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CT剂量和普通放射剂量的区别

普通放射剂量分布区域大，但一般集中在皮肤入射表面，用患者入射表面剂量（ESD)来表征射线剂量；
CT剂量分布在窄带内，边缘与中心分布不均匀；且属于多层扫描；

1、在理想状态下，轴向剂量分布曲线和灵敏度剖面线（SSP）应当重叠，两条曲线均呈现高斯状，全值半高宽=层厚，此时不会产生由于半影效应而产生的剂量损失。
2、实际情况中，有散射效应的存在，灵敏度剖面线会比剂量分布曲线略窄
3、由于散射辐射的影响，剂量曲线尾部会被拉长
下图为SSP曲线

SSP决定了z轴方向体素的大小和特性，代表相邻层面的相互影响，在CT的系统参数那章会有详细说明

单次扫描的CT剂量描述方法——CTDI

英文全称：CT dose index
在一个单层轴向扫描下剂量剖面线下的积分除以层厚。

$$C=(1/T){\int }_{-\infty }^{\infty }{D}_1(z)dz$$
其中$D_1(z)$为单次扫描沿扫描旋转z轴上z点的剂量，T代表层厚

其中CTDI还有很多种描述方式

重点掌握红色框标记的即可。

$CTD{I}_{100}$

也称为实用CTDI（practical CTDI）PCTDI
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。
$$C=(1/nT){\int }_{-50mm}^{+50mm}D(z)dz$$
在上述式子中测试的不是体模内的CTDI，是笔形电离室测空气沉积的CTDI，即扫描介质不同。

$CTD{I}_w$

在扫描时，体模中心很大概率会比边缘部分接收更多的剂量。且体部扫描时，体模大小和均匀性成反比。
$$C=\frac{1}{3}CTD{I}_{100,c}+\frac{2}{3}CTD{I}_{100,p}$$
weighted average of center and peripheral CTDI100 to arrive at a single descriptor. 中心点和边缘点的加权平均值。加权CTDI可以克服空气中CTDI的不足

$CTD{I}_{vol}$

$$CTD{I}_{vol}=CTD{I}_w/p$$
p为螺距值，指球管旋转一周，诊疗床步进的距离
$$p=\Delta d/N\cdot T$$
$\Delta d$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

剂量长度乘积（DLP）

一个突出问题是在不同的扫描范围内，病人接受的剂量相差很大，但$CTD{I}_{vol}$却没有变化。
为了评估不同扫描范围下的剂量，引入Dose Length Product乘积 (DLP)
$$DLP(mGy\cdot cm)=CTD{I}_{vol}\cdot L$$
其中L为z轴方向的扫描长度

可以看出在$CTD{I}_{vol}$相同的情况下，DLP值变换较大

有效剂量（effective dose)

不同的人体器官对X射线的敏感度不同 ，也就是说在射线覆盖范围一样时，对器官造成的辐射损失是不一样的
$$Dos{e}_{eff}=DLP\cdot k$$
K是转换因子,不同组织的k值不同,k实际中会给出详细表格。

体型特异性扫描剂量评估

Size Specific Dose Estimate (SSDE)
对于相同的技术设置，报告的16厘米体模的$CTD{I}_{vol}$约为32厘米体模的两倍;对于相同的$CTD{I}_{vol}$，体型较小的患者往往比较大的患者具有更高的患者剂量; SSDE用于基于$CTD{I}_{vol}$和患者大小估计患者剂量。

下图为对上述的总结

三者区别

多次扫描的剂量描述方法

多次扫描剂量分布（multiple-scan average dose,MSAD)
MSAD是一系列层厚中受照射区域的平均吸收剂量值。
$$MSAD=(1/I){\int }_{-I/2}^{+I/2}{D}_N(z)dz$$

CTDI的测量方法

笔形电离室测量

电离室（Pencil Ionization chamber）通过截取射束和感受所有剂量分布曲线的剂量来计算有效积分。电离室发射的电荷正比于剂量分布曲线的区域。
\qquad\qquad

常规电离室不适用于CT剂量测量的原因。

1 、为保证剂量测量有足够灵敏度，电离室尺寸必须足够大，而CT剂量在几个mm内就会有很大变化，特别是对于薄层扫描
2 、CT扫描剂量测量需要在体表和体内多处测量，而电离室仅在一个点上测量，满足不了CT剂量分布要求。

笔形电离室足够长，可以接收到平面内和平面外重要的散射线，所测量出来的代表一系列连续CT扫描中的值。

影响CT剂量的因素

层厚设置较薄，准直宽度变窄，射线损失较大
半影的大小恒定，只与焦点大小有关
窄的层厚剂量损失较大，宽的层厚剂量损失较小
采用的层厚越薄，为了降低噪声，就需要较高的电流，这样就增加了辐射剂量

降低剂量的方法

与设备硬件相关的降低剂量的方法

1、球管
电子束收集器，阳极接地、双支撑轴和微孔循环专利技术，偏焦点辐射
2、滤过器
扫描时，尽可能选择小的FOV;根据不同的FOV选用不同大小的滤过器
3、动态准直
采用动态准直器屏蔽过照射区域，从而提高射线利用效率

基于调制modulation技术的剂量降低方法

1、AEC自动曝光控制
根据患者年龄、扫描部位、旋转角度、z轴进行管电流调制

AEC的目的：AEC的目标是生成具有相对相似的噪声特征的图像，而不管患者的大小。辐射风险仍然存在，体型大患者的mA设置增加，以补偿衰减增加。低噪声图像需要高剂量。

2、心电调制

回顾性心电门控 retrospective gating

螺旋扫描为基础 ；
回顾性心电门控技术在扫描期间连续产生X射线；
可以回顾性选择R-R间期的任意心动时相（运动伪影最小的）重建冠状动脉图像 ；
缺点是：辐射剂量利用率低

前瞻性心电门控prospective gating

非螺旋扫描模式：在R-R间期内固定时相触发扫描，下一个心动周期移床，再下一个心动周期采集。
前瞻性心电门控可以大大降低冠状动脉CT检查辐射剂量，辐射剂量降低了80%左右 ；
心率和心律要求较高

3、螺距调制
在进行回顾性心电门控对心脏成像时，采用小螺距扫描，扫描到腹部和盆部时采用标准螺距。
通过螺距的变换，可使剂量比原先降低55%
4、管电压调制
定位相穿透病人身体的光子质量评估患者每个层面的体厚信息
患者体型以及初始设定的噪声水平（NI）以及扫描类型（平扫，增强，CTA与骨骼）选择对当前患者最合适的kV
但需要注意平衡剂量与图像质量的关系