由于电离辐射的两大生物学效应

由于电离辐射的两大生物学效应：确定性效应（具有较大剂量阈值才会发生，且其严重程度取决于受照剂量大小：如辐射导致的白内障）和随机性效应（不存在发生效应的剂量阈值，但发生几率与受照剂量大小有关：如诱发肿瘤与遗传效应）的存在，辐射剂量增加对人体的危害会相应地增加。

一般而言，CT 扫描比普通X 射线检查剂量大，照射剂量的增加导致辐射诱发癌症等随机效应的发生几率增加。

2009 年，位于美国洛杉矶的Cedars-Sinai 医疗中心的一名患者在接受CT 神经灌注扫描后出现头发脱落现象。

该医院经过调查发现，自2008 年 2 月开始在18 个月内，共206 名患者在CT 过程中被错误施加高达正常剂量值8 倍的辐射剂量。

为了规范CT 检查的行为，美国食品药品管理局（FDA）推荐在CT 检查中评估患者的接受的辐射剂量。

中国卫生部于2012 年公布新版《GBZ165-2012 X 射线计算机断层摄影放射防护要求》，首次公布了针对不同人群、不同部位CT 检查的诊断参考水平。

新版标准2013 年 2 月 1 日起实施，旧版标准同时废止。

根据《防护要求》，典型成年患者X 射线CT 检查头部、腰椎和腹部的诊断参考水平分别为50mGy、35mGy 和25 mGy，0 - 1 岁儿童患者胸部和头部诊断参考水平为23 mGy 和25mGy，10 岁儿童患者胸部和头部诊断参考水平为26mGy 和28mGy。

《防护要求》提出，CT 工作人员应在满足诊断需要的同时，尽可能减少受检者所受照射剂量。

在开展CT 检查时，做好非检查部位的防护，严格控制对诊断要求之外部位的扫描。

要禁止用成人的辐射剂量评估标准来评估儿童的辐射剂量。

为了保证临床医生获得剂量相关的信息，我们在每次检查结束之后都会得到图2 这样一张辐射剂量的报告表，在这张表格中，我们可以获得大部分和扫描相关的信息。

与辐射剂量相关的参数主要有两个，CTDI vol
和DLP。

那么那个是有效辐射剂量，如果不是，患者的有效辐射剂量如何计算呢？
今天我们就来聊聊辐射剂量的那些事儿。

图2：CT 检查的剂量报告表
2CT 剂量指数（CT Dose Index, CTDI）：
CTDI 是指在CT 检查中，受检者接收的射线平面内的辐射剂量，一般是用16cm（代表头部和四肢）和32cm（代表体部）的圆柱状的充水体模进行测量（单位：mGy），1981 年首次由Shope 提出后，先后被FDA、IEC、CEC、IAEA 等多个权威组织所定义并采用，是目前国际上应用最广泛的一种CT 剂量指标，我国国家标准亦采用此概念。

目前国际上对CT 剂量的表征量和测量方法（包括模体种类）未有一致意见，ICRP 亦指出为避免混淆，应明确各种CTDI 定义的区别。

目前公认的CTDI 有以下三个，三个指数并不直接表征各种CT 扫描所致受检者的剂量，但与受检者剂量密切相关。

与吸收剂量有相同的量纲，以毫戈瑞（mGy）为单位。

CT 剂量指数100（CTDI 100 ）
CTDI 100 是迄今广泛应用的最基本的反映CT 扫描剂量特征的表征量，可用于统一比较CT 机性能。

其定义为：CT 旋转一周，将平行与旋转轴（z 轴，即垂直于断层平面）的剂量分布 D (z) 沿Z 轴从-50mm 到+50mm 积分，除以层厚T 与扫描断层数N 的乘积之商。

即：
CTDI 100 可用热释光探测器（TLD），在专用的TLD 插件中进行各点剂量分布的测量，进而得出剂量分布曲线 D (z)，再依剂量分布曲线的半高宽（Full Width at Half Maximum，FWHM）通过拟合计算求得CTDI。

CTDI 100 采用积分区间从-50 mm 到+50 mm，可用有效长度正好为100mm 的笔形电离室在通用标准剂量模体中
方便地测量到，从而方便进行CT 机的验收与经常性的质量控制检测等。

CTDI 100 这个最基本的表征量反映的是在标准甲基丙烯酸甲酯模体中测得某点空气中沉积的X 射线能量。

加权CT 剂量指数（CTDI W ）
由于在同一个模体中不同位置的辐射剂量有所区别，因此为了更好的表达整体的辐射剂量水平，需要引入加权CT 剂量指数（CTDI W ）的概念，其可以准确反映扫描平面中的平均剂量。

CTDI 100 （中心）为在模体中心位置上的测量值；
CTDI 100 （外周）表示在模体周边四个不同位置上（至少以90°为间隔的模体表面下10mm 处）测量值的平均值。

目前普遍采用的与有效长度100mm 笔形电离室检测仪器配套的标准有机玻璃剂量模体，分头部模体（直径160mm）与躯干模体（直径320mm）两种，均呈长度为140mm 的圆柱体状，模体中心及其四周表面下10mm 处都有专用的检测电离室插孔（该孔不测量时即插入组织等效的有机玻璃棒）。

加权CT 剂量指数（CTDI w ）已被选来作为CT 诊断医疗照射的指导（参考）水平的表征量之一。

可以反映多层连续扫描的平均剂量（pitch=1 时），但对于不连续的多层扫描，CTDI w 不能准确反映其平均剂量。

容积CT 剂量指数（CTDI vol ）
螺旋CT 问世后，CTDI w 已经不能准确表征辐射剂量的水平，需要考虑螺距对扫描剂量的影响：
CT 螺距（因子）=Δd / N·T
Δ d 为X 射线管每旋转一周检查床移动的距离；
N 为一次旋转扫描产生的断层数；
T 为扫描层厚
容积CT 剂量指数CTDI vol 反映整个扫描容积中的平均剂量。

这也是我们的剂量报告表格中与剂量直接相关的第一个参数。

小结
容积CT 剂量指数CTDI vol 可由加权CT 剂量指数CTDI w 求得，而CTDI w 则是剂量模体中心位置与周边四个不同位置CTDI 100 测量值的加权结果。

因此：
CTDI 100 反映的是CT 标准测量模体中某一点所沉积的X射线能量；
CTDI w 描述CT 所扫描某一断层平面上的平均剂量状况；
CTDI vol 是描述多排（层）螺旋CT 在整个扫描容积范围内的平均辐射剂量。

获得单位容积的辐射剂量水平之后，我们还需要了解一次检查的总体辐射剂量水平。

这就是剂量报告表中的第二个和剂量直接相关的参数。

3剂量长度乘积DLP：
DLP 用来评价受检者一次完整CT 扫描的总的辐射剂量。

对于序列扫描DLP（单位：mGy·cm），可以表述为：DLP=i∑nCTDIw·nT·N·C
i 为X-CT 扫描序列数；
N 为旋转圈数；
nT 为每旋转一圈的标称限束准直宽度（cm）；
C 为X 射线管每旋转一周的管电流与曝光时间之积（mAs）；
nCTDI w 则表示与所用管电压和总标称限束准直宽度相对应的归一的加权CT 剂量指数（mGy·mA -1 ·s -1 ）。

对于螺旋扫描DLP 可方便地表达为：
DLP=CTDI vol × L
CTDI vol 为多排（层）螺旋CT 扫描的容积CT 剂量指数；
L 为沿Z 轴的扫描长度。

4有效剂量D：
在获得累计辐射剂量之后，这个参数还不是最终患者接受的辐射剂量，受检者的辐射剂量终将落实到有关各组织或器官的吸收剂量（D），组织或器官的吸收剂量是X射线积在受检者单位质量组织或器官里的能量。

单位: Gy, 1Gy=1 焦尔·千克-1 (J·kg -1 )100c Gy=100rad
组织或器官的吸收剂量的严格定义是物理意义上的点量，即吸收剂量是指致电离辐射授予某一体积元内物质的平均能量除以该体积元内物质的质量而得的商。

即：D=dε / dm
组织或器官的吸收剂量是最完整地表征受检者所接受的X 射线照射的量，然而大多数情况下是不可能直接测量的，通过体模模拟研究可以解决：
用仿真人体模型，借助TLD 和其它发光剂量计等探测器，测量受检者组织或器官的吸收剂量及其分布，采用蒙特卡罗（Monte Carlo）方法运算，估算组织或器官的吸收剂量。

吸收剂量的生物效应决定于射线的种类和照射条件。

如相同的吸收剂量，α射线对生物体危害比X 线大20 倍。

在辐射防护中，将个人或集体实际接收的或可能接收的吸收剂量根据组织生物效应加权修正，经修正后的吸收剂量在放射防护中称为当量剂量。

当量剂量的单位与吸收剂量一样，即焦尔·千克-1 (J·kg -1 )，专名是Sv，
1Sv=1J·kg-1 (=1 Gy)
比较不同类型放射学检查的相对电离辐射风险，并且考虑到不同组织或器官的不同辐射敏感性时，采用以希沃特（Sivert, Sv）为单位的有效剂量E 来表征。

全身有效剂量是一个反映非均匀照射归一到全身照射危险度的剂量参数。

有效剂量（Effective Dose）专指当所考虑的效应是随机性效应（例如辐射诱发的癌症等）时，在全身非均匀照射的情况下，人体所有组织或器官的当量剂量的加权总和。

即：
E=∑WT·HT
HT 为组织或器官T 所受的当量剂量；WT 为T 的组织权重因子。

有效剂量是器官和/ 或组织的当量剂量按各组织权重因子加权之和。

螺旋CT 的有效剂量：
利用CTDI vol 及其扫描长度L 计算出剂量长度乘积DLP，再乘以特定的转换系数k 来估计出有效剂量E：E=k·DLP
转换系数k(mSv·mGy -1 ·cm -1 ) 与检查部位有关。

同一个体的不同部位对相同辐射剂量的敏感程度不同，具体表现为K 值的不同。

K 值是不同部位的归一化有效剂量权重因子。

同一解剖部位，年龄越大，K 值越小；同一年龄段个体的头颈部K 值小于腹、盆部。

另外不同器官对射线的敏感性不同，敏感器官包括眼晶体、甲状腺、乳房、生殖腺和造血系统等。

在受到不必要的或过量的放射线照射时，人体发生白内障、甲状腺癌及乳腺癌的概率会增加。

2体型特异性扫描剂量评估：
体型特异性扫描剂量评估（Size-Specific Dose Estimates, SSDE）
以上这些评估方法主要是根据模体测量的结果进行推测，由于实际患者的体型并非圆柱体，且密度有有差别，因此使用上述方法对于准确反映患者接受的辐射剂量会存在误差。

2011 年，美国医学物理家协会（American Association of Physicists in Medicine, AAPM) 提出了体型特异性扫描剂量评估（Size-Specific Dose Estimates, SSDE）的方法。

SSDE 计算了有效直径（Effectivediameter, ED）的概念，指假设被扫描患者有一个圆形的横截面，沿着其头足方向的某一个给定位置处的直径。

虽然体部的某些部位有近似的圆截面，但大部分位置不是。

因此有效直径可以被认为是与患者体部横截面面积相等的圆的直径。

SSDE 指经过患者体型校正的患者接受的CT 剂量估算值，
是基于CT 操作界面上显示的容积CT 剂量指数CTDI vol 通过体型相关转换系数得到的。

相对于上述评估方法，SSDE 相对准确，不过SSDE 估算值与患者接受辐射的真实值之间，仍有一定的差距。

在CT 检查中可使用防护围脖、眼罩和乳腺表面屏蔽等进行防护。

在设置扫描参数的时候，要时刻注意ALARA 原则，ALARA 原则是全世界医学物理辐射安全计划的指导原则，和持续地、科学地审视剂量和成像质量之间的联系以不断促进低剂量、高质量的成像技术发展的主要动力。

总之，表面屏蔽法和前置滤线器方法均可与其他降低剂量的方法联合应用，如减小扫描覆盖范围、管电压调节、管电流调节、缩短扫描时间、迭代算法等技术，进一步降低敏感器官所受辐射剂量。

推荐阅读：
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随着公众健康意识的提高，CT 在临床应用中同时带来的与辐射相关的随机性风险越来越引起监管部门、医学科学界人士、媒体甚至是非专业的大众媒体的关注。

与此同时，各大CT 生产商也在不断努力地研发新技术，改进现有技术以持续地减少相关射线辐射对于人体的伤害，让CT 成为更安全的检查手段。

作为一家负责任的企业，西门子一直致力于相关研究。

从1994 年首推的CareDose 4D，到最新的Turbo Flash 技术，近百项降低剂量的技术和方法，保证了西门子CT 在业界始终处于领先的地位。

在获得各类优质的图像，帮助临床诊断的同时，也让CT成为了“绿色” 的检查设备，让“Right Dose” 的理念深入到CT 设备生产者和使用者内心之中。

按病人体型调制剂量、减少不必要曝光、最大可能屏蔽无效射线、不断升级的迭代算法……CT 低剂量的原理多种多样。

每个分类里面又有多种降低剂量的具体技术，林林总总的优化剂量技术，以不同的原理降低了CT 辐射剂量，让检查更安全高效，让患者和医生更安全和安心。

在这些技术里面，最有效的方法仍然来自于对CT 扫描基本参数的优化和调制：球管灯丝电流和管电压。

X 线射线量（mAs）与CT 的辐射剂量呈线性的关系（例如减少50% 的管电流相关的辐射剂量将减少50%），与此相对应的，X 线管电压和辐射剂量之间的关系为非线性，辐射剂量近似与X 线管电压的平方成正比例关系。

此外，X 线管电压、CT 图像质量以及CT 辐射剂量三者之间有着复杂的关系，研究并明确它们之间内在的联系，对于改善CT 图像质量，减少CT 辐射剂量有着极大的作用。

表1：影响CT 剂量的因素
注：因篇幅关系，本表仅列出X 线管电压与mAs 的剂量相关关系
X 线管电压的含义：
X 线管电压指的是X 线球管阴极和阳极之间的电势差，单位通常为千伏（kV）, 由于此电势差并非完全恒定，因此，通常以千伏峰值（peak kilo Voltage, KVP）来表示。

X 线管电压决定了撞击阳极靶面的电子的能量，并一定程度上决定了其强度，进而决定了X 线管所发出的射线的能量和强度。

降低X 线管电压的影响：
●降低辐射剂量
●提高图像对比
●图像的噪声增加
随着CT 技术的进步，CT 管电压从最初无法调节的固定值已经更新为多种kV 的组合。

当前，绝大多数CT 厂商均已采用了80kV、100kV、120kV、140kV 的管电压 4 级组合，电压步进间隔20kV，这给临床提供了多种不同的选择。

其中西门子最新推出的SOMATOM Force 开源CT 堪称业界翘楚，领先于时代地独家提供了从70kV 到150kV，步进间隔为10kV 的9 级管电压组合供医生选择，间隔10kV让选择更加灵活自如，不必再为管电压和图像对比的选择而纠结。

额外增加的金属滤光器，能够过滤掉某些无用的射线，提升了射线束质量，进而减少了辐射剂量并提升图像质量。

降低X 线管电压，还能够提高图像的对比度，尤其是应用碘对比剂的增强检查和CTA 检查。

CT 图像的对比度与被扫描的组织及物质的有效原子序数(Z) 有关，其本质在于成像原子的k 边界不同(k-edge) . k 边界指的是某种原子的k 层电子的结合能，在与光子的相互作用中，如果光子能量恰好超过某种原子的k 层电子结合能，光子的吸收系数将发生跃迁。

纯碘原子的k 边界值约为33.2keV。

图1：碘的衰减系数（虚线）及k 边界
在可能的范围内采用尽可能低的X 线管电压，使光子的平均能量更加接近碘的k 边界，使被扫描的碘原子表现更高的衰减系数即更高的CT 值，增大碘剂与其他组织和元素的密度差，提升图像的对比度。

除了上述能够为临床带来的巨大益处，我们所不愿见到的是降低X 线管电压，也能同时增加图像的噪声和某些伪影。

尽管“接受适度的噪声”已经成为放射学界的普遍共识，但过多的噪声和伪影显然也是不能被临床所接受的。

好在工业界也在不断地努力改进CT 产品：CT 球管性能的提升，可以接受使用更高的管电流，通过适度提升管电流，能够抵消低kV 带来的噪声，且辐射剂量也能得以降低；不断推出的更加先进的迭代重建算法，能够高效地移除图像的噪声，让我们从此不必在图像质量和辐射剂量之间做两难的选择。

西门子CT 目前已经有三代不同的迭代重建算法，[后面将继续为您介绍，请关注]可以应用在全部CT 产品。

手动调整X 线管电压的依据：
● 根据病人体重
● 根据病人的体重指数（BMI）
●根据病人的腹部宽度
当CT 机设备已经能够提供更多的X 线管电压选择的时候，仍有较多放射医生习惯于使用“标准的”管电压--比如120 kV 来进行日常的各种CT 扫描工作。

但是，一旦影像专家们接受了调低kV 带来的降低剂量和提升图像质量（图像对比度）的好处之后，相关的研究逐渐增多了起来。

毫无疑问，所有的曝光参数选择都应该围绕病人的体型和检查的目的来进行。

病人的体型决定了能够选择的管电压值范围，而检查的目的决定了临床能够接受的噪声程度。

早期的研究和CT 实践中，人们通常根据病人的体重、体重指数或者病人腹部的宽度来选择。

但是这种方式要求医生具有相当的经验，以使他能够准确地确定相关数据的边界，或者在正式实施前，经过大量的临床实验，以渐近法寻找到合适的数据边界，否则就不能准确地选择合适的X线管电压。

从另外的角度来看，人工调整管电压需要综合考虑到管电压、管电流、对比度、噪声比、剂量等各种因素。

由于这些障碍的存在，在日常工作中采用优化kV 的方法将明显影响到CT扫描的工作流程，造成设备检查效率低下。

为了能够准确、容易、合理地优化管电压和其他参数，在提高图像对比的同时, 也能兼顾图像噪声和剂量的关系，西门子在业界领先开发了一项新技术，即本文向读者介绍的CARE kV 技术。

CARE kV 技术的特点和原理
● 根据病人体型精确确定管电压
● 当kV 改变时，能够自动补偿mAs 值以保证图像质量
● 能够依照检查目的进行适当微调
● 能够在人工指定管电压后，自动调整其他参数以配合
● 完全整合于工作流程之中
● 全智能化。