Brachytherapy  Βραχυθεραπεία

Received 5 May 2010  Ελήφθη στις 5 Μαΐου 2010
Received in revised form 18 August 2010
Ελήφθη σε αναθεωρημένη μορφή 18 Αυγούστου 2010
Accepted 20 August 2010
Αποδεκτή 20 Αυγούστου 2010
Available online 29 September 2010
Διαθέσιμο στο διαδίκτυο στις 29 Σεπτεμβρίου 2010

Brachytherapy  Βραχυθεραπεία
Uncertainties  Αβεβαιότητες
Margins  Περιθώρια
PTV
Intracavitary  Ενδοκοιλιακή

The PTV concept has been created within the context of EBRT as a dose-planning tool which facilitates the creation of dose plans which are robust towards uncertainties. However, it is not straightforward how or whether a PTV concept can be applied within brachytherapy since the dose distributions of EBRT and BT are fundamentally different. The purpose of this paper is to discuss the role of the PTV concept in intracavitary brachytherapy.
Η έννοια του PTV δημιουργήθηκε στο πλαίσιο της EBRT ως εργαλείο σχεδιασμού της δόσης που διευκολύνει τη δημιουργία σχεδίων δόσης που είναι ανθεκτικά έναντι των αβεβαιοτήτων. Ωστόσο, δεν είναι ξεκάθαρο πώς ή αν η έννοια PTV μπορεί να εφαρμοστεί στο πλαίσιο της βραχυθεραπείας, δεδομένου ότι οι κατανομές δόσης της EBRT και της BT είναι θεμελιωδώς διαφορετικές. Σκοπός της παρούσας εργασίας είναι να συζητηθεί ο ρόλος της έννοιας PTV στην ενδοκαθετηριακή βραχυθεραπεία.

The gross tumour volume (GTV) is an oncological-anatomical concept, and its delineation is independent of the radiotherapy technique. GTV also has to be taken into account in surgery and chemotherapy. There is not much controversy about the GTV concept, although its accurate delineation depends on the (imaging) technique used, the time of delineation, and the experience and judgment of the radiation oncologist.
Ο ακαθάριστος όγκος όγκου (GTV) είναι μια ογκολογική-ανατομική έννοια και η οριοθέτησή του είναι ανεξάρτητη από την τεχνική ακτινοθεραπείας. Ο GTV πρέπει επίσης να λαμβάνεται υπόψη στη χειρουργική και τη χημειοθεραπεία. Δεν υπάρχει μεγάλη αμφισβήτηση σχετικά με την έννοια του GTV, αν και η ακριβής οριοθέτησή του εξαρτάται από τη χρησιμοποιούμενη (απεικονιστική) τεχνική, το χρόνο οριοθέτησης και την εμπειρία και την κρίση του ακτινοθεραπευτή-ογκολόγου.

The clinical target volume (CTV) which includes, in addition to the GTV, those tissues volumes “clinically” normal (not invaded)
Ο κλινικός όγκος-στόχος (CTV) που περιλαμβάνει, εκτός από τον GTV, τους όγκους των ιστών που είναι "κλινικά" φυσιολογικοί (δεν έχουν προσβληθεί).

but with suspected cancer cell invasion is also to a large extent independent of the treatment technique: it is (like the GTV) an anatomical-oncological volume. However the decision to include a given tissue volume in the CTV and to treat - or not - depends on the probability of the presence of individual cancer cells, on the efficacy of the treatment technique and the risk of side effects, i.e. again depending on the experience and judgment of the radiation oncologist.
αλλά με υποψία εισβολής καρκινικών κυττάρων είναι επίσης σε μεγάλο βαθμό ανεξάρτητος από την τεχνική θεραπείας: είναι (όπως και το GTV) ένας ανατομικός-ογκολογικός όγκος. Ωστόσο, η απόφαση να συμπεριληφθεί ένας συγκεκριμένος όγκος ιστού στο CTV και να γίνει θεραπεία - ή όχι - εξαρτάται από την πιθανότητα παρουσίας μεμονωμένων καρκινικών κυττάρων, από την αποτελεσματικότητα της θεραπευτικής τεχνικής και τον κίνδυνο παρενεργειών, δηλαδή και πάλι από την εμπειρία και την κρίση του ακτινοθεραπευτή-ογκολόγου.

Our radiotherapy techniques are not so perfect that the whole CTV and the CTV only receive the prescribed dose. Therefore to be sure that the whole CTV receives the appropriate dose, an additional tissue volume can be irradiated. This additional volume plus the CTV is the planning target volume (PTV). The PTV has been defined as follows in ICRU report 62 [1]: “Planning target volume (PTV) is a geometrical concept used for treatment planning, and it is defined to select appropriate beam sizes and beam arrangements to ensure that the prescribed dose is actually delivered to the CTV”. With the conventional (historical) photon irradiation techniques, one generally draws or delineates the PTV by adding a kind of “shell” or “skin” around the CTV. Obviously, the thickness of the shell decreases when the precision of the irradiation techniques (and set up) improves. However, even with the most modern techniques (e.g., even “tracking”, following the movements of
Οι τεχνικές ακτινοθεραπείας μας δεν είναι τόσο τέλειες ώστε ολόκληρη η ΚΤΒ και η ΚΤΒ να λαμβάνουν μόνο την προβλεπόμενη δόση. Επομένως, για να είναι βέβαιο ότι ολόκληρο το CTV λαμβάνει την κατάλληλη δόση, μπορεί να ακτινοβοληθεί ένας πρόσθετος όγκος ιστού. Αυτός ο πρόσθετος όγκος συν το CTV είναι ο όγκος-στόχος σχεδιασμού (PTV). Ο PTV έχει οριστεί ως εξής στην έκθεση 62 της ICRU [1]: "Ο όγκος-στόχος σχεδιασμού (PTV) είναι μια γεωμετρική έννοια που χρησιμοποιείται για το σχεδιασμό της θεραπείας και ορίζεται για την επιλογή κατάλληλων μεγεθών δέσμης και διατάξεων δέσμης ώστε να διασφαλίζεται ότι η προβλεπόμενη δόση παρέχεται πράγματι στο CTV". Με τις συμβατικές (ιστορικές) τεχνικές ακτινοβόλησης φωτονίων, γενικά σχεδιάζεται ή οριοθετείται ο PTV προσθέτοντας ένα είδος "κελύφους" ή "δέρματος" γύρω από το CTV. Προφανώς, το πάχος του κελύφους μειώνεται όταν βελτιώνεται η ακρίβεια των τεχνικών ακτινοβόλησης (και της εγκατάστασης). Ωστόσο, ακόμη και με τις πιο σύγχρονες τεχνικές (π.χ., ακόμη και η "παρακολούθηση", η παρακολούθηση των κινήσεων των
the tumour), the inaccuracy in tumour-beam positioning will never be “zero”. This means that there will always be a PTV but the thickness of the additional “shell” may be reduced.
τον όγκο), η ανακρίβεια στον εντοπισμό της δέσμης όγκου δεν θα είναι ποτέ "μηδενική". Αυτό σημαίνει ότι θα υπάρχει πάντα ένα PTV, αλλά το πάχος του πρόσθετου "κελύφους" μπορεί να μειωθεί.

During EBRT dose planning it is aimed to cover the PTV with the prescription dose. The margins increase the size of the prescription dose plateau, and thereby decrease the risk that geometric uncertainties during fractionated radiotherapy will lead to severe underdosage of the CTV. In general this is not linked to a dose escalation, but only an increase in the treated volume.
Κατά το σχεδιασμό της δόσης EBRT επιδιώκεται η κάλυψη του PTV με τη συνταγογραφούμενη δόση. Τα περιθώρια αυξάνουν το μέγεθος του πλατώματος της συνταγογραφούμενης δόσης και έτσι μειώνουν τον κίνδυνο γεωμετρικές αβεβαιότητες κατά τη διάρκεια της κλασματοποιημένης ακτινοθεραπείας να οδηγήσουν σε σοβαρή υποδόση του CTV. Γενικά αυτό δεν συνδέεται με κλιμάκωση της δόσης, αλλά μόνο με αύξηση του θεραπευόμενου όγκου.

GTV and CTV are used in brachytherapy in the same way as in EBRT, since these volumes are anatomical concepts applicable for any radiotherapy technique. The application of PTV in brachytherapy has not yet been specifically dealt with in ICRU reports $[2,3]$$[2,3]$[2,3][2,3]. The cervix and the sources have been assumed to be bound or fixed together, and thus the PTV would be equal to the CTV (i.e. PTV $=$$=$== CTV). This is also the approach in the GYN GEC-ESTRO working group recommendations where a CTV concept based on 3D imaging is introduced, and the PTV is assumed to be equal to the CTV [4]. However, this may not be completely true when taking into account uncertainties in source location relative to the target. In the GEC-ESTRO Handbook of Brachytherapy [5] the following definition is given: “In brachytherapy, the PTV is defined to select appropriate source arrangement, positioning and/or movement control. The dose distribution to the PTV has to be considered as representative of the dose distribution to the CTV”. The question is whether it is actually possible to draw such a PTV and whether the PTV dose is actually representative of the CTV dose. It has to be considered how CTV and PTV doses are related to each other in the inhomogeneous BT dose distribution. The role of the PTV and the methods to identify and delineate may be totally different from the method used to delineate the PTV for instance in intensity modulated radiotherapy (IMRT) or proton beam therapy [6].
Οι όγκοι GTV και CTV χρησιμοποιούνται στη βραχυθεραπεία με τον ίδιο τρόπο όπως και στην EBRT, δεδομένου ότι αυτοί οι όγκοι είναι ανατομικές έννοιες που εφαρμόζονται για οποιαδήποτε τεχνική ακτινοθεραπείας. Η εφαρμογή του PTV στη βραχυθεραπεία δεν έχει ακόμη αντιμετωπιστεί ειδικά στις εκθέσεις της ICRU $[2,3]$$[2,3]$[2,3][2,3] . Ο τράχηλος της μήτρας και οι πηγές έχουν θεωρηθεί ότι είναι συνδεδεμένες ή σταθερές μεταξύ τους και, επομένως, ο PTV θα ήταν ίσος με τον CTV (δηλαδή PTV $=$$=$== CTV). Αυτή είναι επίσης η προσέγγιση στις συστάσεις της ομάδας εργασίας GYN GEC-ESTRO, όπου εισάγεται μια έννοια CTV με βάση την τρισδιάστατη απεικόνιση και το PTV θεωρείται ότι είναι ίσο με το CTV [4]. Ωστόσο, αυτό μπορεί να μην είναι απολύτως αληθές όταν λαμβάνονται υπόψη οι αβεβαιότητες στη θέση της πηγής σε σχέση με τον στόχο. Στο GEC-ESTRO Handbook of Brachytherapy [5] δίνεται ο ακόλουθος ορισμός: "Στη βραχυθεραπεία, το PTV ορίζεται για την επιλογή της κατάλληλης διάταξης της πηγής, την τοποθέτηση ή/και τον έλεγχο της κίνησης. Η κατανομή της δόσης στο PTV πρέπει να θεωρείται αντιπροσωπευτική της κατανομής της δόσης στο CTV". Το ερώτημα είναι αν είναι πράγματι δυνατό να σχεδιαστεί ένα τέτοιο PTV και αν η δόση PTV είναι πράγματι αντιπροσωπευτική της δόσης CTV. Πρέπει να εξεταστεί πώς οι δόσεις CTV και PTV σχετίζονται μεταξύ τους στην ανομοιογενή κατανομή δόσης BT. Ο ρόλος του PTV και οι μέθοδοι προσδιορισμού και οριοθέτησης μπορεί να είναι εντελώς διαφορετικοί από τη μέθοδο που χρησιμοποιείται για την οριοθέτηση του PTV για παράδειγμα στη διαμορφωμένη με ένταση ακτινοθεραπεία (IMRT) ή στη θεραπεία με δέσμη πρωτονίων [6].

The concept of 3D image guided adaptive brachytherapy (IGABT) involves imaging with the applicator in situ and adaptive treatment planning according to the anatomy and tumour extension at the time of brachytherapy [7-14]. Even with full image guidance and adaptation there are still uncertainties in IGABT. Geometrical uncertainties are related to source positioning and to reconstruction of the applicator [15]. Internal uncertainties are caused by potential displacements of the applicator relative to the target during BT irradiation or in between imaging and dose delivery. Internal uncertainties are usually better controlled in brachytherapy than in EBRT. The radiation source is placed directly in the tumour region, and the sources will in general move together with the target.
Η έννοια της τρισδιάστατης προσαρμοστικής βραχυθεραπείας με καθοδήγηση εικόνας (IGABT) περιλαμβάνει την απεικόνιση με τον εφαρμοστή επί τόπου και τον προσαρμοστικό σχεδιασμό της θεραπείας σύμφωνα με την ανατομία και την επέκταση του όγκου κατά τη στιγμή της βραχυθεραπείας [7-14]. Ακόμα και με πλήρη καθοδήγηση εικόνας και προσαρμογή, εξακολουθούν να υπάρχουν αβεβαιότητες στην IGABT. Οι γεωμετρικές αβεβαιότητες σχετίζονται με την τοποθέτηση της πηγής και την ανακατασκευή του εφαρμοστή [15]. Οι εσωτερικές αβεβαιότητες προκαλούνται από πιθανές μετατοπίσεις του εφαρμοστή σε σχέση με το στόχο κατά τη διάρκεια της ακτινοβόλησης ΒΤ ή μεταξύ της απεικόνισης και της χορήγησης δόσης. Οι εσωτερικές αβεβαιότητες ελέγχονται συνήθως καλύτερα στη βραχυθεραπεία από ό,τι στην EBRT. Η πηγή ακτινοβολίας τοποθετείται απευθείας στην περιοχή του όγκου και οι πηγές θα μετακινηθούν γενικά μαζί με τον στόχο.

Source positioning uncertainties are monitored with continuous QA, typically at source exchange and during applicator commissioning. The tolerance limit for source positioning uncertainties in a straight catheter is usually $\pm 1\mathrm{mm}$$\pm 1\mathrm{mm}$+-1mm\pm 1 \mathrm{~mm} [16]. In curved applicators - such as the ring applicator - source positioning uncertainties can be larger, and source mis-placements of 2-4 mm may appear [17,18]. However, during reconstruction it is possible to correct or partly correct for this kind of positioning error in curved rigid applicators where the source path is reproducible.
Οι αβεβαιότητες τοποθέτησης της πηγής παρακολουθούνται με συνεχή QA, συνήθως κατά την ανταλλαγή της πηγής και κατά τη διάρκεια της θέσης σε λειτουργία του εφαρμοστή. Το όριο ανοχής για τις αβεβαιότητες τοποθέτησης της πηγής σε έναν ευθύ καθετήρα είναι συνήθως $\pm 1\mathrm{mm}$$\pm 1\mathrm{mm}$+-1mm\pm 1 \mathrm{~mm} [16]. Σε καμπύλους εφαρμογείς - όπως ο εφαρμογέας δακτυλίου - οι αβεβαιότητες τοποθέτησης της πηγής μπορεί να είναι μεγαλύτερες και μπορεί να εμφανιστούν λανθασμένες τοποθετήσεις της πηγής κατά 2-4 mm [17,18]. Ωστόσο, κατά τη διάρκεια της ανακατασκευής είναι δυνατή η διόρθωση ή η μερική διόρθωση αυτού του είδους σφάλματος τοποθέτησης σε καμπύλες άκαμπτες συσκευές εφαρμογής, όπου η διαδρομή της πηγής είναι αναπαραγώγιμη.

Applicator reconstruction uncertainties are dependent on image modality, image quality, and on the procedure used for reconstruction. In general CT makes it possible to arrive at an accurate definition of the source channel [17], whereas MRI may be associated
Οι αβεβαιότητες ανακατασκευής του εφαρμοστή εξαρτώνται από τη μέθοδο εικόνας, την ποιότητα της εικόνας και τη διαδικασία που χρησιμοποιείται για την ανακατασκευή. Σε γενικές γραμμές, η αξονική τομογραφία καθιστά δυνατή την επίτευξη ακριβούς ορισμού του καναλιού πηγής [17], ενώ η μαγνητική τομογραφία μπορεί να συνδέεται με
with more uncertainties due to challenges in discrimination of the source channels on MRI [19-21]. The uncertainties are larger in the direction perpendicular to the slice orientation due to the slice thickness and consequent blurring of sagittal and coronal reconstructed images. With transverse MRI, it is possible to keep the standard deviation of reconstruction uncertainties below 0.5 mm in lateral and anterior-posterior directions and below 2 mm in the direction along the tandem [19,22]. In cases where fusion of two image sequences (e.g. CT and MR) is used during the reconstruction procedure, the fusion uncertainties add to the reconstruction uncertainties. Fusion uncertainties are typically also largest in the direction perpendicular to the slice orientation.
με περισσότερες αβεβαιότητες λόγω των προκλήσεων στη διάκριση των καναλιών πηγής στη μαγνητική τομογραφία [19-21]. Οι αβεβαιότητες είναι μεγαλύτερες στην κατεύθυνση κάθετα προς τον προσανατολισμό της φέτας λόγω του πάχους της φέτας και της επακόλουθης θόλωσης των σαγματικών και στεφανιαίων ανακατασκευασμένων εικόνων. Με την εγκάρσια μαγνητική τομογραφία, είναι δυνατόν να διατηρηθεί η τυπική απόκλιση των αβεβαιοτήτων ανακατασκευής κάτω από 0,5 mm στην πλευρική και την πρόσθια-οπίσθια κατεύθυνση και κάτω από 2 mm στην κατεύθυνση κατά μήκος του τανυστή [19,22]. Σε περιπτώσεις όπου χρησιμοποιείται συγχώνευση δύο ακολουθιών εικόνων (π.χ. CT και MR) κατά τη διαδικασία ανακατασκευής, οι αβεβαιότητες συγχώνευσης προστίθενται στις αβεβαιότητες ανακατασκευής. Οι αβεβαιότητες σύντηξης είναι συνήθως επίσης μεγαλύτερες στη διεύθυνση κάθετα στον προσανατολισμό της φέτας.

In summary, geometric uncertainties are typically larger in the direction along the tandem since reconstruction uncertainties, fusion uncertainties and source positioning uncertainties are usually largest in this direction. In the direction perpendicular to the tandem the uncertainties are most often more limited. In certain ovoid applicators the vaginal sources and the tandem are not fixed to each other and reconstruction has to be done for each applicator part separately. For such cases there will be additional uncertainties also in other directions.
Συνοπτικά, οι γεωμετρικές αβεβαιότητες είναι συνήθως μεγαλύτερες προς την κατεύθυνση κατά μήκος του tandem, δεδομένου ότι οι αβεβαιότητες ανακατασκευής, οι αβεβαιότητες σύντηξης και οι αβεβαιότητες εντοπισμού της πηγής είναι συνήθως μεγαλύτερες προς αυτή την κατεύθυνση. Στην κατεύθυνση κάθετα προς το tandem οι αβεβαιότητες είναι τις περισσότερες φορές πιο περιορισμένες. Σε ορισμένους ωοειδείς εφαρμογείς, οι κολπικές πηγές και το tandem δεν είναι σταθερά συνδεδεμένα μεταξύ τους και η ανακατασκευή πρέπει να γίνεται για κάθε τμήμα του εφαρμογέα χωριστά. Στις περιπτώσεις αυτές υπάρχουν πρόσθετες αβεβαιότητες και προς άλλες κατευθύνσεις.

In IGABT there will inevitably be a time relapse between imaging and dose delivery due to the procedure of contouring and dose planning which takes typically $1-4\mathrm{h}$$1-4\mathrm{h}$1-4h1-4 \mathrm{~h} depending on the local infrastructure and on the complexity of the implant and the dose plan. Furthermore, there will be additional risk of movement during and in between pulses/fractions with PDR brachytherapy [21] or with HDR where several fractions are delivered based on one applicator insertion and imaging session $[23,24]$$[23,24]$[23,24][23,24]. The stability of the applicator is dependent on the applicator type, the methods of fixation, and the handling of the patient. In traditional ovoid/fletcher-type applicators, there is some clinical indication that the colpostats may change their position during treatment [25]. Clinical observations indicate a rather stable position of the ring in relation to the HR CTV [26]. Systematic comparison between uncertainties of LDR, PDR, and HDR is currently difficult due to lack of studies that report on uncertainties in a common terminology.
Στην IGABT θα υπάρξει αναπόφευκτα μια χρονική υστέρηση μεταξύ της απεικόνισης και της χορήγησης δόσης λόγω της διαδικασίας διαμόρφωσης του περιγράμματος και του σχεδιασμού της δόσης, η οποία διαρκεί συνήθως $1-4\mathrm{h}$$1-4\mathrm{h}$1-4h1-4 \mathrm{~h} ανάλογα με την τοπική υποδομή και την πολυπλοκότητα του εμφυτεύματος και του σχεδίου δόσης. Επιπλέον, θα υπάρχει πρόσθετος κίνδυνος μετακίνησης κατά τη διάρκεια και μεταξύ των παλμών/κλασμάτων με τη βραχυθεραπεία PDR [21] ή με την HDR, όπου χορηγούνται πολλά κλάσματα με βάση μία $[23,24]$$[23,24]$[23,24][23,24] τοποθέτηση του εφαρμοστή και μία συνεδρία απεικόνισης. Η σταθερότητα του εφαρμοστή εξαρτάται από τον τύπο του εφαρμοστή, τις μεθόδους στερέωσης και τον χειρισμό του ασθενούς. Στους παραδοσιακούς εφαρμογείς τύπου ωοειδούς/fletcher, υπάρχουν κάποιες κλινικές ενδείξεις ότι τα κολποστάσια μπορεί να αλλάξουν τη θέση τους κατά τη διάρκεια της θεραπείας [25]. Οι κλινικές παρατηρήσεις υποδεικνύουν μια μάλλον σταθερή θέση του δακτυλίου σε σχέση με το ΚΤΚ HR [26]. Η συστηματική σύγκριση μεταξύ των αβεβαιοτήτων των LDR, PDR και HDR είναι επί του παρόντος δύσκολη λόγω της έλλειψης μελετών που αναφέρουν τις αβεβαιότητες με κοινή ορολογία.

Relatively small geometric errors can translate into problematic errors in delivered dose due to the large dose gradients of brachytherapy. Typical changes in HR CTV dose (D90, D100) are below $4-5\mathrm{\%}$$4-5\mathrm{\%}$4-5%4-5 \% per mm of applicator displacement error [22]. The limited extend of geometric reconstruction uncertainties means that the impact of different reconstruction methods as well as reconstruction inter-observer variations have been reported to be limited less than 3-6% for HR CTV D90 [17,19,21,22,27,28]. Occasional applicator displacements have potential to have much more impact on delivered dose than uncertainties in applicator reconstruction. Considerable changes in target dose may be seen in individual patients, e.g. in case of a re-location of an ovoid applicator [21].
Σχετικά μικρά γεωμετρικά σφάλματα μπορούν να μεταφραστούν σε προβληματικά σφάλματα στην παρεχόμενη δόση λόγω των μεγάλων κλίσεων δόσης της βραχυθεραπείας. Οι τυπικές μεταβολές στη δόση HR CTV (D90, D100) είναι κάτω από $4-5\mathrm{\%}$$4-5\mathrm{\%}$4-5%4-5 \% ανά mm σφάλματος μετατόπισης του εφαρμοστή [22]. Η περιορισμένη έκταση των αβεβαιοτήτων της γεωμετρικής ανακατασκευής σημαίνει ότι η επίδραση των διαφορετικών μεθόδων ανακατασκευής καθώς και οι διαφορές μεταξύ των παρατηρητών ανακατασκευής έχουν αναφερθεί ότι περιορίζονται σε λιγότερο από 3-6% για το HR CTV D90 [17,19,21,22,27,28]. Οι περιστασιακές μετατοπίσεις του εφαρμοστή έχουν τη δυνατότητα να έχουν πολύ μεγαλύτερο αντίκτυπο στην παρεχόμενη δόση από ό,τι οι αβεβαιότητες στην ανακατασκευή του εφαρμοστή. Σημαντικές αλλαγές στη δόση-στόχο μπορεί να παρατηρηθούν σε μεμονωμένους ασθενείς, π.χ. σε περίπτωση επανατοποθέτησης ενός ωοειδούς εφαρμοστή [21].

Although geometric uncertainties in brachytherapy and EBRT can be categorised according to the same principles, the method to identify a PTV in brachytherapy is not straightforward. Both the geometric uncertainties and the characteristics of the dose distribution have to be taken into account when applying margins. The heterogeneity of the brachytherapy dose distribution is profoundly different from the uniform dose plateaus created with EBRT. The conventional approach in EBRT is to expand the whole homogeneous dose plateau beyond the CTV to cover the PTV.
Αν και οι γεωμετρικές αβεβαιότητες στη βραχυθεραπεία και την EBRT μπορούν να κατηγοριοποιηθούν σύμφωνα με τις ίδιες αρχές, η μέθοδος προσδιορισμού του PTV στη βραχυθεραπεία δεν είναι απλή. Τόσο οι γεωμετρικές αβεβαιότητες όσο και τα χαρακτηριστικά της κατανομής της δόσης πρέπει να λαμβάνονται υπόψη κατά την εφαρμογή των περιθωρίων. Η ετερογένεια της κατανομής της δόσης στη βραχυθεραπεία διαφέρει βαθύτατα από τα ομοιόμορφα πλατώματα δόσης που δημιουργούνται με την EBRT. Η συμβατική προσέγγιση στην EBRT είναι η επέκταση ολόκληρου του ομοιογενούς πλατώ δόσης πέρα από το CTV για να καλύψει το PTV.

However, such an approach is not generally applicable within intracavitary brachytherapy due to the presence of dose gradients throughout the target. The dose gradients are of different nature in the direction along the axis of source catheters (longitudinal direction) and in the direction perpendicular to these (radial direction).
Ωστόσο, μια τέτοια προσέγγιση δεν είναι γενικά εφαρμόσιμη στην ενδοκοιλιακή βραχυθεραπεία λόγω της παρουσίας βαθμίδων δόσης σε όλο το στόχο. Οι κλίσεις δόσης είναι διαφορετικής φύσης στην κατεύθυνση κατά μήκος του άξονα των καθετήρων πηγής (διαμήκης κατεύθυνση) και στην κατεύθυνση κάθετα προς αυτούς (ακτινική κατεύθυνση).

It is often the case that the tandem is longer than the HR CTV, and it is possible to introduce and load extra source dwell positions just outside the target. In this way, the dose distribution can be elongated, and a dose plateau can be created which extends beyond the CTV (Fig. 1). This is also a direction of considerable target contouring uncertainty because there is no clear discrimination between cervix and uterine corpus on images. Generous loading in the longitudinal direction will make the dose distribution more robust towards uncertainties in this direction. Contouring [29,30], reconstruction [15] and fusion uncertainties are often more pronounced in this direction than in the radial direction. It means that a margin between the cranial part of the target and the prescription isodose should be maintained when possible and complete target conformity is not recommended in this region (Fig. 1).
Συχνά το tandem είναι μακρύτερο από το HR CTV και είναι δυνατόν να εισαχθούν και να φορτωθούν επιπλέον θέσεις παραμονής της πηγής ακριβώς έξω από το στόχο. Με αυτόν τον τρόπο, η κατανομή της δόσης μπορεί να επιμηκυνθεί και να δημιουργηθεί ένα οροπέδιο δόσης που εκτείνεται πέρα από το CTV (Σχ. 1). Αυτή είναι επίσης μια κατεύθυνση σημαντικής αβεβαιότητας για τη διαμόρφωση του περιγράμματος του στόχου, επειδή δεν υπάρχει σαφής διάκριση μεταξύ του τραχήλου και του σώματος της μήτρας στις εικόνες. Η γενναιόδωρη φόρτιση στη διαμήκη κατεύθυνση θα καταστήσει την κατανομή της δόσης πιο ανθεκτική έναντι των αβεβαιοτήτων σε αυτή την κατεύθυνση. Οι αβεβαιότητες περιγράμματος [29,30], ανακατασκευής [15] και σύντηξης είναι συχνά πιο έντονες σε αυτήν την κατεύθυνση από ό,τι στην ακτινική κατεύθυνση. Αυτό σημαίνει ότι πρέπει να διατηρείται ένα περιθώριο μεταξύ του κρανιακού τμήματος του στόχου και της συνταγογραφούμενης ισοδόσης, όταν είναι δυνατόν, και δεν συνιστάται η πλήρης συμμόρφωση με τον στόχο σε αυτή την περιοχή (Εικ. 1).

When vaginal loading is used in ring or ovoid-type applicators there is normally a region with ample dose below the cervical target. In this case it is not necessary to consider margins in the caudal direction. In case there is a vaginal target requiring additional loading into the vagina, a caudal safety margin can be used.
Όταν η κολπική φόρτιση χρησιμοποιείται σε εφαρμογείς τύπου δακτυλίου ή ωοειδούς υπάρχει συνήθως μια περιοχή με άφθονη δόση κάτω από τον τραχηλικό στόχο. Στην περίπτωση αυτή δεν είναι απαραίτητο να εξεταστούν τα περιθώρια στην ουραία κατεύθυνση. Σε περίπτωση που υπάρχει κολπικός στόχος που απαιτεί πρόσθετη φόρτιση στον κόλπο, μπορεί να χρησιμοποιηθεί ένα ουραίο περιθώριο ασφαλείας.

The situation is different in the direction perpendicular to the tandem. The radial dose fall off is determined by physics and is mainly due to the distance to the source positions (inverse square law). In practise the dose gradient cannot be manipulated to become less steep by modifying the loading pattern. If a radial PTV margin would be applied one arrives with a PTV with a lower dose than the CTV. Renormalizing the dose in order to cover the PTV
Η κατάσταση είναι διαφορετική στην κατεύθυνση κάθετα προς το tandem. Η ακτινική πτώση της δόσης καθορίζεται από τη φυσική και οφείλεται κυρίως στην απόσταση από τις θέσεις των πηγών (αντίστροφος τετραγωνικός νόμος). Στην πράξη, η κλίση της δόσης δεν μπορεί να χειραγωγηθεί ώστε να γίνει λιγότερο απότομη τροποποιώντας το μοτίβο φόρτισης. Εάν εφαρμοζόταν ένα ακτινικό περιθώριο PTV, θα προέκυπτε ένα PTV με χαμηλότερη δόση από το CTV. Επανακανονικοποίηση της δόσης για την κάλυψη του PTV

Fig. 1. Schematic figure indicating ring applicator, HR CTV and uterus in the coronal view. The tandem is loaded in the upper part in order to maintain a margin between the target and the pear shaped isodose in the longitudinal direction. The size of the margin should reflect the geometric uncertainties and the target contouring uncertainty due to difficulties in discrimination between cervix and uterine corpus.
Σχήμα 1. Σχηματική εικόνα που δείχνει τον εφαρμοστή δακτυλίου, το HR CTV και τη μήτρα σε στεφανιαία προβολή. Το τανυστικό φορτώνεται στο άνω μέρος προκειμένου να διατηρηθεί ένα περιθώριο μεταξύ του στόχου και της ισοδόσης σχήματος αχλαδιού κατά τη διαμήκη διεύθυνση. Το μέγεθος του περιθωρίου θα πρέπει να αντικατοπτρίζει τις γεωμετρικές αβεβαιότητες και την αβεβαιότητα περιγράμματος του στόχου λόγω των δυσκολιών διάκρισης μεταξύ τραχήλου και σώματος μήτρας.
would blow up the isodoses throughout the target volume (Fig. 2). This is equivalent to doing a dose escalation. Furthermore, the uncertainty of delivered dose would not be improved by applying a radial margin, since the dose gradients do not become smaller with dose escalation. In a typical intracavitary application the dose fall off is $\sim 8\mathrm{\%}$$\sim 8\mathrm{\%}$∼8%\sim 8 \% per mm at point A. Normalisation of dose according to PTV instead of CTV would therefore typically result in a dose escalation of $\sim 8\mathrm{\%}$$\sim 8\mathrm{\%}$∼8%\sim 8 \% per mm margin applied. In representative clinical cases with a tumour width of 5 cm , an application of uniform margins of 3 mm and 5 mm would result in a dose escalation of around $25\mathrm{\%}$$25\mathrm{\%}$25%25 \% and $40\mathrm{\%}$$40\mathrm{\%}$40%40 \%, respectively. This is fundamentally different from the situation in EBRT where the dose plateau is increased in size by application of margin, but the dose throughout the CTV remains essentially the same (Fig. 2).
θα ανατίναζε τις ισοδυνάμεις σε όλο τον όγκο-στόχο (Σχήμα 2). Αυτό ισοδυναμεί με κλιμάκωση της δόσης. Επιπλέον, η αβεβαιότητα της παρεχόμενης δόσης δεν θα βελτιωνόταν με την εφαρμογή ενός ακτινικού περιθωρίου, δεδομένου ότι οι κλίσεις δόσης δεν γίνονται μικρότερες με την κλιμάκωση της δόσης. Σε μια τυπική ενδοκοιλιακή εφαρμογή η πτώση της δόσης είναι $\sim 8\mathrm{\%}$$\sim 8\mathrm{\%}$∼8%\sim 8 \% ανά mm στο σημείο Α. Η κανονικοποίηση της δόσης σύμφωνα με το PTV αντί για το CTV θα οδηγούσε επομένως τυπικά σε κλιμάκωση της δόσης κατά $\sim 8\mathrm{\%}$$\sim 8\mathrm{\%}$∼8%\sim 8 \% ανά εφαρμοζόμενο περιθώριο mm. Σε αντιπροσωπευτικές κλινικές περιπτώσεις με πλάτος όγκου 5 cm , η εφαρμογή ομοιόμορφων περιθωρίων 3 mm και 5 mm θα οδηγούσε σε κλιμάκωση της δόσης περίπου $25\mathrm{\%}$$25\mathrm{\%}$25%25 \% και $40\mathrm{\%}$$40\mathrm{\%}$40%40 \% , αντίστοιχα. Αυτό είναι θεμελιωδώς διαφορετικό από την κατάσταση στην EBRT, όπου το πλάτωμα δόσης αυξάνεται σε μέγεθος με την εφαρμογή περιθωρίου, αλλά η δόση σε όλο το CTV παραμένει ουσιαστικά η ίδια (Σχ. 2).

In EBRT the PTV dose is representative of the CTV dose, and the PTV is regularly used for dose reporting.
Στην EBRT η δόση PTV είναι αντιπροσωπευτική της δόσης CTV και η PTV χρησιμοποιείται τακτικά για την αναφορά δόσεων.

In brachytherapy the dose gradients throughout the CTV and a hypothetical PTV result in considerable discrepancies between CTV and PTV doses. A radially expanded PTV would represent a systematic underestimation of the CTV dose by $\sim 8\mathrm{\%}$$\sim 8\mathrm{\%}$∼8%\sim 8 \% per mm of margin expansion. It is not suitable to report the PTV dose as an estimate of the dose delivered to CTV.
Στη βραχυθεραπεία οι διαβαθμίσεις δόσης σε όλο το CTV και σε ένα υποθετικό PTV οδηγούν σε σημαντικές αποκλίσεις μεταξύ των δόσεων CTV και PTV. Ένα ακτινικά διευρυμένο PTV θα αντιπροσώπευε μια συστηματική υποεκτίμηση της δόσης CTV κατά $\sim 8\mathrm{\%}$$\sim 8\mathrm{\%}$∼8%\sim 8 \% ανά mm διαστολής του περιθωρίου. Δεν ενδείκνυται η αναφορά της δόσης PTV ως εκτίμηση της δόσης που παρέχεται στο CTV.

Brachytherapy uncertainties may cause the target to become located in either hotter or colder regions than expected, and delivered dose may become either larger or smaller than expected from the treatment planning system. The CTV dose is the most appropriate estimate of delivered dose. Therefore the CTV dose should always be used for dose reporting.
Οι αβεβαιότητες της βραχυθεραπείας μπορεί να προκαλέσουν τον εντοπισμό του στόχου σε θερμότερες ή ψυχρότερες περιοχές από τις αναμενόμενες και η χορηγούμενη δόση μπορεί να γίνει μεγαλύτερη ή μικρότερη από την αναμενόμενη από το σύστημα σχεδιασμού της θεραπείας. Η δόση CTV είναι η καταλληλότερη εκτίμηση της παρεχόμενης δόσης. Ως εκ τούτου, η δόση CTV θα πρέπει πάντα να χρησιμοποιείται για την αναφορά δόσης.

Application of margins has impact on the dose to organs at risk. In intracavitary brachytherapy it is possible to maintain a dose in adjacent organs at risk which is most often lower than the prescribed target dose. This is partly because there is no PTV expansion into the organs at risk. In a patient material from Aarhus University Hospital, the mean D2cc of bladder, rectum and sigmoid dose was $63\pm 16\mathrm{\%},49\pm 19\mathrm{\%}$$63\pm 16\mathrm{\%},49\pm 19\mathrm{\%}$63+-16%,49+-19%63 \pm 16 \%, 49 \pm 19 \% and $52\pm 14\mathrm{\%}$$52\pm 14\mathrm{\%}$52+-14%52 \pm 14 \% of the target dose (HR
Η εφαρμογή των περιθωρίων έχει αντίκτυπο στη δόση στα όργανα που διατρέχουν κίνδυνο. Στην ενδοκοιλιακή βραχυθεραπεία είναι δυνατόν να διατηρηθεί δόση στα παρακείμενα όργανα σε κίνδυνο, η οποία τις περισσότερες φορές είναι χαμηλότερη από τη συνταγογραφούμενη δόση-στόχο. Αυτό οφείλεται εν μέρει στο γεγονός ότι δεν υπάρχει επέκταση του PTV στα όργανα κινδύνου. Σε ένα υλικό ασθενών από το Πανεπιστημιακό Νοσοκομείο του Aarhus, η μέση δόση D2cc της ουροδόχου κύστης, του ορθού και του σιγμοειδούς ήταν $63\pm 16\mathrm{\%},49\pm 19\mathrm{\%}$$63\pm 16\mathrm{\%},49\pm 19\mathrm{\%}$63+-16%,49+-19%63 \pm 16 \%, 49 \pm 19 \% και $52\pm 14\mathrm{\%}$$52\pm 14\mathrm{\%}$52+-14%52 \pm 14 \% της δόσης-στόχου (HR

Fig. 2. Effect of margins on dose distribution in EBRT and in intracavitary cervix cancer BT. In EBRT (upper panel) a PTV margin will result in an increase of the volume irradiated to a high dose. The dose plateau becomes larger in size, but the CTV dose remains unchanged. In BT (lower panel) a PTV margin into the lateral and anterior-posterior direction and a renormalisation of dose according to the PTV will result in a general dose escalation. The dose throughout the CTV and organs at risk will systematically increase from inner to outer dose profile.
Σχήμα 2. Επίδραση των περιθωρίων στην κατανομή της δόσης στην EBRT και στην ενδοκοιλιακή ΒΤ για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Στην EBRT (επάνω πίνακας) ένα περιθώριο PTV θα έχει ως αποτέλεσμα την αύξηση του όγκου που ακτινοβολείται σε υψηλή δόση. Το πλάτωμα δόσης γίνεται μεγαλύτερο σε μέγεθος, αλλά η δόση CTV παραμένει αμετάβλητη. Στη ΒΤ (κάτω πίνακας) ένα περιθώριο PTV στην πλευρική και πρόσθια-οπίσθια κατεύθυνση και μια επανακανονικοποίηση της δόσης σύμφωνα με το PTV θα οδηγήσει σε γενική κλιμάκωση της δόσης. Η δόση σε όλο το CTV και τα όργανα σε κίνδυνο θα αυξηθεί συστηματικά από το εσωτερικό προς το εξωτερικό προφίλ δόσης.

CTV D90), respectively [31]. This would be a different situation if an EBRT boost would have been applied. In this case the PTV margin would often extend into the organs at risk, and part of these organs would be irradiated to full dose if the PTV dose is not compromised. Fig. 3 shows dose profiles across the rectum, sigmoid, target and bladder for an intracavitary dose distribution as compared with an EBRT (IMRT) dose distribution which has been constructed to cover the same target volume, but with a PTV margin of 5 mm on top. Prompted by improved EBRT technology it has been speculated to replace the BT boost of the primary cervix tumour with IMRT $[32,33]$$[32,33]$[32,33][32,33]. However, most of the published treatment planning studies have been based on non-optimised standard BT, and it has not been recognised that PTV margins must be applied in IMRT whereas in BT no expansion of the dose distribution is performed in the radial direction. More recent studies $[34,35]$$[34,35]$[34,35][34,35] have shown that a brachytherapy boost is most often superior to IMRT boost in locally advanced cervical cancer. Part of the explanation is that the EBRT PTV margin increases the irradiated volume and expands the high dose region into the organs at risk. Even with advanced image guided techniques (e.g. stereotactic radiotherapy, on board CBCT imaging, Cyberknife (Accuray Inc), Tomotherapy (Tomotherapy Inc.)) that enables a minimised PTV margin, the EBRT dose gradient is generally less steep than the BT dose gradient and the integrated dose to the normal tissue is larger due to the EBRT entrance dose [34,35].
CTV D90), αντίστοιχα [31]. Αυτή θα ήταν μια διαφορετική κατάσταση εάν είχε εφαρμοστεί ενίσχυση EBRT. Σε αυτή την περίπτωση το περιθώριο PTV θα επεκτεινόταν συχνά στα όργανα που διατρέχουν κίνδυνο και μέρος αυτών των οργάνων θα ακτινοβολούνταν σε πλήρη δόση, εάν η δόση PTV δεν διακυβεύεται. Στο Σχ. 3 παρουσιάζονται προφίλ δόσης σε όλο το ορθό, το σιγμοειδές, τον στόχο και την ουροδόχο κύστη για μια ενδοκοιλιακή κατανομή δόσης σε σύγκριση με μια κατανομή δόσης EBRT (IMRT) η οποία έχει κατασκευαστεί για να καλύψει τον ίδιο όγκο στόχου, αλλά με περιθώριο PTV 5 mm στην κορυφή. Με αφορμή τη βελτίωση της τεχνολογίας της EBRT έχει υποτεθεί ότι θα αντικατασταθεί η ενίσχυση BT του πρωτοπαθούς όγκου του τραχήλου της μήτρας με IMRT $[32,33]$$[32,33]$[32,33][32,33] . Ωστόσο, οι περισσότερες από τις δημοσιευμένες μελέτες σχεδιασμού της θεραπείας έχουν βασιστεί σε μη βελτιστοποιημένη τυπική BT και δεν έχει αναγνωριστεί ότι στην IMRT πρέπει να εφαρμόζονται περιθώρια PTV, ενώ στην BT δεν πραγματοποιείται επέκταση της κατανομής της δόσης στην ακτινική κατεύθυνση. Πιο πρόσφατες μελέτες $[34,35]$$[34,35]$[34,35][34,35] έχουν δείξει ότι η ενίσχυση με βραχυθεραπεία είναι τις περισσότερες φορές ανώτερη από την ενίσχυση με IMRT στον τοπικά προχωρημένο καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Μέρος της εξήγησης είναι ότι το περιθώριο PTV της EBRT αυξάνει τον ακτινοβολούμενο όγκο και επεκτείνει την περιοχή υψηλής δόσης στα όργανα που διατρέχουν κίνδυνο. Ακόμη και με προηγμένες τεχνικές καθοδηγούμενης εικόνας (π.χ. στερεοτακτική ακτινοθεραπεία, απεικόνιση με CBCT επί του σκάφους, Cyberknife (Accuray Inc.), Tomotherapy (Tomotherapy Inc.)) που επιτρέπει ελαχιστοποίηση του περιθωρίου PTV, η κλίση δόσης της EBRT είναι γενικά λιγότερο απότομη από την κλίση δόσης της BT και η ενσωματωμένη δόση στον φυσιολογικό ιστό είναι μεγαλύτερη λόγω της δόσης εισόδου της EBRT [34,35].

Uncertainties are indeed present in brachytherapy, although they are usually more limited than in EBRT. However, in brachytherapy it is not in general possible to compensate for these uncertainties by adding a margin in order to minimise the consequences on delivered dose - the accuracy has to be accepted as it is in the radial direction. In the longitudinal direction along the tandem, it is possible to selectively expand the dose distribution. A PTV expansion in the radial direction should not at all be performed in intracavitary brachytherapy. Dose normalisation according to such a PTV would cause a dose escalation, and the target and organs at
Οι αβεβαιότητες είναι πράγματι παρούσες στη βραχυθεραπεία, αν και είναι συνήθως πιο περιορισμένες από ό,τι στην EBRT. Ωστόσο, στη βραχυθεραπεία δεν είναι γενικά δυνατό να αντισταθμιστούν αυτές οι αβεβαιότητες με την προσθήκη ενός περιθωρίου ώστε να ελαχιστοποιηθούν οι συνέπειες στην παρεχόμενη δόση - η ακρίβεια πρέπει να γίνει αποδεκτή ως έχει στην ακτινική κατεύθυνση. Κατά τη διαμήκη κατεύθυνση κατά μήκος του τανυστή, είναι δυνατή η επιλεκτική επέκταση της κατανομής της δόσης. Μια επέκταση PTV στην ακτινική κατεύθυνση δεν πρέπει να πραγματοποιείται καθόλου στην ενδοκαυτηριακή βραχυθεραπεία. Η εξομάλυνση της δόσης σύμφωνα με ένα τέτοιο PTV θα προκαλούσε κλιμάκωση της δόσης και ο στόχος και τα όργανα σε
risk would be irradiated to a higher dose but with the same relative dose uncertainties. Reporting of BT dose should be according to the CTV dose, since the PTV dose is not representative of the dose delivered to the CTV.
κινδύνου θα ακτινοβολούνταν σε υψηλότερη δόση, αλλά με τις ίδιες σχετικές αβεβαιότητες δόσης. Η αναφορά της δόσης ΒΤ θα πρέπει να γίνεται σύμφωνα με τη δόση του CTV, δεδομένου ότι η δόση του PTV δεν είναι αντιπροσωπευτική της δόσης που παρέχεται στο CTV.

A discussion of a potential PTV concept for interstitial brachytherapy may partly go along the same routes as for intracavitary brachytherapy. There will be similar considerations of the difference between applying a margin along and perpendicular to source channels. Imposing a lateral margin (i.e. prescribing the dose in a different depth) in interstitial brachytherapy will escalate the dose in the central part of the target as in intracavitary brachytherapy. This issue has been discussed in a study of interstitial breast cancer by Resch et al. [36]. In this study the dose was prescribed to a depth of around 10 mm which is significantly deeper than used in the Paris system where the $85\mathrm{\%}$$85\mathrm{\%}$85%85 \% MCD (Mean Central Dose) isodose is located at a depth of around 4 mm (source separation of 18 mm ). Dose prescription at 10 mm depth increased the mean MCD by $30-40\mathrm{\%}$$30-40\mathrm{\%}$30-40%30-40 \% as compared to the situation where dose prescription would have been performed at $85\mathrm{\%}$$85\mathrm{\%}$85%85 \% MCD.
Η συζήτηση μιας πιθανής έννοιας του PTV για τη διατοιχωματική βραχυθεραπεία μπορεί εν μέρει να ακολουθήσει τις ίδιες διαδρομές όπως και για την ενδοκολπική βραχυθεραπεία. Θα υπάρξουν παρόμοιες εκτιμήσεις σχετικά με τη διαφορά μεταξύ της εφαρμογής ενός περιθωρίου κατά μήκος και κάθετα στα κανάλια πηγής. Η επιβολή ενός πλευρικού περιθωρίου (δηλαδή η συνταγογράφηση της δόσης σε διαφορετικό βάθος) στη διάμεση βραχυθεραπεία θα κλιμακώσει τη δόση στο κεντρικό τμήμα του στόχου όπως και στην ενδοκαυτηριακή βραχυθεραπεία. Το ζήτημα αυτό έχει συζητηθεί σε μια μελέτη για τον διάμεσο καρκίνο του μαστού από τους Resch και συν [36]. Στη μελέτη αυτή η δόση συνταγογραφήθηκε σε βάθος περίπου 10 mm, το οποίο είναι σημαντικά βαθύτερο από ό,τι χρησιμοποιείται στο σύστημα Paris, όπου η $85\mathrm{\%}$$85\mathrm{\%}$85%85 \% ισοδόση MCD (Mean Central Dose) βρίσκεται σε βάθος περίπου 4 mm (διαχωρισμός πηγής 18 mm ). Η συνταγογράφηση δόσης σε βάθος 10 mm αύξησε τη μέση MCD κατά $30-40\mathrm{\%}$$30-40\mathrm{\%}$30-40%30-40 \% σε σύγκριση με την κατάσταση όπου η συνταγογράφηση δόσης θα γινόταν σε βάθος $85\mathrm{\%}$$85\mathrm{\%}$85%85 \% MCD.

However, a comprehensive discussion of margins in interstitial brachytherapy involves some additional complexity. It has to be taken into account that the irradiated volume may also be manipulated by inserting extra needles - this is analogous to increasing the field size in EBRT. An “implantation planning target volume” concept could be introduced which compensates for the geometric uncertainty of needle implantation. Such volumes have previously been called PTV meaning “the volume which is planned to be implanted” $[37,38]$$[37,38]$[37,38][37,38]. Such a pre-implantation PTV is conceptually very different from a PTV created at the time of dose planning as an expansion of the CTV. PTV expansion at the time of dose planning will lead to dose escalation, if the brachytherapy implant does not cover the PTV. Finally, possibilities to account for the impact of tissue swelling might also be part of a PTV discussion, although the way to approach this is currently not well understood.
Ωστόσο, μια ολοκληρωμένη συζήτηση των περιθωρίων στη διατοιχωματική βραχυθεραπεία περιλαμβάνει κάποια πρόσθετη πολυπλοκότητα. Πρέπει να ληφθεί υπόψη ότι ο ακτινοβολούμενος όγκος μπορεί επίσης να χειραγωγηθεί με την εισαγωγή επιπλέον βελόνων - αυτό είναι ανάλογο με την αύξηση του μεγέθους του πεδίου στην EBRT. Θα μπορούσε να εισαχθεί μια έννοια "όγκου στόχου σχεδιασμού εμφύτευσης", η οποία αντισταθμίζει τη γεωμετρική αβεβαιότητα της εμφύτευσης βελόνων. Τέτοιοι όγκοι ονομάζονταν προηγουμένως PTV που σημαίνει "ο όγκος που σχεδιάζεται να εμφυτευθεί" $[37,38]$$[37,38]$[37,38][37,38] . Ένας τέτοιος PTV πριν από την εμφύτευση είναι εννοιολογικά πολύ διαφορετικός από έναν PTV που δημιουργείται κατά τον προγραμματισμό της δόσης ως επέκταση του CTV. Η επέκταση του PTV κατά τη στιγμή του σχεδιασμού της δόσης θα οδηγήσει σε κλιμάκωση της δόσης, εάν το εμφύτευμα βραχυθεραπείας δεν καλύπτει το PTV. Τέλος, οι δυνατότητες συνεκτίμησης της επίδρασης της διόγκωσης των ιστών θα μπορούσαν επίσης να αποτελέσουν μέρος της συζήτησης για το PTV, αν και ο τρόπος προσέγγισης δεν είναι προς το παρόν καλά κατανοητός.

For endo-luminal brachytherapy a similar concept could be applied with expansion of dwell positions along the source catheters as performed in the tandem in intracavitary brachytherapy. A similar concept has already been introduced in intravascular brachytherapy where margins are added along the source train (and not
Για την ενδοδιαυλική βραχυθεραπεία θα μπορούσε να εφαρμοστεί παρόμοια ιδέα με επέκταση των θέσεων παραμονής κατά μήκος των καθετήρων πηγής, όπως γίνεται στο tandem στην ενδοκοιλιακή βραχυθεραπεία. Μια παρόμοια ιδέα έχει ήδη εισαχθεί στην ενδοαγγειακή βραχυθεραπεία όπου τα περιθώρια προστίθενται κατά μήκος της δέσμης πηγών (και όχι

Fig. 3. MRI obtained at the time of brachytherapy with the applicator in situ for a patient with stage IIIA cervical cancer. HR CTV volume was 25 cc and the target was well covered by intracavitary brachytherapy. Rectum, sigmoid, HR CTV, and bladder are indicated with brown, orange, red, and yellow, respectively. Dose profiles along the dashed line (in the MRI) are shown as a function of the distance to the tandem (located a 0 cm ) for IMRT (dashed line) and brachytherapy (full line). The IMRT dose distribution was optimised to a PTV equal to CTV +5 mm and normalised to mean target dose. The BT dose distribution was optimised to obtain a HR CTV D90 which was higher than $100\mathrm{\%}$$100\mathrm{\%}$100%100 \% (in this case 109%).
Σχήμα 3. Μαγνητική τομογραφία που ελήφθη κατά τη βραχυθεραπεία με τον εφαρμοστή in situ σε ασθενή με καρκίνο του τραχήλου της μήτρας σταδίου ΙΙΙΑ. Ο όγκος HR CTV ήταν 25 cc και ο στόχος καλύφθηκε καλά από την ενδοκαθετηριακή βραχυθεραπεία. Το ορθό, το σιγμοειδές, το HR CTV και η ουροδόχος κύστη υποδεικνύονται με καφέ, πορτοκαλί, κόκκινο και κίτρινο χρώμα αντίστοιχα. Τα προφίλ δόσης κατά μήκος της διακεκομμένης γραμμής (στη μαγνητική τομογραφία) παρουσιάζονται ως συνάρτηση της απόστασης από το tandem (που βρίσκεται a 0 cm ) για την IMRT (διακεκομμένη γραμμή) και τη βραχυθεραπεία (πλήρης γραμμή). Η κατανομή της δόσης IMRT βελτιστοποιήθηκε σε PTV ίσο με CTV +5 mm και κανονικοποιήθηκε ως προς τη μέση δόση στόχου. Η κατανομή της δόσης BT βελτιστοποιήθηκε ώστε να επιτευχθεί ένα HR CTV D90 το οποίο ήταν υψηλότερο από $100\mathrm{\%}$$100\mathrm{\%}$100%100 \% (σε αυτή την περίπτωση 109%).
in the trans-axial direction) in order to compensate for positioning uncertainties [39]. However, in vaginal brachytherapy there is no possibility to increase the source path length towards the end of the cylinder, and no PTV margin can be added in this direction.
στην διαξονική κατεύθυνση) προκειμένου να αντισταθμιστούν οι αβεβαιότητες τοποθέτησης [39]. Ωστόσο, στην κολπική βραχυθεραπεία δεν υπάρχει δυνατότητα αύξησης του μήκους της διαδρομής της πηγής προς το τέλος του κυλίνδρου και δεν μπορεί να προστεθεί περιθώριο PTV προς αυτή την κατεύθυνση.

From a totally different point of view, with particle beam therapy [6] it is no longer possible to draw for the PTV kind of shell around the CTV. With a single beam, in the two directions perpendicular to the beam axis, the PTV is taken into account by enlarging the beam dimensions (inaccuracy in positioning). In contrast, in the direction of the beam (axis), the inaccuracy in tissue density or beam penetration is taken into account by increasing the beam energy. In the case when two orthogonal beams are used, one cannot “combine” these two types of uncertainty and draw the PTV. In this case, the PTV (additional irradiated tissues to take into account inaccuracies in beam delivery) has to be delineated for each beam separately (and not necessarily added).
Από μια εντελώς διαφορετική άποψη, με τη θεραπεία με δέσμη σωματιδίων [6] δεν είναι πλέον δυνατό να σχεδιαστεί για το PTV ένα είδος κελύφους γύρω από το CTV. Με μία μόνο δέσμη, στις δύο κατευθύνσεις κάθετες στον άξονα της δέσμης, το PTV λαμβάνεται υπόψη με διεύρυνση των διαστάσεων της δέσμης (ανακρίβεια στην τοποθέτηση). Αντίθετα, στη διεύθυνση της δέσμης (άξονας), η ανακρίβεια στην πυκνότητα των ιστών ή στη διείσδυση της δέσμης λαμβάνεται υπόψη με την αύξηση της ενέργειας της δέσμης. Στην περίπτωση που χρησιμοποιούνται δύο ορθογώνιες δέσμες, δεν μπορεί κανείς να "συνδυάσει" αυτούς τους δύο τύπους αβεβαιότητας και να σχεδιάσει το PTV. Σε αυτή την περίπτωση, το PTV (πρόσθετοι ακτινοβολούμενοι ιστοί για να ληφθούν υπόψη οι ανακρίβειες στην παροχή της δέσμης) πρέπει να οριοθετηθεί για κάθε δέσμη ξεχωριστά (και όχι απαραίτητα να προστεθεί).

Application of margins should be based on a systematic evaluation of uncertainties. Currently, only a few studies have been published on uncertainties in 3D image guided intracavitary brachytherapy, and further work on this is warranted. Specifically, it would be of great interest to analyse the stability of different applicators and fixation techniques. The clinical advantage of image guidance is based on adaptation of dose to target and organs at risk according to the anatomical situation on treatment planning images [40-43]. Significant movement of applicators, target or organs at risk would hamper the advantages of this approach, and additional movement control (e.g. imaging [44] or in vivo dosimetry [45]) would have to be incorporated into the procedure since brachytherapy dose planning does not allow for an overall compensation of movement by the application of margins.
Η εφαρμογή των περιθωρίων πρέπει να βασίζεται σε συστηματική αξιολόγηση των αβεβαιοτήτων. Επί του παρόντος, έχουν δημοσιευθεί μόνο λίγες μελέτες σχετικά με τις αβεβαιότητες στην τρισδιάστατη καθοδηγούμενη με εικόνα ενδοκαυτηριακή βραχυθεραπεία, και δικαιολογείται περαιτέρω εργασία σε αυτό το θέμα. Συγκεκριμένα, θα είχε μεγάλο ενδιαφέρον να αναλυθεί η σταθερότητα των διαφόρων εφαρμογών και τεχνικών στερέωσης. Το κλινικό πλεονέκτημα της καθοδήγησης μέσω εικόνας βασίζεται στην προσαρμογή της δόσης στο στόχο και στα όργανα που διατρέχουν κίνδυνο σύμφωνα με την ανατομική κατάσταση στις εικόνες σχεδιασμού της θεραπείας [40-43]. Σημαντική μετακίνηση των εφαρμογέων, του στόχου ή των οργάνων σε κίνδυνο θα εμπόδιζε τα πλεονεκτήματα αυτής της προσέγγισης και θα έπρεπε να ενσωματωθεί στη διαδικασία πρόσθετος έλεγχος της μετακίνησης (π.χ. απεικόνιση [44] ή in vivo δοσιμετρία [45]), δεδομένου ότι ο σχεδιασμός της δόσης βραχυθεραπείας δεν επιτρέπει τη συνολική αντιστάθμιση της μετακίνησης με την εφαρμογή περιθωρίων.

The brachytherapy dose distribution is profoundly different from that of EBRT. The dose gradients are mainly determined by the inverse square law and thus cannot be manipulated. A homogeneous (“plateau”) dose distribution cannot be obtained in and around a brachytherapy CTV.
Η κατανομή της δόσης της βραχυθεραπείας διαφέρει σημαντικά από εκείνη της EBRT. Οι διαβαθμίσεις δόσης καθορίζονται κυρίως από τον αντίστροφο τετραγωνικό νόμο και συνεπώς δεν μπορούν να χειραγωγηθούν. Δεν μπορεί να επιτευχθεί ομοιογενής κατανομή δόσης ("οροπέδιο") μέσα και γύρω από ένα CTV βραχυθεραπείας.

Application of PTV margins in the direction perpendicular to the uterine channel is strongly discouraged since this would lead to an overall dose escalation for the patient and for the entire patient population. Uncertainties along the intrauterine channel should be taken into account to obtain a dose distribution which is robust towards reconstruction and target contouring uncertainties in this direction. However, PTV delineation seems not to be useful because dose reporting to such PTV is not straight forward. These conclusions may be partly applicable in other brachytherapy techniques like interstitial or endo-luminal, but further investigations and adaptations would be needed.
Η εφαρμογή περιθωρίων PTV με κατεύθυνση κάθετη προς το κανάλι της μήτρας αποθαρρύνεται έντονα, δεδομένου ότι αυτό θα οδηγούσε σε συνολική κλιμάκωση της δόσης για την ασθενή και για ολόκληρο τον πληθυσμό των ασθενών. Οι αβεβαιότητες κατά μήκος του ενδομήτριου καναλιού θα πρέπει να λαμβάνονται υπόψη για τη λήψη μιας κατανομής δόσης η οποία είναι ανθεκτική έναντι των αβεβαιοτήτων ανακατασκευής και περιγράμματος στόχου σε αυτή την κατεύθυνση. Ωστόσο, η οριοθέτηση του PTV δεν φαίνεται να είναι χρήσιμη, διότι η αναφορά δόσης σε αυτό το PTV δεν είναι απλή. Τα συμπεράσματα αυτά μπορεί να είναι εν μέρει εφαρμόσιμα σε άλλες τεχνικές βραχυθεραπείας, όπως η διάμεση ή η ενδοδιαμερισματική, αλλά θα χρειαστούν περαιτέρω έρευνες και προσαρμογές.

Aarhus University Hospital has been supported by research grants from the Danish Cancer Society, Danish Council for Strategic Research, and CIRRO - the Lundbeck Foundation Centre for Interventional Research in Radiation Oncology.
Το Πανεπιστημιακό Νοσοκομείο του Άαρχους υποστηρίχθηκε από ερευνητικές επιχορηγήσεις από τη Δανική Αντικαρκινική Εταιρεία, το Δανικό Συμβούλιο Στρατηγικής Έρευνας και το CIRRO - το Κέντρο Επεμβατικής Έρευνας στην Ακτινοθεραπευτική Ογκολογία του Ιδρύματος Lundbeck.

[1] ICRU Report 62. Prescribing, recording and reporting photon beam therapy (supplement to ICRU Report 50). Bethesta, USA: International Commision on Radiation Units and Measurements; 1999.
[1] ICRU Report 62. Συνταγογράφηση, καταγραφή και αναφορά της θεραπείας με δέσμη φωτονίων (συμπλήρωμα της έκθεσης 50 της ICRU). Bethesta, ΗΠΑ: Διεθνής Επιτροπή Μονάδων και Μετρήσεων Ακτινοβολίας, 1999.
[2] ICRU Report 38. Dose and volume specification for reporting intracavitary therapy in gynecology. Bethesta, Maryland: International Commission on Radiation Units and Measurements; 1985.
[2] ICRU Report 38. Προδιαγραφές δόσης και όγκου για την αναφορά ενδοκοιλιακής θεραπείας στη γυναικολογία. Bethesta, Maryland: International Commission on Radiation Units and Measurements, 1985.
[3] ICRU Report 58. Dose and volume specification for reporting interstitial therapy. Bethesta, USA: International Commission on Radiation Units and Measurements; 1997.
[3] ICRU Report 58. Προδιαγραφές δόσης και όγκου για την αναφορά της διάμεσης θεραπείας. Bethesta, ΗΠΑ: Διεθνής Επιτροπή Μονάδων και Μετρήσεων Ακτινοβολίας, 1997.
[4] Haie-Meder C, Pötter R, Van Limbergen E, Briot E, De BM, Dimopoulos J, 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 Mar;74:235-45.
[5] Gerbaulet A, Pötter R, Mazeron JJ, Meertens H, Van Limbergen E. The GEC ESTRO handbook of brachytherapy. Brussels: ESTRO; 2007.
[6] ICRU Report 78. Prescribing, recording, and reporting proton-beam therapy. J ICRU 2007;7:1-210.
[6] ICRU Report 78. Συνταγογράφηση, καταγραφή και αναφορά της θεραπείας με δέσμη πρωτονίων. J ICRU 2007;7:1-210.
[7] Tanderup K, Georg D, Potter R, Kirisits C, Grau C, Lindegaard JC. Adaptive management of cervical cancer radiotherapy. Semin Radiat Oncol 2010;20:121-9.
[7] Tanderup K, Georg D, Potter R, Kirisits C, Grau C, Lindegaard JC. Προσαρμοστική διαχείριση της ακτινοθεραπείας του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Semin Radiat Oncol 2010;20:121-9.
[8] Pötter R, Kirisits C, Fidarova EF, Dimopoulos JC, Berger D, Tanderup K, et al. Present status and future of high-precision image guided adaptive brachytherapy for cervix carcinoma. Acta Oncol 2008;47:1325-36.
[9] Pötter R, Fidarova E, Kirisits C, Dimopoulos J. Image-guided adaptive brachytherapy for cervix carcinoma. Clin Oncol ( R Coll Radiol) 2008;20:426-32.
[10] Jürgenliemk-Schulz IM, Tersteeg RJ, Roesink JM, Bijmolt S, Nomden CN, Moerland MA, et al. MRI-guided treatment-planning optimisation in intracavitary or combined intracavitary/interstitial PDR brachytherapy using tandem ovoid applicators in locally advanced cervical cancer. Radiother Oncol 2009;93:322-30.
[11] Jürgenliemk-Schulz IM, Lang S, Tanderup K, De Leeuw A, Kirisits C, Lindegaard J, et al. Variation of treatment planning parameters (D90 HR CTV, D 2cc 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.
[12] De Brabandere M, Mousa AG, Nulens A, Swinnen A, Van Limbergen E. Potential of dose optimisation in MRI-based PDR brachytherapy of cervix carcinoma. Radiother Oncol 2008;88:217-26.
[12] De Brabandere M, Mousa AG, Nulens A, Swinnen A, Van Limbergen E. Δυνατότητες βελτιστοποίησης της δόσης στη βραχυθεραπεία PDR του καρκινώματος του τραχήλου της μήτρας με μαγνητική τομογραφία. Radiother Oncol 2008;88:217-26.
[13] Pötter R, Haie-Meder C, Van Limbergen E, Barillot I, De Brabandere M, Dimopoulos J, 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.
[14] Fenkell L, Assenholt MS, Nielsen SK, Haie-Meder C, Pötter R, Lindegaard J, et al. Parametrial boost using midline shielding results in an unpredictable dose to tumor and organs-at-risk in combined external beam radiotherapy and brachytherapy for locally advanced cervical cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2010. doi:10.1016/j.ijrobp.2010.05.03.
[14] Fenkell L, Assenholt MS, Nielsen SK, Haie-Meder C, Pötter R, Lindegaard J, et al. Παραμετρική ενίσχυση με χρήση θωράκισης μέσης γραμμής οδηγεί σε απρόβλεπτη δόση στον όγκο και τα όργανα κινδύνου σε συνδυασμένη εξωτερική ακτινοθεραπεία και βραχυθεραπεία για τοπικά προχωρημένο καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2010. doi:10.1016/j.ijrobp.2010.05.03.
[15] Hellebust TP, Kirisits C, Berger D, Perez-Calatayud J, De Brabandere M, De Leeuw A, et al. Recommendations from gynaecological (GYN) GEC-ESTRO working group: considerations and pitfalls in commissioning and applicator reconstruction in 3D image-based treatment planning of cervix cancer brachytherapy. Radiother Oncol 2010;96:153-60.
[16] Venselaar J, Pérez-Calatayud J. A practical guide to quality control of brachytherapy equipment. Brussels: ESTRO; 2004.
[16] Venselaar J, Pérez-Calatayud J. Πρακτικός οδηγός για τον ποιοτικό έλεγχο του εξοπλισμού βραχυθεραπείας. Βρυξέλλες: ESTRO, 2004.
[17] Hellebust TP, Tanderup K, Bergstrand ES, Knutsen BH, Røislien J, Olsen DR. Reconstruction of a ring applicator using CT imaging: impact of reconstruction method and applicator orientation. Phys Med Biol 2007;52:4893-904.
[17] Hellebust TP, Tanderup K, Bergstrand ES, Knutsen BH, Røislien J, Olsen DR. Ανακατασκευή ενός δακτυλιοειδούς εφαρμοστή με χρήση αξονικής τομογραφίας: επίδραση της μεθόδου ανακατασκευής και του προσανατολισμού του εφαρμοστή. Phys Med Biol 2007;52:4893-904.
[18] Kohr P, Siebert FA. Quality assurance of brachytherapy afterloaders using a multi-slit phantom. Phys Med Biol 2007;52:N387-91.
[18] Kohr P, Siebert FA. Διασφάλιση της ποιότητας των μεταφορτωτών βραχυθεραπείας με τη χρήση ενός φαντάσματος πολλαπλών σχισμών. Phys Med Biol 2007;52:N387-91.
[19] Haack S, Nielsen SK, Lindegaard JC, Gelineck J, Tanderup K. Applicator reconstruction in MRI 3D image-based dose planning of brachytherapy for cervical cancer. Radiother Oncol 2009;91:187-93.
[19] Haack S, Nielsen SK, Lindegaard JC, Gelineck J, Tanderup K. Ανακατασκευή του εφαρμοστή στο σχεδιασμό δόσης της βραχυθεραπείας για τον καρκίνο του τραχήλου της μήτρας με βάση την τρισδιάστατη εικόνα MRI. Radiother Oncol 2009;91:187-93.
[20] Kirisits C, Pötter 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.
[20] Kirisits C, Pötter 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.
[21] de Leeuw AA, Moerland MA, Nomden C, Tersteeg RH, Roesink JM, JürgenliemkSchulz IM. Applicator reconstruction and applicator shifts in 3D MR-based PDR brachytherapy of cervical cancer. Radiother Oncol 2009;93:341-6.
[21] de Leeuw AA, Moerland MA, Nomden C, Tersteeg RH, Roesink JM, JürgenliemkSchulz IM. Ανακατασκευή εφαρμογέα και μετατοπίσεις εφαρμογέα στην 3D MR-based PDR βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2009;93:341-6.
[22] Tanderup K, Hellebust TP, Lang S, Granfeldt J, Pötter R, Lindegaard JC, et al. Consequences of random and systematic reconstruction uncertainties in 3D image based brachytherapy in cervical cancer. Radiother Oncol 2008;89:156-63.
[23] Kirisits C, Lang S, Dimopoulos J, Oechs K, Georg D, Pötter R. Uncertainties when using only one MRI-based treatment plan for subsequent high-dose-rate tandem and ring applications in brachytherapy of cervix cancer. Radiother Oncol 2006;81:269-75.
[23] Kirisits C, Lang S, Dimopoulos J, Oechs K, Georg D, Pötter R. Αβεβαιότητες κατά τη χρήση ενός μόνο σχεδίου θεραπείας βασισμένου στη μαγνητική τομογραφία για επακόλουθες εφαρμογές υψηλής δόσης-ταξιδίου και δακτυλίου στη βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2006;81:269-75.
[24] Beriwal S, Kim H, Coon D, Mogus R, Heron DE, Li X, et al. Single magnetic resonance imaging vs magnetic resonance imaging/computed tomography planning in cervical cancer brachytherapy. Clin Oncol ( R Coll Radiol) 2009;21:483-7.
[25] Delclos L, Fletcher GH, Moore EB, Sampiere VA. Minicolpostats, dome cylinders, other additions and improvements of the Fletcher-suit afterloadable system: indications and limitations of their use. Int J Radiat Oncol Biol Phys 1980;6:1195-206.
[25] Delclos L, Fletcher GH, Moore EB, Sampiere VA. Minicolpostats, θολωτοί κύλινδροι, άλλες προσθήκες και βελτιώσεις του μεταφορτιζόμενου συστήματος Fletcher-suit: ενδείξεις και περιορισμοί της χρήσης τους. Int J Radiat Oncol Biol Phys 1980;6:1195-206.
[26] Tanderup K, Christensen JJ, Granfeldt J, Lindegaard JC. Geometric stability of intracavitary pulsed dose rate brachytherapy monitored by in vivo rectal dosimetry. Radiother Oncol 2006;79:87-93.
[26] Tanderup K, Christensen JJ, Granfeldt J, Lindegaard JC. Γεωμετρική σταθερότητα της ενδοκαθεδρικής βραχυθεραπείας παλμικού ρυθμού δόσης που παρακολουθείται με in vivo δοσιμετρία ορθού. Radiother Oncol 2006;79:87-93.
[27] Berger D, Dimopoulos J, Potter R, Kirisits C. Direct reconstruction of the Vienna applicator on MR images. Radiother Oncol 2009;93:347-51.
[27] Berger D, Dimopoulos J, Potter R, Kirisits C. Άμεση ανακατασκευή του εφαρμοστή της Βιέννης σε εικόνες μαγνητικής τομογραφίας. Radiother Oncol 2009;93:347-51.
[28] Wills R, Lowe G, Inchley D, Anderson C, Beenstock V, Hoskin P. Applicator reconstruction for HDR cervix treatment planning using images from 0.35 T open MR scanner. Radiother Oncol 2010;94:346-52.
[28] Wills R, Lowe G, Inchley D, Anderson C, Beenstock V, Hoskin P. Ανακατασκευή εφαρμογέα για το σχεδιασμό της θεραπείας του τραχήλου της μήτρας με HDR χρησιμοποιώντας εικόνες από ανοικτό μαγνητικό τομογράφο 0,35 T. Radiother Oncol 2010;94:346-52.
[29] Dimopoulos JC, De V, Berger D, Petric P, Dumas I, et al. Inter-observer comparison of target delineation for MRI-assisted cervical cancer brachytherapy: application of the GYN GEC-ESTRO recommendations. Radiother Oncol 2009;91:166-72.
[30] Petric P, Dimopoulos J, Kirisits C, Berger D, Hudej R, Pötter R. Inter- and intraobserver variation in HR CTV contouring: Intercomparison of transverse and paratransverse image orientation in 3D-MRI assisted cervix cancer brachytherapy. Radiother Oncol 2008;89:164-71.
[30] Petric P, Dimopoulos J, Kirisits C, Berger D, Hudej R, Pötter R. Δια- και ενδο-παρατηρητική διακύμανση στη χάραξη του περιγράμματος HR CTV: Σύγκριση του εγκάρσιου και του παραεγκάρσιου προσανατολισμού της εικόνας στην υποβοηθούμενη με 3D-MRI βραχυθεραπεία καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2008;89:164-71.
[31] Tanderup K, Nielsen SK, Nyvang GB, Pedersen EM, Rohl L, Aagaard T, et al. From point A to the sculpted pear: MR image guidance significantly improves tumour dose and sparing of organs at risk in brachytherapy of cervical cancer. Radiother Oncol 2010;94:173-80.
[31] Tanderup K, Nielsen SK, Nyvang GB, Pedersen EM, Rohl L, Aagaard T, et al: Η καθοδήγηση μέσω εικόνας MR βελτιώνει σημαντικά τη δόση όγκου και τη διάσωση των οργάνων σε κίνδυνο στη βραχυθεραπεία του καρκίνου του τραχήλου της μήτρας. Radiother Oncol 2010;94:173-80.
[32] Jhingran A. Potential advantages of intensity-modulated radiation therapy in gynecologic malignancies. Semin Radiat Oncol 2006;16:144-51.
[32] Jhingran A. Πιθανά πλεονεκτήματα της ακτινοθεραπείας διαμορφωμένης έντασης στις γυναικολογικές κακοήθειες. Semin Radiat Oncol 2006;16:144-51.
[33] Wolfson AH. Magnetic resonance imaging and positron-emission tomography imaging in the 21st century as tools for the evaluation and management of patients with invasive cervical carcinoma. Semin Radiat Oncol 2006;16:186-91.
[33] Wolfson AH. Μαγνητική τομογραφία και τομογραφία εκπομπής ποζιτρονίων στον 21ο αιώνα ως εργαλεία για την αξιολόγηση και τη διαχείριση ασθενών με διηθητικό καρκίνωμα του τραχήλου της μήτρας. Semin Radiat Oncol 2006;16:186-91.
[34] Georg D, Kirisits C, Hillbrand M, Dimopoulos J, Potter R. Image-guided radiotherapy for cervix cancer: high-tech external beam therapy versus high-tech brachytherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2008;71:1272-8.
[35] Assenholt MS, Petersen JB, Nielsen SK, Lindegaard JC, Tanderup K. A dose planning study on applicator guided stereotactic IMRT boost in combination with 3D MRI based brachytherapy in locally advanced cervical cancer. Acta Oncol 2008;47:1337-43.
[35] Assenholt MS, Petersen JB, Nielsen SK, Lindegaard JC, Tanderup K. Μελέτη σχεδιασμού δόσης σε καθοδηγούμενη από τον εφαρμοστή στερεοτακτική ενίσχυση IMRT σε συνδυασμό με βραχυθεραπεία με βάση την τρισδιάστατη μαγνητική τομογραφία σε τοπικά προχωρημένο καρκίνο του τραχήλου της μήτρας. Acta Oncol 2008;47:1337-43.
[36] Resch A, Pötter R, Van Limbergen E, Biber E, Klein T, Fellner C, et al. Long-term results ( 10 years) of intensive breast conserving therapy including a high-dose and large-volume interstitial brachytherapy boost (LDR/HDR) for T1/T2 breast cancer. Radiother Oncol 2002;63:47-58.
[36] Resch A, Pötter R, Van Limbergen E, Biber E, Klein T, Fellner C, et al. Μακροπρόθεσμα αποτελέσματα ( 10 έτη) της εντατικής συντηρητικής θεραπείας του μαστού που περιλαμβάνει υψηλή δόση και μεγάλης έκτασης ενδοσκοπική βραχυθεραπεία (LDR/HDR) για τον καρκίνο του μαστού Τ1/Τ2. Radiother Oncol 2002;63:47-58.
[37] Van Limbergen E. Indications and technical aspects of brachytherapy in breast conserving treatment of breast cancer. Cancer Radiother 2003;7:107-20.
[37] Van Limbergen E. Ενδείξεις και τεχνικές πτυχές της βραχυθεραπείας στη συντηρητική θεραπεία του καρκίνου του μαστού. Cancer Radiother 2003;7:107-20.
[38] Strnad V. Treatment of oral cavity and oropharyngeal cancer. Indications, technical aspects, and results of interstitial brachytherapy. Strahlenther Onkol 2004;180:710-7.
[38] Strnad V. Θεραπεία του καρκίνου της στοματικής κοιλότητας και του στοματοφάρυγγα. Ενδείξεις, τεχνικές πτυχές και αποτελέσματα της διάμεσης βραχυθεραπείας. Strahlenther Onkol 2004;180:710-7.
[39] Pötter R, Van LE, Dries W, Popowski Y, Coen V, Fellner C, et al. Prescribing, recording, and reporting in endovascular brachytherapy. Quality assurance, equipment, personnel and education. Radiother Oncol 2001;59:339-60.
[39] Pötter R, Van LE, Dries W, Popowski Y, Coen V, Fellner C, et al. Prescribing, recording, and reporting in endovascular brachytherapy. Διασφάλιση ποιότητας, εξοπλισμός, προσωπικό και εκπαίδευση. Radiother Oncol 2001;59:339-60.
[40] Pötter R, Dimopoulos J, Georg P, Lang S, Waldhausl C, Wachter-Gerstner N, 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.
[41] 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.
[41] 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.
[42] Haie-Meder C, Chargari C, Rey A, Dumas I, Morice P, Magne N. MRI-based low dose-rate brachytherapy experience in locally advanced cervical cancer patients initially treated by concomitant chemoradiotherapy. Radiother Oncol 2010;96:161-5.
[42] Haie-Meder C, Chargari C, Rey A, Dumas I, Morice P, Magne N. Εμπειρία από βραχυθεραπεία χαμηλού ρυθμού δόσης με μαγνητική τομογραφία σε ασθενείς με τοπικά προχωρημένο καρκίνο του τραχήλου της μήτρας, οι οποίοι αρχικά υποβλήθηκαν σε ταυτόχρονη χημειοακτινοθεραπεία. Radiother Oncol 2010;96:161-5.
[43] 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.
[43] 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.
[44] Simnor T, Li S, Lowe G, Ostler P, Bryant L, Chapman C, et al. Justification for inter-fraction correction of catheter movement in fractionated high dose-rate brachytherapy treatment of prostate cancer. Radiother Oncol 2009;93:253-8.
[45] Andersen CE, Nielsen SK, Lindegaard JC, Tanderup K. Time-resolved in vivo luminescence dosimetry for online error detection in pulsed dose-rate brachytherapy. Med Phys 2009;36:5033-43.
[45] Andersen CE, Nielsen SK, Lindegaard JC, Tanderup K. Χρονικά επιλυόμενη δοσιμετρία φωταύγειας in vivo για online ανίχνευση σφαλμάτων στην παλμική βραχυθεραπεία ρυθμού δόσης. Med Phys 2009;36:5033-43.