-放射成像中劑量管理

1、第二章醫(yī)療照射中的劑量學(xué)與質(zhì)量控制第一節(jié)X射線能譜自從1895年倫琴發(fā)現(xiàn)X線以來(lái)，對(duì)X線能譜的研究一直在進(jìn)行著。準(zhǔn)確 地掌握有關(guān)X線能譜的知識(shí)，在許多領(lǐng)域都是必要的。在放射診斷影像中，許 多問(wèn)題可通過(guò)蒙特卡羅模擬法來(lái)研究解決， 但是它要求X線能譜作為其輸入的 數(shù)據(jù)。對(duì)X線能譜的研究，可使X線系統(tǒng)的設(shè)計(jì)者更準(zhǔn)確地預(yù)測(cè)患者所受的 劑量，從而研制更好的硬件和軟件系統(tǒng)來(lái)降低患者所受的劑量。在診斷放射影 像質(zhì)量保證中，X線能譜的分布對(duì)于評(píng)價(jià)診斷影像的產(chǎn)生和優(yōu)化影像質(zhì)量是十 分重要的。厚靶連續(xù)X線能譜的最早理論模型是著名的 Kramer方程，它非常簡(jiǎn)單， 與實(shí)驗(yàn)結(jié)果有較大的差異。1979年，Birch等人

2、提出了計(jì)算連續(xù)X線能譜的經(jīng) 驗(yàn)?zāi)Ｐ汀?991年，Tucker等人提出了半經(jīng)驗(yàn)?zāi)Ｐ?，該模型以量子力學(xué)理論為 基礎(chǔ)，同時(shí)又采用了多項(xiàng)式擬和后的參數(shù)，目前得到廣泛的應(yīng)用。1998年，Bloagh等人提出了僅基于基本原理的計(jì)算模型，該模型不需要測(cè)量的數(shù)據(jù)和 擬和參數(shù)，在計(jì)算鋁靶的X線能譜時(shí)非常有效。另外，蒙特卡羅模擬和多項(xiàng)式 內(nèi)插模型也在使用?？傊琗線能譜的精確計(jì)算與測(cè)量方法是在發(fā)展著。一、連續(xù) X 射線模型(Bremsstrahlung Model )根據(jù)量子力學(xué)理論，一個(gè)動(dòng)能為 T的電子與電荷數(shù)為Ze的原子核發(fā)生碰 撞，則在EE+dE能量范圍內(nèi)發(fā)射X射線光子的微分截面d .是：d rad 0Z2

3、B2T m°c dE這里，0 = re2(2-1)是精細(xì)結(jié)構(gòu)常數(shù)，re是電子經(jīng)典半徑；Z是靶材料有效原子 序數(shù)；T是在距靶面x處電子的動(dòng)能；m0c2是電子的靜止能量；B是一個(gè)隨Z和T緩慢變化的函數(shù)，對(duì)于給定的 T和X射線能量間隔，它正比于每個(gè)入射電 子產(chǎn)生的光子數(shù)。若動(dòng)能為T的電子沿入射方向在靶中穿過(guò)的距離為dx,則產(chǎn)生的物致輻射d%Ed rad dX(連續(xù)輻射)的平均能量是:(2-2)式中， 是靶密度；A是靶原子質(zhì)量；/ A是單位體積內(nèi)的靶原子數(shù)假定電子在靶內(nèi)穿過(guò)距離dx,其損失的能量為dT,則dTrad(E)/dT就是電 子能量轉(zhuǎn)化為能量為E的物致輻射的份額。對(duì)所有電子能量積分，

4、就得EE+dE 能量范圍內(nèi)物致輻射的強(qiáng)度為：EN(E)dEdTrad (E) dT(2-3)e dT式中，To是由管電壓決定的入射電子的動(dòng)能。 此式還表明，只有電子的動(dòng)能大于E,才能產(chǎn)生能量為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)是靶材料的質(zhì)量阻止本領(lǐng)。如圖2-1所示，在實(shí)際的計(jì)算時(shí)，必須考慮產(chǎn)生的X射線在靶中的自吸收情況。假設(shè)在靶中沿入射方向的距離為x,則入射光子在靶中傳輸?shù)木嚯x d為：(2-5)d x/sin( )式中，是靶傾角；是中心軸到計(jì)算點(diǎn)的角度。圖2-1厚靶中產(chǎn)

5、生連續(xù)X線日X線管的幾何條件此時(shí)，自吸收因子F為:F(E,T) e(E)d(E)x/sin( )(2-6)式中， 是能量為E的光子在靶中的線性衰減系數(shù)。另外，沿入射方向通過(guò)距離x后的動(dòng)能T可由Thomson-Whiddington關(guān)系給 I22cx ToT(2-7)式中，c是由入射電子動(dòng)能決定的經(jīng)驗(yàn)常數(shù)，如表2-1所示。表 2-1 Thomson-Whiddington 經(jīng)驗(yàn)常數(shù) c電子能量(KeV)T-W 常數(shù) c(KeV2m2/kg)500.54 105751001502000.625 10550.70 10一一 一 50.84 10一 一 51.0 10將式(2-7)代入式(2-6),得

6、F(E,T) e (E)d e (T02 T2)/ c阿)(2-8)因此，在考慮了靶自吸收后，式(2-4)變?yōu)椋築0Z2 dE T°B(E,T)(T m0c2)1 dT 1NB(E)dE 0- F(E,T)() 1 dT (2-9)A E E Tdx為便于計(jì)算，質(zhì)量衰減系數(shù)通常用一多項(xiàng)式來(lái)表達(dá)： 1.62.73.54.5/ (u) a1 a2ua3ua4ua5u(2-10)這里，u=E/100 keV, E是X射線光子白能量，ai是常數(shù)，如表2-2所示。質(zhì)量碰撞阻止本領(lǐng)可擬合為隨電子動(dòng)能 T的變化，其表達(dá)式為:1 dT A B e TCmspmspmspedx(2-11)這里AmSp

7、, Bmsp,Cmsp是用最小二乘法擬合的系數(shù)，如表 2-3所示表2-2不同元素和材料的質(zhì)量衰減系數(shù)的參數(shù)材料/元素aia2a3a4a5:口-o9.680 10-39.710 10-3-5.653 10-33.531 10-3-2.466 10-4鴇(E Ek)鴇(E Ek)銖(E Ek)銖(E Ek)空氣油有機(jī)樹脂耐熱玻璃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：參數(shù)ai的單位是 m2/kg;鴇和銖的K吸收限Ek分別

9、是69.50keV和71.50keV。表2-3鴇和銖的質(zhì)量阻止本領(lǐng)參數(shù)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(馬 B2(馬2 B3(馬3 B4(E)4 , E T (2-12) T T T TB(E,T) 0, E>T這里，E代表X射線光子能量，To是入射電子的能量，T是電子能量，A。，A,Bi, B2, B3和B4是由通過(guò)符合測(cè)量后的能譜得到的參數(shù)，對(duì)于鴇 /銖

10、的原子百 分比為90/10的合金靶而言，A0 =3.685 10-2光子數(shù)/電子，A1 =2.900 10-5光子數(shù)/(電子 keV), B1 =-5.049, B2 =10.847", B3 =-10.516和 B4=3.842。二、特征 X 射線模型(Characteristic X-ray model)實(shí)驗(yàn)證明，特征X射線是隨電子在靶中深度產(chǎn)生的。在這里，引入一個(gè)與深度有關(guān)的概率密度函數(shù) P(x/R)來(lái)體現(xiàn)這一問(wèn)題，P(x/ R)為： 一_ 2 _P(x/R) (2/3)1 (x/R), x R(2-13)這里，R是電子的平均動(dòng)能等于 K殼層的結(jié)合能Ek時(shí)，由式(2-7)確定的

11、距離。再考慮到靶自身的吸收后，產(chǎn)生的能量為Ei的特征X射線光子數(shù)是：RNC(Ei) Ak(T0/Ek 1)nk f(Ei) P(x/R)e (Ei)x/sin( )dx (2-14) 0這里，Ek是K殼層的結(jié)合能；f (Ei)是能量為Ei的特征線占總特征線的份額；Ak=1.34 10-3光子數(shù)/電子和nk=1.648,它們是模型的參數(shù)。假定靶是由90%的鴇原子和10%的銖原子組成的，K殼層的結(jié)合能Ek和特征線的份額列在表2-4中。表2-4鴇和銖的特征X射線(靶是由90%的鴇原子和10%的銖原子組成)K系特征線能量(keV)產(chǎn)額白分比鴇K 159.320.4500K 257.980.2592K

12、167.20.1521K 267.10.0387銖K 161.140.04988K 259.720.02883K 169.20.0173K 271.20.00429三、X射線總能譜X射線能譜是連續(xù)能譜與特征能譜疊加，同時(shí)考慮到固有濾過(guò)和附加濾過(guò)的 影響后，總能譜N(E)可表達(dá)為：N(E) Nb(E) (E Ei)NC(E) Fw(E)(2-15)這里，F(xiàn)w(E)=eXp( inh(E)dinh add(E)dadd),表示固有濾過(guò)和附加濾過(guò)對(duì) X射 線的衰減，其中，inh(E)和add (E)分別是固有濾過(guò)和附加濾過(guò)的線性衰減系數(shù)， d inh和d add分別是固有濾過(guò)和附加濾過(guò)的厚度。一旦確

13、定X射線能譜，在距焦點(diǎn)距離r處每mAs的照射量為：X (述) EmaxEN(E)( en(E)air£dE(2-16)4 r2 0W這里，e是電子的電荷；W =33.97J/C,是在空氣中產(chǎn)生一個(gè)離子對(duì)所消耗的平均 能量； en(E)/ air是空氣中的質(zhì)能吸收系數(shù)。對(duì)于給定的靶材料，在已知管電壓kVp、靶傾角、中心軸線到測(cè)量點(diǎn)的火角、固有濾過(guò)的材料和厚度以及附加濾過(guò)的材料和厚度的情況下，利用上述模型計(jì)算的X射線能譜如圖2-2所示。圖2-2a 不同管電壓下方t算的能譜.靶傾角100,固有濾過(guò)3mmAl ,鴇靶.中北、5由凄6口陰極中極用Ei槐小堇圖2-2b X線靶不同出射方向計(jì)算的能

14、譜.100kV ,靶傾角100,固有濾過(guò)3mmAl ,鴇靶.圖2-2c不同靶傾角計(jì)算的能譜.100kV,固有濾過(guò)3mmAl ,鴇靶知道X射線能譜，對(duì)于計(jì)算量子檢出效率是非常重要的。第二節(jié)X射線診斷劑量學(xué)與質(zhì)量控制在診斷放射學(xué)中，劑量測(cè)量的目的主要是：測(cè)量患者劑量與劑量指導(dǎo)水平 相比較；測(cè)量模體中劑量評(píng)價(jià)設(shè)備性能；測(cè)量患者劑量評(píng)價(jià)輻射危險(xiǎn)。為質(zhì)量 控制目的，所使用的劑量學(xué)應(yīng)是可直接測(cè)量的。 這些量的測(cè)量可以在人體表面， 也可以使用模體。對(duì)于評(píng)價(jià)設(shè)備性能，利用模體進(jìn)行劑量測(cè)量的精確度比在人 體表面測(cè)量的精確度要高，特別對(duì)設(shè)備性能的一致性檢驗(yàn)使用模體最為合適。在我國(guó)電離輻射防護(hù)與輻射源安全基本標(biāo)準(zhǔn)(

15、GB 18871-2002)中推薦了典型成年受檢者在X射線攝影、透視、CT檢查和乳腺攝影中的劑量或劑量 率指導(dǎo)水平，并規(guī)定在放射學(xué)檢查中應(yīng)測(cè)定“典型成年受檢者的入射體表劑量、 劑量與面積之積、劑量率及照射時(shí)間或器官劑量等的代表值”。一、常規(guī)X射線攝影和透視用于常規(guī)X射線攝影和透視劑量測(cè)量的量是入射體表劑量 (entrance surface dose, ESD)和劑量面積乘積(dose area product, DAP)。入射體表劑量(ESD)就是 在輻射射入受檢者的體表處照射野中心的吸收劑量，可用考慮反散射后空氣中的吸收劑量表示。劑量面積乘積 (DAP)就是輻射束的截面積與所致平均劑量的乘

16、 積。在劑量測(cè)量時(shí)，為評(píng)價(jià)患者劑量，ESD的測(cè)量應(yīng)在患者體表測(cè)量，不需使 用模體。測(cè)量應(yīng)包括足夠數(shù)目的患者，以得到有代表性的平均值。例如，至少 10個(gè)患者，且接近人體的典型尺寸。這樣的測(cè)量結(jié)果可反映出在實(shí)際臨床檢查 中個(gè)體劑量差異的情況。ESD的測(cè)量常使用熱釋光劑量計(jì)(TLD),通常把TLD 包在膠囊中置于患者的皮膚表面。DAP的測(cè)量可在X射線管的光欄和患者之間 任何距離處進(jìn)行，只要來(lái)自患者的散射線對(duì)探測(cè)器的讀數(shù)的影響可以忽略，DAP的結(jié)果與距離無(wú)關(guān)。DAP的測(cè)量使用大面積平行板電離室，可將其固定在光欄 上橫蓋X射線束的整個(gè)面積。一般ESD適用于僅需要有限數(shù)目投影檢查的檢查， 而DAP適用于比

17、較復(fù)雜的檢查程序。例如，對(duì)于包括攝影和透視的綜合檢查可 測(cè)量DAP。對(duì)現(xiàn)代X射線機(jī)，要求配備DAP測(cè)量?jī)x，并固定在機(jī)器上，可以直 接顯示DAP值。由于ESD和DAP之間可以相互轉(zhuǎn)換，ESD和DAP的測(cè)量結(jié)果 可按相同的量值單位直接與指導(dǎo)水平比較。在劑量測(cè)量時(shí)，為評(píng)價(jià)機(jī)器性能，可使用模體測(cè)量ESDo測(cè)量ESD時(shí)，既可用將TLD放在體模頂部的方法測(cè)量，也可先用電離室測(cè)量空氣中的照射量， 用式(2-17)進(jìn)行轉(zhuǎn)換。_ _ 2 ESD X(C/kg) F(Gy kg/C) BSF (SCD/SSD)(2-17)式中，X是在SCD=100cm處的照射量；BSF是背散射因子，與能量和照射野大 小有關(guān)；SC

18、D、SSD分別是源到電離室的距離和源到模體表面的距離；F是表面吸收劑量轉(zhuǎn)換因子，由式(2-18)給出。F (Wair(J)/e(C) ( en/ )tissu /( en / )air )(218)在劑量測(cè)量時(shí)，為評(píng)價(jià)器官和有效劑量，可使用劑量轉(zhuǎn)換因子。轉(zhuǎn)換系數(shù)可 使用仿人體模型實(shí)際測(cè)量得到，也可建立數(shù)學(xué)模型用 Monte Carlo方法計(jì)算得到。 從ESD轉(zhuǎn)換為有效劑量取決于X射線照射野的大小、X射線投射距離和X射線 的線質(zhì)等因素。二、乳腺X射線攝影在乳腺X射線攝影中，評(píng)價(jià)輻射誘發(fā)“乳腺癌”的危險(xiǎn)時(shí)最合適的量就是 平均腺體劑量(mean glandular dose MGD)。MGD定義為乳

19、腺X射線攝影中所致 受檢者的乳腺平均吸收劑量。MGD不能直接測(cè)量，但可以通過(guò)測(cè)量空氣中的比 釋動(dòng)能來(lái)計(jì)算得到。在臨床乳腺X射線攝影中可能使用各種不同陽(yáng)極把材料及濾過(guò)的X射線機(jī)，為便于MGD的實(shí)際測(cè)定，應(yīng)采取的步驟如下：(1)使用TLD或電離室(電離室動(dòng)態(tài)范圍要達(dá)到0.5100mGy,精度達(dá)+0%)測(cè)量入射體表劑量 ESD;(2) ESD除以反散射因子(backscatterfactor, BSF)得到入射表面空氣比釋 動(dòng)能(entrance surface air kerma ESAK),反散射因子可從表 2-5中查得；(3) MGD可用下式計(jì)算：MGD=g ESAK(2-19)式中，g是一個(gè)

20、轉(zhuǎn)換因子(見(jiàn)表2-6),其單位是mGy/mGy,可用Monte Carlo方 法模擬得到；g與入射X射線的半價(jià)層(half-value layer, HVL)和壓縮后的乳 腺厚度有關(guān)，；(4)計(jì)算足夠數(shù)量患者(至少10個(gè)患者)乳腺X射線攝影MGD,并與指 導(dǎo)水平比較。從表2-5、表2-6可以看至ij, BSF和g與入射X射線的半價(jià)層(half-value layer, HVL )有關(guān)，而實(shí)際上測(cè)量乳腺X射線機(jī)輸出的X射線的HVL是比較麻煩的，表2-7給出了乳腺X射線攝影中不同管電壓和陽(yáng)極把材料與濾過(guò)組合情況下的 典型HVL值。表2-5不同半彳介層（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玉縮厚度（mm）轉(zhuǎn)換因子g 與 HVL的關(guān)系HVL壓縮厚度(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射線機(jī)不同管電壓和陽(yáng)極靶與濾過(guò)組合情況下的典型HVL值（最大變化為10.03mm）陽(yáng)極靶和固有濾過(guò)管電壓（kV）1無(wú)壓縮裝置HVL（mmAl）有壓縮裝置（3mm有機(jī)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)為了評(píng)價(jià)評(píng)價(jià)機(jī)器性能，可使用 RMI 156標(biāo)準(zhǔn)模體測(cè)量MGD。在測(cè)量空 氣比釋動(dòng)能時(shí)，電離室的中心距影像接收器的胸壁邊沿 4cm,其幾何條件如圖 2-3所示。圖2-3測(cè)量空氣比釋動(dòng)能的幾何條件FSDFCDFFDMtiinciu. lun cllunltscl< '

24、entreTa Mu to film Z圖2-4平方反比定律校正4T2 cmX , Chamber io ublc J_VRM L S6 Phantom對(duì)測(cè)量的結(jié)果要用平方反比定律進(jìn)行校正，如圖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是測(cè)量到的照射量與電離室能量校準(zhǔn)因子、 平方反比定律校正因子 以及在標(biāo)準(zhǔn)模體(4.2cm厚，50%脂肪和50%的腺體組成)下轉(zhuǎn)換因子(空氣 中的入射照射量為2.58 10 4C kg-1時(shí)乳腺所受的平均吸收劑量)之積。乳腺X射線攝影中影響吸收劑量的因素有：X射線管組合(陽(yáng)極

25、材料、濾 過(guò)和管電壓)，曝光條件(反散射慮線柵、自動(dòng)曝光控制、放大倍率)和成像 探測(cè)器的類型(屏/片系統(tǒng)、平板探測(cè)器系統(tǒng))等。三、CT檢查(一)CT劑量的表達(dá)CT檢查不同于常規(guī)X射線攝影和透視，它是利用旋轉(zhuǎn)束對(duì)患者的不同截面 掃描。因此，CT劑量學(xué)使用的量不能采用 ESD和DAP。好的CT齊I量描述應(yīng)滿 足的條件是：定義明確易測(cè)量；使用于目前各種型號(hào)的CT機(jī)，與臨床應(yīng)用參數(shù)有相關(guān)性；已被廣泛使用；能代表患者的受照射情況，可能的話作為危險(xiǎn)度評(píng)價(jià)； 對(duì)新的掃描機(jī)型和新的技術(shù)有較好的適用性。CT劑量學(xué)中采用的基本量是 CT劑量指數(shù)(Computed Tomography Dose Index, CT

26、DI),但自從1981年shope提出CTDI的概念和定義以來(lái)，在文獻(xiàn)中不斷出 現(xiàn)對(duì)CTDI概念和表達(dá)方式的修改，目的是便于在臨床實(shí)踐中CT劑量的實(shí)際測(cè)量。1, CTDI沿平行于旋轉(zhuǎn)軸Z直線上的單個(gè)層面的劑量分布 D(Z)的積分被標(biāo)稱層厚T除 稱為CTDI。其表達(dá)式為：(2-21)-1CTDI 1 D(z)dzCTDI的單位是mGy,反映的是局部劑量。在實(shí)際應(yīng)用中，目前有兩種實(shí)際表達(dá)(a)美國(guó)法規(guī)中:-1CTDI FDAT7TD(z)dz7T(2-22)(b)歐共體文件中:1CTDI 10cm T5cmD(z)dz5cm(2-23)2.力口權(quán) CT 齊【J量指數(shù)(Weighted CTDI,

27、CTDI w)定義為在一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)的CT劑量模體中，用單個(gè)層面上平均的 CT劑量指數(shù)作為對(duì)CT掃描性能進(jìn)行評(píng)價(jià)的一個(gè)參數(shù)。其表達(dá)式為:12CTDIw C CTDI 10cm,c - CTDI 10cm,p33(2-24)式中CTDI 10cm,c和CTDI10cm,p分別表示在頭模和體模的中心(c)和表面1厘米處(p)的CTDI10cm的值。圖2-5給出了層厚為10mm的單次掃描的典型劑量分布。.7 -g -5 -4 -3 *2 -1 0 1 2 3 4 5 6 7cmf a)體模表(b)體模中心圖2-5層厚為10mm的單次掃描的典型劑量分布3.劑量長(zhǎng)度乘積(Dose-Length Product

28、, DLP )定義為對(duì)某項(xiàng)完整的CT檢查中患者受到的全部照射的一種表示，其目的是 與所規(guī)定的參考劑量值相比較，來(lái)評(píng)價(jià)該項(xiàng)檢查是否最優(yōu)化。其表達(dá)式為：DLP CDTI w T N(2-25)式中i是每一個(gè)掃描事件，作為某項(xiàng)檢查的一部分；CTDIw是單個(gè)層面加權(quán)CT劑量指數(shù)，單位是mGy; T是層厚，單位是cm； N是掃描層數(shù)。DLP的單位是mGy.cm。4.多次掃描平均劑量(Multiple San Average Dose, MSAD )定義為對(duì)N個(gè)掃描系列，每一個(gè)層厚為T,當(dāng)在連續(xù)掃描層面之間有恒定的層距I,則中心層面上的平均劑量稱為 MSADo其表達(dá)式為:MSAD 1 D ni (z)dz

29、1 I /2(2-26)式中Dni(z)為沿旋轉(zhuǎn)軸z直線上的多層掃描的劑量分布。MSAD的單位是mGy。（二）CT劑量指導(dǎo)水平和MSAD的測(cè)量方法國(guó)際上，對(duì)CT劑量的指導(dǎo)（或參考）水平的表達(dá)和測(cè)量方法是不統(tǒng)一的，在出版的文件如，EUR 16262 （1999）、IEC-60601-2-44 （1998）和 ICRP87 號(hào)出 版物（ 2000）中才t薦CTDIw和DLP兩個(gè)量來(lái)表示CT劑量參考水平。前者用來(lái) 表示在系列掃描中的單層或螺旋掃描中的每一轉(zhuǎn)的劑量參考水平，后者用來(lái)表示每次完整CT檢查的劑量參考水平。在電離輻射防護(hù)與輻射源安全基本標(biāo)準(zhǔn)（GB 18871-2002）中才t薦MSAD來(lái)表示

30、CT劑量指導(dǎo)水平。實(shí)際上這時(shí)采用美 國(guó)的做法。在臨床實(shí)際中可采用兩種簡(jiǎn)單的測(cè)量方法來(lái)測(cè)定MSAD 0 一種方法是使用TLD測(cè)量在一定條件下的單層掃描劑量分布，然后計(jì)算CTDI ;另一種方法是使用CT電離室來(lái)進(jìn)行單層掃描劑量積分。CTDI （見(jiàn)方程（2-21）和MSAD（見(jiàn)方程（2-26）二者之間存在著一定關(guān)系。圖 2-6給出了單次（層）掃描劑 量分布（a）和由7層掃描組成的分布（b）。圖2-6 （b）陰影區(qū)表示多層掃描中 央層以外的其他掃描層對(duì)中央層劑量貢獻(xiàn)的總和。 如果掃描層距I與層厚T相等, 則圖2-6 （b）陰影區(qū)面積與圖2-6 （a）中陰影面積相等，即中央層（T）的多層L5相對(duì)E軸的位

31、置相對(duì)£軸的位置(b)圖2-6 (a)層厚為T的單次掃描劑量分布 Di(z)； ( b)層厚T等于層間隔的7次掃描合成所致的劑量分布Dni億)。掃描劑量分布下的面積等于單層掃描劑量分布的總面積，其表達(dá)式為：T/2Di(z)dzDni (z)dz(2-27)T /2根據(jù)方程(2-21)和方程(2-26),在I=T時(shí)，CTDI=MSAD(2-28)在I不等于T時(shí)，MSAD T CDTDI(2-29)I當(dāng)T/I>1時(shí)，層面重疊，劑量增加；當(dāng)T/I<1時(shí)，CTDI無(wú)意義，因?yàn)閷娱g距加 大。因此，可按下述方法測(cè)量MSAD:(a)在I=T時(shí)，使用TLD測(cè)量單層掃描的脊梁分布，計(jì)算CT

32、DI ,即MSAD 選擇一組TLD連續(xù)置于專門設(shè)計(jì)的條狀容器內(nèi)，如圖 2-7所示，根據(jù)層寬選擇 容器的長(zhǎng)度。容器的長(zhǎng)軸位于 CT機(jī)的旋轉(zhuǎn)軸，容器的幾何中心與掃描層中心重 合。在指定的模體位置照射TLD。根據(jù)一組TLD的測(cè)量結(jié)果，按下式計(jì)算CTDI:nCTDI (1/T) Dit(2-30)i 1式中Di是第i個(gè)TLD測(cè)得的劑量值，t是TLD劑量計(jì)厚度，n是TLD數(shù)，T是 掃描層厚。常機(jī)筑著看件健而曲&礫Tf睚的tra中閾甌用于JttHUL 工 3如皿思3加叫 度占個(gè)捕磐的nn圖2-7用TLD測(cè)量單次掃描劑量分布的裝置(b)在T/I 1時(shí)，使用筆形電離室(CT電離室)測(cè)量MSAD根據(jù)電離

33、室的讀數(shù)平均值，由下式計(jì)算 MSAD:MSAD CTDI T/I(f C L E/T) T/I (f C L E/I)(mGy) (2-31)式中f是由空氣比釋動(dòng)能轉(zhuǎn)換成水等效模體中吸收劑量的轉(zhuǎn)換因子，單位是 mGy/mGy,電離輻射防護(hù)與輻射源安全基本標(biāo)準(zhǔn) 推薦的模體長(zhǎng)度15cm,直 徑16cm (對(duì)頭部而言)和30cm (對(duì)腰椎和腹部而言)；C是電離室校準(zhǔn)因子； L是電離室的靈敏體積長(zhǎng)度，用 mm表示，電離室的整個(gè)長(zhǎng)度受到照射，給出 整個(gè)電離靈敏體積的讀數(shù)；E是電離室的讀數(shù)，單位為 mGy; I是掃描層距，單位是mm。由于一個(gè)完整的CT檢查程序包括一系列掃描層，CTDI和MSAD是與CT

34、機(jī)臨床使用最相關(guān)的劑量描述量。這兩種方法都能給出實(shí)施一定完整程序檢查 過(guò)程中在中心層產(chǎn)生劑量的簡(jiǎn)單估計(jì)。如果進(jìn)行現(xiàn)場(chǎng)測(cè)量調(diào)查，電離室測(cè)量是 方便的。如果采用郵寄調(diào)查，TLD方法是簡(jiǎn)單可行的。（三）CT檢查的患者劑量的因素盡管法律上規(guī)定了技術(shù)劑量，且也較易得到，但目前為止還很難得到任意檢 查的患者劑量?；颊邉┝恳蕾囉诤芏鄥?shù)，除系統(tǒng)的技術(shù)特性和所選的檢查參數(shù) 外，還有患者體積和選擇的解剖部位等。1 .影響患者劑量的因素劑量主要依賴于X線能譜，也就是管電壓和輻射濾過(guò)。對(duì)一定的影像質(zhì)量， 特別是相同的噪聲來(lái)說(shuō)，有效能量較大的掃描具備較高的KVp和較強(qiáng)的輻射濾過(guò)，患者劑量就低得多，這與傳統(tǒng) X線類似。

35、然而，對(duì)CT對(duì)比度的影響不那么 重要，不同CT機(jī)的最佳頻譜仍未確定。影響患者劑量的因素可分為兩類：一類是，檢查體積、層厚、層距、視野、 管電流、管電壓、掃描時(shí)間、重建算法、窗寬、窗位、防護(hù)屏蔽等技術(shù)參數(shù)。另 一類是，發(fā)生器的波形、管電流設(shè)置范圍、射線束的濾過(guò)、射線束的形狀、焦點(diǎn) 至旋轉(zhuǎn)軸的距離、探測(cè)器的類型、掃描幾何條件、掃描角度等與設(shè)備有關(guān)的因素。受照體積與患者劑量二者之間存在著關(guān)聯(lián)：總劑量如劑量長(zhǎng)度積，隨檢查部 分的大小而成線性變化，而器官劑量或有效劑量不成線性變化， 是因?yàn)槿梭w組織 是不均一的，而且加大掃描區(qū)域需要不同器官的信息， 總劑量與受檢區(qū)域的大小 成正比這一重要規(guī)則實(shí)質(zhì)上仍成立，

36、因此，應(yīng)盡可能地減小檢查區(qū)域。當(dāng)然，單層掃描或較大間隔的典型層面的掃描，劑量隨層厚而增加，然而大 多數(shù)情況下整體檢查時(shí)層厚沒(méi)有影響， 間接地或許有點(diǎn)影響，如薄層掃描需較高 的mAsfi。還有，薄掃時(shí)CTDI值增加。2 .螺旋CT對(duì)患者劑量的影響螺旋CT容積掃描的引入在每一方面都起到了積極作用，但就劑量而言，還 是存在一定的限制的，雖然整個(gè)體積受照比單層患者劑量高，實(shí)際上普通CT與螺旋CT區(qū)別很小，這樣就可以提出影像質(zhì)量的問(wèn)題了。用兩種方法都可知?jiǎng)┝侩S管電流、管電壓、掃描時(shí)間檢查區(qū)域增加而增加。由mAs到CTDI和劑量值的轉(zhuǎn)換的掃描規(guī)則都用同一轉(zhuǎn)換因子。 總之，對(duì)同一受檢部分不管用螺旋掃描還是

37、用單層連續(xù)掃描，都有必要進(jìn)行比較。因檢查只需幾個(gè)層面，螺旋掃描就沒(méi)有指 示。綜上所述，用螺旋CT檢查器官或組織患者劑量不會(huì)增加。另一方面，從實(shí)用考慮兩種掃描模式有較大的區(qū)別，螺旋CT可降低劑量。重疊掃描（多平面或三維顯示時(shí)采用，劑量會(huì)相應(yīng)增加）：螺旋CT上不需要了， 因?yàn)槁菪鼵T不用附加曝光就可得到重疊圖像；重復(fù)掃描：?jiǎn)螌訏呙柚谢颊咭苿?dòng) 或呼吸運(yùn)動(dòng)時(shí)需要，而螺旋CT上也不需要重復(fù)掃描。為了保護(hù)球管長(zhǎng)時(shí)間受熱， 螺旋CT的mA值比普通CT稍微低點(diǎn)。大于1的螺距不僅可縮短掃描時(shí)間，而且 可降低劑量。因此，螺旋CT可降低劑量，大于1的螺距的選擇有十分重要的意義，標(biāo)準(zhǔn)應(yīng)用選擇1.2到1.6 , CT血

38、管造影或畸形檢查可加到 2.0。對(duì)相鄰容積。螺旋CTDspiral .CT的劑量按下式降低:(2-32)3 .器官劑量和有效劑量的估測(cè)體模中與劑量相關(guān)的測(cè)量決定的物理性能不允許與患者劑量值的簡(jiǎn)單轉(zhuǎn)換， 體模的幾何形狀和材料很難與人體的相同，器官就更不必考慮了。將來(lái)CT檢查的患者劑量的估測(cè)仍需要由法律而定，任何情況下醫(yī)務(wù)人員和患者都應(yīng)該自由地 得到這方面任何立法的信息。在文獻(xiàn)中可發(fā)現(xiàn)大量的就患者劑量方面的調(diào)查，這些一般在大量患者以及不同的檢查條件和CT掃描情況下得到。表2-8給出了一些典型值。由少數(shù)檢查提 供了大小順序值，除直接受照的關(guān)鍵器官劑量之外， 有效劑量也列入表中了，它 表示了根據(jù)國(guó)際推

39、薦由輻射敏感權(quán)重的所有器官的總值ICRP, 1990。為了更精確，用Monto Carlo方法對(duì)分成幾組的標(biāo)準(zhǔn)體形的人群作具體檢查 的估測(cè)和校正。為了使這些困難以更簡(jiǎn)單更有用的形式表達(dá)，建立了CT劑量模擬計(jì)算程序，它可使任意掃描部位清晰成像，列出了所有感興趣器官的檢查參數(shù) 和劑量校正，以及有效劑量。一個(gè)重要的結(jié)論是CT檢查可以在有效劑量在1.010mS叱問(wèn)執(zhí)行，直接受照部位的劑量峰值和器官劑量值低于 100mSv較遠(yuǎn)的部位通常低于1mSv有效 劑量有附加輻射的大小順序這一點(diǎn)很重要。在德國(guó)，由官方來(lái)決定這些規(guī)定，不 同器官?gòu)?到10mS渡化，每年平均2.4mSv;在美國(guó)平均值是3.0mSv。因此

40、， 一次檢查中CT有效劑量每年可接受0.25倍的附加輻射。劑量隨檢查次數(shù)而增 加。動(dòng)態(tài)CT和介入CT就須特別考慮這些問(wèn)題。Monte Carlo校正可以很容易地 考慮到這些問(wèn)題，并且在 CT圖像基礎(chǔ)上決定具體患者的劑量值。表2-8 連續(xù)單層或螺旋CT (螺距為1)典型檢查的劑量值解剖部位頭部胸部腹部掃描范圍(cm)153124層厚(mm)555mAs200150250kVp120140120空氣比釋動(dòng)能(mGy/100mAs)13.518.413.5關(guān)鍵器官眼晶體肺肝器官劑量(mSv)22.222.121.7有效劑量(mSv)0.96.46.84 .降低劑量的可能性降低劑量的努力和措施可從以下

41、開(kāi)始：檢查人員仔細(xì)考慮CT檢查中掃描程序和參數(shù)的指定與選擇；制造商在發(fā)展有效劑量系統(tǒng)的同時(shí)兼顧特殊技術(shù)和方 法。表2-9總結(jié)了最重要的方面，應(yīng)該清楚指出，制造商可以并且應(yīng)該決定檢查 程序，用戶可以并且應(yīng)該決定技術(shù)措施，二者相互影響。表2-9 CT降低劑量的可能方面檢查人員的措施生產(chǎn)廠商的措施檢查適應(yīng)證，限制掃描體積增加射線頻譜的預(yù)濾過(guò)調(diào)節(jié)掃描參數(shù)以適應(yīng)患者橫截面管電流調(diào)節(jié)兒童檢查時(shí)降低mAsfi對(duì)兒童及特殊癥狀使用低劑量掃描螺旋CT螺距因子1CTCT的自動(dòng)曝光控制校正，代替重疊單層掃描圖象重建參數(shù)的選擇多層CT使用z 一濾過(guò)z一濾過(guò)與合適濾過(guò)的算法的完善(1)檢查人員的影響通過(guò)仔細(xì)檢查有無(wú)做C

42、T檢查的必要性來(lái)降低劑量仍十分重要，反復(fù)強(qiáng)調(diào)患 者所接受的劑量直接與檢查部位的大小成比例這一點(diǎn)，也非常重要。因此，檢查人員應(yīng)該檢查是否有縮小掃描體積的可能性， 最后，幾乎沒(méi)必要再提每次檢查應(yīng) 用最優(yōu)劑量了，如用確保影像質(zhì)量的最低劑量。不考慮影像質(zhì)量的最低劑量將會(huì) 導(dǎo)致影像不適合診斷，因此應(yīng)該謹(jǐn)慎地避免不必要的高劑量。選擇最優(yōu)劑量的絕對(duì)必要的措施在于調(diào)節(jié)掃描參數(shù)以適應(yīng)患者的厚度， 就像 傳統(tǒng)X線一樣，對(duì)于兒童檢查尤為重要，相當(dāng)?shù)偷膍As值，有效劑量會(huì)低于1mSv 選擇適當(dāng)?shù)闹亟▍?shù)，特別是噪聲衰減，出現(xiàn)低對(duì)比度時(shí)是十分重要的。螺旋CT提供的降低劑量的可能性措施，最有效的措施就是選擇大于1的螺 距

43、因子。多層螺旋CT所提供的新的特殊用途也能限制劑量：通過(guò) z軸濾過(guò)和有 效層厚的回顧性變化，不論是高三維空間分辨率的圖像還是低對(duì)比度評(píng)價(jià)的低噪 聲圖像，都不必增加附加照射。(2)技術(shù)措施和新方法大家都知道降低CT劑量有效性的技術(shù)措施，部分已實(shí)驗(yàn)過(guò)了。然而，這些措施的使用往往會(huì)導(dǎo)致與其它目的和需要的沖突。 比如，通過(guò)增加濾過(guò)可以減少 患者的劑量，但是需要高mAsfi,因此會(huì)加大X線球管的負(fù)載，這樣就會(huì)導(dǎo)致螺 旋CT存在掃描時(shí)間的限制。多層螺旋CT的掃描時(shí)間大大縮短，隨之額外的一些 措施就要與附加濾過(guò)一起使用。兒科CT和特殊指征的低劑量掃描模式的規(guī)定需要進(jìn)一步研究，也需要制造 商不斷改進(jìn)機(jī)器性能，

44、減少噪聲的重建方法有希望進(jìn)一步發(fā)展， 尤其是多層螺旋 CT的多維濾過(guò)有相當(dāng)大的潛力通過(guò)不同的解剖結(jié)構(gòu)衰減的不同來(lái)調(diào)節(jié)管電流也可以有效的降低劑量。CT圖像中的像素噪聲大部分可歸因于最大強(qiáng)度的衰減和最大量的噪聲，這意味著對(duì)于橫截面不是圓形的情況下，射線強(qiáng)度可隨低衰減而降低，且不影響噪聲模式， 這對(duì)不降低影像質(zhì)量來(lái)減少劑量提供了相當(dāng)大的潛力。實(shí)際上人體組織橫截面或多或少都與圓形或圓柱形有差別，采用此技術(shù)的檢查mAs可明顯降低10%50%,而不影響影像質(zhì)量。前后位和側(cè)位衰減特性完全不同，如肩部，降低50% 多的劑量都有可能。使用管電流調(diào)節(jié)，就有可能選擇性地改變影像質(zhì)量。 增加側(cè) 位的管電流而降低前后位的管電流可提高影像質(zhì)量同時(shí)大大降低劑量。四、劑量?jī)x（計(jì)）的校準(zhǔn)和質(zhì)量控制在X射線診斷放射學(xué)中，使用的 X線機(jī)的管電壓一般為25150kV。其中， 用于乳腺檢查的管電壓為25-40kV;常規(guī)X線檢查為50150kV。鑒于診斷放射 學(xué)的質(zhì)量保證計(jì)劃在許多國(guó)家廣泛開(kāi)展，電離輻射防護(hù)與輻射源安全基本標(biāo)準(zhǔn) 中明確規(guī)定要制定一個(gè)醫(yī)療照射質(zhì)量保證大綱。 因此，劑量測(cè)量已變得非常重要。 為了保證劑