμοποίησαν μαγνητική τομογραφία για να διερευνήσουν κατά πόσον η επανασχεδίαση της IMRT μετά την παροχή 30 Gy οδηγεί σε μείωση της δόσης στο έντερο. Η ανάλυση DVH έδειξε ότι η δόση στο έντερο μειώθηκε σημαντικά σε εκείνες τις ασθενείς με καρκίνο του τραχήλου της μήτρας που είχαν > 30 cm 3 > 30 cm 3 > 30cm^(3)>30 \mathrm{~cm}^{3} παλινδρόμηση του όγκου στη μαγνητική τομογραφία. Οι Dimopoulos et al. διαπίστωσαν ότι κατά τη διάρκεια της EBRT ∼ 50 % ∼ 50 % ∼50%\sim 50 \% των ασθενών είχαν μείωση του όγκου κατά > 30 cm 3 > 30 cm 3 > 30cm^(3)>30 \mathrm{~cm}^{3} στη μαγνητική τομογραφία, σε ∼ 40 % ∼ 40 % ∼40%\sim 40 \% σημειώθηκε μείωση κατά > 40 cm 3 > 40 cm 3 > 40cm^(3)>40 \mathrm{~cm}^{3} και σε ∼ 30 % ∼ 30 % ∼30%\sim 30 \% μείωση κατά > 50 cm 3 > 50 cm 3 > 50cm^(3)>50 \mathrm{~cm}^{3} . Αποδείχθηκε επίσης ότι πρέπει να αναμένεται σημαντική μείωση του όγκου του όγκου (κατά περίπου 25 − 30 % 25 − 30 % 25-30%25-30 \% ) κατά το τελευταίο τρίτο της EBRT [3]. Οι Lee και συν. μελέτησαν τις αλλαγές στη θέση και τον όγκο του τραχήλου της μήτρας κατά τη διάρκεια τόσο της EBRT όσο και της βραχυθεραπείας υψηλού ρυθμού δόσης (HDR) με τη χρήση CT [20]. Υπολόγισαν ότι 50 % 50 % 50%50 \% της υποχώρησης του όγκου επέρχεται μετά από ∼ 30 ∼ 30 ∼30\sim 30 Gy και ότι χρειάζονται περίπου 21 ημέρες για να επιτευχθεί [20]. Τα διαθέσιμα δεδομένα συνηγορούν υπέρ της προσαρμογής του σχεδίου IMRT μετά την τρίτη εβδομάδα θεραπείας. Το όφελος της συχνότερης επανασχεδίασης για ασθενείς με ταχεία ανταπόκριση του όγκου θα πρέπει να εξεταστεί σε μελλοντικές μελέτες σχεδιασμού της θεραπείας.
The impact of topographical organ changes between fractions on internal PTV margins for IMRT of cervical cancer was investigated by van de Bunt et al. by using weekly MR imaging [47]. The largest margins had to be applied in anterior and posterior directions (24 and 17 mm respectively), while margins of 12 , 16 , 11 12 , 16 , 11 12,16,1112,16,11, and 8 mm were sufficient in right lateral, left lateral, superior, and inferior directions, respectively [47]. Taylor and Powell proposed an asymmetrical internal margin with CTV-PTV expansion of the uterus, cervix, and upper vagina of 15 mm anteriorly posteriorly, 15 mm superiorly inferiorly, and 7 mm laterally and expansion of the nodal regions and parametria by 7 mm in all directions [46]. Currently it seems that there is not enough evidence to suggest any widely applicable recommendations regarding the appropriate individualized internal PTV margin. Its adaptation shall be addressed with caution taking in consideration one’s own experience.
Ο αντίκτυπος των τοπογραφικών μεταβολών των οργάνων μεταξύ των κλασμάτων στα εσωτερικά περιθώρια PTV για την IMRT του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας διερευνήθηκε από τους van de Bunt και συν. με τη χρήση εβδομαδιαίας απεικόνισης μαγνητικής τομογραφίας [47]. Τα μεγαλύτερα περιθώρια έπρεπε να εφαρμοστούν στην πρόσθια και οπίσθια κατεύθυνση (24 και 17 mm αντίστοιχα), ενώ περιθώρια 12 , 16 , 11 12 , 16 , 11 12,16,1112,16,11 , και 8 mm ήταν επαρκή στη δεξιά πλάγια, αριστερή πλάγια, άνω και κάτω κατεύθυνση αντίστοιχα [47]. Οι Taylor και Powell πρότειναν ένα ασύμμετρο εσωτερικό περιθώριο με επέκταση του CTV-PTV της μήτρας, του τραχήλου της μήτρας και του ανώτερου κόλπου κατά 15 mm προς τα εμπρός οπίσθια, 15 mm προς τα άνω κάτω και 7 mm προς τα πλάγια και επέκταση των κομβικών περιοχών και των παραμέτρων κατά 7 mm προς όλες τις κατευθύνσεις [46]. Επί του παρόντος φαίνεται ότι δεν υπάρχουν αρκετά στοιχεία για να προταθούν ευρέως εφαρμόσιμες συστάσεις σχετικά με το κατάλληλο εξατομικευμένο εσωτερικό περιθώριο PTV. Η προσαρμογή του πρέπει να αντιμετωπίζεται με προσοχή λαμβάνοντας υπόψη την εμπειρία του καθενός.
During fractionated IGBT, the time-related topography between tumor/target and OAR is also taken into consideration (Fig. 2.3) [48, 49]. In a recent MRI-based study, measurements of volumes encompassing GTV at the time of brachytherapy ( GTV BT GTV BT GTV_(BT)\mathrm{GTV}_{\mathrm{BT}} ) and “grey zones” showed that tumor regression during HDR brachytherapy appeared to have some impact on organ topography as well [3]. The mean volume was reduced from 16 to 10 cm 3 10 cm 3 10cm^(3)10 \mathrm{~cm}^{3} between first and the second fractions with later minor reduction from 9 to 8 cm 3 8 cm 3 8cm^(3)8 \mathrm{~cm}^{3} between third and fourth fractions [3].
Κατά τη διάρκεια της κλασματοποιημένης IGBT, λαμβάνεται επίσης υπόψη η τοπογραφία που σχετίζεται με το χρόνο μεταξύ όγκου/στόχου και OAR (Εικ. 2.3) [48, 49]. Σε μια πρόσφατη μελέτη με βάση τη μαγνητική τομογραφία, οι μετρήσεις των όγκων που περικλείουν το GTV κατά τη στιγμή της βραχυθεραπείας ( GTV BT GTV BT GTV_(BT)\mathrm{GTV}_{\mathrm{BT}} ) και των "γκρίζων ζωνών" έδειξαν ότι η υποχώρηση του όγκου κατά τη διάρκεια της HDR βραχυθεραπείας φάνηκε να επηρεάζει σε κάποιο βαθμό και την τοπογραφία του οργάνου [3]. Ο μέσος όγκος μειώθηκε από 16 σε 10 cm 3 10 cm 3 10cm^(3)10 \mathrm{~cm}^{3} μεταξύ του πρώτου και του δεύτερου κλάσματος με μεταγενέστερη μικρή μείωση από 9 σε 8 cm 3 8 cm 3 8cm^(3)8 \mathrm{~cm}^{3} μεταξύ του τρίτου και του τέταρτου κλάσματος [3].

2.7
Conclusion  2.7 Συμπέρασμα

Both CT and MRI are widely used for image-guided radiotherapy of gynecological malignancies. CT is a standard imaging modality for treatment planning of EBRT, while MR represents the modality of choice for IGBT. MRI provides detailed information about
Τόσο η αξονική όσο και η μαγνητική τομογραφία χρησιμοποιούνται ευρέως για την καθοδηγούμενη με εικόνα ακτινοθεραπεία γυναικολογικών κακοηθειών. Η αξονική τομογραφία αποτελεί τυπική απεικονιστική μέθοδο για τον σχεδιασμό της θεραπείας της EBRT, ενώ η μαγνητική τομογραφία αποτελεί τη μέθοδο επιλογής για την IGBT. Η μαγνητική τομογραφία παρέχει λεπτομερείς πληροφορίες σχετικά με
Fig. 2.3 MRI scans of a patient with FIGO IIB cervical cancer at different time points of definitive radiochemotherapy. At diagnosis, a bulky tumor of cervix with proximal infiltration of both parametria is visible ( GTV D ) ( a , b ) GTV D ( a , b ) (GTV_(D))(a,b)\left(\mathrm{GTV}_{\mathrm{D}}\right)(\mathbf{a}, \mathbf{b}). Significant tumor regression occurred during external beam radiotherapy (EBRT) and at the fifth week of treatment only small residual tumor of the anterior cervical lip is present (d). The axial scan at the fifth week © is taken at the same level, according to bony landmarks, as the pretreatment scan (a). It reveals normal uterine corpus and no evidence of tumor ( c , d ) ( c , d ) (c,d)(\mathbf{c}, \mathbf{d}). At time of first ( e , f ) ( e , f ) (e,f)(\mathbf{e}, \mathbf{f}) and second ( g , h ) ( g , h ) (g,h)(\mathbf{g}, \mathbf{h}) BT further reduction of tumor is seen. Dotted blue line on sagittal images represents the level at which the correspondent axial scan was obtained (LC, lymphocyst after laparoscopic lymph node staging; GTV D D _(D){ }_{\mathrm{D}}, gross tumor volume at diagnosis; V, vagina contrasted with ultrasound gel (b, d) or with packing impregnated with gadolinium (f, h); U, uterine corpus; R, ring)
Εικ. 2.3 Μαγνητικές τομογραφίες μιας ασθενούς με καρκίνο του τραχήλου της μήτρας FIGO IIB σε διάφορες χρονικές στιγμές της οριστικής ραδιοχημειοθεραπείας. Κατά τη διάγνωση, είναι ορατός ένας ογκώδης όγκος του τραχήλου της μήτρας με εγγύς διήθηση και των δύο παραμέτρων ( GTV D ) ( a , b ) GTV D ( a , b ) (GTV_(D))(a,b)\left(\mathrm{GTV}_{\mathrm{D}}\right)(\mathbf{a}, \mathbf{b}) . Σημαντική υποχώρηση του όγκου σημειώθηκε κατά τη διάρκεια της εξωτερικής ακτινοθεραπείας (EBRT) και την πέμπτη εβδομάδα της θεραπείας υπάρχει μόνο μικρός υπολειπόμενος όγκος στο πρόσθιο αυχενικό χείλος (δ). Η αξονική σάρωση κατά την πέμπτη εβδομάδα © λαμβάνεται στο ίδιο επίπεδο, σύμφωνα με τα οστικά ορόσημα, με τη σάρωση πριν από τη θεραπεία (α). Αποκαλύπτει φυσιολογικό σωμάτιο μήτρας και καμία ένδειξη όγκου ( c , d ) ( c , d ) (c,d)(\mathbf{c}, \mathbf{d}) . Κατά την πρώτη ( e , f ) ( e , f ) (e,f)(\mathbf{e}, \mathbf{f}) και τη δεύτερη ( g , h ) ( g , h ) (g,h)(\mathbf{g}, \mathbf{h}) BT παρατηρείται περαιτέρω μείωση του όγκου. Η διακεκομμένη μπλε γραμμή στις οβελιαίες εικόνες αντιπροσωπεύει το επίπεδο στο οποίο ελήφθη η αντίστοιχη αξονική σάρωση (LC, λεμφοκύστη μετά από λαπαροσκοπική σταδιοποίηση λεμφαδένων- GTV D D _(D){ }_{\mathrm{D}} , ακαθάριστος όγκος όγκου κατά τη διάγνωση- V, κόλπος σε αντίθεση με γέλη υπερήχων (b, d) ή με συσκευασία εμποτισμένη με γαδολίνιο (f, h)- U, σώμα μήτρας- R, δακτύλιος)
tumor extension and enables accurate monitoring of tumor regression and organ movement during the entire course of IGRT and IGBT. Less precise information about tumor extension, tumor regression, and internal changes of organ and tumor topography can be obtained with CT. CTV margins for successful coverage of relevant lymph node regions derived from CT and MRI are comparable. The use of repetitive sectional imaging with treatment plan adaptation leads to reduction of the dose to the bowel during IGRT. Characteristics of tumor/target at diagnosis and at different time points of EBRT, which are essential for successful IGBT, are provided with higher accuracy by MRI.
επέκταση του όγκου και επιτρέπει την ακριβή παρακολούθηση της υποχώρησης του όγκου και της μετακίνησης των οργάνων καθ' όλη τη διάρκεια της IGRT και της IGBT. Με την αξονική τομογραφία μπορούν να ληφθούν λιγότερο ακριβείς πληροφορίες σχετικά με την επέκταση του όγκου, την οπισθοδρόμηση του όγκου και τις εσωτερικές μεταβολές της τοπογραφίας του οργάνου και του όγκου. Τα περιθώρια CTV για την επιτυχή κάλυψη των σχετικών λεμφαδενικών περιοχών που προκύπτουν από την CT και τη MRI είναι συγκρίσιμα. Η χρήση απεικόνισης επαναλαμβανόμενων τομών με προσαρμογή του σχεδίου θεραπείας οδηγεί σε μείωση της δόσης στο έντερο κατά τη διάρκεια της IGRT. Τα χαρακτηριστικά του όγκου/στόχου κατά τη διάγνωση και σε διάφορα χρονικά σημεία της EBRT, τα οποία είναι απαραίτητα για την επιτυχή IGBT, παρέχονται με μεγαλύτερη ακρίβεια από τη μαγνητική τομογραφία.
Finally, it has to be stressed that IGRT has a potential not only to apply higher doses and to reduce margins around the tumor, but also to assure that interfraction variation in organ motion and patient setup are taken into account. Reduction of radiotherapy-related morbidity, improvement of locoregional control, and quality of life might be potential benefits of using repetitive imaging for IGRT. Those endpoints should be evaluated in future prospective randomized trials.
Τέλος, πρέπει να τονιστεί ότι η IGRT έχει τη δυνατότητα όχι μόνο να εφαρμόζει υψηλότερες δόσεις και να μειώνει τα περιθώρια γύρω από τον όγκο, αλλά και να διασφαλίζει ότι λαμβάνονται υπόψη οι διαθλαστικές μεταβολές στην κίνηση του οργάνου και στη ρύθμιση του ασθενούς. Η μείωση της σχετιζόμενης με την ακτινοθεραπεία νοσηρότητας, η βελτίωση του τοπικοπεριοχικού ελέγχου και της ποιότητας ζωής μπορεί να είναι πιθανά οφέλη από τη χρήση επαναλαμβανόμενης απεικόνισης για την IGRT. Τα εν λόγω τελικά σημεία θα πρέπει να αξιολογηθούν σε μελλοντικές προοπτικές τυχαιοποιημένες δοκιμές.

References  Αναφορές

  1. Tanyi JA, Fuss MH. Volumetric image-guidance: does routine usage prompt adaptive re-planning? An institutional review. Acta Oncol. 2008;47:1444-53.
    Tanyi JA, Fuss MH. Ογκομετρική καθοδήγηση με εικόνα: η συνήθης χρήση προτρέπει σε προσαρμοστικό επανασχεδιασμό; Μια θεσμική ανασκόπηση. Acta Oncol. 2008;47:1444-53.
  2. Verellen D, De RM, Tournel K, et al. An overview of volumetric imaging technologies and their quality assurance for IGRT. Acta Oncol. 2008;47:1271-8.
    Verellen D, De RM, Tournel K, et al. Επισκόπηση των τεχνολογιών ογκομετρικής απεικόνισης και της διασφάλισης ποιότητάς τους για την IGRT. Acta Oncol. 2008;47:1271-8.
  3. Dimopoulos J, Schirl G, Baldinger A, Helbich T, Pötter R. MRI Assessment of Cervical Cancer for Adaptive Radiotherapy. Strahlenther Onkol. 2009;185:282-7.
    Dimopoulos J, Schirl G, Baldinger A, Helbich T, Pötter R. Αξιολόγηση του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας με μαγνητική τομογραφία για προσαρμοστική ακτινοθεραπεία. Strahlenther Onkol. 2009;185:282-7.
  4. Dimopoulos JC, Schard G, Berger D, et al. Systematic evaluation of MRI findings in different stages of treatment of cervical cancer: potential of MRI on delineation of target, pathoanatomic structures, and organs at risk. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2006;64:1380-8.
  5. van de Bunt L, van der Heide UA, Ketelaars M, de Kort GA, Jurgenliemk-Schulz IM. Conventional, conformal, and intensity-modulated radiation therapy treatment planning of external beam radiotherapy for cervical cancer: the impact of tumor regression. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2006;64:189-96.
    van de Bunt L, van der Heide UA, Ketelaars M, de Kort GA, Jurgenliemk-Schulz IM. Σχεδιασμός θεραπείας συμβατικής, σύμμορφης και τροποποιούμενης ως προς την ένταση ακτινοθεραπείας της εξωτερικής ακτινοθεραπείας για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας: η επίδραση της υποχώρησης του όγκου. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2006;64:189-96.
  6. Chen Z, Ma CM, Paskalev K, et al. Investigation of MR image distortion for radiotherapy treatment planning of prostate cancer. Phys Med Biol. 2006;51:1393-403.
  7. Khoo VS, Joon DL. New developments in MRI for target volume delineation in radiotherapy. Br J Radiol. 2006;79 Spec No 1:S2-15.
    Khoo VS, Joon DL. Νέες εξελίξεις στη μαγνητική τομογραφία για την οριοθέτηση του όγκου στόχου στην ακτινοθεραπεία. Br J Radiol. 2006;79 Spec No 1:S2-15.
  8. Kessler ML. Image registration and data fusion in radiation therapy. Br J Radiol. 2006;79 Spec No 1:S99-108.
    Kessler ML. Καταγραφή εικόνας και συγχώνευση δεδομένων στην ακτινοθεραπεία. Br J Radiol. 2006;79 Spec No 1:S99-108.
  9. Veninga T, Huisman H, van der Maazen RW, Huizenga H. Clinical validation of the normalized mutual information method for registration of CT and MR images in radiotherapy of brain tumors. J Appl Clin Med Phys. 2004;5:66-79.
    Veninga T, Huisman H, van der Maazen RW, Huizenga H. Κλινική επικύρωση της μεθόδου κανονικοποιημένης αμοιβαίας πληροφορίας για την καταγραφή εικόνων CT και MR στην ακτινοθεραπεία όγκων του εγκεφάλου. J Appl Clin Med Phys. 2004;5:66-79.
  10. Doran SJ, Charles-Edwards L, Reinsberg SA, Leach MO. A complete distortion correction for MR images: I. Gradient warp correction. Phys Med Biol. 2005;50:1343-61.
    Doran SJ, Charles-Edwards L, Reinsberg SA, Leach MO. Πλήρης διόρθωση παραμόρφωσης για εικόνες MR: I. Διόρθωση στρέβλωσης κλίσης. Phys Med Biol. 2005;50:1343-61.
  11. Fransson A, Andreo P, Potter R. Aspects of MR image distortions in radiotherapy treatment planning. Strahlenther Onkol. 2001;177:59-73.
    Fransson A, Andreo P, Potter R. Όψεις των παραμορφώσεων της MR εικόνας στο σχεδιασμό ακτινοθεραπευτικής θεραπείας. Strahlenther Onkol. 2001;177:59-73.
  12. Reinsberg SA, Doran SJ, Charles-Edwards EM, Leach MO. A complete distortion correction for MR images: II. Rectification of static-field inhomogeneities by similarity-based profile mapping. Phys Med Biol. 2005;50:2651-61.
    Reinsberg SA, Doran SJ, Charles-Edwards EM, Leach MO. Πλήρης διόρθωση παραμόρφωσης για εικόνες MR: II. Διόρθωση ανομοιογενειών στατικού πεδίου με χαρτογράφηση προφίλ βάσει ομοιότητας. Phys Med Biol. 2005;50:2651-61.
  13. Tanner SF, Finnigan DJ, Khoo VS, Mayles P, Dearnaley DP, Leach MO. Radiotherapy planning of the pelvis using distortion corrected MR images: the removal of system distortions. Phys Med Biol. 2000;45:2117-32.
    Tanner SF, Finnigan DJ, Khoo VS, Mayles P, Dearnaley DP, Leach MO. Ακτινοθεραπευτικός σχεδιασμός της πυέλου με χρήση εικόνων MR διορθωμένης παραμόρφωσης: η απομάκρυνση των παραμορφώσεων του συστήματος. Phys Med Biol. 2000;45:2117-32.
  14. Payne GS, Leach MO. Applications of magnetic resonance spectroscopy in radiotherapy treatment planning. Br J Radiol. 2006;79 Spec No 1:S16-26.
    Payne GS, Leach MO. Εφαρμογές της φασματοσκοπίας μαγνητικού συντονισμού στο σχεδιασμό της ακτινοθεραπείας. Br J Radiol. 2006;79 Spec No 1:S16-26.
  15. Norris DG. High field human imaging. J Magn Reson Imaging. 2003;18:519-29.
    Norris DG. Ανθρώπινη απεικόνιση υψηλού πεδίου. J Magn Reson Imaging. 2003;18:519-29.
  16. Viswanathan AN, Dimopoulos J, Kirisits C, Berger D, Potter 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.
  17. Petric P, Dimopoulos J, Kirisits C, Berger D, Hudej R, Potter 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.
    Petric P, Dimopoulos J, Kirisits C, Berger D, Hudej R, Potter R. Δια- και ενδο-παρατηρητική διακύμανση στο HR CTV contouring: σύγκριση του εγκάρσιου και του παρατραχηλικού προσανατολισμού της εικόνας στην 3D-MRI υποβοηθούμενη βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol. 2008;89:164-71.
  18. Potter R. Modern imaging in Brachytherapy. In: Gerbaulet A, Potter R, Mazeron JJ, Meertens H, Van LE, editors. The GEC ESTRO Handbook of Brachytherapy. Brussels: European Society for Therapeutic Radiology and Oncology; 2002. p. 123-51.
    Potter R. Σύγχρονη απεικόνιση στη βραχυθεραπεία. In: Gerbaulet A, Potter R, Mazeron JJ, Meertens H, Van LE, editors. GEC ESTRO Handbook of Brachytherapy: The GEC ESTRO Handbook of Brachytherapy. Βρυξέλλες: Ευρωπαϊκή Εταιρεία Θεραπευτικής Ακτινολογίας και Ογκολογίας, 2002, σ. 123-51.
  19. Beadle BM, Jhingran A, Salehpour M, Sam M, Iyer RB, Eifel PJ. Cervix regression and motion during the course of external beam chemoradiation for cervical cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2009;73:235-41.
    Beadle BM, Jhingran A, Salehpour M, Sam M, Iyer RB, Eifel PJ. Υποχώρηση και κίνηση του τραχήλου της μήτρας κατά τη διάρκεια της χημειοακτινοβολίας εξωτερικής δέσμης για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2009;73:235-41.
  20. Lee CM, Shrieve DC, Gaffney DK. Rapid involution and mobility of carcinoma of the cervix. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2004;58:625-30.
    Lee CM, Shrieve DC, Gaffney DK. Ταχεία αναδίπλωση και κινητικότητα του καρκινώματος του τραχήλου της μήτρας. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2004;58:625-30.
  21. Potter R, Haie-Meder C, Van LE, et al. Recommendations from gynecological (GYN) GEC ESTRO working group (II): concepts and terms in 3D image-based treatment planning in cervix cancer brachytherapy-3D dose volume parameters and aspects of 3D image-based anatomy, radiation physics, radiobiology. Radiother Oncol. 2006;78:67-77.
  22. Saarnak AE, Boersma M, van Bunningen BN, Wolterink R, Steggerda MJ. Inter-observer variation in delineation of bladder and rectum contours for brachytherapy of cervical cancer. Radiother Oncol. 2000;56:37-42.
    Saarnak AE, Boersma M, van Bunningen BN, Wolterink R, Steggerda MJ. Διαφοροποίηση μεταξύ των παρατηρητών στην οριοθέτηση των περιγραμμάτων της ουροδόχου κύστης και του ορθού για τη βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol. 2000;56:37-42.
  23. Foshager MC, Walsh JW. CT anatomy of the female pelvis: a second look. Radiographics. 1994;14:51-64.
    Foshager MC, Walsh JW. CT ανατομία της γυναικείας πυέλου: μια δεύτερη ματιά. Ακτινογραφία. 1994;14:51-64.
  24. Vick CW, Walsh JW, Wheelock JB, Brewer WH. CT of the normal and abnormal parametria in cervical cancer. AJR Am J Roentgenol. 1984;143:597-603.
    Vick CW, Walsh JW, Wheelock JB, Brewer WH. CT των φυσιολογικών και μη φυσιολογικών παραμέτρων στον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. AJR Am J Roentgenol. 1984;143:597-603.
  25. Walsh JW, Goplerud DR. Prospective comparison between clinical and CT staging in primary cervical carcinoma. AJR Am J Roentgenol. 1981;137:997-1003.
    Walsh JW, Goplerud DR. Προοπτική σύγκριση μεταξύ κλινικής και αξονικής τομογραφίας σταδιοποίησης στο πρωτοπαθές καρκίνωμα του τραχήλου της μήτρας. AJR Am J Roentgenol. 1981;137:997-1003.
  26. Hricak H, Lacey CG, Sandles LG, Chang YC, Winkler ML, Stern JL. Invasive cervical carcinoma: comparison of MR imaging and surgical findings. Radiology. 1988;166:623-31.
    Hricak H, Lacey CG, Sandles LG, Chang YC, Winkler ML, Stern JL. Επεμβατικό καρκίνωμα του τραχήλου της μήτρας: σύγκριση των MR απεικονιστικών και χειρουργικών ευρημάτων. Radiology. 1988;166:623-31.
  27. Hatano K, Sekiya Y, Araki H, et al. Evaluation of the therapeutic effect of radiotherapy on cervical cancer using magnetic resonance imaging. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 1999;45: 639-44.
    Hatano K, Sekiya Y, Araki H, et al. Αξιολόγηση του θεραπευτικού αποτελέσματος της ακτινοθεραπείας στον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας με χρήση απεικόνισης μαγνητικού συντονισμού. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 1999;45: 639-44.
  28. Mayr NA, Magnotta VA, Ehrhardt JC, et al. Usefulness of tumor volumetry by magnetic resonance imaging in assessing response to radiation therapy in carcinoma of the uterine cervix. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 1996;35:915-24.
  29. Mayr NA, Taoka T, Yuh WT, et al. Method and timing of tumor volume measurement for outcome prediction in cervical cancer using magnetic resonance imaging. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2002;52:14-22.
    Mayr NA, Taoka T, Yuh WT, et al. Μέθοδος και χρόνος μέτρησης του όγκου του όγκου για την πρόβλεψη της έκβασης στον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας με χρήση μαγνητικής τομογραφίας. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2002;52:14-22.
  30. Kim SH, Choi BI, Lee HP, et al. Uterine cervical carcinoma: comparison of CT and MR findings. Radiology. 1990;175:45-51.
    Kim SH, Choi BI, Lee HP, et al. Καρκίνωμα του τραχήλου της μήτρας: σύγκριση των ευρημάτων αξονικής και μαγνητικής τομογραφίας. Radiology. 1990;175:45-51.
  31. Kim SH, Choi BI, Han JK, et al. Preoperative staging of uterine cervical carcinoma: comparison of CT and MRI in 99 patients. J Comput Assist Tomogr. 1993;17:633-40.
    Kim SH, Choi BI, Han JK, et al. Προεγχειρητική σταδιοποίηση του καρκινώματος του τραχήλου της μήτρας: σύγκριση της αξονικής και της μαγνητικής τομογραφίας σε 99 ασθενείς. J Comput Assist Tomogr. 1993;17:633-40.
  32. Yang WT, Lam WW, Yu MY, Cheung TH, Metreweli C. Comparison of dynamic helical CT and dynamic MR imaging in the evaluation of pelvic lymph nodes in cervical carcinoma. AJR Am J Roentgenol. 2000;175:759-66.
    Yang WT, Lam WW, Yu MY, Cheung TH, Metreweli C. Σύγκριση της δυναμικής ελικοειδούς αξονικής τομογραφίας και της δυναμικής μαγνητικής τομογραφίας στην αξιολόγηση των πυελικών λεμφαδένων σε καρκίνωμα του τραχήλου της μήτρας. AJR Am J Roentgenol. 2000;175:759-66.
  33. Manfredi R, Mirk P, Maresca G, et al. Local-regional staging of endometrial carcinoma: role of MR imaging in surgical planning. Radiology. 2004;231:372-8.
  34. Rockall AG, Sohaib SA, Harisinghani MG, et al. Diagnostic performance of nanoparticleenhanced magnetic resonance imaging in the diagnosis of lymph node metastases in patients with endometrial and cervical cancer. J Clin Oncol. 2005;23:2813-21.
  35. Scheidler J, Heuck AF. Imaging of cancer of the cervix. Radiol Clin North Am. 2002;40: 577-90, vii.
    Scheidler J, Heuck AF. Απεικόνιση του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiol Clin North Am. 2002;40: 577-90, vii.
  36. Kitajima K, Murakami K, Yamasaki E, et al. Accuracy of 18F-FDG PET/CT in detecting pelvic and paraaortic lymph node metastasis in patients with endometrial cancer. AJR Am J Roentgenol. 2008;190:1652-8.
    Kitajima K, Murakami K, Yamasaki E, et al. Ακρίβεια της 18F-FDG PET/CT στην ανίχνευση πυελικών και παρααορτικών λεμφαδενικών μεταστάσεων σε ασθενείς με καρκίνο του ενδομητρίου. AJR Am J Roentgenol. 2008;190:1652-8.
  37. Loft A, Berthelsen AK, Roed H, et al. The diagnostic value of PET/CT scanning in patients with cervical cancer: a prospective study. Gynecol Oncol. 2007;106:29-34.
  38. Park JY, Kim EN, Kim DY, et al. Comparison of the validity of magnetic resonance imaging and positron emission tomography/computed tomography in the preoperative evaluation of patients with uterine corpus cancer. Gynecol Oncol. 2008;108:486-92.
    Park JY, Kim EN, Kim DY, et al. Σύγκριση της εγκυρότητας της απεικόνισης μαγνητικού συντονισμού και της τομογραφίας εκπομπής ποζιτρονίων/ υπολογιστικής τομογραφίας στην προεγχειρητική αξιολόγηση ασθενών με καρκίνο του στελέχους της μήτρας. Gynecol Oncol. 2008;108:486-92.
  39. Small Jr W, Mell LK, Anderson P, et al. Consensus guidelines for delineation of clinical target volume for intensity-modulated pelvic radiotherapy in postoperative treatment of endometrial and cervical cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2008;71:428-34.
    Small Jr W, Mell LK, Anderson P, et al. Κατευθυντήριες γραμμές συναίνεσης για τον καθορισμό του κλινικού όγκου-στόχου για την ακτινοθεραπεία πυέλου με διαμόρφωση έντασης στη μετεγχειρητική θεραπεία του καρκίνου του ενδομητρίου και του τραχήλου της μήτρας. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2008;71:428-34.
  40. Taylor A, Rockall AG, Powell ME. An atlas of the pelvic lymph node regions to aid radiotherapy target volume definition. Clin Oncol (R Coll Radiol ). 2007;19:542-50.
    Taylor A, Rockall AG, Powell ME. Ένας άτλαντας των περιοχών των πυελικών λεμφαδένων για τον καθορισμό του όγκου στόχου της ακτινοθεραπείας. Clin Oncol (R Coll Radiol ). 2007;19:542-50.
  41. Chao KS, Lin M. Lymphangiogram-assisted lymph node target delineation for patients with gynecologic malignancies. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2002;54:1147-52.
    Chao KS, Lin M. Οριοθέτηση στόχου λεμφαδένων με τη βοήθεια λεμφαγγειογραφίας σε ασθενείς με γυναικολογικές κακοήθειες. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2002;54:1147-52.
  42. Dinniwell R, Chan P, Czarnota G, et al. Pelvic lymph node topography for radiotherapy treatment planning from ferumoxtran-10 contrast-enhanced magnetic resonance imaging. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2009 Jul 1;74:844-51.
    Dinniwell R, Chan P, Czarnota G, et al. Τοπογραφία πυελικών λεμφαδένων για το σχεδιασμό ακτινοθεραπευτικής θεραπείας από μαγνητική τομογραφία ενισχυμένη με σκιαγραφικό ferumoxtran-10. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2009 Jul 1;74:844-51.
  43. Taylor A, Rockall AG, Reznek RH, Powell ME. Mapping pelvic lymph nodes: guidelines for delineation in intensity-modulated radiotherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2005;63: 1604-12.
    Taylor A, Rockall AG, Reznek RH, Powell ME. Χαρτογράφηση πυελικών λεμφαδένων: κατευθυντήριες γραμμές για την οριοθέτηση στην ακτινοθεραπεία με τροποποίηση της έντασης. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2005;63: 1604-12.
  44. Vilarino-Varela MJ, Taylor A, Rockall AG, Reznek RH, Powell ME. A verification study of proposed pelvic lymph node localisation guidelines using nanoparticle-enhanced magnetic resonance imaging. Radiother Oncol. 2008;89:192-6.
    Vilarino-Varela MJ, Taylor A, Rockall AG, Reznek RH, Powell ME. Μελέτη επαλήθευσης των προτεινόμενων κατευθυντήριων γραμμών εντοπισμού πυελικών λεμφαδένων με χρήση μαγνητικής τομογραφίας ενισχυμένης με νανοσωματίδια. Radiother Oncol. 2008;89:192-6.
  45. Lim K, Chan P, Dinniwell R, et al. Cervical cancer regression measured using weekly magnetic resonance imaging during fractionated radiotherapy: radiobiologic modeling and correlation with tumor hypoxia. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2008;70:126-33.
    Lim K, Chan P, Dinniwell R, et al. Υποχώρηση του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας μετρούμενη με εβδομαδιαία απεικόνιση μαγνητικού συντονισμού κατά τη διάρκεια κλασματοποιημένης ακτινοθεραπείας: ραδιοβιολογική μοντελοποίηση και συσχέτιση με την υποξία του όγκου. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2008;70:126-33.
  46. Taylor A, Powell ME. An assessment of interfractional uterine and cervical motion: implications for radiotherapy target volume definition in gynecological cancer. Radiother Oncol. 2008;88:250-7.
    Taylor A, Powell ME. Αξιολόγηση της διαθλαστικής κίνησης της μήτρας και του τραχήλου της μήτρας: επιπτώσεις στον καθορισμό του όγκου στόχου της ακτινοθεραπείας στον γυναικολογικό καρκίνο. Radiother Oncol. 2008;88:250-7.
  47. van de Bunt L, Jurgenliemk-Schulz IM, de Kort GA, Roesink JM, Tersteeg RJ, van der Heide UA. Motion and deformation of the target volumes during IMRT for cervical cancer: what margins do we need? Radiother Oncol. 2008;88:233-40.
    van de Bunt L, Jurgenliemk-Schulz IM, de Kort GA, Roesink JM, Tersteeg RJ, van der Heide UA. Κίνηση και παραμόρφωση των όγκων-στόχων κατά τη διάρκεια της IMRT για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας: τι περιθώρια χρειαζόμαστε; Radiother Oncol. 2008;88:233-40.
  48. Haie-Meder C, Potter R, Van LE, et al. Recommendations from Gynecological (GYN) GECESTRO Working Group (I): concepts and terms in 3D image based 3D treatment planning in cervix cancer brachytherapy with emphasis on MRI assessment of GTV and CTV. Radiother Oncol. 2005;74:235-45.
  49. Kirisits C, Potter R, Lang S, Dimopoulos J, Wachter-Gerstner N, Georg D. Dose and volume parameters for MRI-based treatment planning in intracavitary brachytherapy for cervical cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2005;62:901-11.
    Kirisits C, Potter R, Lang S, Dimopoulos J, Wachter-Gerstner N, Georg D. Παράμετροι δόσης και όγκου για τον σχεδιασμό θεραπείας με βάση τη μαγνητική τομογραφία στην ενδοκαυτηριακή βραχυθεραπεία για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2005;62:901-11.
  1. J.C.A. Dimopoulos ( ⊠ ⊠ ⊠\boxtimes )
    J.C.A. Δημόπουλος ( ⊠ ⊠ ⊠\boxtimes )
    Director of Department of Radiation Therapy, Metropolitan Hospital, 9 Ethn. Makariou and El. Venizelou, 18547 Athens, Greece
    Διευθυντής του Τμήματος Ακτινοθεραπείας, Μητροπολιτικό Νοσοκομείο, 9 Ethn. Μακαρίου και Ελ. Βενιζέλου, 18547 Αθήνα, Ελλάδα
    e-mail: adimopoulos@metropolitan-hospital.gr
    E. Fidarova
    Department of Radiotherapy, Vienna General Hospital, Medical University of Vienna, Währinger Gürtel 18-20, 1090 Vienna, Austria
    Τμήμα Ακτινοθεραπείας, Γενικό Νοσοκομείο Βιέννης, Ιατρικό Πανεπιστήμιο Βιέννης, Währinger Gürtel 18-20, 1090 Βιέννη, Αυστρία
    e-mail: Elena.fidarova@akhwien.at