This is a bilingual snapshot page saved by the user at 2025-5-6 15:33 for https://app.immersivetranslate.com/pdf-pro/d892f09d-2566-4667-91bd-0f8b4a7890c3/, provided with bilingual support by Immersive Translate. Learn how to save?

Adaptive image guided brachytherapy for cervical cancer: A combined MRI-/CT-planning technique with MRI only at first fraction
Προσαρμοστική καθοδηγούμενη από την εικόνα βραχυθεραπεία για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας: με μαγνητική τομογραφία μόνο στο πρώτο κλάσμα

ARTICLE in RADIOTHERAPY AND ONCOLOGY • OCTOBER 2012
ΑΡΘΡΟ στο RADIOTHERAPY AND ONCOLOGY - ΟΚΤΩΒΡΙΟΣ 2012Impact Factor: 4.36 • DOI: 10.1016/j.radonc.2012.09.005 • Source: PubMed
Συντελεστής απήχησης: Radonc.2012.09.005 - Πηγή: 4.36 - DOI: 10.1016/j.radonc.2012.09.005: PubMed

CITATIONS  ΑΝΑΦΟΡΕΣ
25
6 AUTHORS, INCLUDING:  6 ΣΥΓΓΡΑΦΕΊΣ, ΜΕΤΑΞΎ ΤΩΝ ΟΠΟΊΩΝ:

Nicole NesvacilMedical University of Vienna
Ιατρικό Πανεπιστήμιο της Βιέννης74 PUBLICATIONS 661 CITATIONS
74 ΔΗΜΟΣΙΕΎΣΕΙΣ 661 ΑΝΑΦΟΡΈΣ

SEE PROFILE  ΔΕΙΤΕ ΠΡΟΦΙΛ

Alina SturdzaMedical University of Vienna
Ιατρικό Πανεπιστήμιο της Βιέννης46 PUBLICATIONS 475 CITATIONS
46 ΔΗΜΟΣΙΕΎΣΕΙΣ 475 ΑΝΑΦΟΡΈΣ

SEE PROFILE  ΔΕΙΤΕ ΠΡΟΦΙΛ
READS
34
Richard Pötter
Medical University of Vienna
Ιατρικό Πανεπιστήμιο της Βιέννης
627 PUBLICATIONS 11,258 CITATIONS
627 ΔΗΜΟΣΙΕΎΣΕΙΣ 11.258 ΑΝΑΦΟΡΈΣ
SEE PROFILE  ΔΕΙΤΕ ΠΡΟΦΙΛ
Christian Kirisits
Medical University of Vienna
Ιατρικό Πανεπιστήμιο της Βιέννης
225 PUBLICATIONS 4,496 CITATIONS
225 ΔΗΜΟΣΙΕΎΣΕΙΣ 4.496 ΑΝΑΦΟΡΈΣ
SEE PROFILE  ΔΕΙΤΕ ΠΡΟΦΙΛ
Image guided brachytherapy
Βραχυθεραπεία καθοδηγούμενη από εικόνα

Adaptive image guided brachytherapy for cervical cancer: A combined MRI-/CT-planning technique with MRI only at first fraction
Προσαρμοστική καθοδηγούμενη από την εικόνα βραχυθεραπεία για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας: με μαγνητική τομογραφία μόνο στο πρώτο κλάσμα

Nicole Nesvacil a,* a,*  ^("a,* "){ }^{\text {a,* }}, Richard Pötter b b  ^("b "){ }^{\text {b }}, Alina Sturdza a a  ^("a "){ }^{\text {a }}, Neamat Hegazy a a  ^("a "){ }^{\text {a }}, Mario Federico a a  ^("a "){ }^{\text {a }}, Christian Kirisits b b  ^("b "){ }^{\text {b }} a a  ^("a "){ }^{\text {a }} Department of Radiotherapy, Comprehensive Cancer Center, Medical University of Vienna; b b ^(b){ }^{\mathrm{b}} Department of Radiotherapy, Comprehensive Cancer Center E E E\mathcal{E} Christian Doppler Laboratory for Medical Radiation Research for Radiation Oncology, Medical University of Vienna
a a  ^("a "){ }^{\text {a }} Τμήμα Ακτινοθεραπείας, Ολοκληρωμένο Κέντρο Καρκίνου, Ιατρικό Πανεπιστήμιο της Βιέννης- b b ^(b){ }^{\mathrm{b}} Τμήμα Ακτινοθεραπείας, Ολοκληρωμένο Κέντρο Καρκίνου E E E\mathcal{E} Εργαστήριο Christian Doppler για την Ιατρική Ακτινολογική Έρευνα για την Ακτινοθεραπευτική Ογκολογία, Ιατρικό Πανεπιστήμιο της Βιέννης

A R T I CLE I N F O
Α Ρ Τ Ι Κ Ή Ε Π Ι Χ Ε Ί Ρ Η Σ Η

Article history:  Ιστορικό του άρθρου:

Received 21 December 2011
Ελήφθη στις 21 Δεκεμβρίου 2011
Received in revised form 31 August 2012
Παραλήφθηκε σε αναθεωρημένη μορφή 31 Αυγούστου 2012
Accepted 7 September 2012
Αποδεκτή 7 Σεπτεμβρίου 2012
Available online 12 October 2012
Διαθέσιμο στο διαδίκτυο 12 October 2012

Keywords:  Λέξεις-κλειδιά:

Cervical cancer  Καρκίνος του τραχήλου της μήτρας
Image guided adaptive brachytherapy
Προσαρμοστική βραχυθεραπεία με καθοδήγηση εικόνας
MRI-based brachytherapy  Βραχυθεραπεία με μαγνητική τομογραφία

Abstract  Περίληψη

Purpose: To investigate and test the feasibility of adaptive 3D image based BT planning for cervix cancer patients in settings with limited access to MRI, using a combination of MRI for the first BT fraction and planning of subsequent fractions on CT. Material and methods: For 20 patients treated with EBRT and HDR BT with tandem/ring applicators two sets of treatment plans were compared. Scenario one is based on the “gold standard” with individual MRI-based treatment plans (applicator reconstruction, target contouring and dose optimization) for two BT applications with two fractions each. Scenario two is based on one initial MRI acquisition with an applicator in place for the planning of the two fractions of the first BT application and reuse of the target contour delineated on MRI for subsequent planning of the second application on CT. Transfer of the target from MRI of the first application to the CT of the second one was accomplished by use of an automatic applicator-based image registration procedure. Individual dose optimization of the second BT application was based on the transferred MRI target volume and OAR structures delineated on CT.
Σκοπός: Να διερευνηθεί και να δοκιμαστεί η σκοπιμότητα του προσαρμοστικού τρισδιάστατου σχεδιασμού ΒΤ με βάση την εικόνα για ασθενείς με καρκίνο του τραχήλου της μήτρας σε περιβάλλοντα με περιορισμένη πρόσβαση σε μαγνητική τομογραφία, χρησιμοποιώντας συνδυασμό μαγνητικής τομογραφίας για το πρώτο κλάσμα ΒΤ και σχεδιασμό των επόμενων κλασμάτων με αξονική τομογραφία. Υλικό και μέθοδοι: Για 20 ασθενείς που υποβλήθηκαν σε θεραπεία με EBRT και HDR BT με εφαρμογείς tandem/ring συγκρίθηκαν δύο σειρές σχεδίων θεραπείας. Το πρώτο σενάριο βασίζεται στο "χρυσό πρότυπο" με ατομικά σχέδια θεραπείας με βάση τη μαγνητική τομογραφία (ανακατασκευή εφαρμοστή, διαμόρφωση περιγράμματος στόχου και βελτιστοποίηση δόσης) για δύο εφαρμογές BT με δύο κλάσματα η καθεμία. Το σενάριο δύο βασίζεται σε μία αρχική λήψη μαγνητικής τομογραφίας με έναν εφαρμοστή στη θέση του για τον σχεδιασμό των δύο κλασμάτων της πρώτης εφαρμογής ΒΤ και την επαναχρησιμοποίηση του περιγράμματος του στόχου που περιγράφεται στη μαγνητική τομογραφία για τον επακόλουθο σχεδιασμό της δεύτερης εφαρμογής στην αξονική τομογραφία. Η μεταφορά του στόχου από τη μαγνητική τομογραφία της πρώτης εφαρμογής στην αξονική τομογραφία της δεύτερης πραγματοποιήθηκε με τη χρήση μιας αυτόματης διαδικασίας καταγραφής εικόνας με βάση τον εφαρμοστή. Η βελτιστοποίηση της ατομικής δόσης της δεύτερης εφαρμογής ΒΤ βασίστηκε στον μεταφερόμενο όγκο του στόχου της μαγνητικής τομογραφίας και στις δομές OAR που περιγράφηκαν στην αξονική τομογραφία.

Material and methods: DVH parameters were calculated for transferred target structures (virtual dose from MRI/CT plan) and CT-based OAR.
Υλικό και μέθοδοι: Υπολογίστηκαν παράμετροι DVH για μεταφερόμενες δομές-στόχους (εικονική δόση από το σχέδιο MRI/CT) και OAR με βάση την αξονική τομογραφία.

Material and methods: The quality of the MRI/CT combination method was investigated by evaluating the CT-based dose distributions on MRI-based target and OAR contours of the same application (real dose from MRI/CT plan). Results: The mean difference between the MRI based target volumes (HR CTV MRI MRI _(MRI){ }_{\mathrm{MRI}} ) and the structures transferred from MRI to CT (HR CTV CT ) was − 1.7 ± 6.6 cm 3 ( − 2.9 ± 20.4 % ) − 1.7 ± 6.6 cm 3 ( − 2.9 ± 20.4 % ) -1.7+-6.6cm^(3)(-2.9+-20.4%)-1.7 \pm 6.6 \mathrm{~cm}^{3}(-2.9 \pm 20.4 \%) with a median of − 0.7 cm 3 − 0.7 cm 3 -0.7cm^(3)-0.7 \mathrm{~cm}^{3}.
Υλικό και μέθοδοι: Η ποιότητα της μεθόδου συνδυασμού MRI/CT διερευνήθηκε με την αξιολόγηση των κατανομών της δόσης με βάση την αξονική τομογραφία σε περιγράμματα στόχου και OAR με βάση την MRI της ίδιας εφαρμογής (πραγματική δόση από το σχέδιο MRI/CT). Αποτελέσματα: Η μέση διαφορά μεταξύ των όγκων στόχου με βάση τη μαγνητική τομογραφία (HR CTV MRI MRI _(MRI){ }_{\mathrm{MRI}} ) και των δομών που μεταφέρθηκαν από τη μαγνητική τομογραφία στην αξονική τομογραφία (HR CTV CT ) ήταν − 1.7 ± 6.6 cm 3 ( − 2.9 ± 20.4 % ) − 1.7 ± 6.6 cm 3 ( − 2.9 ± 20.4 % ) -1.7+-6.6cm^(3)(-2.9+-20.4%)-1.7 \pm 6.6 \mathrm{~cm}^{3}(-2.9 \pm 20.4 \%) με διάμεσο − 0.7 cm 3 − 0.7 cm 3 -0.7cm^(3)-0.7 \mathrm{~cm}^{3} .

Results: The mean difference between the virtual and the real total D90, based on the MRI/CT combination technique was − 1.5 ± 4.3 − 1.5 ± 4.3 -1.5+-4.3-1.5 \pm 4.3 Gy EQD2. This indicates a small systematic underestimation of the real D90. Conclusions: A combination of MRI for first fraction and subsequent CT based planning is feasible and easy when automatic applicator-based image registration and target transfer are technically available. The results show striking similarity to fully MRI-based planning in cases of small tumours and intracavitary applications, both in terms of HR CTV coverage and respecting of OAR dose limits. For larger tumours and complex applications, as well as situations with unfavourable OAR topography, especially for the sigmoid, MRI based adaptive BT planning remains the superior method.
Αποτελέσματα: Η μέση διαφορά μεταξύ της εικονικής και της πραγματικής συνολικής D90, με βάση την τεχνική συνδυασμού MRI/CT, ήταν − 1.5 ± 4.3 − 1.5 ± 4.3 -1.5+-4.3-1.5 \pm 4.3 Gy EQD2. Αυτό υποδηλώνει μια μικρή συστηματική υποεκτίμηση της πραγματικής D90. Συμπεράσματα: Ο συνδυασμός της μαγνητικής τομογραφίας για το πρώτο κλάσμα και ο μετέπειτα σχεδιασμός με βάση την αξονική τομογραφία είναι εφικτός και εύκολος, όταν είναι τεχνικά διαθέσιμες η αυτόματη καταγραφή εικόνας με βάση τον εφαρμοστή και η μεταφορά στόχου. Τα αποτελέσματα δείχνουν εντυπωσιακή ομοιότητα με τον σχεδιασμό που βασίζεται πλήρως στη μαγνητική τομογραφία σε περιπτώσεις μικρών όγκων και ενδοκοιλιακών εφαρμογών, τόσο όσον αφορά την κάλυψη του HR CTV όσο και την τήρηση των ορίων δόσης OAR. Για μεγαλύτερους όγκους και πολύπλοκες εφαρμογές, καθώς και για καταστάσεις με δυσμενή τοπογραφία OAR, ιδίως για το σιγμοειδές, ο προσαρμοστικός σχεδιασμός ΒΤ με βάση τη μαγνητική τομογραφία παραμένει η ανώτερη μέθοδος.

© 2012 Elsevier Ireland Ltd. All rights reserved. Radiotherapy and Oncology 107 (2013) 75-81
© 2012 Elsevier Ireland Ltd. Όλα τα δικαιώματα διατηρούνται. Ακτινοθεραπεία και Ογκολογία 107 (2013) 75-81
Magnetic resonance imaging (MRI) based brachytherapy (BT) allows appropriate delineation of target volumes for brachytherapy treatment planning [1,2]. Several studies could provide detailed dosimetric data for target and organs at risk (OAR) [3-9]. The definition of the High Risk Clinical Target Volume (HR CTV) is often used as the major basis for treatment planning. Proper dose shaping, i.e., escalating the dose for MRI based target volumes while keeping it reasonably low for OAR, seems to be the major factor in successfully improving local control and minimizing late
Η απεικόνιση μαγνητικού συντονισμού (MRI) με βάση τη βραχυθεραπεία (BT) επιτρέπει την κατάλληλη οριοθέτηση των όγκων-στόχων για το σχεδιασμό της θεραπείας με βραχυθεραπεία [1,2]. Αρκετές μελέτες θα μπορούσαν να παρέχουν λεπτομερή δοσιμετρικά δεδομένα για τον στόχο και τα όργανα σε κίνδυνο (OAR) [3-9]. Ο ορισμός του κλινικού όγκου στόχου υψηλού κινδύνου (HR CTV) χρησιμοποιείται συχνά ως η κύρια βάση για τον σχεδιασμό της θεραπείας. Η κατάλληλη διαμόρφωση της δόσης, δηλαδή η κλιμάκωση της δόσης για τους όγκους-στόχους με βάση τη μαγνητική τομογραφία, ενώ η διατήρησή της σε λογικά χαμηλά επίπεδα για τα OAR, φαίνεται να είναι ο κύριος παράγοντας για την επιτυχή βελτίωση του τοπικού ελέγχου και την ελαχιστοποίηση των καθυστερημένων
side effects [9,10]. However, the use of an MRI for each individual brachytherapy fraction with the applicator in place is in many countries and centres difficult to organize and is expensive. There is evidence that the use of computed tomography (CT) only for brachytherapy target volume definition is inferior to MRI and introduces major uncertainties in dose assessment and therefore optimal dose planning [11]. The relevant question is, if there are methods, which achieve a good compromise between the full MRI approach with individual MRI for each fraction and the use of CT only. An achievable solution might be the use of at least one MRI for the first fraction and the use of CT for subsequent fractions or implantations, respectively. This paper applies a clinically feasible method to combine the MRI based target volume contour obtained for the first fraction with CT datasets of subsequent
παρενέργειες [9,10]. Ωστόσο, η χρήση μαγνητικής τομογραφίας για κάθε μεμονωμένο κλάσμα βραχυθεραπείας με τον εφαρμοστή στη θέση του είναι σε πολλές χώρες και κέντρα δύσκολο να οργανωθεί και είναι δαπανηρή. Υπάρχουν ενδείξεις ότι η χρήση υπολογιστικής τομογραφίας (CT) μόνο για τον καθορισμό του όγκου στόχου της βραχυθεραπείας είναι κατώτερη από τη μαγνητική τομογραφία και εισάγει μεγάλες αβεβαιότητες στην εκτίμηση της δόσης και, επομένως, στον βέλτιστο σχεδιασμό της δόσης [11]. Το σχετικό ερώτημα είναι, εάν υπάρχουν μέθοδοι, οι οποίες επιτυγχάνουν έναν καλό συμβιβασμό μεταξύ της πλήρους προσέγγισης της μαγνητικής τομογραφίας με μεμονωμένη μαγνητική τομογραφία για κάθε κλάσμα και της χρήσης μόνο αξονικής τομογραφίας. Μια εφικτή λύση θα μπορούσε να είναι η χρήση τουλάχιστον μιας μαγνητικής τομογραφίας για το πρώτο κλάσμα και η χρήση αξονικής τομογραφίας για τα επόμενα κλάσματα ή τις εμφυτεύσεις, αντίστοιχα. Η παρούσα εργασία εφαρμόζει μια κλινικά εφικτή μέθοδο για τον συνδυασμό του περιγράμματος όγκου στόχου με βάση τη μαγνητική τομογραφία που λαμβάνεται για το πρώτο κλάσμα με σύνολα δεδομένων CT των επόμενων
fractions, using an automatic, applicator-based co-registration technique. The method is based on the following hypotheses, which are tested within a retrospective treatment planning study.
κλάσματα, χρησιμοποιώντας μια αυτόματη, βασισμένη στον εφαρμοστή τεχνική συν-εγγραφής. Η μέθοδος βασίζεται στις ακόλουθες υποθέσεις, οι οποίες ελέγχονται στο πλαίσιο μιας αναδρομικής μελέτης σχεδιασμού θεραπείας.
The MRI based HR CTV contour for the first fraction can be used as an appropriate surrogate for the HR CTV to be used when subsequent fractions are scanned with CT for treatment planning.
Το περίγραμμα του HR CTV με βάση τη μαγνητική τομογραφία για το πρώτο κλάσμα μπορεί να χρησιμοποιηθεί ως κατάλληλο υποκατάστατο για το HR CTV που θα χρησιμοποιηθεί όταν τα επόμενα κλάσματα σαρώνονται με αξονική τομογραφία για το σχεδιασμό της θεραπείας.
The applicator and the HR CTV are linked together in a reproducible way. This implies that after re-insertion of an identical tandem/ring applicator the geometrical relation between HR CTV and applicator will be the same.
Η συσκευή εφαρμογής και το ΔΕΤ HR συνδέονται μεταξύ τους με αναπαραγώγιμο τρόπο. Αυτό σημαίνει ότι μετά την επανατοποθέτηση ενός πανομοιότυπου εφαρμοστή tandem/δακτυλίου, η γεωμετρική σχέση μεταξύ του ΔΕΤΥ ΑΡ και του εφαρμοστή θα είναι η ίδια.
The basis for the method introduced here is the use of an appli-cator-based automatic registration between MRI and CT datasets with a tandem/ring applicator in place. By now most planning systems can only perform applicator based fusion by manual placement of landmarks on the applicator. An automatic procedure, based on the known outer surface of the applicator seems to be clinically feasible and practical. Followed by transfer of the MRIbased contour to the CT dataset and OAR contouring directly on CT, a fully contoured 3D dataset for further adaptive treatment planning is achieved.
Η βάση για τη μέθοδο που παρουσιάζεται εδώ είναι η χρήση μιας αυτόματης καταγραφής με βάση την εφαρμογή μεταξύ των συνόλων δεδομένων MRI και CT με έναν εφαρμοστή tandem/ring στη θέση του. Μέχρι τώρα τα περισσότερα συστήματα σχεδιασμού μπορούν να εκτελέσουν συγχώνευση με βάση τον εφαρμοστή μόνο με χειροκίνητη τοποθέτηση σημείων αναφοράς στον εφαρμοστή. Μια αυτόματη διαδικασία με βάση τη γνωστή εξωτερική επιφάνεια του εφαρμοστή φαίνεται να είναι κλινικά εφικτή και πρακτική. Ακολουθούμενη από τη μεταφορά του περιγράμματος με βάση τη μαγνητική τομογραφία στο σύνολο δεδομένων της αξονικής τομογραφίας και τη διαμόρφωση του περιγράμματος OAR απευθείας στην αξονική τομογραφία, επιτυγχάνεται ένα πλήρως διαμορφωμένο τρισδιάστατο σύνολο δεδομένων για περαιτέρω προσαρμοστικό σχεδιασμό της θεραπείας.
This hypothesis is tested by simulating its use and comparing the dosimetric results against the gold standard, which is defined as an individual MRI for each single implantation/fraction.
Η υπόθεση αυτή ελέγχεται με την προσομοίωση της χρήσης του και τη σύγκριση των δοσιμετρικών αποτελεσμάτων με το χρυσό πρότυπο, το οποίο ορίζεται ως μεμονωμένη μαγνητική τομογραφία για κάθε εμφύτευση/ κλάσμα.

Material and methods  Υλικό και μέθοδοι

Patients and application
Ασθενείς και εφαρμογή

Our standard treatment schedule consists of four high dose rate (HDR) BT fractions which are given in two applications in consecutive weeks [ 9 , 12 ] [ 9 , 12 ] [9,12][9,12]. For each fraction a D 90 ⩾ 7 Gy D 90 ⩾ 7 Gy D90 >= 7Gy\mathrm{D} 90 \geqslant 7 \mathrm{~Gy} is prescribed to the HR CTV, which corresponds to a total treatment D90 ⩾ 85 Gy ⩾ 85 Gy >= 85Gy\geqslant 85 \mathrm{~Gy} in EQD2 ( α / β = 10 Gy ) ( α / β = 10 Gy ) (alpha//beta=10Gy)(\alpha / \beta=10 \mathrm{~Gy}), including EBRT. The first 20 patients meeting the following inclusion criteria were selected for this study: (i) use of the same applicator dimensions for both applications and (ii) two MRI and one CT available for each application. The distribution of FIGO stage classification for local tumour stage was IB 1 = 1 IB 1 = 1 IB1=1\mathrm{IB} 1=1, IB 2 = 1 IB 2 = 1 IB2=1\mathrm{IB} 2=1, IIB = 15 IIB = 15 IIB=15\mathrm{IIB}=15, and IIIB = 3 = 3 =3=3. The distribution of MRI-based HR CTV volumes at the time of the first BT treatment was 10 − 20 cm 3 10 − 20 cm 3 10-20cm^(3)10-20 \mathrm{~cm}^{3} (3), 20-40 cm 3 cm 3 cm^(3)\mathrm{cm}^{3} (12), 40 − 60 cm 3 40 − 60 cm 3 40-60cm^(3)40-60 \mathrm{~cm}^{3} (2), and 60 − 90 cm 3 60 − 90 cm 3 60-90cm^(3)60-90 \mathrm{~cm}^{3} (3). All patients received 35-45 Gy external beam radiotherapy (EBRT) to the whole pelvis, prior to the first BT fraction. Except for one patient who received 6 HDR BT fractions with a D 90 ⩾ 5 Gy D 90 ⩾ 5 Gy D90 >= 5Gy\mathrm{D} 90 \geqslant 5 \mathrm{~Gy} prescribed to the HR CTV, all patients were treated to our clinical standard. For the first fraction of each application an MRI-based treatment plan was generated. On the second day of each application another MRI series was acquired to verify positions of applicator and organs at risk. If the organ motion between first and second fractions were not expected to lead to a substantial difference to the planning aims for dose parameters, the plan from the first fraction was reused for treatment of the second fraction without any further optimization.
Το καθιερωμένο πρόγραμμα θεραπείας μας αποτελείται από τέσσερα κλάσματα ΒΤ υψηλού ρυθμού δόσης (HDR), τα οποία χορηγούνται σε δύο εφαρμογές σε διαδοχικές εβδομάδες [ 9 , 12 ] [ 9 , 12 ] [9,12][9,12] . Για κάθε κλάσμα συνταγογραφείται D 90 ⩾ 7 Gy D 90 ⩾ 7 Gy D90 >= 7Gy\mathrm{D} 90 \geqslant 7 \mathrm{~Gy} στο HR CTV, το οποίο αντιστοιχεί σε συνολική θεραπεία D90 ⩾ 85 Gy ⩾ 85 Gy >= 85Gy\geqslant 85 \mathrm{~Gy} σε EQD2 ( α / β = 10 Gy ) ( α / β = 10 Gy ) (alpha//beta=10Gy)(\alpha / \beta=10 \mathrm{~Gy}) , συμπεριλαμβανομένης της EBRT. Για την παρούσα μελέτη επιλέχθηκαν οι πρώτοι 20 ασθενείς που πληρούσαν τα ακόλουθα κριτήρια ένταξης: (i) χρήση των ίδιων διαστάσεων εφαρμογέα και για τις δύο εφαρμογές και (ii) δύο μαγνητικές τομογραφίες και μία αξονική τομογραφία διαθέσιμες για κάθε εφαρμογή. Η κατανομή της ταξινόμησης του σταδίου FIGO για το τοπικό στάδιο του όγκου ήταν IB 1 = 1 IB 1 = 1 IB1=1\mathrm{IB} 1=1 , IB 2 = 1 IB 2 = 1 IB2=1\mathrm{IB} 2=1 , IIB = 15 IIB = 15 IIB=15\mathrm{IIB}=15 και IIIB = 3 = 3 =3=3 . Η κατανομή των όγκων HR CTV βάσει MRI κατά τη στιγμή της πρώτης θεραπείας BT ήταν 10 − 20 cm 3 10 − 20 cm 3 10-20cm^(3)10-20 \mathrm{~cm}^{3} (3), 20-40 cm 3 cm 3 cm^(3)\mathrm{cm}^{3} (12), 40 − 60 cm 3 40 − 60 cm 3 40-60cm^(3)40-60 \mathrm{~cm}^{3} (2) και 60 − 90 cm 3 60 − 90 cm 3 60-90cm^(3)60-90 \mathrm{~cm}^{3} (3). Όλοι οι ασθενείς έλαβαν εξωτερική ακτινοθεραπεία 35-45 Gy σε ολόκληρη την πύελο, πριν από το πρώτο κλάσμα ΒΤ. Εκτός από έναν ασθενή που έλαβε 6 κλάσματα HDR BT με D 90 ⩾ 5 Gy D 90 ⩾ 5 Gy D90 >= 5Gy\mathrm{D} 90 \geqslant 5 \mathrm{~Gy} που συνταγογραφήθηκε στο HR CTV, όλοι οι ασθενείς υποβλήθηκαν σε θεραπεία σύμφωνα με το κλινικό μας πρότυπο. Για το πρώτο κλάσμα κάθε εφαρμογής δημιουργήθηκε σχέδιο θεραπείας με βάση τη μαγνητική τομογραφία. Τη δεύτερη ημέρα κάθε εφαρμογής αποκτήθηκε μια άλλη σειρά μαγνητικής τομογραφίας για την επαλήθευση των θέσεων του εφαρμοστή και των οργάνων που διατρέχουν κίνδυνο. Εάν η κίνηση των οργάνων μεταξύ του πρώτου και του δεύτερου κλάσματος δεν αναμενόταν να οδηγήσει σε ουσιαστική διαφορά από τους στόχους σχεδιασμού για τις παραμέτρους δόσης, το σχέδιο από το πρώτο κλάσμα επαναχρησιμοποιήθηκε για τη θεραπεία του δεύτερου κλάσματος χωρίς περαιτέρω βελτιστοποίηση.
For small tumours the MRI/CT compatible Vienna intracavitary tandem/ring applicators (Nucletron, Veenendaal, The Netherlands) with intrauterine length of 40 or 60 mm and diameters of 26,30 and 34 mm were used. For larger tumours with parametrial extensions that could not be covered with the intracavitary applicators alone, or for situations with difficult OAR topography, additional interstitial needles, parallel to the tandem, were used in the ring [13,14]. For two cases with more locally advanced disease ( V H R V H R V_(HR)V_{H R} cTv > 60 cm 3 > 60 cm 3 > 60cm^(3)>60 \mathrm{~cm}^{3} ) a custom made applicator with additional interstitial needles deviating from the tandem axis was used (ViennaII) [15].
Για τους μικρούς όγκους χρησιμοποιήθηκαν οι συμβατοί με MRI/CT ενδοκοιλιακές συσκευές tandem/ring της Βιέννης (Nucletron, Veenendaal, Κάτω Χώρες) με ενδομήτριο μήκος 40 ή 60 mm και διαμέτρους 26,30 και 34 mm. Για μεγαλύτερους όγκους με παραμετρικές προεκτάσεις που δεν μπορούσαν να καλυφθούν μόνο με τους ενδοκοιλιακούς εφαρμογείς ή για καταστάσεις με δύσκολη τοπογραφία OAR, χρησιμοποιήθηκαν πρόσθετες διατοιχωματικές βελόνες, παράλληλες με το tandem, στον δακτύλιο [13,14]. Σε δύο περιπτώσεις με πιο τοπικά προχωρημένη νόσο ( V H R V H R V_(HR)V_{H R} cTv > 60 cm 3 > 60 cm 3 > 60cm^(3)>60 \mathrm{~cm}^{3} ) χρησιμοποιήθηκε ένας ειδικά κατασκευασμένος εφαρμογέας με πρόσθετες διατοιχωματικές βελόνες αποκλίνουσες από τον άξονα tandem (ViennaII) [15].

Imaging and contouring  Απεικόνιση και διαμόρφωση περιγράμματος

All patients underwent MR imaging with a 0.2 Tesla low-field system (Siemens Magnetom Open-Viva; Siemens AG, Erlangen,
Όλοι οι ασθενείς υποβλήθηκαν σε μαγνητική τομογραφία με σύστημα χαμηλού πεδίου 0,2 Tesla (Siemens Magnetom Open-Viva; Siemens AG, Erlangen,
Germany) at the time of BT, with applicators in place. The details about the sequences used are given in Dimopoulos et al. [16]. In addition to the MRI all patients underwent CT imaging (Siemens Somatom Plus 4 Volume Zoom, Erlangen, Germany). The average time between the start of MRI and CT acquisition was 54 min .
Γερμανία) κατά τη στιγμή της ΒΤ, με τους εφαρμογείς στη θέση τους. Οι λεπτομέρειες σχετικά με τις ακολουθίες που χρησιμοποιήθηκαν παρατίθενται στους Dimopoulos et al. [16]. Εκτός από τη μαγνητική τομογραφία, όλοι οι ασθενείς υποβλήθηκαν σε αξονική τομογραφία (Siemens Somatom Plus 4 Volume Zoom, Erlangen, Γερμανία). Ο μέσος χρόνος μεταξύ της έναρξης της μαγνητικής τομογραφίας και της λήψης αξονικής τομογραφίας ήταν 54 λεπτά .
While for all MR images the slice thickness was 5 mm , CT scans were taken with 4 mm slice thickness for 11 patients and 2 mm for 9 patients. The use of intravenous contrast was not performed systematically in this cohort of patients. OAR was contoured on the CT images by physicians without knowledge of the corresponding MRI or with at least one month time difference after they contoured on MRI.
Ενώ για όλες τις εικόνες μαγνητικής το πάχος φέτας ήταν 5 mm, οι αξονικές τομογραφίες λήφθηκαν με πάχος φέτας 4 mm για 11 ασθενείς και 2 mm για 9 ασθενείς. Η χρήση ενδοφλέβιας σκιαγραφικής ουσίας δεν έγινε συστηματικά σε αυτή την ομάδα ασθενών. Η OAR σκιαγραφήθηκε στις εικόνες αξονικής τομογραφίας από γιατρούς που δεν γνώριζαν την αντίστοιχη μαγνητική τομογραφία ή με διαφορά χρόνου τουλάχιστον ενός μηνός μετά τη σκιαγράφηση στη μαγνητική τομογραφία.

Applicator reconstruction
Ανακατασκευή εφαρμοστή

Applicator surface reconstruction on MR and CT images was performed using the 3D applicator library implemented in the treatment planning system (TPS) Oncentra GYN (Nucletron, Veenendaal, v. 1.2.1.-1.2.3). By defining the tip of the tandem and the centre of the ring, the model was placed on the 3D MRI dataset. Fine tuning was done manually by shifting and rotating the whole applicator. In the ring part of the applicator holes for the interstitial needles could be used as additional markers to define the correct applicator rotation on MRI, as they produce high intensity signals on the MRI due to their filling with blood or other fluids. For accurate representation of the actual source path in the ring, we implemented a modified circular source path in the treatment planning software, which fits best for the dwell positions which are most relevant for our clinical standard loading pattern [17]. Verification of this source path with autoradiographs is included in our clinical applicator and TPS commissioning procedures.
Η ανακατασκευή της επιφάνειας του εφαρμογέα σε εικόνες MR και CT πραγματοποιήθηκε με τη χρήση της βιβλιοθήκης τρισδιάστατων εφαρμογέων που υλοποιήθηκε στο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας (TPS) Oncentra GYN (Nucletron, Veenendaal, v. 1.2.1.-1.2.3). Καθορίζοντας το άκρο του τανυστή και το κέντρο του δακτυλίου, το μοντέλο τοποθετήθηκε στο σύνολο δεδομένων της τρισδιάστατης μαγνητικής τομογραφίας. Η λεπτή ρύθμιση έγινε χειροκίνητα με μετατόπιση και περιστροφή ολόκληρου του εφαρμοστή. Στο τμήμα του δακτυλίου του εφαρμοστή οι οπές για τις διαχωριστικές βελόνες θα μπορούσαν να χρησιμοποιηθούν ως πρόσθετοι δείκτες για τον καθορισμό της σωστής περιστροφής του εφαρμοστή στη μαγνητική τομογραφία, καθώς παράγουν σήματα υψηλής έντασης στη μαγνητική τομογραφία λόγω της πλήρωσής τους με αίμα ή άλλα υγρά. Για την ακριβή αναπαράσταση της πραγματικής διαδρομής της πηγής στον δακτύλιο, εφαρμόσαμε μια τροποποιημένη κυκλική διαδρομή της πηγής στο λογισμικό σχεδιασμού της θεραπείας, η οποία ταιριάζει καλύτερα για τις θέσεις παραμονής που είναι πιο σχετικές με το κλινικό πρότυπο μοτίβο φόρτισης [17]. Η επαλήθευση αυτής της διαδρομής της πηγής με αυτοραδιογραφήματα περιλαμβάνεται στις διαδικασίες θέσης σε λειτουργία του κλινικού μας εφαρμοστή και του TPS.
For reconstruction based on CT images the visible source channel as well as the needle guiding holes could be matched with the contours of the library applicator. MRI- or CT-based reconstruction of the interstitial needles was done by selecting the position of the guiding hole built into the applicator model and marking the corresponding position of the needle tip on the image. Small manual adjustments had to be made in case a needle was bent, so its source path clearly deviated from a straight line.
Για την ανακατασκευή με βάση εικόνες αξονικής τομογραφίας, το ορατό κανάλι της πηγής καθώς και οι οπές οδήγησης της βελόνας μπορούν να αντιστοιχιστούν με το περίγραμμα του εφαρμοστή της βιβλιοθήκης. Η ανακατασκευή με βάση τη μαγνητική τομογραφία ή την αξονική τομογραφία των διαχωριστικών βελόνων γινόταν με την επιλογή της θέσης της οπής καθοδήγησης που ήταν ενσωματωμένη στο μοντέλο του εφαρμοστή και τη σήμανση της αντίστοιχης θέσης του άκρου της βελόνας στην εικόνα. Έπρεπε να γίνουν μικρές χειροκίνητες προσαρμογές σε περίπτωση που μια βελόνα ήταν λυγισμένη, ώστε η διαδρομή της πηγής της να αποκλίνει σαφώς από μια ευθεία γραμμή.

Target transfer between MRI and CT
Μεταφορά στόχου μεταξύ MRI και CT

For the fully MRI-based plans of the first and second BT application targets (HR CTV, GTV) and OAR (bladder, rectum, and sigmoid) contours delineated on MRI were used for dose planning according to our clinical protocol [ 9 , 12 , 18 , 19 ] [ 9 , 12 , 18 , 19 ] [9,12,18,19][9,12,18,19].
Για τα πλήρως βασισμένα στη μαγνητική τομογραφία σχέδια της πρώτης και της δεύτερης εφαρμογής ΒΤ χρησιμοποιήθηκαν οι στόχοι (HR CTV, GTV) και τα περιγράμματα OAR (ουροδόχος κύστη, ορθό και σιγμοειδές) που περιγράφονταν στη μαγνητική τομογραφία για το σχεδιασμό της δόσης σύμφωνα με το κλινικό μας πρωτόκολλο [ 9 , 12 , 18 , 19 ] [ 9 , 12 , 18 , 19 ] [9,12,18,19][9,12,18,19] .
For the CT-based plans of the second applications of each treatment series, organs at risk were delineated on the CT images. However the target contours were copied from the MRI of the first application (MRI1) to the corresponding CT of the second application (CT2). To copy the targets a rigid image fusion option in the TPS was used. As a first step, applicators were reconstructed on both the MRI and the CT. The internal applicator coordinate systems were then used as a reference for automatic rigid image registration between the MRI and CT series. After the registration, the target structures delineated on the MRI (HR CTV MRI1 MRI1  _("MRI1 "){ }_{\text {MRI1 }} ) were loaded and stored onto the CT dataset, keeping their position relative to the applicator fixed. In case of overlaps with OAR contours depicted on CT images the transferred target contours were adjusted. In the rest of this work, these transferred targets will be referred to as HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }}.
Για τα σχέδια με βάση την αξονική τομογραφία των δεύτερων εφαρμογών κάθε θεραπευτικής σειράς, τα όργανα κινδύνου οριοθετήθηκαν στις εικόνες αξονικής τομογραφίας. Ωστόσο, τα περιγράμματα των στόχων αντιγράφηκαν από τη μαγνητική τομογραφία της πρώτης εφαρμογής (MRI1) στην αντίστοιχη αξονική τομογραφία της δεύτερης εφαρμογής (CT2). Για την αντιγραφή των στόχων χρησιμοποιήθηκε μια επιλογή άκαμπτης σύντηξης εικόνων στο TPS. Ως πρώτο βήμα, οι εφαρμογείς ανακατασκευάστηκαν τόσο στη μαγνητική τομογραφία όσο και στην αξονική τομογραφία. Τα εσωτερικά συστήματα συντεταγμένων του εφαρμοστή χρησιμοποιήθηκαν στη συνέχεια ως αναφορά για την αυτόματη άκαμπτη εγγραφή εικόνας μεταξύ των σειρών MRI και CT. Μετά την καταχώριση, οι δομές-στόχοι που οριοθετήθηκαν στη μαγνητική τομογραφία (HR CTV MRI1 MRI1  _("MRI1 "){ }_{\text {MRI1 }} ) φορτώθηκαν και αποθηκεύτηκαν στη σειρά δεδομένων της αξονικής τομογραφίας, διατηρώντας σταθερή τη θέση τους σε σχέση με τον εφαρμοστή. Σε περίπτωση επικαλύψεων με τα περιγράμματα OAR που απεικονίζονται στις εικόνες CT, τα μεταφερόμενα περιγράμματα στόχου προσαρμόστηκαν. Στο υπόλοιπο της παρούσας εργασίας, αυτοί οι μεταφερόμενοι στόχοι θα αναφέρονται ως HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }} .
In order to estimate the influence of the image resolution on the quality of the target transfer procedure, two subgroups of images with CT slice thickness of 4 mm ( n = 11 ) 4 mm ( n = 11 ) 4mm(n=11)4 \mathrm{~mm}(n=11) and 2 mm ( n = 9 ) 2 mm ( n = 9 ) 2mm(n=9)2 \mathrm{~mm}(n=9) were evaluated separately.
Προκειμένου να εκτιμηθεί η επίδραση της ανάλυσης της εικόνας στην ποιότητα της διαδικασίας μεταφοράς του στόχου, αξιολογήθηκαν χωριστά δύο υποομάδες εικόνων με πάχος τομής CT 4 mm ( n = 11 ) 4 mm ( n = 11 ) 4mm(n=11)4 \mathrm{~mm}(n=11) και 2 mm ( n = 9 ) 2 mm ( n = 9 ) 2mm(n=9)2 \mathrm{~mm}(n=9) .
Table 1  Πίνακας 1
Schematic workflow of the MRI/CT combination method.
Σχηματική ροή εργασιών της μεθόδου συνδυασμού μαγνητικής τομογραφίας/ CT.
1st Application (MRI)  1η εφαρμογή (μαγνητική τομογραφία) 2nd Application (CT)  2η εφαρμογή (CT)
3D applicator reconstruction
Ανακατασκευή 3D εφαρμοστή		 3D applicator reconstruction
Ανακατασκευή 3D εφαρμοστή
Target delineation  Οριοθέτηση στόχου
Target transfer from 1st MRI via image fusion based on applicator
Μεταφορά στόχου από την 1η μαγνητική τομογραφία μέσω σύντηξης εικόνας με βάση τον εφαρμοστή
OAR delineation  Οριοθέτηση OAR OAR delineation  Οριοθέτηση OAR
Dose planning and optimization
Σχεδιασμός και βελτιστοποίηση δόσεων		 Dose planning and optimization
Σχεδιασμός και βελτιστοποίηση δόσεων
1st Application (MRI) 2nd Application (CT) 3D applicator reconstruction 3D applicator reconstruction Target delineation https://cdn.mathpix.com/cropped/2025_05_06_7e6459aa8c52b2939274g-4.jpg?height=51&width=199&top_left_y=384&top_left_x=770 Target transfer from 1st MRI via image fusion based on applicator OAR delineation OAR delineation Dose planning and optimization Dose planning and optimization| 1st Application (MRI) | | 2nd Application (CT) | | :--- | :--- | :--- | | 3D applicator reconstruction | | 3D applicator reconstruction | | Target delineation | ![](https://cdn.mathpix.com/cropped/2025_05_06_7e6459aa8c52b2939274g-4.jpg?height=51&width=199&top_left_y=384&top_left_x=770) | Target transfer from 1st MRI via image fusion based on applicator | | OAR delineation | | OAR delineation | | Dose planning and optimization | | Dose planning and optimization |

Plan optimization  Βελτιστοποίηση σχεδίου

For each patient, an MRI of the first and second applications (MRI1, MRI2) and a CT of the second application (CT2) were included in this study. All treatment plans were computed with the Oncentra GYN TPS. Manual dwell time optimization was performed, taking into account the protocol based dose constraints [9]. DVH parameters were reported for target structures (HR CTV) and OAR (bladder, rectum, sigmoid) [2].
Για κάθε ασθενή, μια μαγνητική τομογραφία της πρώτης και της δεύτερης εφαρμογής (MRI1, MRI2) και μια αξονική τομογραφία της δεύτερης εφαρμογής (CT2) συμπεριλήφθηκαν στην παρούσα μελέτη. Όλα τα σχέδια θεραπείας υπολογίστηκαν με το Oncentra GYN TPS. Πραγματοποιήθηκε χειροκίνητη βελτιστοποίηση του χρόνου παραμονής, λαμβάνοντας υπόψη τους περιορισμούς δόσης βάσει πρωτοκόλλου [9]. Οι παράμετροι DVH αναφέρθηκαν για τις δομές-στόχους (HR CTV) και OAR (ουροδόχος κύστη, ορθό, σιγμοειδές) [2].
CT-based dose optimization was performed by a physicist without knowledge of the images, target and organ contours, and dose distribution or DVH parameters of the MRI-based plan of the second application.
Η βελτιστοποίηση της δόσης με βάση την αξονική τομογραφία πραγματοποιήθηκε από έναν φυσικό χωρίς να γνωρίζει τις εικόνες, τα περιγράμματα του στόχου και των οργάνων και τις παραμέτρους κατανομής της δόσης ή DVH του σχεδίου της δεύτερης εφαρμογής με βάση τη μαγνητική τομογραφία.
An overview of the whole planning workflow used in this study is given in Table 1.
Μια επισκόπηση της συνολικής ροής εργασίας σχεδιασμού που χρησιμοποιήθηκε στην παρούσα μελέτη δίνεται στον πίνακα 1.

Dose summation and plan evaluation
Σύνοψη δόσεων και αξιολόγηση σχεδίου

In total 60 treatment plans for 20 patients were investigated. The volumes and D90 of the HR CTV as well as the D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} of organs at risk (bladder, rectum, sigmoid) were included in the detailed comparison of the MRI and MRI/CT techniques.
Συνολικά διερευνήθηκαν 60 σχέδια θεραπείας για 20 ασθενείς. Οι όγκοι και το D90 του HR CTV καθώς και τα D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} όργανα σε κίνδυνο (ουροδόχος κύστη, ορθό, σιγμοειδές) συμπεριλήφθηκαν στη λεπτομερή σύγκριση των τεχνικών MRI και MRI/CT.
For each patient two sets of BT plans were used to compute the normalized biological equivalent dose of the total treatment consisting of EBRT + four fractions of BT, i.e., (i) two fully MRI based plans and (ii) one MRI-based and one combined MRI/CT-based plan. For each BT application of two fractions, one optimized plan was computed for the first fraction. The same plans and dose values were used for the second fractions. The total treatment doses were calculated in EQD2 using α / β = 10 Gy α / β = 10 Gy alpha//beta=10Gy\alpha / \beta=10 \mathrm{~Gy} for target and α / α / alpha//\alpha / β = 3 Gy β = 3 Gy beta=3Gy\beta=3 \mathrm{~Gy} for OAR.
Για κάθε ασθενή χρησιμοποιήθηκαν δύο σύνολα σχεδίων ΒΤ για τον υπολογισμό της κανονικοποιημένης βιολογικής ισοδύναμης δόσης της συνολικής θεραπείας που αποτελείται από EBRT + τέσσερα κλάσματα ΒΤ, δηλαδή i) δύο σχέδια πλήρως βασισμένα στη μαγνητική τομογραφία και ii) ένα σχέδιο βασισμένο στη μαγνητική τομογραφία και ένα συνδυασμένο σχέδιο βασισμένο στη μαγνητική τομογραφία/αξονική τομογραφία. Για κάθε εφαρμογή ΒΤ δύο κλασμάτων, υπολογίστηκε ένα βελτιστοποιημένο σχέδιο για το πρώτο κλάσμα. Τα ίδια σχέδια και οι ίδιες τιμές δόσης χρησιμοποιήθηκαν για τα δεύτερα κλάσματα. Οι συνολικές δόσεις θεραπείας υπολογίστηκαν στο EQD2 χρησιμοποιώντας α / β = 10 Gy α / β = 10 Gy alpha//beta=10Gy\alpha / \beta=10 \mathrm{~Gy} για τον στόχο και α / α / alpha//\alpha / β = 3 Gy β = 3 Gy beta=3Gy\beta=3 \mathrm{~Gy} για το OAR.
For the fully MRI-based treatment scenario the dose of EBRT ( 45 − 50 Gy 45 − 50 Gy 45-50Gy45-50 \mathrm{~Gy} physical dose) was added to the doses from the set of two MRI-based treatment plans for the two BT applications. The result of this calculation will subsequently be referred to as “MRIplan dose”.
Για το σενάριο θεραπείας με πλήρη μαγνητική τομογραφία, η δόση της EBRT ( 45 − 50 Gy 45 − 50 Gy 45-50Gy45-50 \mathrm{~Gy} φυσική δόση) προστέθηκε στις δόσεις από το σύνολο των δύο σχεδίων θεραπείας με μαγνητική τομογραφία για τις δύο εφαρμογές ΒΤ. Το αποτέλεσμα αυτού του υπολογισμού θα αναφέρεται στη συνέχεια ως "δόση σχεδίου MRI".
For the MRI/CT-based scenario, the total dose was calculated from EBRT plus the dose from the MRI-based plan of the first application and the dose from the CT-based plan of the second application. The result represents the DVH values which would be reported without any knowledge of an MRI at the time of the second application. This is the dose we would expect to be delivered to the patient using MRI for the first and CT for subsequent applications. Hence, further on, this dose will be referred to as “virtual dose for MRI/CT-plan”.
Για το σενάριο με βάση τη μαγνητική τομογραφία/αξονική τομογραφία, η συνολική δόση υπολογίστηκε από την EBRT συν τη δόση από το σχέδιο της πρώτης εφαρμογής με βάση τη μαγνητική τομογραφία και τη δόση από το σχέδιο της δεύτερης εφαρμογής με βάση την αξονική τομογραφία. Το αποτέλεσμα αντιπροσωπεύει τις τιμές DVH που θα αναφέρονταν χωρίς να υπάρχει γνώση της μαγνητικής τομογραφίας κατά τη στιγμή της δεύτερης εφαρμογής. Αυτή είναι η δόση που θα περιμέναμε να παρασχεθεί στον ασθενή χρησιμοποιώντας μαγνητική τομογραφία για την πρώτη και αξονική τομογραφία για τις επόμενες εφαρμογές. Ως εκ τούτου, στη συνέχεια, η δόση αυτή θα αναφέρεται ως "εικονική δόση για το σχέδιο μαγνητικής τομογραφίας/αξονικής τομογραφίας".
For assessing the quality of the combined MRI/CT planning method, the CT-based dose distributions were also evaluated on the original MRI images and corresponding contours of the second application. The loading pattern and dwell times were transferred from the CT to the MRI dataset and DVH parameters were computed for the MRI-based target and OAR contours. The result gives the dose that would have really been delivered to the MRI-based target volume of the second BT by application of the CT plan, and is therefore referred to as “real dose for MRI/CT-plan”.
Για την αξιολόγηση της ποιότητας της συνδυασμένης μεθόδου σχεδιασμού μαγνητικής τομογραφίας/αξονικής τομογραφίας, οι κατανομές δόσης με βάση την αξονική τομογραφία αξιολογήθηκαν επίσης στις αρχικές εικόνες μαγνητικής τομογραφίας και στα αντίστοιχα περιγράμματα της δεύτερης εφαρμογής. Το μοτίβο φόρτισης και οι χρόνοι παραμονής μεταφέρθηκαν από την αξονική τομογραφία στο σύνολο δεδομένων MRI και υπολογίστηκαν οι παράμετροι DVH για τα περιγράμματα στόχου και OAR με βάση την MRI. Το αποτέλεσμα δίνει τη δόση που θα είχε πραγματικά παρασχεθεί στον όγκο-στόχο της δεύτερης ΒΤ με βάση τη μαγνητική τομογραφία με εφαρμογή του σχεδίου αξονικής τομογραφίας και, ως εκ τούτου, αναφέρεται ως "πραγματική δόση για το σχέδιο μαγνητικής τομογραφίας/αξονικής τομογραφίας".
The three types of dose summation are illustrated by a schematic drawing in Fig. 1.
Οι τρεις τύποι άθροισης της δόσης απεικονίζονται με ένα σχηματικό σχέδιο στο Σχήμα 1.
Differences between DVH parameters based on different planning scenarios were calculated and reported as mean difference
Οι διαφορές μεταξύ των παραμέτρων DVH με βάση διαφορετικά σενάρια σχεδιασμού υπολογίστηκαν και αναφέρθηκαν ως μέση διαφορά
± 1 ± 1 +-1\pm 1 standard deviation. The observed differences were evaluated using a two-sided paired t t tt-test. Differences with p < 0.05 p < 0.05 p < 0.05p<0.05 were considered to be statistically significant.
± 1 ± 1 +-1\pm 1 τυπική απόκλιση. Οι παρατηρούμενες διαφορές αξιολογήθηκαν με τη χρήση αμφίπλευρου ζευγαρωτού t t tt -τεστ. Οι διαφορές με p < 0.05 p < 0.05 p < 0.05p<0.05 θεωρήθηκαν στατιστικά σημαντικές.

Results  Αποτελέσματα

Target volumes  Όγκοι-στόχοι

The mean difference between volumes of target contours delineated on the MRI of the first and second applications, i.e., volume of HR CTV MRI1 MRI1  _("MRI1 "){ }_{\text {MRI1 }} - volume of HR CTV MRI2 MRI2  _("MRI2 "){ }_{\text {MRI2 }}, which can be influenced by tumour shrinkage between fractions, varying image quality and contouring uncertainties, was 4.6 ± 7.4 cm 3 ( 9.2 ± 17.9 % ) 4.6 ± 7.4 cm 3 ( 9.2 ± 17.9 % ) 4.6+-7.4cm^(3)(9.2+-17.9%)4.6 \pm 7.4 \mathrm{~cm}^{3}(9.2 \pm 17.9 \%) with a median of 3.1 cm 3 3.1 cm 3 3.1cm^(3)3.1 \mathrm{~cm}^{3}. According to a two-sided t t tt-test this difference was statistically significant ( p = 0.009 p = 0.009 p=0.009p=0.009 ). The volumes of HR CTV MRI2 MRI2  _("MRI2 "){ }_{\text {MRI2 }} structures exceeded the volumes of the structures transferred from MRI to CT (HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }} ) by 1.7 ± 6.6 cm 3 1.7 ± 6.6 cm 3 1.7+-6.6cm^(3)1.7 \pm 6.6 \mathrm{~cm}^{3} ( 2.9 ± 20.4 % 2.9 ± 20.4 % 2.9+-20.4%2.9 \pm 20.4 \% ) with a median of 0.7 cm 3 ( p = 0.26 ) 0.7 cm 3 ( p = 0.26 ) 0.7cm^(3)(p=0.26)0.7 \mathrm{~cm}^{3}(p=0.26).
Η μέση διαφορά μεταξύ των όγκων των περιγραμμάτων στόχων που περιγράφηκαν στη μαγνητική τομογραφία της πρώτης και της δεύτερης εφαρμογής, δηλαδή όγκος HR CTV MRI1 MRI1  _("MRI1 "){ }_{\text {MRI1 }} - όγκος HR CTV MRI2 MRI2  _("MRI2 "){ }_{\text {MRI2 }} , η οποία μπορεί να επηρεάζεται από τη συρρίκνωση του όγκου μεταξύ των κλασμάτων, τη διαφορετική ποιότητα της εικόνας και τις αβεβαιότητες περιγράμματος, ήταν 4.6 ± 7.4 cm 3 ( 9.2 ± 17.9 % ) 4.6 ± 7.4 cm 3 ( 9.2 ± 17.9 % ) 4.6+-7.4cm^(3)(9.2+-17.9%)4.6 \pm 7.4 \mathrm{~cm}^{3}(9.2 \pm 17.9 \%) με διάμεσο 3.1 cm 3 3.1 cm 3 3.1cm^(3)3.1 \mathrm{~cm}^{3} . Σύμφωνα με ένα αμφίπλευρο t t tt -test η διαφορά αυτή ήταν στατιστικά σημαντική ( p = 0.009 p = 0.009 p=0.009p=0.009 ). Οι όγκοι των δομών HR CTV MRI2 MRI2  _("MRI2 "){ }_{\text {MRI2 }} υπερέβαιναν τους όγκους των δομών που μεταφέρθηκαν από τη μαγνητική τομογραφία στην αξονική τομογραφία (HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }} ) κατά 1.7 ± 6.6 cm 3 1.7 ± 6.6 cm 3 1.7+-6.6cm^(3)1.7 \pm 6.6 \mathrm{~cm}^{3} ( 2.9 ± 20.4 % 2.9 ± 20.4 % 2.9+-20.4%2.9 \pm 20.4 \% ) με διάμεσο 0.7 cm 3 ( p = 0.26 ) 0.7 cm 3 ( p = 0.26 ) 0.7cm^(3)(p=0.26)0.7 \mathrm{~cm}^{3}(p=0.26) .
The first MRI target volumes ( HR CTV MRII HR CTV MRII  HRCTV_("MRII ")\mathrm{HR} \mathrm{CTV}_{\text {MRII }} ) were found to be slightly larger than the volumes of the same structures transferred onto the CT dataset ( HR CTV СT2 HR CTV СT2  HRCTV_("СT2 ")\mathrm{HR} \mathrm{CTV}_{\text {СT2 }}С ) by 3.1 ± 3.9 cm 3 ( 9.7 ± 9.5 % ) 3.1 ± 3.9 cm 3 ( 9.7 ± 9.5 % ) 3.1+-3.9cm^(3)(9.7+-9.5%)3.1 \pm 3.9 \mathrm{~cm}^{3}(9.7 \pm 9.5 \%) with a median of 2.5 cm 3 ( p = 0.002 ) 2.5 cm 3 ( p = 0.002 ) 2.5cm^(3)(p=0.002)2.5 \mathrm{~cm}^{3}(p=0.002). Volume was lost due to interpolation techniques when copying the contours between two image series. For two cases the volume of the original HR CTV mRI1 mRI1  _("mRI1 "){ }_{\text {mRI1 }} exceeded the volume of the transferred structure, calculated on the CT images, by more than 20 % 20 % 20%20 \%. For plans based on CT datasets with 4 mm slice thickness the mean transfer-related volume decrease was 15.4 ± 9.4 % ( p = 0.08 ) 15.4 ± 9.4 % ( p = 0.08 ) 15.4+-9.4%(p=0.08)15.4 \pm 9.4 \%(p=0.08), and for those with 2 mm slice thickness 2.7 ± 1.7 % ( p = 0.04 ) 2.7 ± 1.7 % ( p = 0.04 ) 2.7+-1.7%(p=0.04)2.7 \pm 1.7 \%(p=0.04).
Οι πρώτοι όγκοι των στόχων της μαγνητικής τομογραφίας ( HR CTV MRII HR CTV MRII  HRCTV_("MRII ")\mathrm{HR} \mathrm{CTV}_{\text {MRII }} ) βρέθηκαν να είναι ελαφρώς μεγαλύτεροι από τους όγκους των ίδιων δομών που μεταφέρθηκαν στο σύνολο δεδομένων της αξονικής τομογραφίας ( HR CTV СT2 HR CTV СT2  HRCTV_("СT2 ")\mathrm{HR} \mathrm{CTV}_{\text {СT2 }}С ) κατά 3.1 ± 3.9 cm 3 ( 9.7 ± 9.5 % ) 3.1 ± 3.9 cm 3 ( 9.7 ± 9.5 % ) 3.1+-3.9cm^(3)(9.7+-9.5%)3.1 \pm 3.9 \mathrm{~cm}^{3}(9.7 \pm 9.5 \%) με διάμεσο 2.5 cm 3 ( p = 0.002 ) 2.5 cm 3 ( p = 0.002 ) 2.5cm^(3)(p=0.002)2.5 \mathrm{~cm}^{3}(p=0.002) . Ο όγκος χάθηκε λόγω των τεχνικών παρεμβολής κατά την αντιγραφή των περιγραμμάτων μεταξύ δύο σειρών εικόνων. Για δύο περιπτώσεις ο όγκος του αρχικού HR CTV mRI1 mRI1  _("mRI1 "){ }_{\text {mRI1 }} υπερέβαινε τον όγκο της μεταφερόμενης δομής, που υπολογίστηκε στις εικόνες αξονικής τομογραφίας, κατά περισσότερο από 20 % 20 % 20%20 \% . Για σχέδια που βασίζονται σε σειρές δεδομένων CT με πάχος φέτας 4 mm η μέση μείωση του όγκου που σχετίζεται με τη μεταφορά ήταν 15.4 ± 9.4 % ( p = 0.08 ) 15.4 ± 9.4 % ( p = 0.08 ) 15.4+-9.4%(p=0.08)15.4 \pm 9.4 \%(p=0.08) , ενώ για εκείνα με πάχος φέτας 2 mm 2.7 ± 1.7 % ( p = 0.04 ) 2.7 ± 1.7 % ( p = 0.04 ) 2.7+-1.7%(p=0.04)2.7 \pm 1.7 \%(p=0.04) .

Comparison of physical dose per fraction
Σύγκριση της φυσικής δόσης ανά κλάσμα

For the fully MRI based plans the mean D 90 mRIplan D 90 mRIplan  D90_("mRIplan ")\mathrm{D} 90_{\text {mRIplan }} of the HR CTV MRI2 CTV MRI2  CTV_("MRI2 ")\mathrm{CTV}_{\text {MRI2 }} volumes was 7.9 ± 0.7 Gy 7.9 ± 0.7 Gy 7.9+-0.7Gy7.9 \pm 0.7 \mathrm{~Gy}. The average of the virtual D90 cTplan cTplan  _("cTplan "){ }_{\text {cTplan }} was 7.7 ± 0.8 Gy 7.7 ± 0.8 Gy 7.7+-0.8Gy7.7 \pm 0.8 \mathrm{~Gy} for HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }}. When the CT-based plans were evaluated on the purely MRI-based contours, HR ( T V MRI 2 HR ( T V MRI 2 HR^((TV)MRI^(2)\mathrm{HR}^{(T V} \mathrm{MRI}^{2}, the mean real D90 ctplan ctplan  _("ctplan "){ }_{\text {ctplan }} was 8.0 ± 1.2 Gy 8.0 ± 1.2 Gy 8.0+-1.2Gy8.0 \pm 1.2 \mathrm{~Gy}. The comparison of virtual and real doses from the CT plans is shown in Fig. 2.
Για τα σχέδια που βασίζονται πλήρως στη μαγνητική τομογραφία, ο μέσος όρος D 90 mRIplan D 90 mRIplan  D90_("mRIplan ")\mathrm{D} 90_{\text {mRIplan }} των όγκων HR CTV MRI2 CTV MRI2  CTV_("MRI2 ")\mathrm{CTV}_{\text {MRI2 }} ήταν 7.9 ± 0.7 Gy 7.9 ± 0.7 Gy 7.9+-0.7Gy7.9 \pm 0.7 \mathrm{~Gy} . Ο μέσος όρος του εικονικού D90 cTplan cTplan  _("cTplan "){ }_{\text {cTplan }} ήταν 7.7 ± 0.8 Gy 7.7 ± 0.8 Gy 7.7+-0.8Gy7.7 \pm 0.8 \mathrm{~Gy} για το HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }} . Όταν τα σχέδια με βάση την αξονική τομογραφία αξιολογήθηκαν στα αμιγώς βασισμένα στη μαγνητική τομογραφία περιγράμματα, HR ( T V MRI 2 HR ( T V MRI 2 HR^((TV)MRI^(2)\mathrm{HR}^{(T V} \mathrm{MRI}^{2} , ο μέσος όρος του πραγματικού D90 ctplan ctplan  _("ctplan "){ }_{\text {ctplan }} ήταν 8.0 ± 1.2 Gy 8.0 ± 1.2 Gy 8.0+-1.2Gy8.0 \pm 1.2 \mathrm{~Gy} . Η σύγκριση των εικονικών και πραγματικών δόσεων από τα σχέδια αξονικής τομογραφίας παρουσιάζεται στο Σχήμα 2.
The mean difference between the real and virtual D90 cTplan cTplan  _("cTplan "){ }_{\text {cTplan }}, i.e., D90 CTplan HR CTV MRI 2 MRI  2 _("MRI "2){ }_{\text {MRI } 2} - D90 CTplan HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }}, was 0.28 ± 0.76 Gy 0.28 ± 0.76 Gy 0.28+-0.76Gy0.28 \pm 0.76 \mathrm{~Gy} ( 0.54 ± 10.91 % 0.54 ± 10.91 % 0.54+-10.91%0.54 \pm 10.91 \% ) for these fractions ( p = 0.22 p = 0.22 p=0.22p=0.22 ). A positive value means that the real D90 of the CT plan was higher when evaluated on MRI structures.
Η μέση διαφορά μεταξύ του πραγματικού και του εικονικού D90 cTplan cTplan  _("cTplan "){ }_{\text {cTplan }} , δηλαδή, D90 CTplan HR CTV MRI 2 MRI  2 _("MRI "2){ }_{\text {MRI } 2} - D90 CTplan HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }} , ήταν 0.28 ± 0.76 Gy 0.28 ± 0.76 Gy 0.28+-0.76Gy0.28 \pm 0.76 \mathrm{~Gy} ( 0.54 ± 10.91 % 0.54 ± 10.91 % 0.54+-10.91%0.54 \pm 10.91 \% ) για αυτά τα κλάσματα ( p = 0.22 p = 0.22 p=0.22p=0.22 ). Μια θετική τιμή σημαίνει ότι το πραγματικό D90 του σχεδίου CT ήταν υψηλότερο όταν αξιολογήθηκε στις δομές της μαγνητικής τομογραφίας.
For CT-based plans the DVH analysis for OAR delineated on the CT images yielded a D 2 cc D 2  cc  D_(2" cc ")\mathrm{D}_{2 \text { cc }} of 5.1 ± 0.8 Gy , 3.2 ± 0.8 Gy 5.1 ± 0.8 Gy , 3.2 ± 0.8 Gy 5.1+-0.8Gy,3.2+-0.8Gy5.1 \pm 0.8 \mathrm{~Gy}, 3.2 \pm 0.8 \mathrm{~Gy} and 3.9 ± 0.7 Gy 3.9 ± 0.7 Gy 3.9+-0.7Gy3.9 \pm 0.7 \mathrm{~Gy} for bladder, rectum and sigmoid, respectively. Calculation of the D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} of the CT-based plans on organ contours delineated on MRI of the second application resulted in 5.0 ± 1.0 Gy 5.0 ± 1.0 Gy 5.0+-1.0Gy5.0 \pm 1.0 \mathrm{~Gy}, 2.9 ± 0.6 Gy 2.9 ± 0.6 Gy 2.9+-0.6Gy2.9 \pm 0.6 \mathrm{~Gy} and 3.5 ± 1.2 Gy 3.5 ± 1.2 Gy 3.5+-1.2Gy3.5 \pm 1.2 \mathrm{~Gy} for bladder, rectum and sigmoid.
Για τα σχέδια με βάση την αξονική τομογραφία, η ανάλυση DVH για το OAR που περιγράφεται στις εικόνες αξονικής τομογραφίας έδωσε D 2 cc D 2  cc  D_(2" cc ")\mathrm{D}_{2 \text { cc }} 5.1 ± 0.8 Gy , 3.2 ± 0.8 Gy 5.1 ± 0.8 Gy , 3.2 ± 0.8 Gy 5.1+-0.8Gy,3.2+-0.8Gy5.1 \pm 0.8 \mathrm{~Gy}, 3.2 \pm 0.8 \mathrm{~Gy} και 3.9 ± 0.7 Gy 3.9 ± 0.7 Gy 3.9+-0.7Gy3.9 \pm 0.7 \mathrm{~Gy} για την ουροδόχο κύστη, το ορθό και το σιγμοειδές, αντίστοιχα. Ο υπολογισμός του D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} των σχεδίων με βάση την αξονική τομογραφία σε περιγράμματα οργάνων που περιγράφηκαν στη μαγνητική τομογραφία της δεύτερης εφαρμογής οδήγησε σε 5.0 ± 1.0 Gy 5.0 ± 1.0 Gy 5.0+-1.0Gy5.0 \pm 1.0 \mathrm{~Gy} , 2.9 ± 0.6 Gy 2.9 ± 0.6 Gy 2.9+-0.6Gy2.9 \pm 0.6 \mathrm{~Gy} και 3.5 ± 1.2 Gy 3.5 ± 1.2 Gy 3.5+-1.2Gy3.5 \pm 1.2 \mathrm{~Gy} για την ουροδόχο κύστη, το ορθό και το σιγμοειδές.
Differences larger than ± 1 Gy ± 1 Gy +-1Gy\pm 1 \mathrm{~Gy} between D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} calculated on CT and MRI organ contours were observed in 6 cases for bladder, in 1 case for rectum and in 5 cases for sigmoid.
Διαφορές μεγαλύτερες από ± 1 Gy ± 1 Gy +-1Gy\pm 1 \mathrm{~Gy} μεταξύ των D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} που υπολογίστηκαν στην αξονική τομογραφία και στη μαγνητική τομογραφία παρατηρήθηκαν σε 6 περιπτώσεις για την ουροδόχο κύστη, σε 1 περίπτωση για το ορθό και σε 5 περιπτώσεις για το σιγμοειδές.

Comparison of total treatment dose
Σύγκριση της συνολικής δόσης θεραπείας

For comparison of the total treatment dose delivered with the fully MRI-based and MRI/CT-combination techniques, the dose from EBRT (45-50 Gy) was added to the corresponding doses for
Για τη σύγκριση της συνολικής δόσης θεραπείας που παρέχεται με τις τεχνικές που βασίζονται πλήρως στη μαγνητική τομογραφία και τις τεχνικές συνδυασμού μαγνητικής τομογραφίας και αξονικής τομογραφίας, η δόση από την EBRT (45-50 Gy) προστέθηκε στις αντίστοιχες δόσεις για τις
Fig. 1. Schematic representation of the dose summation types for the two different treatment planning scenarios: (I) fully MRI-based planning (MRI plan dose), (II) combined MRI/CT-based planning with (IIa) calculation of expected DVH values based on MRI of first and CT of second application (MRI/CT plan - virtual dose) and (IIb) calculation of dose that would be delivered to MRI-based target contours for both applications (MRI/CT plan - real dose).
Σχήμα 1. Σχηματική αναπαράσταση των τύπων άθροισης της δόσης για τα δύο διαφορετικά σενάρια σχεδιασμού της θεραπείας: (II) συνδυασμένος σχεδιασμός με MRI/CT με (IIa) υπολογισμό των αναμενόμενων τιμών DVH με βάση την MRI της πρώτης και την CT της δεύτερης εφαρμογής (σχέδιο MRI/CT - εικονική δόση) και (IIb) υπολογισμό της δόσης που θα παρασχεθεί στα περιγράμματα στόχου με βάση την MRI και για τις δύο εφαρμογές (σχέδιο MRI/CT - πραγματική δόση).
Fig. 2. Comparison of D90 HR CTV in physical dose for one fraction, computed with the CT-based plan for the MRI target contour ( HR CTV MRI2 HR CTV MRI2  HRCTV_("MRI2 ")\mathrm{HR} \mathrm{CTV}_{\text {MRI2 }} ) of the second application and for the transferred target (HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }} ) (real dose MRI/CT plan vs. virtual dose MRI/CT plan). Open symbols correspond to intracavitary implants, filled symbols to intracavitary + interstitial applications.
Σχήμα 2. Σύγκριση του D90 HR CTV σε φυσική δόση για ένα κλάσμα, υπολογισμένο με το σχέδιο που βασίζεται στην CT για το περίγραμμα του στόχου MRI ( HR CTV MRI2 HR CTV MRI2  HRCTV_("MRI2 ")\mathrm{HR} \mathrm{CTV}_{\text {MRI2 }} ) της δεύτερης εφαρμογής και για τον μεταφερόμενο στόχο (HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }} ) (σχέδιο πραγματικής δόσης MRI/CT έναντι σχεδίου εικονικής δόσης MRI/CT). Τα ανοικτά σύμβολα αντιστοιχούν σε ενδοκοιλιακές εμφυτεύσεις, τα συμπληρωμένα σύμβολα σε ενδοκοιλιακές + διατομικές εφαρμογές.
all 4-6 fractions of BT given in two applications (Fig. 3). Total EQD2 doses are reported for target and OAR in Table 2.
και τα 4-6 κλάσματα ΒΤ που χορηγήθηκαν σε δύο εφαρμογές (Σχήμα 3). Οι συνολικές δόσεις EQD2 αναφέρονται για τον στόχο και την OAR στον πίνακα 2.
The virtual D90 of the MRI/CT-based plans was found to be 1.5 ± 4.3 1.5 ± 4.3 1.5+-4.31.5 \pm 4.3 Gy lower than the corresponding total real D90 ( p = 0.14 p = 0.14 p=0.14p=0.14 ). The mean difference of D90 HR CTV for the fully MRIbased plans and the real D90 HR CTV for the MRI/CT-combination technique was − 0.7 ± 5.3 Gy − 0.7 ± 5.3 Gy -0.7+-5.3Gy-0.7 \pm 5.3 \mathrm{~Gy}. A negative sign means that on average the real D90 was lower for the fully MRI based plans than for the MRI/CT plans. The difference was not found to be statistically significant ( p = 0.59 p = 0.59 p=0.59p=0.59 ).
Η εικονική D90 των σχεδίων με βάση τη μαγνητική/αξονική τομογραφία βρέθηκε να είναι 1.5 ± 4.3 1.5 ± 4.3 1.5+-4.31.5 \pm 4.3 Gy χαμηλότερη από την αντίστοιχη συνολική πραγματική D90 ( p = 0.14 p = 0.14 p=0.14p=0.14 ). Η μέση διαφορά της D90 HR CTV για τα σχέδια που βασίζονται πλήρως στη μαγνητική τομογραφία και της πραγματικής D90 HR CTV για την τεχνική συνδυασμού μαγνητικής τομογραφίας/ CT ήταν − 0.7 ± 5.3 Gy − 0.7 ± 5.3 Gy -0.7+-5.3Gy-0.7 \pm 5.3 \mathrm{~Gy} . Το αρνητικό πρόσημο σημαίνει ότι κατά μέσο όρο το πραγματικό D90 ήταν χαμηλότερο για τα σχέδια που βασίζονται πλήρως στη μαγνητική τομογραφία από ό,τι για τα σχέδια με μαγνητική τομογραφία/ CT. Η διαφορά δεν βρέθηκε στατιστικά σημαντική ( p = 0.59 p = 0.59 p=0.59p=0.59 ).
For OAR, calculation of the DVH for the MRI/CT plans on CT- or MRI-based structures resulted in mean differences of D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} of 0 ± 4.9 Gy , 1.3 ± 1.2 Gy 0 ± 4.9 Gy , 1.3 ± 1.2 Gy 0+-4.9Gy,1.3+-1.2Gy0 \pm 4.9 \mathrm{~Gy}, 1.3 \pm 1.2 \mathrm{~Gy} and 1.1 ± 4.2 Gy 1.1 ± 4.2 Gy 1.1+-4.2Gy1.1 \pm 4.2 \mathrm{~Gy}, for bladder ( p = 0.99 p = 0.99 p=0.99p=0.99 ), rectum ( p = 0.0001 p = 0.0001 p=0.0001p=0.0001 ) and sigmoid ( p = 0.26 p = 0.26 p=0.26p=0.26 ), respectively. A positive
Για το OAR, ο υπολογισμός του DVH για τα σχέδια MRI/CT σε δομές που βασίζονται σε CT ή MRI οδήγησε σε μέσες διαφορές D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} των 0 ± 4.9 Gy , 1.3 ± 1.2 Gy 0 ± 4.9 Gy , 1.3 ± 1.2 Gy 0+-4.9Gy,1.3+-1.2Gy0 \pm 4.9 \mathrm{~Gy}, 1.3 \pm 1.2 \mathrm{~Gy} και 1.1 ± 4.2 Gy 1.1 ± 4.2 Gy 1.1+-4.2Gy1.1 \pm 4.2 \mathrm{~Gy} , για την ουροδόχο κύστη ( p = 0.99 p = 0.99 p=0.99p=0.99 ), το ορθό ( p = 0.0001 p = 0.0001 p=0.0001p=0.0001 ) και το σιγμοειδές ( p = 0.26 p = 0.26 p=0.26p=0.26 ), αντίστοιχα. Μια θετική
Fig. 3. Comparison of D90 for the whole course of treatment for the fully MRI-based BT ( D 90 MRI D 90 MRI  D90_("MRI ")\mathrm{D} 90_{\text {MRI }} ) and the MRI/CT method ( D 90 MRI/CT D 90 MRI/CT  D90_("MRI/CT ")\mathrm{D} 90_{\text {MRI/CT }} ). Doses were calculated with corresponding plans on the same MRI-based HR CTV contours (real dose MRI/CT plan vs. dose MRI plan). Different symbols indicate the range of HR CTV MRI MRI  _("MRI "){ }_{\text {MRI }} volumes. Open symbols correspond to intracavitary implants, filled symbols to intracavitary + interstitial applications.
Σχήμα 3. Σύγκριση της D90 για όλη τη διάρκεια της θεραπείας για την πλήρως βασισμένη στη μαγνητική τομογραφία BT ( D 90 MRI D 90 MRI  D90_("MRI ")\mathrm{D} 90_{\text {MRI }} ) και τη μέθοδο MRI/CT ( D 90 MRI/CT D 90 MRI/CT  D90_("MRI/CT ")\mathrm{D} 90_{\text {MRI/CT }} ). Οι δόσεις υπολογίστηκαν με αντίστοιχα σχέδια στα ίδια περιγράμματα HR CTV με βάση τη μαγνητική τομογραφία (σχέδιο πραγματικής δόσης MRI/CT έναντι σχεδίου δόσης MRI). Τα διαφορετικά σύμβολα υποδεικνύουν το εύρος των όγκων του HR CTV MRI MRI  _("MRI "){ }_{\text {MRI }} . Τα ανοικτά σύμβολα αντιστοιχούν σε ενδοκοιλιακές εμφυτεύσεις, τα συμπληρωμένα σύμβολα σε ενδοκοιλιακές + διατοιχωματικές εφαρμογές.
value means the virtual total D 2 c c D 2 c c D_(2cc)D_{2 c c} was larger than the real total D 2 cc. D 2  cc.  D_(2" cc. ")\mathrm{D}_{2 \text { cc. }}. When MRI and MRI/CT plans both were evaluated with the MRI anatomy, the mean differences of real total D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} for MRI vs. MRI/CT plans were 0 ± 3.6 Gy 0 ± 3.6 Gy 0+-3.6Gy0 \pm 3.6 \mathrm{~Gy} (bladder, p = 0.99 p = 0.99 p=0.99p=0.99 ), 0.1 ± 2.7 Gy 0.1 ± 2.7 Gy 0.1+-2.7Gy0.1 \pm 2.7 \mathrm{~Gy} (rectum, p = 0.90 p = 0.90 p=0.90p=0.90 ) and 1.0 ± 2.9 Gy 1.0 ± 2.9 Gy 1.0+-2.9Gy1.0 \pm 2.9 \mathrm{~Gy} (sigmoid, p = 0.15 p = 0.15 p=0.15p=0.15 ). A positive value means that the real total D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} of the MRI/CT plans was larger than the total D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} of the MRI plan (Fig. 4).
τιμή σημαίνει ότι το εικονικό σύνολο D 2 c c D 2 c c D_(2cc)D_{2 c c} ήταν μεγαλύτερο από το πραγματικό σύνολο D 2 cc. D 2  cc.  D_(2" cc. ")\mathrm{D}_{2 \text { cc. }} . Όταν αξιολογήθηκαν και τα δύο σχέδια MRI και MRI/CT με την ανατομία MRI, οι μέσες διαφορές του πραγματικού συνολικού D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} για τα σχέδια MRI έναντι των σχεδίων MRI/CT ήταν 0 ± 3.6 Gy 0 ± 3.6 Gy 0+-3.6Gy0 \pm 3.6 \mathrm{~Gy} (ουροδόχος κύστη, p = 0.99 p = 0.99 p=0.99p=0.99 ), 0.1 ± 2.7 Gy 0.1 ± 2.7 Gy 0.1+-2.7Gy0.1 \pm 2.7 \mathrm{~Gy} (ορθό, p = 0.90 p = 0.90 p=0.90p=0.90 ) και 1.0 ± 2.9 Gy 1.0 ± 2.9 Gy 1.0+-2.9Gy1.0 \pm 2.9 \mathrm{~Gy} (σιγμοειδές, p = 0.15 p = 0.15 p=0.15p=0.15 ). Μια θετική τιμή σημαίνει ότι το πραγματικό σύνολο D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} των πλάνων MRI/CT ήταν μεγαλύτερο από το σύνολο D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} του πλάνου MRI (Εικ. 4).
The duration of the time between the start of the MRI and CT acquisition was not found to correlate with the difference between DVH parameters of the CT plans computed on CT vs. MRI contours.
Η διάρκεια του χρόνου μεταξύ της έναρξης της απόκτησης της μαγνητικής τομογραφίας και της αξονικής τομογραφίας δεν βρέθηκε να συσχετίζεται με τη διαφορά μεταξύ των παραμέτρων DVH των σχεδίων αξονικής τομογραφίας που υπολογίζονται σε περιγράμματα αξονικής τομογραφίας έναντι περιγραμμάτων μαγνητικής τομογραφίας.

Discussion  Συζήτηση

MRI is nowadays considered the gold standard for 3D image guided adaptive cervix cancer brachytherapy as it provides
Η μαγνητική τομογραφία θεωρείται σήμερα ο χρυσός κανόνας για την τρισδιάστατη καθοδηγούμενη από την εικόνα προσαρμοστική βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας, καθώς παρέχει
Table 2  Πίνακας 2
Summary of the DVH parameters used for optimization, for HR CTV and OAR. Total doses are given for the three scenarios: “MRI plan” (dose delivered to the patient with fully MRI-based BT), “MRI/CT plan virtual dose” (expected dose computed from 1 MRI-based and 1 MRI/CT-based application) and “MRI/CT plan real dose” (dose that would have been delivered with MRI/CT method; calculations based on MRI contours for both applications).
Σύνοψη των παραμέτρων DVH που χρησιμοποιήθηκαν για τη βελτιστοποίηση, για HR CTV και OAR. Δίνονται οι συνολικές δόσεις για τα τρία σενάρια: "Σχέδιο MRI" (δόση που παραδίδεται στον ασθενή με πλήρως βασισμένη στη MRI ΒΤ), "εικονική δόση σχεδίου MRI/CT" (αναμενόμενη δόση που υπολογίζεται από 1 εφαρμογή βασισμένη στη MRI και 1 εφαρμογή βασισμένη στη MRI/CT) και "πραγματική δόση σχεδίου MRI/CT" (δόση που θα παραδιδόταν με τη μέθοδο MRI/CT- υπολογισμοί με βάση τα περιγράμματα MRI και για τις δύο εφαρμογές).
D90 (HR CTV) [Gy EQD2] D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} bladder [Gy EQD2]
D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} ουροδόχος κύστη [Gy EQD2]		 D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} rectum [Gy EQD2]
D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} ορθό [Gy EQD2]		 D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} sigmoid [Gy EQD2]
D 2 cc D 2 cc D_(2cc)\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}} σιγμοειδές [Gy EQD2]
MRI-plan dose (2 MRI)
Δόση σχεδίου μαγνητικής τομογραφίας (2 μαγνητικές τομογραφίες)
Mean  Μέσος όρος 91.2 76.0 57.2 62.8
SD 5.3 8.7 5.9 7.2
MRI/CT plan virtual dose (1 MRI + 1 CT)
Εικονική δόση σχεδίου μαγνητικής τομογραφίας/αξονικής τομογραφίας (1 μαγνητική τομογραφία + 1 αξονική τομογραφία)
Mean  Μέσος όρος 90.4 76.0 58.6 64.9
SD 5.0 8.1 4.8 6.2
MRI/CT plan real dose (2 MRI)
Σχέδιο μαγνητικής τομογραφίας/αξονικής τομογραφίας πραγματική δόση (2 μαγνητικές τομογραφίες)
Mean  Μέσος όρος 91.9 76.0 57.3 63.8
SD 6.4 8.8 4.1 8.0
D90 (HR CTV) [Gy EQD2] D_(2cc) bladder [Gy EQD2] D_(2cc) rectum [Gy EQD2] D_(2cc) sigmoid [Gy EQD2] MRI-plan dose (2 MRI) Mean 91.2 76.0 57.2 62.8 SD 5.3 8.7 5.9 7.2 MRI/CT plan virtual dose (1 MRI + 1 CT) Mean 90.4 76.0 58.6 64.9 SD 5.0 8.1 4.8 6.2 MRI/CT plan real dose (2 MRI) Mean 91.9 76.0 57.3 63.8 SD 6.4 8.8 4.1 8.0| | D90 (HR CTV) [Gy EQD2] | $\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}}$ bladder [Gy EQD2] | $\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}}$ rectum [Gy EQD2] | $\mathrm{D}_{2 \mathrm{cc}}$ sigmoid [Gy EQD2] | | :--- | :--- | :--- | :--- | :--- | | MRI-plan dose (2 MRI) | | | | | | Mean | 91.2 | 76.0 | 57.2 | 62.8 | | SD | 5.3 | 8.7 | 5.9 | 7.2 | | MRI/CT plan virtual dose (1 MRI + 1 CT) | | | | | | Mean | 90.4 | 76.0 | 58.6 | 64.9 | | SD | 5.0 | 8.1 | 4.8 | 6.2 | | MRI/CT plan real dose (2 MRI) | | | | | | Mean | 91.9 | 76.0 | 57.3 | 63.8 | | SD | 6.4 | 8.8 | 4.1 | 8.0 |
Fig. 4. Comparison of D 2 c c D 2 c c D_(2cc)D_{2 c c} for OAR, for the whole treatment course, calculated for MRI anatomy. D 2 cc MRI D 2  cc MRI  D_(2" cc MRI ")\mathrm{D}_{2 \text { cc MRI }} denotes the fully MRI-based plan parameters, D 2 cc D 2  cc  D_(2" cc ")\mathrm{D}_{2 \text { cc }} MRI/ct corresponds to the plans generated with the MRI/CT combination method (real dose MRI/CT plan vs. dose MRI plan).
Σχήμα 4. Σύγκριση του D 2 c c D 2 c c D_(2cc)D_{2 c c} για την OAR, για όλη τη διάρκεια της θεραπείας, που υπολογίζεται για την ανατομία της μαγνητικής τομογραφίας. D 2 cc MRI D 2  cc MRI  D_(2" cc MRI ")\mathrm{D}_{2 \text { cc MRI }} υποδηλώνει τις παραμέτρους του πλάνου που βασίζονται πλήρως στη μαγνητική τομογραφία, D 2 cc D 2  cc  D_(2" cc ")\mathrm{D}_{2 \text { cc }} MRI/ct αντιστοιχεί στα σχέδια που παράγονται με τη μέθοδο συνδυασμού MRI/CT (σχέδιο πραγματικής δόσης MRI/CT έναντι σχεδίου MRI δόσης).
detailed anatomical information for application and treatment planning. Clincal outcome [1,5,8,9,20,21] and dose-effect relations for MRI-based BT [ 10 , 19 , 22 , 23 10 , 19 , 22 , 23 10,19,22,2310,19,22,23 ] have been reported for targets and OAR by various groups. The limitations of delineating target structures on CT images have recently been investigated in comparison with MRI-based reference structures [11,24,25].
λεπτομερείς ανατομικές πληροφορίες για την εφαρμογή και το σχεδιασμό της θεραπείας. Από διάφορες ομάδες έχουν αναφερθεί κλινικά αποτελέσματα [1,5,8,9,20,21] και σχέσεις δόσης-αποτελέσματος για ΒΤ με μαγνητική τομογραφία [ 10 , 19 , 22 , 23 10 , 19 , 22 , 23 10,19,22,2310,19,22,23 ] για στόχους και OAR. Οι περιορισμοί της οριοθέτησης των δομών στόχων σε εικόνες CT έχουν πρόσφατα διερευνηθεί σε σύγκριση με δομές αναφοράς με βάση τη μαγνητική τομογραφία [11,24,25].
Since MRI is not available for planning of each BT fraction in all institutions where image guided cervix cancer BT is performed, other studies combining MRI and CT for different fractions have been reported in the literature.
Δεδομένου ότι η μαγνητική τομογραφία δεν είναι διαθέσιμη για τον σχεδιασμό κάθε κλάσματος ΒΤ σε όλα τα ιδρύματα όπου εκτελείται ΒΤ με καθοδηγούμενη εικόνα για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας, στη βιβλιογραφία έχουν αναφερθεί άλλες μελέτες που συνδυάζουν μαγνητική τομογραφία και αξονική τομογραφία για διαφορετικά κλάσματα.
Beriwal et al. [26] first reported the use of MRI at the time of the first BT planning with applicator in place, followed by subsequent CT-based fractions. The target structure delineated on the MRI of the first fraction was used as a guideline for contouring on CT for subsequent fractions. Clinical results of this MRI/CT hybrid method, for intracavitary cervix BT, were presented but not compared to conventional plans or fully MRI-based plans.
Οι Beriwal και συν. [26] ανέφεραν για πρώτη φορά τη χρήση μαγνητικής τομογραφίας κατά τον πρώτο σχεδιασμό της ΒΤ με τοποθετημένο τον εφαρμοστή, ακολουθούμενη από επόμενα κλάσματα με βάση την αξονική τομογραφία. Η δομή-στόχος που περιγράφηκε στη μαγνητική τομογραφία του πρώτου κλάσματος χρησιμοποιήθηκε ως κατευθυντήρια γραμμή για τη διαμόρφωση του περιγράμματος στην αξονική τομογραφία για τα επόμενα κλάσματα. Παρουσιάστηκαν τα κλινικά αποτελέσματα αυτής της υβριδικής μεθόδου MRI/CT, για ενδοκοιλιακή ΒΤ τραχήλου μήτρας, αλλά δεν συγκρίθηκαν με συμβατικά σχέδια ή σχέδια που βασίζονται πλήρως σε MRI.
Wakatsuki et al. [27] and Kang et al. [28] used MRI acquired before the BT treatment, without applicator in situ, to improve contouring of the HR CTV on subsequent CT images at the time of brachytherapy. This way dose plans could be optimized to a more realistic target structure than could be contoured on CT alone, and OAR as depicted on CT. A similar MRI/CT technique was used by Fokdal et al. [29] for MRI-based BT pre-planning with a MUPIT applicator in situ.
Οι Wakatsuki και συν. [27] και Kang και συν. [28] χρησιμοποίησαν μαγνητική τομογραφία που αποκτήθηκε πριν από τη θεραπεία ΒΤ, χωρίς εφαρμοστή επί τόπου, για να βελτιώσουν το περίγραμμα του HR CTV στις επακόλουθες εικόνες CT κατά τη στιγμή της βραχυθεραπείας. Με αυτόν τον τρόπο τα σχέδια δόσης μπορούσαν να βελτιστοποιηθούν σε μια πιο ρεαλιστική δομή στόχου από ό,τι θα μπορούσε να περιγραφεί μόνο με CT και OAR όπως απεικονίζεται στην CT. Μια παρόμοια τεχνική MRI/CT χρησιμοποιήθηκε από τους Fokdal et al. [29] για τον προ-σχεδιασμό BT με MRI με έναν εφαρμοστή MUPIT in situ.
An MRI/CT hybrid technique using MRI for pre-BT planning with tandem ovoid applicators in situ and subsequent plan adaptation
Μια υβριδική τεχνική MRI/CT με χρήση MRI για σχεδιασμό πριν από τη ΒΤ με επί τόπου εφαρμογείς ωοειδούς σχήματος tandem και επακόλουθη προσαρμογή του πλάνου
based on CT contours at the time of BT treatment was reported by Dolezel et al. [30]. In their study rigid image fusion of MR and CT images based on pre-defined applicator points in combination with soft-tissue landmarks was applied and contours were transferred from MRI to CT for optimization of the pre-plan, on OAR contours depicted on CT. The technique was evaluated by comparison of fully 3D based hybrid MRI/CT plans with standard plans (HR CTV D90 vs. dose to point A). The authors confirmed substantial improvement of target coverage and OAR sparing using an adaptive treatment strategy.
με βάση τα περιγράμματα της αξονικής τομογραφίας κατά τη στιγμή της θεραπείας με ΒΤ αναφέρθηκε από τους Dolezel και συν [30]. Στη μελέτη τους εφαρμόστηκε άκαμπτη συγχώνευση εικόνων MR και CT με βάση προκαθορισμένα σημεία εφαρμογής σε συνδυασμό με ορόσημα μαλακών μορίων και τα περιγράμματα μεταφέρθηκαν από την MRI στην CT για τη βελτιστοποίηση του προσχεδίου, στα περιγράμματα OAR που απεικονίζονται στην CT. Η τεχνική αξιολογήθηκε με σύγκριση των πλήρως τρισδιάστατων υβριδικών σχεδίων MRI/CT με τα τυπικά σχέδια (HR CTV D90 έναντι της δόσης στο σημείο Α). Οι συγγραφείς επιβεβαίωσαν τη σημαντική βελτίωση της κάλυψης του στόχου και της εξοικονόμησης του OAR με τη χρήση μιας προσαρμοστικής θεραπευτικής στρατηγικής.
The technique of combining MRI for the first BT fraction and CT for subsequent adaptive planning of the following fractions, based on automatic rigid image registration based on the tandem-ring applicators, for systematic and reproducible transfer of the target contours from MRI to CT plans, is reported here for the first time. In all other studies where combinations of MRI and CT for adaptive planning of cervix cancer BT were analyzed, the results could not be directly compared to a fully MRI-based comparison set of treatment plans, as it is done in the present study. Moreover, our study covers various types of target volumes occurring in clinical practice, which allows for comparison between purely intracavitary implants and those including interstitial needles.
Η τεχνική του συνδυασμού της μαγνητικής τομογραφίας για το πρώτο κλάσμα ΒΤ και της αξονικής τομογραφίας για τον επακόλουθο προσαρμοστικό σχεδιασμό των επόμενων κλασμάτων, η οποία βασίζεται στην αυτόματη άκαμπτη καταγραφή εικόνων με βάση τους εφαρμογείς δακτυλίου tandem, για τη συστηματική και αναπαραγώγιμη μεταφορά των περιγραμμάτων του στόχου από τη μαγνητική τομογραφία στα σχέδια της αξονικής τομογραφίας, αναφέρεται εδώ για πρώτη φορά. Σε όλες τις άλλες μελέτες στις οποίες αναλύθηκαν συνδυασμοί μαγνητικής τομογραφίας και αξονικής τομογραφίας για τον προσαρμοστικό σχεδιασμό της ΒΤ του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας, τα αποτελέσματα δεν μπορούσαν να συγκριθούν άμεσα με ένα πλήρως βασισμένο στη μαγνητική τομογραφία σύνολο σύγκρισης σχεδίων θεραπείας, όπως γίνεται στην παρούσα μελέτη. Επιπλέον, η μελέτη μας καλύπτει διάφορους τύπους όγκων-στόχων που απαντώνται στην κλινική πρακτική, γεγονός που επιτρέπει τη σύγκριση μεταξύ αμιγώς ενδοκοιλιακών εμφυτευμάτων και εκείνων που περιλαμβάνουν διάμεσες βελόνες.
In four cases the difference of D 90 cTplan D 90 cTplan  D90_("cTplan ")\mathrm{D} 90_{\text {cTplan }} per fraction for HR CTV CT2 CTV CT2  CTV_("CT2 ")\mathrm{CTV}_{\text {CT2 }} and HR CTV MRI2 HR CTV MRI2  HRCTV_("MRI2 ")\mathrm{HR} \mathrm{CTV}{ }_{\text {MRI2 }} was larger than 1 Gy (Fig. 2). Three of these outliers correspond to intermediate HR CTV volumes (25-29 cm 3 3 ^(3){ }^{3} ). All of them were treated with additional interstitial needles due to OAR topography. With small volumes and additional needles small differences in the target structures can have large impacts on the DVH as steep dose gradients occur close to the target surface.
Σε τέσσερις περιπτώσεις η διαφορά D 90 cTplan D 90 cTplan  D90_("cTplan ")\mathrm{D} 90_{\text {cTplan }} ανά κλάσμα για τις HR CTV CT2 CTV CT2  CTV_("CT2 ")\mathrm{CTV}_{\text {CT2 }} και HR CTV MRI2 HR CTV MRI2  HRCTV_("MRI2 ")\mathrm{HR} \mathrm{CTV}{ }_{\text {MRI2 }} ήταν μεγαλύτερη από 1 Gy (Σχ. 2). Τρεις από αυτές τις ακραίες τιμές αντιστοιχούν σε ενδιάμεσους όγκους HR CTV (25-29 cm 3 3 ^(3){ }^{3} ). Όλες τους αντιμετωπίστηκαν με πρόσθετες διαθερμικές βελόνες λόγω της τοπογραφίας του OAR. Με μικρούς όγκους και πρόσθετες βελόνες μικρές διαφορές στις δομές του στόχου μπορεί να έχουν μεγάλες επιπτώσεις στο DVH, καθώς εμφανίζονται απότομες κλίσεις δόσης κοντά στην επιφάνεια του στόχου.
The fourth outlier corresponds to the largest HR CTV volume in the sample ( 86.6 cm 3 86.6 cm 3 86.6cm^(3)86.6 \mathrm{~cm}^{3} ), which was treated with the Vienna II applicator. An inspection of the MRI-based plans of the first and second applications for this patient revealed that the applicator position in relation to the target was different for the two applications. The applicator rotation in relation to the anterior-posterior axis as defined by the MRI was 21 ∘ 21 ∘ 21^(@)21^{\circ} while no rotation of the target structure could be observed.
Η τέταρτη ακραία τιμή αντιστοιχεί στον μεγαλύτερο όγκο ΚΤΚ HR του δείγματος ( 86.6 cm 3 86.6 cm 3 86.6cm^(3)86.6 \mathrm{~cm}^{3} ), ο οποίος υποβλήθηκε σε θεραπεία με το εφαρμογέα Vienna II. Η επιθεώρηση των βασισμένων στη μαγνητική τομογραφία σχεδίων της πρώτης και της δεύτερης εφαρμογής για τον εν λόγω ασθενή αποκάλυψε ότι η θέση του εφαρμογέα σε σχέση με τον στόχο ήταν διαφορετική για τις δύο εφαρμογές. Η περιστροφή του εφαρμοστή σε σχέση με τον άξονα πρόσθιο-οπίσθιο, όπως ορίστηκε από τη μαγνητική τομογραφία, ήταν 21 ∘ 21 ∘ 21^(@)21^{\circ} , ενώ δεν παρατηρήθηκε περιστροφή της δομής-στόχου.
Hence, after the automatic transfer of HR CTV MRI MRI  _("MRI "){ }_{\text {MRI }} to the CT of the second application the CT plan was generated for an anatomical situation, which was significantly different from the real anatomy as depicted on the MRI for that day. Therefore it was not possible to achieve the desired target coverage when planning on the CT, taking into account also the difficult sigmoid topography. The virtual D90 was smaller than 7 Gy . However, when projected onto the MRI anatomy a D90 of 7.9 Gy was reached by the MRI/ CT-based plan.
Ως εκ τούτου, μετά την αυτόματη μεταφορά του HR CTV MRI MRI  _("MRI "){ }_{\text {MRI }} στην αξονική τομογραφία της δεύτερης εφαρμογής, το σχέδιο αξονικής τομογραφίας δημιουργήθηκε για μια ανατομική κατάσταση, η οποία διέφερε σημαντικά από την πραγματική ανατομία, όπως απεικονιζόταν στη μαγνητική τομογραφία για εκείνη την ημέρα. Ως εκ τούτου, δεν ήταν δυνατόν να επιτευχθεί η επιθυμητή κάλυψη του στόχου κατά τον σχεδιασμό στην αξονική τομογραφία, λαμβανομένης επίσης υπόψη της δύσκολης τοπογραφίας του σιγμοειδούς. Το εικονικό D90 ήταν μικρότερο από 7 Gy . Ωστόσο, κατά την προβολή στην ανατομία της μαγνητικής τομογραφίας επιτεύχθηκε D90 7,9 Gy από το σχέδιο με βάση τη μαγνητική τομογραφία/αξονική τομογραφία.
As indicated in Fig. 2 the largest deviations of the D90 between the two methods were found for combined intracavitary plus interstitial implants. Considering the whole data sample, no clear
Όπως υποδεικνύεται στο Σχήμα 2, οι μεγαλύτερες αποκλίσεις του D90 μεταξύ των δύο μεθόδων βρέθηκαν για συνδυασμένα ενδοκοιλιακά και διασωληνωτά εμφυτεύματα. Λαμβάνοντας υπόψη ολόκληρο το δείγμα δεδομένων, δεν υπάρχει σαφής
correlation was found between the D90 of the HR CTV CT2 HR CTV CT2  HRCTV_("CT2 ")\mathrm{HR} \mathrm{CTV}_{\text {CT2 }} or HR CTV MRI 2 CTV MRI 2 CTV_(MRI2)\mathrm{CTV}_{\mathrm{MRI} 2} and the tumour size or application technique.
βρέθηκε συσχέτιση μεταξύ του D90 του HR CTV CT2 HR CTV CT2  HRCTV_("CT2 ")\mathrm{HR} \mathrm{CTV}_{\text {CT2 }} ή του HR CTV MRI 2 CTV MRI 2 CTV_(MRI2)\mathrm{CTV}_{\mathrm{MRI} 2} και του μεγέθους του όγκου ή της τεχνικής εφαρμογής.
The results of the analysis of total treatment dose differences between the full MRI and MRI/CT combination methods (Fig. 3) show that while planning with CT images the real D90 was underestimated on average by 1.5 ± 4.3 Gy 1.5 ± 4.3 Gy 1.5+-4.3Gy1.5 \pm 4.3 \mathrm{~Gy}. However, the mean difference between D90 of the fully MRI-based plans and MRI/CT plans evaluated on the actual MRI anatomy was only − 0.7 ± 5.3 Gy − 0.7 ± 5.3 Gy -0.7+-5.3Gy-0.7 \pm 5.3 \mathrm{~Gy}, with the real D90 for MRI/CT plans being on average slightly larger than for the MRI plans. The observed differences were not statistically significant. Therefore, on average, the quality of the MRI/CT combination method seems comparable to the fully MRI-based planning. The main reason for the deviations found for individual plans are the differences in volume and shape of the target contours between transferred target HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }} and actual HR CTV MRI2 MRI2  _("MRI2 "){ }_{\text {MRI2 }} target. These differences however are partly due to volume loss during the transfer procedure (interpolation between MRI and CT slices with different alignment and thickness) and actual tumour shrinkage between consecutive treatment weeks. However, as these cases received BT after or at the end of EBRT the tumour shrinkage was less pronounced compared to our previous findings also based on different treatment schedules [18]. The latter is reflected in the differences of the MRI1 and MRI2 target contours. As half of the patients were imaged with 2 mm slice thickness for CT the dependence of HR CTV volume loss on image resolution could be studied. The measured tumour shrinkage was found to be of the same order as the volume loss during target transfer, when using 4 mm slice thickness, i.e., 8.8 ± 20.5 % 8.8 ± 20.5 % 8.8+-20.5%8.8 \pm 20.5 \% and 15.4 ± 9.4 % 15.4 ± 9.4 % 15.4+-9.4%15.4 \pm 9.4 \%, respectively. For 2 mm CT slices the average transfer-related volume loss was reduced to 2.7 % 2.7 % 2.7%2.7 \%. However, for the two planning methods no correlation between the differences in total D90 with CT slice thickness could be detected in either of the two CT subgroups.
Τα αποτελέσματα της ανάλυσης των διαφορών στη συνολική δόση θεραπείας μεταξύ των μεθόδων συνδυασμού πλήρους μαγνητικής τομογραφίας και μαγνητικής τομογραφίας/ CT (Σχ. 3) δείχνουν ότι κατά τον σχεδιασμό με εικόνες αξονικής τομογραφίας η πραγματική D90 υποεκτιμήθηκε κατά μέσο όρο κατά 1.5 ± 4.3 Gy 1.5 ± 4.3 Gy 1.5+-4.3Gy1.5 \pm 4.3 \mathrm{~Gy} . Ωστόσο, η μέση διαφορά μεταξύ της D90 των σχεδίων που βασίζονται πλήρως στη μαγνητική τομογραφία και των σχεδίων μαγνητικής τομογραφίας/ CT που αξιολογήθηκαν στην πραγματική ανατομία της μαγνητικής τομογραφίας ήταν μόνο − 0.7 ± 5.3 Gy − 0.7 ± 5.3 Gy -0.7+-5.3Gy-0.7 \pm 5.3 \mathrm{~Gy} , με την πραγματική D90 για τα σχέδια μαγνητικής τομογραφίας/ CT να είναι κατά μέσο όρο ελαφρώς μεγαλύτερη από ό,τι για τα σχέδια μαγνητικής τομογραφίας. Οι παρατηρούμενες διαφορές δεν ήταν στατιστικά σημαντικές. Επομένως, κατά μέσο όρο, η ποιότητα της μεθόδου συνδυασμού MRI/CT φαίνεται συγκρίσιμη με τον σχεδιασμό που βασίζεται πλήρως στη MRI. Ο κύριος λόγος για τις αποκλίσεις που διαπιστώθηκαν για τα επιμέρους σχέδια είναι οι διαφορές στον όγκο και το σχήμα των περιγραμμάτων του στόχου μεταξύ του μεταφερόμενου στόχου HR CTV CT2 CT2  _("CT2 "){ }_{\text {CT2 }} και του πραγματικού στόχου HR CTV MRI2 MRI2  _("MRI2 "){ }_{\text {MRI2 }} . Ωστόσο, οι διαφορές αυτές οφείλονται εν μέρει στην απώλεια όγκου κατά τη διαδικασία μεταφοράς (παρεμβολή μεταξύ τομών μαγνητικής τομογραφίας και αξονικής τομογραφίας με διαφορετική ευθυγράμμιση και πάχος) και στην πραγματική συρρίκνωση του όγκου μεταξύ διαδοχικών εβδομάδων θεραπείας. Ωστόσο, καθώς οι περιπτώσεις αυτές έλαβαν BT μετά ή στο τέλος της EBRT, η συρρίκνωση του όγκου ήταν λιγότερο έντονη σε σύγκριση με προηγούμενα ευρήματά μας που βασίστηκαν επίσης σε διαφορετικά προγράμματα θεραπείας [18]. Το τελευταίο αντικατοπτρίζεται στις διαφορές των περιγραμμάτων στόχων MRI1 και MRI2. Καθώς οι μισοί από τους ασθενείς απεικονίστηκαν με πάχος φέτας 2 mm για την αξονική τομογραφία, η εξάρτηση της απώλειας όγκου HR CTV από την ανάλυση της εικόνας μπορούσε να μελετηθεί. Διαπιστώθηκε ότι η μετρούμενη συρρίκνωση του όγκου ήταν της ίδιας τάξης με την απώλεια όγκου κατά τη μεταφορά του στόχου, όταν χρησιμοποιήθηκε πάχος φέτας 4 mm, δηλαδή 8.8 ± 20.5 % 8.8 ± 20.5 % 8.8+-20.5%8.8 \pm 20.5 \% και 15.4 ± 9.4 % 15.4 ± 9.4 % 15.4+-9.4%15.4 \pm 9.4 \% , αντίστοιχα. Για τομές αξονικής τομογραφίας 2 mm η μέση απώλεια όγκου που σχετίζεται με τη μεταφορά μειώθηκε σε 2.7 % 2.7 % 2.7%2.7 \% . Ωστόσο, για τις δύο μεθόδους σχεδιασμού δεν μπόρεσε να εντοπιστεί συσχέτιση μεταξύ των διαφορών στη συνολική D90 και στο πάχος των τομών της αξονικής τομογραφίας σε καμία από τις δύο υποομάδες αξονικών τομογραφιών.
There was only one case where the minimum dose constraint for the MRI-based HR CTV was missed by the MRI/CT plan. The D90 MRI/CT MRI/CT  _("MRI/CT "){ }_{\text {MRI/CT }} of the HR CTV MRI MRI  _("MRI "){ }_{\text {MRI }} was 77.0 Gy . However, for this target, which was the second largest in the sample ( V HR V HR V_(HR)V_{\mathrm{HR}} cтv = 67.4 cm 3 = 67.4 cm 3 =67.4cm^(3)=67.4 \mathrm{~cm}^{3} ) the total D90 of the fully MRI-based plan was already only 81.9 Gy .
Υπήρξε μόνο μία περίπτωση κατά την οποία ο περιορισμός ελάχιστης δόσης για την ΚΤΒ HR βάσει μαγνητικής τομογραφίας δεν τηρήθηκε από το σχέδιο μαγνητικής τομογραφίας/αξονικής τομογραφίας. Η D90 MRI/CT MRI/CT  _("MRI/CT "){ }_{\text {MRI/CT }} του HR CTV MRI MRI  _("MRI "){ }_{\text {MRI }} ήταν 77,0 Gy . Ωστόσο, για αυτόν τον στόχο, ο οποίος ήταν ο δεύτερος μεγαλύτερος στο δείγμα ( V HR V HR V_(HR)V_{\mathrm{HR}} cтv = 67.4 cm 3 = 67.4 cm 3 =67.4cm^(3)=67.4 \mathrm{~cm}^{3} ) το συνολικό D90 του πλήρως βασισμένου στη μαγνητική τομογραφία σχεδίου ήταν ήδη μόνο 81,9 Gy .
For one plan the real total D 2 cc D 2  cc  D_(2" cc ")\mathrm{D}_{2 \text { cc }} MR/CT for sigmoid failed to stay below the dose limit by 2 Gy , even though there was no violation encountered during “virtual dose” planning with the CT-based structures. Depiction of the sigmoid in this patient’s CT scan was not very clear, which introduced a higher uncertainty in the CT contouring than for other cases. Moreover, non-negligible interfraction variations, i.e., organ motion between MRI and CT acquisition, might have taken place and may have contributed to this large deviation.
Για ένα σχέδιο η πραγματική συνολική D 2 cc D 2  cc  D_(2" cc ")\mathrm{D}_{2 \text { cc }} MR/CT για το σιγμοειδές απέτυχε να παραμείνει κάτω από το όριο δόσης κατά 2 Gy , παρόλο που δεν υπήρξε καμία παραβίαση κατά τον σχεδιασμό "εικονικής δόσης" με τις δομές που βασίζονται στην CT. Η απεικόνιση του σιγμοειδούς στην αξονική τομογραφία αυτού του ασθενούς δεν ήταν πολύ σαφής, γεγονός που εισήγαγε μεγαλύτερη αβεβαιότητα στο περίγραμμα της αξονικής τομογραφίας σε σχέση με άλλες περιπτώσεις. Επιπλέον, ενδέχεται να υπήρξαν μη αμελητέες διαθλαστικές μεταβολές, δηλαδή κίνηση του οργάνου μεταξύ της μαγνητικής τομογραφίας και της λήψης της αξονικής τομογραφίας, οι οποίες μπορεί να συνέβαλαν σε αυτή τη μεγάλη απόκλιση.
For all other cases all dose constraints for OAR were fulfilled.
Για όλες τις άλλες περιπτώσεις πληρούνται όλοι οι περιορισμοί δόσης για την OAR.
Special information from clinical examination was not taken into account while planning on CT. This limitation constitutes a disadvantage of any retrospective treatment planning study. Therefore, during a clinical implementation phase of this method a parallel prospective protocol should be applied.
Ειδικές πληροφορίες από την κλινική εξέταση δεν ελήφθησαν υπόψη κατά τον σχεδιασμό της αξονικής τομογραφίας. Αυτός ο περιορισμός αποτελεί μειονέκτημα κάθε αναδρομικής μελέτης σχεδιασμού θεραπείας. Ως εκ τούτου, κατά τη φάση κλινικής εφαρμογής της μεθόδου αυτής θα πρέπει να εφαρμοστεί ένα παράλληλο προοπτικό πρωτόκολλο.
The present analysis is limited to tandem/ring applicators, although further work should show appropriate use of the underlying method for other application techniques.
Η παρούσα ανάλυση περιορίζεται σε μηχανές εφαρμογής tandem/δακτυλίων, αν και περαιτέρω εργασίες θα πρέπει να δείξουν την κατάλληλη χρήση της υποκείμενης μεθόδου για άλλες τεχνικές εφαρμογής.

Conclusions  Συμπεράσματα

This study has shown that a combination of MRI for first fraction and subsequent CT based planning is feasible as well as quick and easy when automatic applicator-based image registration and target transfer are implemented in the TPS. The results show striking similarity to fully MRI-based planning in cases of small tumours and intracavitary applications, both in terms of HR CTV coverage and respecting of OAR dose limits. The MRI/CT combination
Η παρούσα μελέτη έδειξε ότι ο συνδυασμός μαγνητικής τομογραφίας για το πρώτο κλάσμα και ο επακόλουθος σχεδιασμός με βάση την αξονική τομογραφία είναι εφικτός, καθώς και γρήγορος και εύκολος, όταν η αυτόματη καταχώριση εικόνας με βάση τον εφαρμοστή και η μεταφορά στόχου εφαρμόζονται στο TPS. Τα αποτελέσματα παρουσιάζουν εντυπωσιακή ομοιότητα με τον σχεδιασμό που βασίζεται πλήρως στη μαγνητική τομογραφία σε περιπτώσεις μικρών όγκων και ενδοκοιλιακών εφαρμογών, τόσο όσον αφορά την κάλυψη του HR CTV όσο και την τήρηση των ορίων δόσης OAR. Ο συνδυασμός MRI/CT
method may further be improved by focussing on information from clinical examination in the CT-based planning process and better understanding of CT contouring.
μέθοδος μπορεί να βελτιωθεί περαιτέρω με την επικέντρωση στις πληροφορίες από την κλινική εξέταση στη διαδικασία σχεδιασμού με βάση την αξονική τομογραφία και την καλύτερη κατανόηση του περιγράμματος της αξονικής τομογραφίας.
However, for larger tumours and complex applications, as well as situations with unfavourable OAR topography, especially for the sigmoid, MRI based adaptive BT planning remains the superior method and is hence still to be considered as the gold standard.
Ωστόσο, για μεγαλύτερους όγκους και πολύπλοκες εφαρμογές, καθώς και για καταστάσεις με δυσμενή τοπογραφία OAR, ιδίως για το σιγμοειδές, ο προσαρμοστικός σχεδιασμός ΒΤ με μαγνητική τομογραφία παραμένει η ανώτερη μέθοδος και ως εκ τούτου εξακολουθεί να θεωρείται ο χρυσός κανόνας.

Conflict of interest statement
Δήλωση σύγκρουσης συμφερόντων

The Department of Radiotherapy at the Medical University of Vienna receives financial and/or equipment support for research and educational purposes from Nucletron B.V. and Varian Medical Systems Inc. C. Kirisits has been a consultant to Nucletron B.V.
Το Τμήμα Ακτινοθεραπείας του Ιατρικού Πανεπιστημίου της Βιέννης λαμβάνει οικονομική ή/και εξοπλιστική υποστήριξη για ερευνητικούς και εκπαιδευτικούς σκοπούς από τις εταιρείες Nucletron B.V. και Varian Medical Systems Inc. Ο C. Kirisits υπήρξε σύμβουλος της Nucletron B.V.

Acknowledgements  Ευχαριστίες

This work was supported by the Austrian Science Fund (FWF), Project L562-B19. N.H. acknowledges funding from the European Community’s Seventh Framework Programme [FP7/2007/-2013] under grant agreement No. 215849-2 (Project PARTNER).
Η εργασία αυτή υποστηρίχθηκε από το Αυστριακό Επιστημονικό Ταμείο (FWF), έργο L562-B19. Η N.H. αναγνωρίζει τη χρηματοδότηση από το έβδομο πρόγραμμα-πλαίσιο της Ευρωπαϊκής Κοινότητας [FP7/2007/-2013] στο πλαίσιο της συμφωνίας επιχορήγησης αριθ. 215849-2 (έργο PARTNER).

References  Αναφορές

[1] Haie-Meder C, Chargari C, Rey A, Dumas I, Morice P, Magne N. DVH parameters and outcome for patients with early-stage cervical cancer treated with preoperative MRI-based low dose rate brachytherapy followed by surgery. Radiother Oncol 2009;93:316-21.
[1] Haie-Meder C, Chargari C, Rey A, Dumas I, Morice P, Magne N. Παράμετροι DVH και έκβαση σε ασθενείς με καρκίνο του τραχήλου της μήτρας αρχικού σταδίου που υποβλήθηκαν σε προεγχειρητική βραχυθεραπεία χαμηλού ρυθμού δόσης με μαγνητική τομογραφία και ακολούθως σε χειρουργική επέμβαση. Radiother Oncol 2009;93:316-21.
[2] 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.
[3] De Brabandere M, Mousa AG, Nulens A, Swinnen A, Van LE. Potential of dose optimisation in MRI-based PDR brachytherapy of cervix carcinoma. Radiother Oncol 2008;88:217-26.
[3] De Brabandere M, Mousa AG, Nulens A, Swinnen A, Van LE. Δυνατότητες βελτιστοποίησης της δόσης στη βραχυθεραπεία PDR με μαγνητική τομογραφία για το καρκίνωμα του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2008;88:217-26.
[4] Lindegaard JC, Tanderup K, Nielsen SK, Haack S, Gelineck J. MRI-guided 3D optimization significantly improves DVH parameters of pulsed-dose-rate brachytherapy in locally advanced cervical cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2008;71:756-64.
[4] Lindegaard JC, Tanderup K, Nielsen SK, Haack S, Gelineck J. Η καθοδηγούμενη με μαγνητική τομογραφία τρισδιάστατη βελτιστοποίηση βελτιώνει σημαντικά τις παραμέτρους DVH της βραχυθεραπείας με παλμική δόση σε τοπικά προχωρημένο καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2008;71:756-64.
[5] Chargari C, Magne N, Dumas I, et al. Physics contributions and clinical outcome with 3D-MRI-based pulsed-dose-rate intracavitary brachytherapy in cervical cancer patients. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2009;74:185-93.
[5] Chargari C, Magne N, Dumas I, et al. Συμβολή της φυσικής και κλινικό αποτέλεσμα με την ενδοκαυτηριακή βραχυθεραπεία με παλμικό ρυθμό δόσης βασισμένη σε 3D-MRI σε ασθενείς με καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2009;74:185-93.
[6] 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.
[7] Jürgenliemk-Schulz IM, Lang S, Tanderup K, et al. Variation of treatment planning parameters ( D 90 HR − CTV , D ( 2 cc D 90 HR − CTV , D ( 2 cc D90HR-CTV,D(2cc\mathrm{D} 90 \mathrm{HR}-\mathrm{CTV}, \mathrm{D}(2 \mathrm{cc} ) for OAR) for cervical cancer tandem ring brachytherapy in a multicentre setting: comparison of standard planning and 3D image guided optimisation based on a joint protocol for dose-volume constraints. Radiother Oncol 2010;94:339-45.
[8] Mahantshetty U, Swamidas J, Khanna N, Engineer R, Merchant NH, Shrivastava S. Magnetic resonance image-based dose volume parameters and clinical outcome with high dose rate brachytherapy in cervical cancers - a validation of GYN GEC-ESTRO brachytherapy recommendations. Clin Oncol (R Coll Radiol) 2011;23:376-7.
[8] Mahantshetty U, Swamidas J, Khanna N, Engineer R, Merchant NH, Shrivastava S. Παράμετροι όγκου δόσης με βάση την εικόνα μαγνητικού συντονισμού και κλινική έκβαση με βραχυθεραπεία υψηλού ρυθμού δόσης σε καρκίνους του τραχήλου της μήτρας - επικύρωση των συστάσεων GYN GEC-ESTRO για βραχυθεραπεία. Clin Oncol (R Coll Radiol) 2011;23:376-7.
[9] Pötter R, Georg P, Dimopoulos JC, et al. Clinical outcome of protocol based image (MRI) guided adaptive brachytherapy combined with 3D conformal radiotherapy with or without chemotherapy in patients with locally advanced cervical cancer. Radiother Oncol 2011;100:116-23.
[10] Dimopoulos J, Lang S, Kirisits C, et al. Dose-effect relationship for local control of cervical cancer by magnetic resonance image guided brachytherapy. Radiother Oncol 2009;93:311-5.
[11] 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.
[12] 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.
[12] 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.
[13] Dimopoulos J, Kirisits C, Petric P, et al. The Vienna applicator for combined intracavitary and interstitial brachytherapy of cervical cancer: clinical feasibility and preliminary results. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2006;66:83-90.
[14] Kirisits C, Lang S, Dimopoulos J, Berger D, Georg D, Potter R. The Vienna applicator for combined intracavitary and interstitial brachytherapy of cervical
cancer: design, application, treatment planning, and dosimetric results. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2006;65:624-30.
καρκίνου: σχεδιασμός, εφαρμογή, σχεδιασμός θεραπείας και δοσιμετρικά αποτελέσματα. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2006;65:624-30.
[15] Berger D, Pötter R, Dimopoulos JA, Kirisits C. New Vienna applicator design for distal parametrial disease in cervical cancer. Brachytherapy 2010;9:51-2.
[15] Berger D, Pötter R, Dimopoulos JA, Kirisits C. Νέος σχεδιασμός εφαρμογέα Βιέννης για την απομακρυσμένη παραμετρική νόσο στον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Brachytherapy 2010;9:51-2.
[16] Dimopoulos J, 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.
[17] Berger D, Dimopoulos J, Pötter R, Kirisits C. Direct reconstruction of the Vienna applicator on MR images. Radiother Oncol 2009;93:347-51.
[17] Berger D, Dimopoulos J, Pötter R, Kirisits C. Άμεση ανακατασκευή του εφαρμοστή της Βιέννης σε εικόνες μαγνητικής τομογραφίας. Radiother Oncol 2009;93:347-51.
[18] Kirisits C, Lang S, Dimopoulos J, Oechs K, Georg D, Potter 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.
[18] Kirisits C, Lang S, Dimopoulos J, Oechs K, Georg D, Potter R. Αβεβαιότητες κατά τη χρήση ενός μόνο σχεδίου θεραπείας με βάση τη μαγνητική τομογραφία για επακόλουθες εφαρμογές υψηλής δόσης-ταξιδίου και δακτυλίου στη βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2006;81:269-75.
[19] Georg P, Potter R, Georg D, et al. Dose effect relationship for late side effects of the rectum and urinary bladder in magnetic resonance image-guided adaptive cervix cancer brachytherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2011;22:22.
[20] Haie-Meder C, Chargari C, Rey A, et al. MRI-based low dose-rate brachytherapy experience in locally advanced cervical cancer patients initially treated by concomitant chemoradiotherapy. Radiother Oncol 2010;96:161-5.
[20] Haie-Meder C, Chargari C, Rey A, et al. Εμπειρία βραχυθεραπείας χαμηλού ρυθμού δόσης με μαγνητική τομογραφία σε ασθενείς με τοπικά προχωρημένο καρκίνο του τραχήλου της μήτρας που έλαβαν αρχικά θεραπεία με ταυτόχρονη χημειοακτινοθεραπεία. Radiother Oncol 2010;96:161-5.
[21] Pötter R, Dimopoulos J, Georg P, et al. Clinical impact of MRI assisted dose volume adaptation and dose escalation in brachytherapy of locally advanced cervix cancer. Radiother Oncol 2007;83:148-55.
[22] Schmid MP, Kirisits C, Nesvacil N, et al. Local recurrences in cervical cancer patients in the setting of image-guided brachytherapy: a comparison of spatial dose distribution within a matched-pair analysis. Radiother Oncol 2011;100:468-72.
[23] Georg P, Kirisits C, Goldner G, et al. Correlation of dose-volume parameters, endoscopic and clinical rectal side effects in cervix cancer patients treated
[23] Georg P, Kirisits C, Goldner G, et al. Συσχέτιση των παραμέτρων δόσης-όγκου, ενδοσκοπικών και κλινικών ορθικών παρενεργειών 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.
[24] Federico M, Fotina I, Hegazy N, et al. Analysis of spatial agreement between CT- (+ pre-BT MRI) and MRI-based HR CTV delineation in cervix cancer brachytherapy. Radiother Oncol 2011;99:S57.
[25] Hegazy N, Nesvacil N, Federico M, et al. Impact of information from FIGO stage + / − + / − +//-+/- 3D clinical drawing on HR CTV delineation for CT-based cervical cancer brachytherapy with standardized lengths. Radiother Oncol 2011;99:S262.
[25] Hegazy N, Nesvacil N, Federico M, et al. Επίδραση των πληροφοριών από το κλινικό σχέδιο + / − + / − +//-+/- 3D σταδίου FIGO στην οριοθέτηση HR CTV για βραχυθεραπεία καρκίνου του τραχήλου της μήτρας με αξονική τομογραφία με τυποποιημένα μήκη. Radiother Oncol 2011;99:S262.
[26] Beriwal S, Kannan N, Kim H, et al. Three-dimensional high dose rate intracavitary image-guided brachytherapy for the treatment of cervical cancer using a hybrid magnetic resonance imaging/computed tomography approach: feasibility and early results. Clin Oncol ( R Coll Radiol) 2011;23:685-90.
[26] Beriwal S, Kannan N, Kim H, et al. Τρισδιάστατη ενδοκαθεδρική βραχυθεραπεία υψηλής δόσης με καθοδηγούμενη εικόνα για τη θεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας με χρήση υβριδικής προσέγγισης απεικόνισης μαγνητικού συντονισμού/ υπολογιστικής τομογραφίας: σκοπιμότητα και πρώιμα αποτελέσματα. Clin Oncol ( R Coll Radiol) 2011;23:685-90.
[27] Wakatsuki M, Ohno T, Yoshida D, et al. Intracavitary combined with CT-guided interstital brachytherapy for locally advanced uterine cervical cancer: introduction of the technique and a case presentation. J Radiat Res 2011;52:54-8.
[28] Kang HC, Shin KH, Park SY, Kim JY. 3D CT-based high-dose-rate brachytherapy for cervical cancer: clinical impact on late rectal bleeding and local control. Radiother Oncol 2010;97:507-13.
[28] Kang HC, Shin KH, Park SY, Kim JY. Βραχυθεραπεία υψηλού ρυθμού δόσης με 3D CT για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας: κλινικές επιπτώσεις στην όψιμη αιμορραγία του ορθού και στον τοπικό έλεγχο. Radiother Oncol 2010;97:507-13.
[29] Fokdal L, Tanderup K, Nielsen SK, et al. Image and laparoscopic guided interstitial brachytherapy for locally advanced primary or recurrent gynaecological cancer using the adaptive GEC ESTRO target concept. Radiother Oncol 2011;100:473-9.
[30] Dolezel M, Odrazka K, Vanasek J, et al. MRI-based pre-planning in patients with cervical cancer treated with three-dimensional brachytherapy. Br J Radiol 2011;84:850-6.
[30] Dolezel M, Odrazka K, Vanasek J, et al. Προγραμματισμός βάσει μαγνητικής τομογραφίας σε ασθενείς με καρκίνο του τραχήλου της μήτρας που υποβάλλονται σε θεραπεία με τρισδιάστατη βραχυθεραπεία. Br J Radiol 2011;84:850-6.
    • Corresponding author. Address: Department of Radiotherapy, Comprehensive Cancer Center Vienna, Medical University of Vienna, 18-20 Währinger Gürtel, A1090 Vienna, Austria.
      Συγγραφέας. Διεύθυνση: Α: Währinger Gürtel, 18-20, A1090 Βιέννη, Αυστρία.
    E-mail address: nicole.nesvacil@meduniwien.ac.at (N. Nesvacil).
    Διεύθυνση ηλεκτρονικού ταχυδρομείου: nicole.nesvacil@meduniwien.ac.at (N. Nesvacil).