Image guided brachytherapy
Βραχυθεραπεία καθοδηγούμενη από εικόνα

Mount Vernon Cancer Centre, Northwood, UK
Κέντρο Καρκίνου Mount Vernon, Northwood, Ηνωμένο Βασίλειο

Received 8 December 2010  Ελήφθη στις 8 Δεκεμβρίου 2010
Received in revised form 14 December 2012
Ελήφθη σε αναθεωρημένη μορφή 14 Δεκεμβρίου 2012
Accepted 25 January 2013
Αποδεκτή 25 Ιανουαρίου 2013
Available online 22 February 2013
Διαθέσιμο στο διαδίκτυο 22 Φεβρουαρίου 2013

Brachytherapy  Βραχυθεραπεία
OAR
Movement  Κίνηση
Cervix  Τράχηλος μήτρας
MRI  ΜΑΓΝΗΤΙΚΉ ΤΟΜΟΓΡΑΦΊΑ

© 2013 Elsevier Ireland Ltd. All rights reserved. Radiotherapy and Oncology 107 (2013) 39-45
© 2013 Elsevier Ireland Ltd. Όλα τα δικαιώματα διατηρούνται. Ακτινοθεραπεία και Ογκολογία 107 (2013) 39-45

Cervical carcinoma accounts for one in ten cancers worldwide with more than half a million women diagnosed every year [1]. Intracavity brachytherapy is a well established and proven technique for the treatment of cervical carcinoma. Recent developments based on the use of cross-sectional imaging improve tumour and critical structure delineation and enable dose escalation using both CT [2] and MR [3,4].
Το καρκίνωμα του τραχήλου της μήτρας αποτελεί έναν στους δέκα καρκίνους παγκοσμίως, ενώ περισσότερες από μισό εκατομμύριο γυναίκες διαγιγνώσκονται κάθε χρόνο [1]. Η ενδοκοιλιακή βραχυθεραπεία είναι μια καθιερωμένη και αποδεδειγμένη τεχνική για τη θεραπεία του καρκινώματος του τραχήλου της μήτρας. Οι πρόσφατες εξελίξεις που βασίζονται στη χρήση της απεικόνισης διατομής βελτιώνουν την οριοθέτηση του όγκου και της κρίσιμης δομής και επιτρέπουν την κλιμάκωση της δόσης με χρήση τόσο της αξονικής τομογραφίας [2] όσο και της μαγνητικής τομογραφίας [3,4].

Brachytherapy for cervical cancer has developed from the use of dosimetry systems such as Manchester and prescribing to point A using lateral radiographs, through to 3D planning using CT and more recently MR to enable better visualisation of the tumour and more accurate voluming of structures as well as improved applicator reconstruction. This improved accuracy in delineation (coupled with the steep dose gradients associated with brachytherapy dosimetry) has recently given rise to discussion regarding quantification of other sources of error incurred during brachytherapy treatments, including imaging modality (slice thickness etc.), applicator reconstruction, structure voluming, source position error and structure movement before or during treatment [5].
Η βραχυθεραπεία για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας έχει εξελιχθεί από τη χρήση συστημάτων δοσιμετρίας όπως το Manchester και τη συνταγογράφηση στο σημείο Α με τη χρήση πλευρικών ακτινογραφιών, μέχρι τον τρισδιάστατο σχεδιασμό με τη χρήση αξονικής τομογραφίας και πιο πρόσφατα μαγνητικής τομογραφίας για την καλύτερη απεικόνιση του όγκου και την ακριβέστερη ογκομέτρηση των δομών, καθώς και τη βελτιωμένη ανακατασκευή του εφαρμοστή. Αυτή η βελτιωμένη ακρίβεια στην οριοθέτηση (σε συνδυασμό με τις απότομες κλίσεις δόσης που σχετίζονται με τη δοσιμετρία της βραχυθεραπείας) έδωσε πρόσφατα αφορμή για συζήτηση σχετικά με την ποσοτικοποίηση άλλων πηγών σφάλματος που προκύπτουν κατά τη διάρκεια των θεραπειών βραχυθεραπείας, συμπεριλαμβανομένης της μεθόδου απεικόνισης (πάχος φέτας κ.λπ.), της ανακατασκευής του εφαρμοστή, της ογκομέτρησης των δομών, του σφάλματος θέσης της πηγής και της μετακίνησης των δομών πριν ή κατά τη διάρκεια της θεραπείας [5].

Source position error is measured as part of routine QA. Tanderup et al. [5] state that the tolerance for source positioning
Το σφάλμα θέσης της πηγής μετράται ως μέρος της συνήθους διασφάλισης ποιότητας. Οι Tanderup et al. [5] αναφέρουν ότι η ανοχή για την τοποθέτηση της πηγής

uncertainties in a straight catheter is usually $\pm 1\mathrm{mm}$$\pm 1\mathrm{mm}$+-1mm\pm 1 \mathrm{~mm}, whereas in curved applicators (i.e., the ring) source positioning uncertainties can be larger, of the order of $2-4\mathrm{mm}$$2-4\mathrm{mm}$2-4mm2-4 \mathrm{~mm}. Applicator reconstruction has been investigated [6-12], as have inter-observer errors associated with structure voluming [13-15]. Very little appears in the literature concerning inter-fraction or intra-fraction structure movement in cervix brachytherapy.
αβεβαιότητες σε έναν ευθύ καθετήρα είναι συνήθως $\pm 1\mathrm{mm}$$\pm 1\mathrm{mm}$+-1mm\pm 1 \mathrm{~mm} , ενώ στους καμπύλους εφαρμογείς (π.χ. ο δακτύλιος) οι αβεβαιότητες τοποθέτησης της πηγής μπορεί να είναι μεγαλύτερες, της τάξης του $2-4\mathrm{mm}$$2-4\mathrm{mm}$2-4mm2-4 \mathrm{~mm} . Η ανακατασκευή του εφαρμοστή έχει διερευνηθεί [6-12], όπως και τα σφάλματα μεταξύ των παρατηρητών που σχετίζονται με την ογκομέτρηση της δομής [13-15]. Πολύ λίγα εμφανίζονται στη βιβλιογραφία σχετικά με τη διακλασματική ή ενδοκλασματική μετακίνηση της δομής στη βραχυθεραπεία του τραχήλου της μήτρας.

Tanderup et al. [8] simulated applicator shifts and concluded that if systematic uncertainties were avoided the DVH parameters deviated less than $10\mathrm{\%}$$10\mathrm{\%}$10%10 \% for $90\mathrm{\%}$$90\mathrm{\%}$90%90 \% if patients, assuming errors of the order of 2 mm in applicator reconstruction. Hellebust et al. [9] states that under well-controlled circumstances, reconstruction uncertainties are generally smaller than other uncertainties in brachytherapy such as contouring and organ movement. A typical brachytherapy dose gradient for an intracavitary treatment is typically $5-12\mathrm{\%}$$5-12\mathrm{\%}$5-12%5-12 \% per mm at distances of $1-3\mathrm{cm}$$1-3\mathrm{cm}$1-3cm1-3 \mathrm{~cm} from the source channels, showing that even small geometric inaccuracies can result in significant dose uncertainty to the tumour or OARs. Applicator reconstruction inter-observer error was reported as less than $0.5-1\mathrm{mm}$$0.5-1\mathrm{mm}$0.5-1mm0.5-1 \mathrm{~mm} (1SD) [10] when the recommendations outlined in the paper are followed, which are smaller than inter-observer contouring uncertainties which have been reported to be of the order of 2 mm (1SD) [13]. This paper also states that organ motion has been shown to have more impact than reconstruction uncertainties on
Οι Tanderup et al. [8] προσομοίωσαν τις μετατοπίσεις του εφαρμογέα και κατέληξαν στο συμπέρασμα ότι εάν αποφευχθούν οι συστηματικές αβεβαιότητες, οι παράμετροι DVH αποκλίνουν λιγότερο από $10\mathrm{\%}$$10\mathrm{\%}$10%10 \% για $90\mathrm{\%}$$90\mathrm{\%}$90%90 \% εάν οι ασθενείς, υποθέτοντας σφάλματα της τάξης των 2 mm στην ανακατασκευή του εφαρμογέα. Οι Hellebust et al. [9] δηλώνουν ότι υπό καλά ελεγχόμενες συνθήκες, οι αβεβαιότητες ανακατασκευής είναι γενικά μικρότερες από άλλες αβεβαιότητες στη βραχυθεραπεία, όπως το περίγραμμα και η μετακίνηση οργάνων. Μια τυπική βαθμίδα δόσης βραχυθεραπείας για μια ενδοκαυτηριακή θεραπεία είναι τυπικά $5-12\mathrm{\%}$$5-12\mathrm{\%}$5-12%5-12 \% ανά mm σε αποστάσεις $1-3\mathrm{cm}$$1-3\mathrm{cm}$1-3cm1-3 \mathrm{~cm} από τα κανάλια της πηγής, γεγονός που δείχνει ότι ακόμη και μικρές γεωμετρικές ανακρίβειες μπορούν να οδηγήσουν σε σημαντική αβεβαιότητα δόσης στον όγκο ή στα ΟΑΡ. Το σφάλμα ανακατασκευής του εφαρμοστή μεταξύ των παρατηρητών αναφέρθηκε ως μικρότερο από $0.5-1\mathrm{mm}$$0.5-1\mathrm{mm}$0.5-1mm0.5-1 \mathrm{~mm} (1SD) [10] όταν ακολουθούνται οι συστάσεις που περιγράφονται στο έγγραφο, οι οποίες είναι μικρότερες από τις αβεβαιότητες περιγράμματος μεταξύ των παρατηρητών, οι οποίες έχουν αναφερθεί ότι είναι της τάξης των 2 mm (1SD) [13]. Το έγγραφο αυτό αναφέρει επίσης ότι η κίνηση του οργάνου έχει αποδειχθεί ότι έχει μεγαλύτερη επίδραση από τις αβεβαιότητες ανακατασκευής στις

Table 1  Πίνακας 1
Cervix OAR dose constraints.
Περιορισμοί δόσης τραχήλου μήτρας OAR.

DVH parameters between the calculated and the delivered dose [7].
παραμέτρων DVH μεταξύ της υπολογισθείσας και της παρεχόμενης δόσης [7].

Image-guided HDR cervix brachytherapy has been performed at Mount Vernon Hospital since 2004. At the time of the study, an MR-compatible titanium ring and tandem applicator set is used
Η καθοδηγούμενη με εικόνα HDR βραχυθεραπεία τραχήλου της μήτρας πραγματοποιείται στο νοσοκομείο Mount Vernon από το 2004. Κατά τη διάρκεια της μελέτης, χρησιμοποιείται ένα σετ δακτυλιδιού τιτανίου συμβατό με MR και σετ εφαρμογέα tandem
with a GammaMed HDR afterloader (Varian Medical Systems, Crawley, UK). Planning was carried out using Brachyvision V7 (Varian Medical Systems, Crawley, UK), using a standard plan (ICRU38/Manchester system) as a starting point and then optimising manually and graphically to maximise coverage to the HR-CTV
με μεταφορτωτή GammaMed HDR (Varian Medical Systems, Crawley, Ηνωμένο Βασίλειο). Ο σχεδιασμός πραγματοποιήθηκε με τη χρήση του Brachyvision V7 (Varian Medical Systems, Crawley, UK), χρησιμοποιώντας ένα πρότυπο σχέδιο (σύστημα ICRU38/Manchester) ως σημείο εκκίνησης και στη συνέχεια βελτιστοποιώντας χειροκίνητα και γραφικά για τη μεγιστοποίηση της κάλυψης στο HR-CTV

Table 2  Πίνακας 2
Change in OAR parameters between planning and pre-treatment MR scans, $n=36$$n=36$n=36n=36.
Μεταβολή των παραμέτρων OAR μεταξύ των σαρώσεων MR σχεδιασμού και των σαρώσεων πριν από τη θεραπεία, $n=36$$n=36$n=36n=36 .

Fig. 1. (a) Planning image with overlaid pre-treatment contours. The non-functioning urinary catheter was resolved before pre-treatment imaging; bowel, including sigmoid (blue) was observed to enter the volume occupied by bladder (red) on the planning image. (b) and © show variation in rectum (green) and bladder (magenta) contours between planning (b) and pre-treatment © MR scans.
Σχ. 1. α) Εικόνα σχεδιασμού με επικαλυπτόμενα περιγράμματα πριν από τη θεραπεία. Ο μη λειτουργικός ουροκαθετήρας είχε επιλυθεί πριν από την απεικόνιση πριν από τη θεραπεία- το έντερο, συμπεριλαμβανομένου του σιγμοειδούς (μπλε), παρατηρήθηκε να εισέρχεται στον όγκο που καταλαμβάνει η ουροδόχος κύστη (κόκκινο) στην εικόνα σχεδιασμού. (β) και © δείχνουν τη μεταβολή των περιγραμμάτων του ορθού (πράσινο) και της ουροδόχου κύστης (ματζέντα) μεταξύ των μαγνητικών τομογραφιών σχεδιασμού (β) και © πριν από τη θεραπεία.

Fig. 2. Variations in dosimetry between planning and pre-treatment MR scans for rectum, bladder and bowel (physical dose).
Σχήμα 2. Μεταβολές στη δοσιμετρία μεταξύ του σχεδιασμού και των σαρώσεων MR πριν από τη θεραπεία για το ορθό, την ουροδόχο κύστη και το έντερο (φυσική δόση).
whilst minimising dose to the OARs. At the time of study, patients received 21 Gy in 3 fractions as a boost to external beam treatment (50 Gy in 25 fractions) and were treated over 4 days, following their external beam treatment.
ελαχιστοποιώντας παράλληλα τη δόση στα OAR. Κατά τη διάρκεια της μελέτης, οι ασθενείς έλαβαν 21 Gy σε 3 κλάσματα ως ενίσχυση της θεραπείας με εξωτερική δέσμη (50 Gy σε 25 κλάσματα) και έλαβαν θεραπεία σε διάστημα 4 ημερών, μετά τη θεραπεία με εξωτερική δέσμη.

The benefits of 3D treatment planning can be compromised if the dosimetry for the tumour volume and OARs varies considerably from that planned, and the toxicity to OARs from excessive dose is well documented [16-18]. The importance of planning each fraction separately due to movement of the OARs has been well demonstrated $[19,20]$$[19,20]$[19,20][19,20]. Kirisits et al. [21] compared a single MR plan for all fractions with plans for each insertion separately and observed increases in OAR doses delivered if a single plan was used. Lang et al. [22] performed an extra MR on 21 patients approximately 12 h after the planning MR and showed that OAR dosimetry typically remained acceptable, within the 12 h time interval. However there were 2 outliers ( 1 bladder, 1 rectum) that increased and exceeded their planning constraint.
Τα οφέλη του τρισδιάστατου σχεδιασμού της θεραπείας μπορούν να διακυβευθούν εάν η δοσιμετρία για τον όγκο και τα OARs διαφέρει σημαντικά από την προγραμματισμένη, ενώ η τοξικότητα στα OARs από την υπερβολική δόση είναι καλά τεκμηριωμένη [16-18]. Η σημασία του σχεδιασμού κάθε κλάσματος ξεχωριστά λόγω της μετακίνησης των OARs έχει καταδειχθεί επαρκώς $[19,20]$$[19,20]$[19,20][19,20] . Οι Kirisits και συν. [21] συνέκριναν ένα ενιαίο σχέδιο MR για όλα τα κλάσματα με σχέδια για κάθε εισαγωγή ξεχωριστά και παρατήρησαν αυξήσεις στις δόσεις των OAR που χορηγούνται εάν χρησιμοποιούνταν ένα ενιαίο σχέδιο. Οι Lang et al. [22] πραγματοποίησαν μια επιπλέον μαγνητική τομογραφία σε 21 ασθενείς περίπου 12 ώρες μετά τη μαγνητική τομογραφία σχεδιασμού και έδειξαν ότι η δοσιμετρία OAR παρέμεινε συνήθως αποδεκτή, εντός του χρονικού διαστήματος των 12 ωρών. Ωστόσο, υπήρχαν 2 ακραίες τιμές ( 1 ουροδόχος κύστη, 1 ορθό) που αυξήθηκαν και υπερέβησαν τον περιορισμό σχεδιασμού τους.

There may be a delay between the initial planning MR scan and treatment delivery of sufficient length to allow internal organ movement which would alter the OAR dosimetry. This study was undertaken to investigate these effects.
Ενδέχεται να υπάρχει καθυστέρηση μεταξύ της αρχικής μαγνητικής τομογραφίας σχεδιασμού και της χορήγησης της θεραπείας επαρκούς διάρκειας ώστε να επιτραπεί η κίνηση εσωτερικών οργάνων, η οποία θα άλλαζε τη δοσιμετρία OAR. Η παρούσα μελέτη εκπονήθηκε για τη διερεύνηση αυτών των επιδράσεων.

Applicators were inserted under general anaesthetic during a single theatre session using a cervical sleeve to enable the applicators to be removed between fractions and re-inserted under sedation if required. Occasionally interstitial needles were inserted free-hand into the parametrium to improve tumour coverage. Patients were catheterised during their treatment with the catheter on free-flow, and received no bowel preparation. Patients were conformally planned using MR images of 3 mm slice thickness [6] acquired from a 0.35 T Siemens Magnetom C! MR scanner
Οι εφαρμογείς τοποθετήθηκαν υπό γενική αναισθησία κατά τη διάρκεια μίας μόνο συνεδρίασης στο χειρουργείο με τη χρήση ενός αυχενικού χιτωνίου, ώστε να είναι δυνατή η αφαίρεση των εφαρμογέων μεταξύ των κλασμάτων και η επανατοποθέτησή τους υπό νάρκωση, εάν απαιτηθεί. Περιστασιακά εισήχθησαν με ελεύθερο χέρι βελόνες παρεμβολής στο παραμήτριο για τη βελτίωση της κάλυψης του όγκου. Οι ασθενείς καθετηριάστηκαν κατά τη διάρκεια της θεραπείας τους με τον καθετήρα σε ελεύθερη ροή και δεν έλαβαν προετοιμασία του εντέρου. Οι ασθενείς σχεδιάστηκαν συμμορφικά με τη χρήση εικόνων μαγνητικής τομογραφίας πάχους φέτας 3 mm [6] που αποκτήθηκαν από ένα Siemens Magnetom C! 0,35 T. Μαγνητικός τομογράφος

Fig. 3. Median and ranges for each OAR for planning and pre-treatment MR scans.
Σχήμα 3. Διάμεσος και εύρος τιμών για κάθε OAR για τις μαγνητικές τομογραφίες σχεδιασμού και προ-θεραπείας.
(Siemens Medical, Erlangen, Germany) located within the brachytherapy suite, with a CT scan also performed if there were interstitial needles present to assist visualisation of the needle tips. The high risk CTV (HR-CTV) [3] and organs at risk (bladder, rectum and bowel (including sigmoid)) were contoured and the prescription isodose defined to cover the HR-CTV within the limits of the specified OAR dose volume constraints (Table 1). The brachytherapy constraints were calculated assuming that the OAR received the full prescription dose of 50 Gy in 25 fractions from external beam. External beam and brachytherapy OAR doses were added using the linear quadratic model assuming an $\alpha /\beta$$\alpha /\beta$alpha//beta\alpha / \beta of 3.5 Gy . For comparison, doses computed using an $\alpha /\beta$$\alpha /\beta$alpha//beta\alpha / \beta of 3 Gy (as used in GEC-ESTRO recommendations [3]) are also included.
(Siemens Medical, Erlangen, Γερμανία) που βρίσκεται εντός της σουίτας βραχυθεραπείας, με αξονική τομογραφία επίσης εάν υπήρχαν διάμεσες βελόνες για να βοηθηθεί η απεικόνιση των άκρων των βελόνων. Το CTV υψηλού κινδύνου (HR-CTV) [3] και τα όργανα κινδύνου (ουροδόχος κύστη, ορθό και έντερο (συμπεριλαμβανομένου του σιγμοειδούς)) σκιαγραφήθηκαν και καθορίστηκε η συνταγογραφούμενη ισοδόση για την κάλυψη του HR-CTV εντός των ορίων των καθορισμένων περιορισμών όγκου δόσης OAR (Πίνακας 1). Οι περιορισμοί βραχυθεραπείας υπολογίστηκαν με την παραδοχή ότι το OAR έλαβε την πλήρη συνταγογραφούμενη δόση των 50 Gy σε 25 κλάσματα από την εξωτερική δέσμη. Οι δόσεις της εξωτερικής δέσμης και της βραχυθεραπείας OAR προστέθηκαν χρησιμοποιώντας το γραμμικό τετραγωνικό μοντέλο θεωρώντας $\alpha /\beta$$\alpha /\beta$alpha//beta\alpha / \beta 3,5 Gy . Για λόγους σύγκρισης, περιλαμβάνονται επίσης οι δόσεις που υπολογίστηκαν χρησιμοποιώντας $\alpha /\beta$$\alpha /\beta$alpha//beta\alpha / \beta 3 Gy (όπως χρησιμοποιείται στις συστάσεις του GEC-ESTRO [3]).

For this work, analysis is done for a single fraction and for the purposes of this analysis it is assumed that other fractions are planned to the full dose constraint.
Για την παρούσα εργασία, η ανάλυση γίνεται για ένα μόνο κλάσμα και για τους σκοπούς αυτής της ανάλυσης θεωρείται ότι τα άλλα κλάσματα σχεδιάζονται με τον περιορισμό της πλήρους δόσης.

In some patients a clinical decision to relax the OAR constraints slightly to permit improved coverage was taken. In these cases, it was ensured that the total dose of the course (as shown in Table 1) was adhered to when all fractions were summed.
Σε ορισμένους ασθενείς λήφθηκε κλινική απόφαση να χαλαρώσουν ελαφρώς οι περιορισμοί της OAR για να επιτραπεί καλύτερη κάλυψη. Σε αυτές τις περιπτώσεις, διασφαλίστηκε ότι η συνολική δόση της πορείας (όπως φαίνεται στον πίνακα 1) τηρήθηκε κατά την άθροιση όλων των κλασμάτων.

To investigate potential OAR movement an extra MR scan was performed immediately prior to treatment to enable OAR movement to be assessed and a more realistic estimation of the dose received by the OARs obtained by taking into account their new positions.
Για τη διερεύνηση της πιθανής μετακίνησης των ΟΑΡ πραγματοποιήθηκε μια επιπλέον μαγνητική τομογραφία αμέσως πριν από τη θεραπεία, ώστε να είναι δυνατή η αξιολόγηση της μετακίνησης των ΟΑΡ και να ληφθεί μια πιο ρεαλιστική εκτίμηση της δόσης που λαμβάνουν οι ΟΑΡ, λαμβάνοντας υπόψη τις νέες θέσεις τους.

21 patients ( 36 HDR fractions, either fraction 1 or 2 ) underwent a second MR immediately prior to treatment (pre-treatment MR). FIGO staging of these 21 patients was: 1B (6 patients), 2A (2 patients), 2B (7 patients), 3A (1 patient), 3B (2 patients), 4A (2 patients) and 1 patient with unclear staging at the time of brachytherapy. The pre-treatment MR scan was visually compared with the planning MR to detect gross changes in OAR position, and a decision on whether to treat was made. After treatment the two scans were registered using the applicators as fiducial markers and the bowel (including sigmoid), bladder and rectum were contoured, by one of the two experienced clinicians who compared outlines with each other, on the pre-treatment MR scan. The ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} for each of the OARs was recorded from both the planning and pre-treatment MR scans. In addition, the time between scans was recorded along with the volumes of the OARs from both MR scans. Statistical analysis was performed using a 2-tailed paired $t$$t$tt-test with $p=0.05$$p=0.05$p=0.05p=0.05.
21 ασθενείς ( 36 κλάσματα HDR, είτε κλάσμα 1 είτε κλάσμα 2 ) υποβλήθηκαν σε δεύτερη μαγνητική τομογραφία αμέσως πριν από τη θεραπεία (μαγνητική τομογραφία πριν από τη θεραπεία). Η σταδιοποίηση κατά FIGO αυτών των 21 ασθενών ήταν: 1B (6 ασθενείς), 2A (2 ασθενείς), 2B (7 ασθενείς), 3A (1 ασθενής), 3B (2 ασθενείς), 4A (2 ασθενείς) και 1 ασθενής με ασαφή σταδιοποίηση κατά τη στιγμή της βραχυθεραπείας. Η προθεραπευτική μαγνητική τομογραφία συγκρίθηκε οπτικά με την μαγνητική τομογραφία σχεδιασμού για την ανίχνευση ακαθάριστων αλλαγών στη θέση του OAR και αποφασίστηκε εάν θα γίνει θεραπεία. Μετά τη θεραπεία οι δύο σαρώσεις καταγράφηκαν με τη χρήση των εφαρμογέων ως σημείων αναφοράς και το έντερο (συμπεριλαμβανομένου του σιγμοειδούς), η ουροδόχος κύστη και το ορθό σκιαγραφήθηκαν, από έναν από τους δύο έμπειρους κλινικούς ιατρούς, οι οποίοι συνέκριναν τα περιγράμματα μεταξύ τους, στη μαγνητική τομογραφία πριν από τη θεραπεία. Το ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} για κάθε ένα από τα OAR καταγράφηκε τόσο από τη μαγνητική τομογραφία σχεδιασμού όσο και από τη μαγνητική τομογραφία πριν από τη θεραπεία. Επιπλέον, ο χρόνος μεταξύ των σαρώσεων καταγράφηκε μαζί με τους όγκους των OARs και από τις δύο μαγνητικές τομογραφίες. Η στατιστική ανάλυση πραγματοποιήθηκε με τη χρήση ενός ζευγαρωτού $t$$t$tt -test με 2 ουρές και $p=0.05$$p=0.05$p=0.05p=0.05 .

Clinically the ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} doses to these OARs from the pre-treatment MR images were incorporated into the dosimetric assessment for subsequent fractions. The difference between the constraint dose
Κλινικά, οι δόσεις ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} σε αυτά τα OAR από τις εικόνες MR πριν από τη θεραπεία ενσωματώθηκαν στη δοσιμετρική εκτίμηση για τα επόμενα κλάσματα. Η διαφορά μεταξύ της δόσης περιορισμού
and the cumulative dose given (expressed as EQD2) is available for subsequent fractions and becomes the dose constraint for the remaining fractions.
και η αθροιστική δόση που δίνεται (εκφρασμένη ως EQD2) είναι διαθέσιμη για τα επόμενα κλάσματα και γίνεται ο περιορισμός δόσης για τα υπόλοιπα κλάσματα.

No statistically significant differences were found between the volumes of the OARs contoured with the mean planning and pretreatment volumes of bladder, bowel and rectum being $(60\pm 33)\mathrm{cc}$$(60\pm 33)\mathrm{cc}$(60+-33)cc(60 \pm 33) \mathrm{cc} & $(52\pm 19)\mathrm{cc};(130\pm 113)\mathrm{cc}$$(52\pm 19)\mathrm{cc};(130\pm 113)\mathrm{cc}$(52+-19)cc;(130+-113)cc(52 \pm 19) \mathrm{cc} ;(130 \pm 113) \mathrm{cc} & $(156\pm 131)\mathrm{cc}$$(156\pm 131)\mathrm{cc}$(156+-131)cc(156 \pm 131) \mathrm{cc} and $(48\pm 39)$$(48\pm 39)$(48+-39)(48 \pm 39) cc $\mathrm{\&}(56\pm 42)$$\mathrm{\&}(56\pm 42)$&(56+-42)\&(56 \pm 42) cc, respectively (mean $\pm 1\mathrm{SD})$$\pm 1\mathrm{SD})$+-1SD)\pm 1 \mathrm{SD}). In individual cases, however, there were significant changes to OARs as shown in Supplementary Fig. 1.
Δεν βρέθηκαν στατιστικά σημαντικές διαφορές μεταξύ των όγκων των ΟΑΡ που διαμορφώθηκαν με τους μέσους όγκους σχεδιασμού και προεπεξεργασίας της ουροδόχου κύστης, του εντέρου και του ορθού να είναι $(60\pm 33)\mathrm{cc}$$(60\pm 33)\mathrm{cc}$(60+-33)cc(60 \pm 33) \mathrm{cc} & $(52\pm 19)\mathrm{cc};(130\pm 113)\mathrm{cc}$$(52\pm 19)\mathrm{cc};(130\pm 113)\mathrm{cc}$(52+-19)cc;(130+-113)cc(52 \pm 19) \mathrm{cc} ;(130 \pm 113) \mathrm{cc} & $(156\pm 131)\mathrm{cc}$$(156\pm 131)\mathrm{cc}$(156+-131)cc(156 \pm 131) \mathrm{cc} και $(48\pm 39)$$(48\pm 39)$(48+-39)(48 \pm 39) cc $\mathrm{\&}(56\pm 42)$$\mathrm{\&}(56\pm 42)$&(56+-42)\&(56 \pm 42) cc, αντίστοιχα (μέσος όρος $\pm 1\mathrm{SD})$$\pm 1\mathrm{SD})$+-1SD)\pm 1 \mathrm{SD}) . Σε μεμονωμένες περιπτώσεις, ωστόσο, υπήρχαν σημαντικές αλλαγές στα OAR, όπως φαίνεται στο συμπληρωματικό σχήμα 1.

On visual inspection of the pre-treatment MR scans, in every case the decision was made to treat; OAR movement seen was corrected for in the dosimetry of subsequent fractions.
Μετά από οπτική επιθεώρηση των μαγνητικών τομογραφιών πριν από τη θεραπεία, σε κάθε περίπτωση αποφασίστηκε η θεραπεία- η μετακίνηση του OAR που παρατηρήθηκε διορθώθηκε στη δοσιμετρία των επόμενων κλασμάτων.

The mean difference in $D_{2cc}$$D_{2cc}$D_(2cc)D_{2 c c} for each OAR was found not to be statistically significant; however in individual patients large variations were seen, with differences of up to 3.3 Gy observed as shown in Table 2 and Fig. 2, having implications for the OAR doses and therefore the possible CTV coverage in subsequent fractions. The median and range for ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} for each OAR on the planning and pre-treatment MR scans are shown in Table 2, Fig. 3 and Supplementary Fig. 3. Note that a positive difference indicates that the planning value is greater than the pre-treatment value.
Η μέση διαφορά στην $D_{2cc}$$D_{2cc}$D_(2cc)D_{2 c c} για κάθε OAR δεν βρέθηκε να είναι στατιστικά σημαντική- ωστόσο, σε μεμονωμένους ασθενείς παρατηρήθηκαν μεγάλες διακυμάνσεις, με διαφορές έως και 3,3 Gy, όπως φαίνεται στον Πίνακα 2 και στην Εικ. 2, που έχουν επιπτώσεις στις δόσεις OAR και, συνεπώς, στην πιθανή κάλυψη του CTV στα επόμενα κλάσματα. Η διάμεσος και το εύρος για ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} για κάθε OAR στις μαγνητικές τομογραφίες σχεδιασμού και πριν από τη θεραπεία παρουσιάζονται στον πίνακα 2, στην εικόνα 3 και στη συμπληρωματική εικόνα 3. Σημειώστε ότι μια θετική διαφορά υποδηλώνει ότι η τιμή σχεδιασμού είναι μεγαλύτερη από την τιμή προ της θεραπείας.

The number of fractions for which the pre-treatment $D_{2cc}$$D_{2cc}$D_(2cc)D_{2 c c} is within $5\mathrm{\%},10\mathrm{\%},15\mathrm{\%},20\mathrm{\%},25\mathrm{\%},30\mathrm{\%}$$5\mathrm{\%},10\mathrm{\%},15\mathrm{\%},20\mathrm{\%},25\mathrm{\%},30\mathrm{\%}$5%,10%,15%,20%,25%,30%5 \%, 10 \%, 15 \%, 20 \%, 25 \%, 30 \% and $50\mathrm{\%}$$50\mathrm{\%}$50%50 \% of that planned for each OAR is shown in Supplementary Table 1 and Fig. 4a. Fig. 4b shows the physical difference in D2 cc for each OAR. The mean change in volume receiving the dose constraint was also found to be statistically insignificant but again individual patients demonstrated large differences as shown in Table 2 and Fig. 1.
Ο αριθμός των κλασμάτων για τα οποία η προεπεξεργασία $D_{2cc}$$D_{2cc}$D_(2cc)D_{2 c c} είναι εντός των ορίων $5\mathrm{\%},10\mathrm{\%},15\mathrm{\%},20\mathrm{\%},25\mathrm{\%},30\mathrm{\%}$$5\mathrm{\%},10\mathrm{\%},15\mathrm{\%},20\mathrm{\%},25\mathrm{\%},30\mathrm{\%}$5%,10%,15%,20%,25%,30%5 \%, 10 \%, 15 \%, 20 \%, 25 \%, 30 \% και $50\mathrm{\%}$$50\mathrm{\%}$50%50 \% του προβλεπόμενου για κάθε OAR παρουσιάζεται στον συμπληρωματικό πίνακα 1 και στο σχήμα 4α. Στο Σχ. 4β παρουσιάζεται η φυσική διαφορά σε D2 cc για κάθε OAR. Η μέση μεταβολή του όγκου που λαμβάνει τον περιορισμό της δόσης βρέθηκε επίσης στατιστικά ασήμαντη, αλλά και πάλι μεμονωμένοι ασθενείς παρουσίασαν μεγάλες διαφορές, όπως φαίνεται στον Πίνακα 2 και στην Εικ. 1.

The average time between MR scans was found to be $4.75\pm 1.2$$4.75\pm 1.2$4.75+-1.24.75 \pm 1.2 (hours $\pm 1\mathrm{SD}$$\pm 1\mathrm{SD}$+-1SD\pm 1 \mathrm{SD} ) with a range of $3.2-9.9\mathrm{h}$$3.2-9.9\mathrm{h}$3.2-9.9h3.2-9.9 \mathrm{~h}, with no correlation found between time between scans and OAR movement within this range.
Διαπιστώθηκε ότι ο μέσος χρόνος μεταξύ των σαρώσεων MR ήταν $4.75\pm 1.2$$4.75\pm 1.2$4.75+-1.24.75 \pm 1.2 (ώρες $\pm 1\mathrm{SD}$$\pm 1\mathrm{SD}$+-1SD\pm 1 \mathrm{SD} ) με εύρος $3.2-9.9\mathrm{h}$$3.2-9.9\mathrm{h}$3.2-9.9h3.2-9.9 \mathrm{~h} , χωρίς να διαπιστωθεί συσχέτιση μεταξύ του χρόνου μεταξύ των σαρώσεων και της μετακίνησης της ΟΑΡ εντός αυτού του εύρους.

No statistically significant difference was found using a paired $t$$t$tt-test between the planning and pre-treatment volumes for any of the OARs. Patients are catheterised for the duration of their treatment with the catheter allowing free drainage; therefore the bladder volume between scans was expected to remain constant.
Δεν βρέθηκε στατιστικά σημαντική διαφορά με τη χρήση ζευγαρωτού $t$$t$tt -τεστ μεταξύ του όγκου σχεδιασμού και του όγκου πριν από τη θεραπεία για καμία από τις ΟΑΡ. Οι ασθενείς καθετηριάζονται κατά τη διάρκεια της θεραπείας τους με τον καθετήρα να επιτρέπει την ελεύθερη αποστράγγιση- επομένως, ο όγκος της ουροδόχου κύστης μεταξύ των σαρώσεων αναμενόταν να παραμείνει σταθερός.

Fig. 4. Histogram showing (a) percentage change and (b) actual physical change in ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} (planning - pre-treatment MR scan).
Σχήμα 4. Ιστόγραμμα που δείχνει (α) την ποσοστιαία μεταβολή και (β) την πραγματική φυσική μεταβολή στο ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} (σχεδιασμός - μαγνητική τομογραφία πριν από τη θεραπεία).

A $p$$p$pp-value of 0.11 indicates no statistical difference between the planning and pre-treatment bladder volumes. The bowel, sigmoid and rectum contours were open-ended because only the portion of the structure close to the implant was contoured.
Η τιμή $p$$p$pp -τιμή 0,11 υποδηλώνει ότι δεν υπάρχει στατιστική διαφορά μεταξύ του όγκου της κύστης σχεδιασμού και του όγκου της κύστης πριν από τη θεραπεία. Τα περιγράμματα του εντέρου, του σιγμοειδούς και του ορθού ήταν ανοιχτά, επειδή διαμορφώθηκε μόνο το τμήμα της δομής που βρίσκεται κοντά στο εμφύτευμα.

OAR contouring between the 2 sets of images will contribute to uncertainties in this study. Contouring was performed by 1 of 2 competent clinicians and uncertainties were kept to a minimum by clinicians reviewing previous volumes at the time of re
Το περίγραμμα OAR μεταξύ των 2 σειρών εικόνων θα συμβάλει στις αβεβαιότητες αυτής της μελέτης. Η διαμόρφωση του περιγράμματος πραγματοποιήθηκε από 1 από τους 2 αρμόδιους κλινικούς ιατρούς και οι αβεβαιότητες περιορίστηκαν στο ελάχιστο με την επανεξέταση των προηγούμενων όγκων από τους κλινικούς ιατρούς κατά τη στιγμή της εκ νέου
-contouring. Some inter-operator uncertainties will, however remain [13-15]. Dose changes seen (Supplementary Fig. 2) will arise because of contouring and OAR movement differences.
-περιγράμματα. Ωστόσο, θα παραμείνουν ορισμένες αβεβαιότητες μεταξύ των φορέων [13-15]. Οι μεταβολές της δόσης που παρατηρούνται (Συμπληρωματικό Σχήμα 2) θα προκύψουν λόγω των διαφορών στο περίγραμμα και στην κίνηση του OAR.

Additional uncertainties are inherent when matching two sets of images using fiducial points defined relative to the applicators visualised in each imaging modality, which will impact on applicator reconstruction and hence dosimetry. We have previously studied the applicator reconstruction accuracy on MR and found an
Πρόσθετες αβεβαιότητες είναι εγγενείς κατά την αντιστοίχιση δύο συνόλων εικόνων με τη χρήση σημείων αναφοράς που ορίζονται σε σχέση με τους εφαρμογείς που απεικονίζονται σε κάθε τρόπο απεικόνισης, οι οποίες θα επηρεάσουν την ανακατασκευή του εφαρμογέα και, ως εκ τούτου, τη δοσιμετρία. Μελετήσαμε προηγουμένως την ακρίβεια ανακατασκευής του εφαρμοστή στην μαγνητική τομογραφία και διαπιστώσαμε μια
inter-operator discrepancy at our centre with a median of 1.3 mm , translating into a mean range of ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} of 0.3 Gy [6].
απόκλιση μεταξύ των χειρουργών στο κέντρο μας με διάμεσο 1,3 mm , που μεταφράζεται σε ένα μέσο εύρος ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} 0,3 Gy [6].

The average of the absolute differences observed for the $D_{2cc}$$D_{2cc}$D_(2cc)D_{2 c c} of the OARs were all well below 1 Gy , and none were statistically significant. However the maximum difference in ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} was 3.3 Gy demonstrating that the OAR variation appears to vary from patient to patient. A change of over 3 Gy translates into a movement of the order of a centimetre due to the high dose gradients of intracavitary treatments (Fig. 1). It should be remembered that if an organ far away from the target moves a seemingly large distance a much higher dose can be received due to the steep dose gradients associated with brachytherapy dosimetry. Though there may be a dramatic increase in dose received, this dose may still be within the dose constraints of the plan. Graphs showing D2 cc dose expressed in EQD2 are shown in Supplementary Fig. 2.
Ο μέσος όρος των απόλυτων διαφορών που παρατηρήθηκαν για τις $D_{2cc}$$D_{2cc}$D_(2cc)D_{2 c c} των OAR ήταν όλες πολύ κάτω από 1 Gy , και καμία δεν ήταν στατιστικά σημαντική. Ωστόσο, η μέγιστη διαφορά στην ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} ήταν 3,3 Gy, γεγονός που καταδεικνύει ότι η διακύμανση της OAR φαίνεται να διαφέρει από ασθενή σε ασθενή. Μια μεταβολή άνω των 3 Gy μεταφράζεται σε μετακίνηση της τάξης του εκατοστού λόγω των υψηλών κλίσεων δόσης των ενδοκοιλιακών θεραπειών (Σχ. 1). Θα πρέπει να θυμόμαστε ότι εάν ένα όργανο μακριά από το στόχο μετακινηθεί κατά μια φαινομενικά μεγάλη απόσταση μπορεί να λάβει πολύ υψηλότερη δόση λόγω των απότομων κλίσεων δόσης που σχετίζονται με τη δοσιμετρία βραχυθεραπείας. Αν και μπορεί να υπάρξει δραματική αύξηση της λαμβανόμενης δόσης, η δόση αυτή μπορεί να εξακολουθεί να είναι εντός των περιορισμών δόσης του σχεδίου. Τα γραφήματα που δείχνουν τη δόση D2 cc εκφρασμένη σε EQD2 παρουσιάζονται στο συμπληρωματικό σχήμα 2.

An assumption of this work is that the same 2 cc of each OAR is irradiated to the highest dose in all fractions. This may not be the case; however it is an assumption and was used here to minimise risk from overdose.
Μια υπόθεση αυτής της εργασίας είναι ότι τα ίδια 2 cc κάθε OAR ακτινοβολούνται στην υψηλότερη δόση σε όλα τα κλάσματα. Αυτό μπορεί να μην ισχύει- ωστόσο, είναι μια υπόθεση και χρησιμοποιήθηκε εδώ για να ελαχιστοποιηθεί ο κίνδυνος από υπερδοσολογία.

Individual patients were investigated to see if there was any in-ter-fraction correlation with OAR movement (is the magnitude of movement in one fraction correlated to that in the other fractions of the same patient). No relationship was seen, possibly because the sample in this study was too small with only 12 patients having data for two fractions.
Μεμονωμένοι ασθενείς διερευνήθηκαν για να διαπιστωθεί εάν υπήρχε συσχέτιση μεταξύ των κλασμάτων με την κίνηση του OAR (το μέγεθος της κίνησης σε ένα κλάσμα συσχετίζεται με αυτό στα άλλα κλάσματα του ίδιου ασθενούς). Δεν διαπιστώθηκε καμία σχέση, πιθανώς επειδή το δείγμα σε αυτή τη μελέτη ήταν πολύ μικρό, καθώς μόνο 12 ασθενείς είχαν δεδομένα για δύο κλάσματα.

The number of OAR constraints exceeded per fraction (Supplementary Table 1) shows that for the original planning MR scans all OARs were within constraint for $52.8\mathrm{\%}$$52.8\mathrm{\%}$52.8%52.8 \% of fractions, whereas using the pre-treatment MR scans only $38.9\mathrm{\%}$$38.9\mathrm{\%}$38.9%38.9 \% were within constraint. In this situation dosimetry is approved taking into account EQD2 constraints from both external beam and brachytherapy, and the possibilities for the remaining fractions.
Ο αριθμός των υπερβάσεων των περιορισμών OAR ανά κλάσμα (συμπληρωματικός πίνακας 1) δείχνει ότι για τις αρχικές σαρώσεις MR σχεδιασμού όλες οι OAR ήταν εντός των περιορισμών για $52.8\mathrm{\%}$$52.8\mathrm{\%}$52.8%52.8 \% των κλασμάτων, ενώ με τη χρήση των σαρώσεων MR πριν από τη θεραπεία μόνο $38.9\mathrm{\%}$$38.9\mathrm{\%}$38.9%38.9 \% ήταν εντός των περιορισμών. Σε αυτή την περίπτωση η δοσιμετρία εγκρίνεται λαμβάνοντας υπόψη τους περιορισμούς EQD2 τόσο από την εξωτερική δέσμη όσο και από τη βραχυθεραπεία, καθώς και τις δυνατότητες για τα υπόλοιπα κλάσματα.

No correlation was found linking the time between scans and critical structure movement. This implies that OAR movement is stochastic and whilst it is advisable to plan the patient as quickly as possible, it may also be important to perform a pre-treatment MR scan to re-evaluate the anatomy at the time of treatment. It is interesting, however, that even on this short time scale there are significant variations in OAR dosimetry in some cases.
Δεν βρέθηκε συσχέτιση μεταξύ του χρόνου μεταξύ των σαρώσεων και της κίνησης της κρίσιμης δομής. Αυτό υποδηλώνει ότι η μετακίνηση της OAR είναι στοχαστική και ενώ είναι σκόπιμο να σχεδιάζεται ο ασθενής όσο το δυνατόν γρηγορότερα, μπορεί επίσης να είναι σημαντικό να διενεργείται μαγνητική τομογραφία πριν από τη θεραπεία για την επανεκτίμηση της ανατομίας κατά τη στιγμή της θεραπείας. Είναι ενδιαφέρον, ωστόσο, ότι ακόμη και σε αυτή τη σύντομη χρονική κλίμακα υπάρχουν σημαντικές διακυμάνσεις στη δοσιμετρία OAR σε ορισμένες περιπτώσεις.

The graph in Supplementary Fig. 1 shows a minimum time difference of 200 min . The time between pre-treatment imaging and treatment, although not recorded, was in the region of 20 min . It is an assumption of the study that changes taking place between pre-treatment imaging and treatment are small, and at time periods much less than 200 min there will be less OAR movement. Treatment was given as soon as possible after the second scan.
Το γράφημα στη συμπληρωματική εικόνα 1 δείχνει μια ελάχιστη χρονική διαφορά 200 λεπτών . Ο χρόνος μεταξύ της απεικόνισης πριν από τη θεραπεία και της θεραπείας, αν και δεν καταγράφηκε, ήταν στην περιοχή των 20 λεπτών . Αποτελεί παραδοχή της μελέτης ότι οι αλλαγές που λαμβάνουν χώρα μεταξύ της απεικόνισης πριν από τη θεραπεία και της θεραπείας είναι μικρές και ότι σε χρονικές περιόδους πολύ μικρότερες από 200 λεπτά θα υπάρχει μικρότερη μετακίνηση του OAR. Η θεραπεία χορηγήθηκε το συντομότερο δυνατό μετά τη δεύτερη σάρωση.

Fig. 4 shows the change in ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} as a percentage of that planned, as well as an actual physical difference in Gy. The actual physical difference in ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} shows an almost normal distribution with a few larger movements. The difference seems equally weighted between an increase and decrease in ${\mathrm{D}}_{2\text{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\text{ cc }}$D_(2" cc ")\mathrm{D}_{2 \text { cc }} dose, with the rectum showing the largest spread. Distension of the rectal wall due to bowel gas could be a significant issue with this technique. As the bladder is on free drainage, it is expected that there should not be much variation in change in $D_{2cc,}$$D_{2cc,}$D_(2cc,)D_{2 c c,}, which the histogram shows as most movements are around zero.
Στο Σχήμα 4 παρουσιάζεται η μεταβολή του ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} ως ποσοστό του προγραμματισμένου, καθώς και μια πραγματική φυσική διαφορά σε Gy. Η πραγματική φυσική διαφορά σε ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} παρουσιάζει μια σχεδόν κανονική κατανομή με λίγες μεγαλύτερες μετακινήσεις. Η διαφορά φαίνεται να σταθμίζεται εξίσου μεταξύ αύξησης και μείωσης της δόσης ${\mathrm{D}}_{2\text{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\text{ cc }}$D_(2" cc ")\mathrm{D}_{2 \text { cc }} , με το ορθό να παρουσιάζει τη μεγαλύτερη διασπορά. Η διάταση του τοιχώματος του ορθού λόγω αερίων του εντέρου θα μπορούσε να αποτελέσει σημαντικό ζήτημα με αυτή την τεχνική. Καθώς η ουροδόχος κύστη βρίσκεται σε ελεύθερη παροχέτευση, αναμένεται ότι δεν θα πρέπει να υπάρχει μεγάλη διακύμανση στη μεταβολή της $D_{2cc,}$$D_{2cc,}$D_(2cc,)D_{2 c c,} , κάτι που δείχνει το ιστόγραμμα, καθώς οι περισσότερες μετακινήσεις είναι γύρω στο μηδέν.

Analysis of the deviation of the ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} planning constraint from that originally planned shows that only $61.1\mathrm{\%},41.7\mathrm{\%}$$61.1\mathrm{\%},41.7\mathrm{\%}$61.1%,41.7%61.1 \%, 41.7 \% and $47.2\mathrm{\%}$$47.2\mathrm{\%}$47.2%47.2 \% of patients are within $10\mathrm{\%}$$10\mathrm{\%}$10%10 \% of that planned for bladder, rectum and bowel OARs respectively (Supplementary Table 1 and Fig. 4). It should be noted that the deviation could be either an increase or decrease in that planned, and the deviation would not necessarily be enough to push the ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} above constraint. For rectum and bowel more patients had a decrease than increase for their ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} value. This can be used to permit a greater dose constraint, and therefore better HR-CTV coverage in a subsequent fraction.
Η ανάλυση της απόκλισης του περιορισμού σχεδιασμού ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} από τον αρχικά προγραμματισμένο δείχνει ότι μόνο $61.1\mathrm{\%},41.7\mathrm{\%}$$61.1\mathrm{\%},41.7\mathrm{\%}$61.1%,41.7%61.1 \%, 41.7 \% και $47.2\mathrm{\%}$$47.2\mathrm{\%}$47.2%47.2 \% των ασθενών βρίσκονται εντός $10\mathrm{\%}$$10\mathrm{\%}$10%10 \% του προγραμματισμένου για τις ΟΑΡ της ουροδόχου κύστης, του ορθού και του εντέρου αντίστοιχα (συμπληρωματικός πίνακας 1 και εικόνα 4). Θα πρέπει να σημειωθεί ότι η απόκλιση θα μπορούσε να είναι είτε αύξηση είτε μείωση του προγραμματισμένου και η απόκλιση δεν θα ήταν απαραίτητα αρκετή για να ωθήσει το ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} πάνω από τον περιορισμό. Για το ορθό και το έντερο περισσότεροι ασθενείς είχαν μείωση παρά αύξηση για την τιμή ${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$${\mathrm{D}}_{2\mathrm{cc}}$D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} . Αυτό μπορεί να χρησιμοποιηθεί για να επιτραπεί μεγαλύτερος περιορισμός δόσης και, επομένως, καλύτερη κάλυψη HR-CTV σε ένα επόμενο κλάσμα.

OAR movement appears difficult to predict, with no parameter showing a statistically significant difference. However, significant changes do sometimes occur in individual patients. A significant movement can push the OAR above constraint.
Η μετακίνηση της OAR φαίνεται να είναι δύσκολο να προβλεφθεί, χωρίς καμία παράμετρος να παρουσιάζει στατιστικά σημαντική διαφορά. Ωστόσο, μερικές φορές εμφανίζονται σημαντικές αλλαγές σε μεμονωμένους ασθενείς. Μια σημαντική μετακίνηση μπορεί να ωθήσει την OAR πάνω από τον περιορισμό.

It is perhaps judicious to carry out a pre-treatment MR scan and take the OAR dosimetry statistics from this scan, or alternatively accept that by not doing a pre-treatment MR scan, a significant number of patients ( $61\mathrm{\%}$$61\mathrm{\%}$61%61 \% in our sample) will have a change of at least $10\mathrm{\%}$$10\mathrm{\%}$10%10 \% on at least one OAR dose.
Ίσως είναι συνετό να διενεργηθεί σάρωση μαγνητικής τομογραφίας πριν από τη θεραπεία και να ληφθούν τα στατιστικά στοιχεία δοσιμετρίας OAR από τη σάρωση αυτή, ή εναλλακτικά να γίνει αποδεκτό ότι με τη μη διενέργεια σάρωσης μαγνητικής τομογραφίας πριν από τη θεραπεία, ένας σημαντικός αριθμός ασθενών ( $61\mathrm{\%}$$61\mathrm{\%}$61%61 \% στο δείγμα μας) θα έχει μεταβολή τουλάχιστον $10\mathrm{\%}$$10\mathrm{\%}$10%10 \% σε τουλάχιστον μία δόση OAR.

Supplementary data associated with this article can be found, in the online version, at http://dx.doi.org/10.1016/j.radonc.2013.01. 006.
Συμπληρωματικά δεδομένα που σχετίζονται με το παρόν άρθρο μπορούν να βρεθούν, στην ηλεκτρονική έκδοση, στη διεύθυνση http://dx.doi.org/10.1016/j.radonc.2013.01. 006.

[1] Statistical Information Team, Cancer Research UK. <www.cancerresearchuk.org>; 2009 [accessed 23.11.10].
[1] Ομάδα στατιστικών πληροφοριών, Cancer Research UK. < www.cancerresearchuk.org>, 2009 [πρόσβαση στις 23.11.10].
[2] Tan L, Coles C, Hart C, Tait E. Clinical impact of computer tomography-based image-guided brachytherapy for cervix cancer using the tandem-ring applicator - the Addenbrookes experience. Clin Oncol 2009;21:175-82.
[2] Tan L, Coles C, Hart C, Tait E. Κλινικός αντίκτυπος της καθοδηγούμενης μέσω εικόνας βραχυθεραπείας με βάση την τομογραφία υπολογιστή για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας με τη χρήση του εφαρμοστή δακτυλίου tandem - η εμπειρία του Addenbrookes. Clin Oncol 2009;21:175-82.
[3] Haie-Meder C, Pötter R, Van Limbergen E, et al. Recommendations from gynaecological (GYN) GEC-ESTRO 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.
[4] Pötter R, Haie-Meder C, Van Limbergen E, et al. Recommendations from gynaecological (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.
[5] Tanderup K, Pötter R, Lindegaard J, et al. PTV margins should not be used to compensate for uncertainties in 3D image guided brachytherapy. Radiother Oncol 2010;97:495-500.
[6] 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.
[6] 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.
[7] De Leeuw A, Moerland M, Nomden C, Tersteeg R, Roesink J, JürgenliemkSchulz. Applicator reconstruction and applicator shifts in 3D MR-based PDR brachytherapy of cervical cancer. Radiother Oncol 2009;93:341-6.
[7] De Leeuw A, Moerland M, Nomden C, Tersteeg R, Roesink J, JürgenliemkSchulz. Ανακατασκευή εφαρμογέα και μετατοπίσεις εφαρμογέα στην 3D MR-based PDR βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2009;93:341-6.
[8] Tanderup K, Hellebust T, 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.
[9] Hellebust T, Kirisits C, Berger D, et al. Recommendations from gynaecological (GYN) GEC-ESTRO Working Group: considerations and pitfalls in commissioning and applicator reconstruction in 3D image-based treatment planning of cervix cancer brachytherapy. Radiother Oncol 2010;96: 153-60.
[10] Haack S, Nielson 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.
[10] Haack S, Nielson 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.
[11] Berger D, Dimopoulos J, Pötter R, Kirisits C. Direct reconstruction of the Vienna applicator on MR images. Radiother Oncol 2009;93:347-51.
[11] Berger D, Dimopoulos J, Pötter R, Kirisits C. Άμεση ανακατασκευή του εφαρμοστή της Βιέννης σε εικόνες μαγνητικής τομογραφίας. Radiother Oncol 2009;93:347-51.
[12] Hellebust T, Tanderup K, Bergstrand E, Knutsen B, Røislien J, Olsen D. Reconstruction of a ring applicator using CT imaging: impact of the reconstruction method and applicator orientation. Phys Med Biol 2007;52:4893-904.
[12] Hellebust T, Tanderup K, Bergstrand E, Knutsen B, Røislien J, Olsen D. Ανακατασκευή ενός δακτυλιοειδούς εφαρμοστή με χρήση αξονικής τομογραφίας: επίδραση της μεθόδου ανακατασκευής και του προσανατολισμού του εφαρμοστή. Phys Med Biol 2007;52:4893-904.
[13] 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.
[13] Petric P, Dimopoulos J, Kirisits C, Berger D, Hudej R, Pötter R. Δια- και ενδο-παρατηρητική διακύμανση στη διαμόρφωση του περιγράμματος HR-CTV: σύγκριση του εγκάρσιου και του παράπλευρου προσανατολισμού της εικόνας στην 3D-MRI υποβοηθούμενη βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2008;89:164-71.
[14] Dimopoulos J, De Vos V, Berger D, et al. Inter-observer comparison of target delineation for MRI-assisted cervical cancer brachytherapy: application of the GYN GEC-ESTRO recommendations. Radiother Oncol 2009;91:166-72.
[15] Saarnak A, Boersma M, van Bunningen B, Wolterink R, Steggerda M. Interobserver variation in delineation of bladder and rectum contours for brachytherapy of cervical cancer. Radiother Oncol 2000;56:37-42.
[15] Saarnak A, Boersma M, van Bunningen B, Wolterink R, Steggerda M. Διαπαρατηρητική διακύμανση 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.
[16] Georg P, Pötter R, Georg D, et al. Dose effect relationship for late site effects of the rectum and urinary bladder in magnetic resonance image-guided adaptive cervix cancer brachytherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2012;82: 653-7.
[17] Georg P, Lang S, Dimopoulos J, et al. Dose-volume histogram parameters and late side effects in magnetic resonance image-guided adaptive cervical cancer brachytherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2011;79:356-62.
[18] Georg P, Kirisits C, Goldner G, et al. Correlation of dose-volume parameters, endoscopic and clinical rectal side effects in cervix cancer patients treated
[18] Georg P, Kirisits C, Goldner G, et al. Συσχέτιση των παραμέτρων δόσης-όγκου, ενδοσκοπικών και κλινικών παρενεργειών του ορθού σε ασθενείς με καρκίνο του τραχήλου της μήτρας που υποβλήθηκαν σε θεραπεία με
with definitive radiotherapy including MRI-based brachytherapy. Radiother Oncol 2009;91:173-80.
με οριστική ακτινοθεραπεία, συμπεριλαμβανομένης της βραχυθεραπείας με μαγνητική τομογραφία. Radiother Oncol 2009;91:173-80.
[19] Hellebust T, Dale E, Skjønsberg A, Olsen D. 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.
[20] Jones N, Rankin J, Gaffney D. Is simulation necessary for each high-dose-rate tandem and ovoid insertion in carcinoma of the cervix? Brachytherapy 2004;3:120-4.
[20] Jones N, Rankin J, Gaffney D. Είναι απαραίτητη η προσομοίωση για κάθε τοποθέτηση υψηλής δόσης σε ταντέμ και ωοειδή τοποθέτηση σε καρκίνωμα του τραχήλου της μήτρας; Brachytherapy 2004;3:120-4.
[21] Kirisits C, Lang S, Dimopoulos J, Oechs K, Georg D, Pötter R. Uncertainties when using only one MRI-based treatment plan for subsequent high-dose-rate tandem and ring applications in brachytherapy of cervix cancer. Radiother Oncol 2006;81:269-75.
[21] Kirisits C, Lang S, Dimopoulos J, Oechs K, Georg D, Pötter R. Αβεβαιότητες κατά τη χρήση ενός μόνο σχεδίου θεραπείας βασισμένου στη μαγνητική τομογραφία για επακόλουθες εφαρμογές υψηλής δόσης-ταξιδίου και δακτυλίου στη βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2006;81:269-75.
[22] Lang S, Georg P, Kirisits C, et al. Uncertainty analysis for 3D imaged based cervix cancer brachytherapy by repeated MRI examinations: DVH-variations between two HDR fractions within one applicator insertion. Radiother Oncol 2006;81:S79.
[22] Lang S, Georg P, Kirisits C, et al. Ανάλυση αβεβαιότητας για τρισδιάστατη απεικονιστική βραχυθεραπεία καρκίνου του τραχήλου της μήτρας με επαναλαμβανόμενες εξετάσεις μαγνητικής τομογραφίας: DVH-μεταβολές μεταξύ δύο κλασμάτων HDR εντός μιας τοποθέτησης εφαρμοστή. Radiother Oncol 2006;81:S79.