-放射成像中剂量管理

1、第二章医疗照射中的剂量学与质量控制第一节X射线能谱自从1895年伦琴发现X线以来，对X线能谱的研究一直在进行着。准确 地掌握有关X线能谱的知识，在许多领域都是必要的。在放射诊断影像中，许 多问题可通过蒙特卡罗模拟法来研究解决， 但是它要求X线能谱作为其输入的 数据。对X线能谱的研究，可使X线系统的设计者更准确地预测患者所受的 剂量，从而研制更好的硬件和软件系统来降低患者所受的剂量。在诊断放射影 像质量保证中，X线能谱的分布对于评价诊断影像的产生和优化影像质量是十 分重要的。厚靶连续X线能谱的最早理论模型是著名的 Kramer方程，它非常简单， 与实验结果有较大的差异。1979年，Birch等人

2、提出了计算连续X线能谱的经 验模型。1991年，Tucker等人提出了半经验模型，该模型以量子力学理论为 基础，同时又采用了多项式拟和后的参数，目前得到广泛的应用。1998年，Bloagh等人提出了仅基于基本原理的计算模型，该模型不需要测量的数据和 拟和参数，在计算铝靶的X线能谱时非常有效。另外，蒙特卡罗模拟和多项式 内插模型也在使用。总之，X线能谱的精确计算与测量方法是在发展着。一、连续 X 射线模型(Bremsstrahlung Model )根据量子力学理论，一个动能为 T的电子与电荷数为Ze的原子核发生碰 撞，则在EE+dE能量范围内发射X射线光子的微分截面d .是：d rad 0Z2

3、B2T m°c dE这里，0 = re2(2-1)是精细结构常数，re是电子经典半径；Z是靶材料有效原子 序数；T是在距靶面x处电子的动能；m0c2是电子的静止能量；B是一个随Z和T缓慢变化的函数，对于给定的 T和X射线能量间隔，它正比于每个入射电 子产生的光子数。若动能为T的电子沿入射方向在靶中穿过的距离为dx,则产生的物致辐射d%Ed rad dX(连续辐射)的平均能量是:(2-2)式中， 是靶密度；A是靶原子质量；/ A是单位体积内的靶原子数假定电子在靶内穿过距离dx,其损失的能量为dT,则dTrad(E)/dT就是电 子能量转化为能量为E的物致辐射的份额。对所有电子能量积分，

4、就得EE+dE 能量范围内物致辐射的强度为：EN(E)dEdTrad (E) dT(2-3)e dT式中，To是由管电压决定的入射电子的动能。 此式还表明，只有电子的动能大于E,才能产生能量为E的光子。把式(2-1)、(2-2)代入式(2-3),得NB(E)dEoZ2 dEA EB(E,T)(T2moc )1dT(2-4)式中，(1 )(dT/dx)是靶材料的质量阻止本领。如图2-1所示，在实际的计算时，必须考虑产生的X射线在靶中的自吸收情况。假设在靶中沿入射方向的距离为x,则入射光子在靶中传输的距离 d为：(2-5)d x/sin( )式中，是靶倾角；是中心轴到计算点的角度。图2-1厚靶中产

5、生连续X线日X线管的几何条件此时，自吸收因子F为:F(E,T) e(E)d(E)x/sin( )(2-6)式中， 是能量为E的光子在靶中的线性衰减系数。另外，沿入射方向通过距离x后的动能T可由Thomson-Whiddington关系给 I22cx ToT(2-7)式中，c是由入射电子动能决定的经验常数，如表2-1所示。表 2-1 Thomson-Whiddington 经验常数 c电子能量(KeV)T-W 常数 c(KeV2m2/kg)500.54 105751001502000.625 10550.70 10一一 一 50.84 10一 一 51.0 10将式(2-7)代入式(2-6),得

6、F(E,T) e (E)d e (T02 T2)/ c阿)(2-8)因此，在考虑了靶自吸收后，式(2-4)变为：B0Z2 dE T°B(E,T)(T m0c2)1 dT 1NB(E)dE 0- F(E,T)() 1 dT (2-9)A E E Tdx为便于计算，质量衰减系数通常用一多项式来表达： 1.62.73.54.5/ (u) a1 a2ua3ua4ua5u(2-10)这里，u=E/100 keV, E是X射线光子白能量，ai是常数，如表2-2所示。质量碰撞阻止本领可拟合为随电子动能 T的变化，其表达式为:1 dT A B e TCmspmspmspedx(2-11)这里AmSp

7、, Bmsp,Cmsp是用最小二乘法拟合的系数，如表 2-3所示表2-2不同元素和材料的质量衰减系数的参数材料/元素aia2a3a4a5:口-o9.680 10-39.710 10-3-5.653 10-33.531 10-3-2.466 10-4鸨(E Ek)鸨(E Ek)铢(E Ek)铢(E Ek)空气油有机树脂耐热玻璃2.394 10-24.312 10-2-2.987 10-2-5.803 10-21.088 10-21.240 10-21.086 10-21.015 10-2-1.401 卅2-3.636 卅15.815 10-23.336 10-16.004 10-36.838 1

8、0-39.124 10-39.136 10-31.02310-11.4866.230 10-23.292 10-1-2.581 10-3-3.215 10-3-6.005 10-3-5.394 10-3-4.795 1>0-3-9.404 1>0-17.727 10-31.502 10-18.473 10-48.711 10-42.163 10-32.785 10-31.318 10-42.184 10-1-6.155 10-40.0-3.613 10-5-3.906 10-5-1.548 10-4-4-1.905 10 4注：参数ai的单位是 m2/kg;鸨和铢的K吸收限Ek分别

9、是69.50keV和71.50keV。表2-3鸨和铢的质量阻止本领参数元素AmspBmspmsp202.41 keV m2 kg-1 1036.1 keV m2 kg-1 0.04695 keV-1201.44 keV m2 kg-11027.6 keV m2 kg-1 0.04688 keV1B(E,T) (Ao AiTo)1 Bi(马 B2(马2 B3(马3 B4(E)4 , E T (2-12) T T T TB(E,T) 0, E>T这里，E代表X射线光子能量，To是入射电子的能量，T是电子能量，A。，A,Bi, B2, B3和B4是由通过符合测量后的能谱得到的参数，对于鸨 /铢

10、的原子百 分比为90/10的合金靶而言，A0 =3.685 10-2光子数/电子，A1 =2.900 10-5光子数/(电子 keV), B1 =-5.049, B2 =10.847", B3 =-10.516和 B4=3.842。二、特征 X 射线模型(Characteristic X-ray model)实验证明，特征X射线是随电子在靶中深度产生的。在这里，引入一个与深度有关的概率密度函数 P(x/R)来体现这一问题，P(x/ R)为： 一_ 2 _P(x/R) (2/3)1 (x/R), x R(2-13)这里，R是电子的平均动能等于 K壳层的结合能Ek时，由式(2-7)确定的

11、距离。再考虑到靶自身的吸收后，产生的能量为Ei的特征X射线光子数是：RNC(Ei) Ak(T0/Ek 1)nk f(Ei) P(x/R)e (Ei)x/sin( )dx (2-14) 0这里，Ek是K壳层的结合能；f (Ei)是能量为Ei的特征线占总特征线的份额；Ak=1.34 10-3光子数/电子和nk=1.648,它们是模型的参数。假定靶是由90%的鸨原子和10%的铢原子组成的，K壳层的结合能Ek和特征线的份额列在表2-4中。表2-4鸨和铢的特征X射线(靶是由90%的鸨原子和10%的铢原子组成)K系特征线能量(keV)产额白分比鸨K 159.320.4500K 257.980.2592K

12、167.20.1521K 267.10.0387铢K 161.140.04988K 259.720.02883K 169.20.0173K 271.20.00429三、X射线总能谱X射线能谱是连续能谱与特征能谱叠加，同时考虑到固有滤过和附加滤过的 影响后，总能谱N(E)可表达为：N(E) Nb(E) (E Ei)NC(E) Fw(E)(2-15)这里，Fw(E)=eXp( inh(E)dinh add(E)dadd),表示固有滤过和附加滤过对 X射 线的衰减，其中，inh(E)和add (E)分别是固有滤过和附加滤过的线性衰减系数， d inh和d add分别是固有滤过和附加滤过的厚度。一旦确

13、定X射线能谱，在距焦点距离r处每mAs的照射量为：X (述) EmaxEN(E)( en(E)air£dE(2-16)4 r2 0W这里，e是电子的电荷；W =33.97J/C,是在空气中产生一个离子对所消耗的平均 能量； en(E)/ air是空气中的质能吸收系数。对于给定的靶材料，在已知管电压kVp、靶倾角、中心轴线到测量点的火角、固有滤过的材料和厚度以及附加滤过的材料和厚度的情况下，利用上述模型计算的X射线能谱如图2-2所示。图2-2a 不同管电压下方t算的能谱.靶倾角100,固有滤过3mmAl ,鸨靶.中北、5由凄6口阴极中极用Ei槐小堇图2-2b X线靶不同出射方向计算的能

14、谱.100kV ,靶倾角100,固有滤过3mmAl ,鸨靶.图2-2c不同靶倾角计算的能谱.100kV,固有滤过3mmAl ,鸨靶知道X射线能谱，对于计算量子检出效率是非常重要的。第二节X射线诊断剂量学与质量控制在诊断放射学中，剂量测量的目的主要是：测量患者剂量与剂量指导水平 相比较；测量模体中剂量评价设备性能；测量患者剂量评价辐射危险。为质量 控制目的，所使用的剂量学应是可直接测量的。 这些量的测量可以在人体表面， 也可以使用模体。对于评价设备性能，利用模体进行剂量测量的精确度比在人 体表面测量的精确度要高，特别对设备性能的一致性检验使用模体最为合适。在我国电离辐射防护与辐射源安全基本标准(

15、GB 18871-2002)中推荐了典型成年受检者在X射线摄影、透视、CT检查和乳腺摄影中的剂量或剂量 率指导水平，并规定在放射学检查中应测定“典型成年受检者的入射体表剂量、 剂量与面积之积、剂量率及照射时间或器官剂量等的代表值”。一、常规X射线摄影和透视用于常规X射线摄影和透视剂量测量的量是入射体表剂量 (entrance surface dose, ESD)和剂量面积乘积(dose area product, DAP)。入射体表剂量(ESD)就是 在辐射射入受检者的体表处照射野中心的吸收剂量，可用考虑反散射后空气中的吸收剂量表示。剂量面积乘积 (DAP)就是辐射束的截面积与所致平均剂量的乘

16、 积。在剂量测量时，为评价患者剂量，ESD的测量应在患者体表测量，不需使 用模体。测量应包括足够数目的患者，以得到有代表性的平均值。例如，至少 10个患者，且接近人体的典型尺寸。这样的测量结果可反映出在实际临床检查 中个体剂量差异的情况。ESD的测量常使用热释光剂量计(TLD),通常把TLD 包在胶囊中置于患者的皮肤表面。DAP的测量可在X射线管的光栏和患者之间 任何距离处进行，只要来自患者的散射线对探测器的读数的影响可以忽略，DAP的结果与距离无关。DAP的测量使用大面积平行板电离室，可将其固定在光栏 上横盖X射线束的整个面积。一般ESD适用于仅需要有限数目投影检查的检查， 而DAP适用于比

17、较复杂的检查程序。例如，对于包括摄影和透视的综合检查可 测量DAP。对现代X射线机，要求配备DAP测量仪，并固定在机器上，可以直 接显示DAP值。由于ESD和DAP之间可以相互转换，ESD和DAP的测量结果 可按相同的量值单位直接与指导水平比较。在剂量测量时，为评价机器性能，可使用模体测量ESDo测量ESD时，既可用将TLD放在体模顶部的方法测量，也可先用电离室测量空气中的照射量， 用式(2-17)进行转换。_ _ 2 ESD X(C/kg) F(Gy kg/C) BSF (SCD/SSD)(2-17)式中，X是在SCD=100cm处的照射量；BSF是背散射因子，与能量和照射野大 小有关；SC

18、D、SSD分别是源到电离室的距离和源到模体表面的距离；F是表面吸收剂量转换因子，由式(2-18)给出。F (Wair(J)/e(C) ( en/ )tissu /( en / )air )(218)在剂量测量时，为评价器官和有效剂量，可使用剂量转换因子。转换系数可 使用仿人体模型实际测量得到，也可建立数学模型用 Monte Carlo方法计算得到。 从ESD转换为有效剂量取决于X射线照射野的大小、X射线投射距离和X射线 的线质等因素。二、乳腺X射线摄影在乳腺X射线摄影中，评价辐射诱发“乳腺癌”的危险时最合适的量就是 平均腺体剂量(mean glandular dose MGD)。MGD定义为乳

19、腺X射线摄影中所致 受检者的乳腺平均吸收剂量。MGD不能直接测量，但可以通过测量空气中的比 释动能来计算得到。在临床乳腺X射线摄影中可能使用各种不同阳极把材料及滤过的X射线机，为便于MGD的实际测定，应采取的步骤如下：(1)使用TLD或电离室(电离室动态范围要达到0.5100mGy,精度达+0%)测量入射体表剂量 ESD;(2) ESD除以反散射因子(backscatterfactor, BSF)得到入射表面空气比释 动能(entrance surface air kerma ESAK),反散射因子可从表 2-5中查得；(3) MGD可用下式计算：MGD=g ESAK(2-19)式中，g是一个

20、转换因子(见表2-6),其单位是mGy/mGy,可用Monte Carlo方 法模拟得到；g与入射X射线的半价层(half-value layer, HVL)和压缩后的乳 腺厚度有关，；(4)计算足够数量患者(至少10个患者)乳腺X射线摄影MGD,并与指 导水平比较。从表2-5、表2-6可以看至ij, BSF和g与入射X射线的半价层(half-value layer, HVL )有关，而实际上测量乳腺X射线机输出的X射线的HVL是比较麻烦的，表2-7给出了乳腺X射线摄影中不同管电压和阳极把材料与滤过组合情况下的 典型HVL值。表2-5不同半彳介层（HVL ）的反散射因子（BSF)HVL(mmA

21、l)0.25 0.30 0.350.400.450.500.550.600.65BSF10.7 1.07 1.081.091.101.111.121.121.13注：此表取自EUR19604EN(2000)表2-6小同乳腺1玉缩厚度（mm）转换因子g 与 HVL的关系HVL压缩厚度(mmAl)3040506070800.250.2340.1740.1370.1120.0940.0810.300.2740.2070.1640.1350.1140.0980.350.3090.2350.1870.1540.1300.1120.400.3420.2610.2090.1720.1450.1260.450

22、.3470.2890.2320.1920.1630.1400.500.4060.3180.2580.2140.1770.1540.550.4370.3460.2870.2360.2020.1750.600.4660.3740.3100.2610.2240.1950.650.4910.3990.3320.2820.2440.212注：此表取自EUR19604EN(2000)表2-7乳腺X射线机不同管电压和阳极靶与滤过组合情况下的典型HVL值（最大变化为10.03mm）阳极靶和固有滤过管电压（kV）1无压缩装置HVL（mmAl）有压缩装置（3mm有机玻璃）Mo+30 m Mo250.280.342

23、80.320.37300.340.38310.350.39340.360.40Mo+25 m Rh220.300.34250.360.40280.400.44340.410.46Rh+25m Rh230.310.36250.340.40280.390.45300.420.48注：此表取自EUR19604EN(2000)为了评价评价机器性能，可使用 RMI 156标准模体测量MGD。在测量空 气比释动能时，电离室的中心距影像接收器的胸壁边沿 4cm,其几何条件如图 2-3所示。图2-3测量空气比释动能的几何条件FSDFCDFFDMtiinciu. lun cllunltscl< '

24、entreTa Mu to film Z图2-4平方反比定律校正4T2 cmX , Chamber io ublc J_VRM L S6 Phantom对测量的结果要用平方反比定律进行校正，如图2-4所示，平方反比定律校正因子是：ISLF=FCD2/FSD2=(FFD-Z-Y) 2/(FFD-Z-4.2)2(2-20)MGD是测量到的照射量与电离室能量校准因子、 平方反比定律校正因子 以及在标准模体(4.2cm厚，50%脂肪和50%的腺体组成)下转换因子(空气 中的入射照射量为2.58 10 4C kg-1时乳腺所受的平均吸收剂量)之积。乳腺X射线摄影中影响吸收剂量的因素有：X射线管组合(阳极

25、材料、滤 过和管电压)，曝光条件(反散射虑线栅、自动曝光控制、放大倍率)和成像 探测器的类型(屏/片系统、平板探测器系统)等。三、CT检查(一)CT剂量的表达CT检查不同于常规X射线摄影和透视，它是利用旋转束对患者的不同截面 扫描。因此，CT剂量学使用的量不能采用 ESD和DAP。好的CT齐I量描述应满 足的条件是：定义明确易测量；使用于目前各种型号的CT机，与临床应用参数有相关性；已被广泛使用；能代表患者的受照射情况，可能的话作为危险度评价； 对新的扫描机型和新的技术有较好的适用性。CT剂量学中采用的基本量是 CT剂量指数(Computed Tomography Dose Index, CT

26、DI),但自从1981年shope提出CTDI的概念和定义以来，在文献中不断出 现对CTDI概念和表达方式的修改，目的是便于在临床实践中CT剂量的实际测量。1, CTDI沿平行于旋转轴Z直线上的单个层面的剂量分布 D(Z)的积分被标称层厚T除 称为CTDI。其表达式为：(2-21)-1CTDI 1 D(z)dzCTDI的单位是mGy,反映的是局部剂量。在实际应用中，目前有两种实际表达(a)美国法规中:-1CTDI FDAT7TD(z)dz7T(2-22)(b)欧共体文件中:1CTDI 10cm T5cmD(z)dz5cm(2-23)2.力口权 CT 齐【J量指数(Weighted CTDI,

27、CTDI w)定义为在一个标准的CT剂量模体中，用单个层面上平均的 CT剂量指数作为对CT扫描性能进行评价的一个参数。其表达式为:12CTDIw C CTDI 10cm,c - CTDI 10cm,p33(2-24)式中CTDI 10cm,c和CTDI10cm,p分别表示在头模和体模的中心(c)和表面1厘米处(p)的CTDI10cm的值。图2-5给出了层厚为10mm的单次扫描的典型剂量分布。.7 -g -5 -4 -3 *2 -1 0 1 2 3 4 5 6 7cmf a)体模表(b)体模中心图2-5层厚为10mm的单次扫描的典型剂量分布3.剂量长度乘积(Dose-Length Product

28、, DLP )定义为对某项完整的CT检查中患者受到的全部照射的一种表示，其目的是 与所规定的参考剂量值相比较，来评价该项检查是否最优化。其表达式为：DLP CDTI w T N(2-25)式中i是每一个扫描事件，作为某项检查的一部分；CTDIw是单个层面加权CT剂量指数，单位是mGy; T是层厚，单位是cm； N是扫描层数。DLP的单位是mGy.cm。4.多次扫描平均剂量(Multiple San Average Dose, MSAD )定义为对N个扫描系列，每一个层厚为T,当在连续扫描层面之间有恒定的层距I,则中心层面上的平均剂量称为 MSADo其表达式为:MSAD 1 D ni (z)dz

29、1 I /2(2-26)式中Dni(z)为沿旋转轴z直线上的多层扫描的剂量分布。MSAD的单位是mGy。（二）CT剂量指导水平和MSAD的测量方法国际上，对CT剂量的指导（或参考）水平的表达和测量方法是不统一的，在出版的文件如，EUR 16262 （1999）、IEC-60601-2-44 （1998）和 ICRP87 号出 版物（ 2000）中才t荐CTDIw和DLP两个量来表示CT剂量参考水平。前者用来 表示在系列扫描中的单层或螺旋扫描中的每一转的剂量参考水平，后者用来表示每次完整CT检查的剂量参考水平。在电离辐射防护与辐射源安全基本标准（GB 18871-2002）中才t荐MSAD来表示

30、CT剂量指导水平。实际上这时采用美 国的做法。在临床实际中可采用两种简单的测量方法来测定MSAD 0 一种方法是使用TLD测量在一定条件下的单层扫描剂量分布，然后计算CTDI ;另一种方法是使用CT电离室来进行单层扫描剂量积分。CTDI （见方程（2-21）和MSAD（见方程（2-26）二者之间存在着一定关系。图 2-6给出了单次（层）扫描剂 量分布（a）和由7层扫描组成的分布（b）。图2-6 （b）阴影区表示多层扫描中 央层以外的其他扫描层对中央层剂量贡献的总和。 如果扫描层距I与层厚T相等, 则图2-6 （b）阴影区面积与图2-6 （a）中阴影面积相等，即中央层（T）的多层L5相对E轴的位

31、置相对£轴的位置(b)图2-6 (a)层厚为T的单次扫描剂量分布 Di(z)； ( b)层厚T等于层间隔的7次扫描合成所致的剂量分布Dni亿)。扫描剂量分布下的面积等于单层扫描剂量分布的总面积，其表达式为：T/2Di(z)dzDni (z)dz(2-27)T /2根据方程(2-21)和方程(2-26),在I=T时，CTDI=MSAD(2-28)在I不等于T时，MSAD T CDTDI(2-29)I当T/I>1时，层面重叠，剂量增加；当T/I<1时，CTDI无意义，因为层间距加 大。因此，可按下述方法测量MSAD:(a)在I=T时，使用TLD测量单层扫描的脊梁分布，计算CT

32、DI ,即MSAD 选择一组TLD连续置于专门设计的条状容器内，如图 2-7所示，根据层宽选择 容器的长度。容器的长轴位于 CT机的旋转轴，容器的几何中心与扫描层中心重 合。在指定的模体位置照射TLD。根据一组TLD的测量结果，按下式计算CTDI:nCTDI (1/T) Dit(2-30)i 1式中Di是第i个TLD测得的剂量值，t是TLD剂量计厚度，n是TLD数，T是 扫描层厚。常机筑著看件健而曲&砾Tf睚的tra中阈瓯用于JttHUL 工 3如皿思3加叫 度占个捕磐的nn图2-7用TLD测量单次扫描剂量分布的装置(b)在T/I 1时，使用笔形电离室(CT电离室)测量MSAD根据电离

33、室的读数平均值，由下式计算 MSAD:MSAD CTDI T/I(f C L E/T) T/I (f C L E/I)(mGy) (2-31)式中f是由空气比释动能转换成水等效模体中吸收剂量的转换因子，单位是 mGy/mGy,电离辐射防护与辐射源安全基本标准 推荐的模体长度15cm,直 径16cm (对头部而言)和30cm (对腰椎和腹部而言)；C是电离室校准因子； L是电离室的灵敏体积长度，用 mm表示，电离室的整个长度受到照射，给出 整个电离灵敏体积的读数；E是电离室的读数，单位为 mGy; I是扫描层距，单位是mm。由于一个完整的CT检查程序包括一系列扫描层，CTDI和MSAD是与CT

34、机临床使用最相关的剂量描述量。这两种方法都能给出实施一定完整程序检查 过程中在中心层产生剂量的简单估计。如果进行现场测量调查，电离室测量是 方便的。如果采用邮寄调查，TLD方法是简单可行的。（三）CT检查的患者剂量的因素尽管法律上规定了技术剂量，且也较易得到，但目前为止还很难得到任意检 查的患者剂量。患者剂量依赖于很多参数，除系统的技术特性和所选的检查参数 外，还有患者体积和选择的解剖部位等。1 .影响患者剂量的因素剂量主要依赖于X线能谱，也就是管电压和辐射滤过。对一定的影像质量， 特别是相同的噪声来说，有效能量较大的扫描具备较高的KVp和较强的辐射滤过，患者剂量就低得多，这与传统 X线类似。

35、然而，对CT对比度的影响不那么 重要，不同CT机的最佳频谱仍未确定。影响患者剂量的因素可分为两类：一类是，检查体积、层厚、层距、视野、 管电流、管电压、扫描时间、重建算法、窗宽、窗位、防护屏蔽等技术参数。另 一类是，发生器的波形、管电流设置范围、射线束的滤过、射线束的形状、焦点 至旋转轴的距离、探测器的类型、扫描几何条件、扫描角度等与设备有关的因素。受照体积与患者剂量二者之间存在着关联：总剂量如剂量长度积，随检查部 分的大小而成线性变化，而器官剂量或有效剂量不成线性变化， 是因为人体组织 是不均一的，而且加大扫描区域需要不同器官的信息， 总剂量与受检区域的大小 成正比这一重要规则实质上仍成立，

36、因此，应尽可能地减小检查区域。当然，单层扫描或较大间隔的典型层面的扫描，剂量随层厚而增加，然而大 多数情况下整体检查时层厚没有影响， 间接地或许有点影响，如薄层扫描需较高 的mAsfi。还有，薄扫时CTDI值增加。2 .螺旋CT对患者剂量的影响螺旋CT容积扫描的引入在每一方面都起到了积极作用，但就剂量而言，还 是存在一定的限制的，虽然整个体积受照比单层患者剂量高，实际上普通CT与螺旋CT区别很小，这样就可以提出影像质量的问题了。用两种方法都可知剂量随管电流、管电压、扫描时间检查区域增加而增加。由mAs到CTDI和剂量值的转换的扫描规则都用同一转换因子。 总之，对同一受检部分不管用螺旋扫描还是

37、用单层连续扫描，都有必要进行比较。因检查只需几个层面，螺旋扫描就没有指 示。综上所述，用螺旋CT检查器官或组织患者剂量不会增加。另一方面，从实用考虑两种扫描模式有较大的区别，螺旋CT可降低剂量。重叠扫描（多平面或三维显示时采用，剂量会相应增加）：螺旋CT上不需要了， 因为螺旋CT不用附加曝光就可得到重叠图像；重复扫描：单层扫描中患者移动 或呼吸运动时需要，而螺旋CT上也不需要重复扫描。为了保护球管长时间受热， 螺旋CT的mA值比普通CT稍微低点。大于1的螺距不仅可缩短扫描时间，而且 可降低剂量。因此，螺旋CT可降低剂量，大于1的螺距的选择有十分重要的意义，标准应用选择1.2到1.6 , CT血

38、管造影或畸形检查可加到 2.0。对相邻容积。螺旋CTDspiral .CT的剂量按下式降低:(2-32)3 .器官剂量和有效剂量的估测体模中与剂量相关的测量决定的物理性能不允许与患者剂量值的简单转换， 体模的几何形状和材料很难与人体的相同，器官就更不必考虑了。将来CT检查的患者剂量的估测仍需要由法律而定，任何情况下医务人员和患者都应该自由地 得到这方面任何立法的信息。在文献中可发现大量的就患者剂量方面的调查，这些一般在大量患者以及不同的检查条件和CT扫描情况下得到。表2-8给出了一些典型值。由少数检查提 供了大小顺序值，除直接受照的关键器官剂量之外， 有效剂量也列入表中了，它 表示了根据国际推

39、荐由辐射敏感权重的所有器官的总值ICRP, 1990。为了更精确，用Monto Carlo方法对分成几组的标准体形的人群作具体检查 的估测和校正。为了使这些困难以更简单更有用的形式表达，建立了CT剂量模拟计算程序，它可使任意扫描部位清晰成像，列出了所有感兴趣器官的检查参数 和剂量校正，以及有效剂量。一个重要的结论是CT检查可以在有效剂量在1.010mS叱问执行，直接受照部位的剂量峰值和器官剂量值低于 100mSv较远的部位通常低于1mSv有效 剂量有附加辐射的大小顺序这一点很重要。在德国，由官方来决定这些规定，不 同器官从1到10mS渡化，每年平均2.4mSv;在美国平均值是3.0mSv。因此

40、， 一次检查中CT有效剂量每年可接受0.25倍的附加辐射。剂量随检查次数而增 加。动态CT和介入CT就须特别考虑这些问题。Monte Carlo校正可以很容易地 考虑到这些问题，并且在 CT图像基础上决定具体患者的剂量值。表2-8 连续单层或螺旋CT (螺距为1)典型检查的剂量值解剖部位头部胸部腹部扫描范围(cm)153124层厚(mm)555mAs200150250kVp120140120空气比释动能(mGy/100mAs)13.518.413.5关键器官眼晶体肺肝器官剂量(mSv)22.222.121.7有效剂量(mSv)0.96.46.84 .降低剂量的可能性降低剂量的努力和措施可从以下

41、开始：检查人员仔细考虑CT检查中扫描程序和参数的指定与选择；制造商在发展有效剂量系统的同时兼顾特殊技术和方 法。表2-9总结了最重要的方面，应该清楚指出，制造商可以并且应该决定检查 程序，用户可以并且应该决定技术措施，二者相互影响。表2-9 CT降低剂量的可能方面检查人员的措施生产厂商的措施检查适应证，限制扫描体积增加射线频谱的预滤过调节扫描参数以适应患者横截面管电流调节儿童检查时降低mAsfi对儿童及特殊症状使用低剂量扫描螺旋CT螺距因子1CTCT的自动曝光控制校正，代替重叠单层扫描图象重建参数的选择多层CT使用z 一滤过z一滤过与合适滤过的算法的完善(1)检查人员的影响通过仔细检查有无做C

42、T检查的必要性来降低剂量仍十分重要，反复强调患 者所接受的剂量直接与检查部位的大小成比例这一点，也非常重要。因此，检查人员应该检查是否有缩小扫描体积的可能性， 最后，几乎没必要再提每次检查应 用最优剂量了，如用确保影像质量的最低剂量。不考虑影像质量的最低剂量将会 导致影像不适合诊断，因此应该谨慎地避免不必要的高剂量。选择最优剂量的绝对必要的措施在于调节扫描参数以适应患者的厚度， 就像 传统X线一样，对于儿童检查尤为重要，相当低的mAs值，有效剂量会低于1mSv 选择适当的重建参数，特别是噪声衰减，出现低对比度时是十分重要的。螺旋CT提供的降低剂量的可能性措施，最有效的措施就是选择大于1的螺 距

43、因子。多层螺旋CT所提供的新的特殊用途也能限制剂量：通过 z轴滤过和有 效层厚的回顾性变化，不论是高三维空间分辨率的图像还是低对比度评价的低噪 声图像，都不必增加附加照射。(2)技术措施和新方法大家都知道降低CT剂量有效性的技术措施，部分已实验过了。然而，这些措施的使用往往会导致与其它目的和需要的冲突。 比如，通过增加滤过可以减少 患者的剂量，但是需要高mAsfi,因此会加大X线球管的负载，这样就会导致螺 旋CT存在扫描时间的限制。多层螺旋CT的扫描时间大大缩短，随之额外的一些 措施就要与附加滤过一起使用。儿科CT和特殊指征的低剂量扫描模式的规定需要进一步研究，也需要制造 商不断改进机器性能，

44、减少噪声的重建方法有希望进一步发展， 尤其是多层螺旋 CT的多维滤过有相当大的潜力通过不同的解剖结构衰减的不同来调节管电流也可以有效的降低剂量。CT图像中的像素噪声大部分可归因于最大强度的衰减和最大量的噪声，这意味着对于横截面不是圆形的情况下，射线强度可随低衰减而降低，且不影响噪声模式， 这对不降低影像质量来减少剂量提供了相当大的潜力。实际上人体组织横截面或多或少都与圆形或圆柱形有差别，采用此技术的检查mAs可明显降低10%50%,而不影响影像质量。前后位和侧位衰减特性完全不同，如肩部，降低50% 多的剂量都有可能。使用管电流调节，就有可能选择性地改变影像质量。 增加侧 位的管电流而降低前后位的管电流可提高影像质量同时大大降低剂量。四、剂量仪（计）的校准和质量控制在X射线诊断放射学中，使用的 X线机的管电压一般为25150kV。其中， 用于乳腺检查的管电压为25-40kV;常规X线检查为50150kV。鉴于诊断放射 学的质量保证计划在许多国家广泛开展，电离辐射防护与辐射源安全基本标准 中明确规定要制定一个医疗照射质量保证大纲。 因此，剂量测量已变得非常重要。 为了保证剂