降低线剂量的方法

一、影响X线剂量的因素

CT剂量受很多因素的影响，包括设备的硬件部分、扫描程序的设置及人们对图像质量的要求，具体的包括X线的能量分布、射线中散射线占比、球管的电压kVp、电流（mA）和曝光时间（mAs）、扫描的螺距（1/P）、扫描仪的几何尺寸、准直器的大小、前置滤线器的结构、探测器的效率、探测单元信号收集系统的电子噪声，以及包括图像重建和后处理的方法，等等。

低剂量原则是在满足临床诊断要求的前提下，尽量降低对患者的辐射剂量。图像噪声是评价CT图像质量的重要参数，CT扫描所获得的图像均存在一定的噪声，随着曝光剂量减低，图像噪声逐渐增高，当噪声增高到一定程度时，图像将不能满足诊断需求。因此，不能一味追求图像质量，也不能一味追求低剂量。要实现低剂量原则就需要在图像质量及剂量之间寻求平衡点。

二、系统硬件的设计和性能优化

设备是实现低剂量扫描的基础。降低CT辐射剂量首先需要功能强大的硬件支持，优化的系统设计是实现低剂量扫描的关键。随着机架转速越来越快，探测器单元越来越小，单位时间里能够获取和用于重建的数据越来越少，这就需要提高探测器的探测效率，降低数据收集系统（DAS）的电子噪声，以满足越来越薄的重建层厚要求，提高CT图像的时间和空间分辨率。

（一）降低DAS中电子噪声

全新的探测器（例如宝石探测器）的研发和应用是在过去的固体探测器的基础上进一步提高了射线的探测效率。由于图像噪声是由X线的统计涨落和探测器DAS中的电子噪声共同决定的，因此在低能X线图像上，电子噪声较明显。降低DAS中电子噪声是实现低剂量扫描的关键技术之一。

（二）优化设备X线球管的设计

X线的质量和能量分布也同样对X线剂量产生影响。从X线球管发出的X光子中存在的低能X线大部分被患者吸收，而对信号探测没有贡献，X线中的散射线会降低系统的低对比度分辨率，产生无用剂量。另外，人体结构是不均匀的，均匀分布的X线通过人体时会被不均匀吸收，到达探测器时将不再均匀，中心部分的吸收大于边缘部位，使得探测到的信号大大弱于边缘部位，中心部分的图像信号弱会影响图像的整体质量，如果单纯为了提高中心部位的信号强度而增高射线剂量，将使边缘部分组织接收大量不必要的辐射，因此需要优化X线球管的设计，使X线的能量分布和强度分布更适合人体成像的特征，达到最佳成像效果。优化X线强度的分布还体现在扫描过程中进行实时剂量调控来实现同一患者不同体位图像的一致性和不同患者间图像的一致性。在这方面最常用的方法就是使用3D自动毫安技术。

（三）优化准直器和前置过滤器的使用

目前先进的CT扫描仪上就配备有各种不同的前置滤线器，能够对不同人群和不同部位提供不同的射线能量分布和强度分布。对于心脏还配备有专用前置过滤器，比如GE的LightSpeed VCT就配备了心脏专用前置过滤器，通过优化前置过滤器形状设计，在大大增加心脏部位信号强度的同时，减少外围皮肤剂量。随着机架旋转角度的变化，心脏专用前置过滤器可有效地减少扫描边缘的X线照射，显著提高X线的有效利用率，使对患者心脏扫描的总体辐射剂量下降。

三、系统固件的优化

扫描固件（firmware）是提供低剂量扫描的一个重要保证。优化X线强度的分布还体现在扫描过程中进行实时剂量调控来实现患者中不同体位图像噪声的一致性和不同患者之间图像噪声的一致性。在这方面，最常用的方法就是使用3D自动管电流调节技术（ATCM）。由于患者的不均匀吸收使来源于不同投照角度或经过不同解剖区域的射线呈现不同的衰减，并且由于高衰减投照方向的投影数据噪声决定了整个图像的噪声，因此对直径较小的部位或不对称的患者，减少投照剂量（降低管电流）并不会增加最终图像的噪声。另外，也可将局部感兴趣区域或时间段内剂量降低，例如，在心脏扫描的收缩期降低管电流来降低总的剂量。自动管电流调节技术能够根据扫描过程中患者的体积、身体各部位的衰减特性，在不影响图像质量的前提下沿X-Y轴（角度调节）和Z轴（长轴调节）进行管电流的自动调节来降低曝光剂量。

（一）三维自动球管电流调节技术

早期的自动球管电流调节技术分为X-Y轴（角度）和Z轴（患者长轴）上的独立电流调节。

1．角度（X-Y轴）管电流调节技术　对任何一个轴位横断面（X-Y），特别是体部横断面，由于患者身体的非圆形性在不同的探测角度上的X线衰减量是不同的。例如前后向的衰减通常会低于侧位向的衰减，特别是在明显不对称的区域，例如胸部扫描中的肩关节部位。角度调节技术的原理就是球管在旋转中，根据定位像上（侧位和前后位）结构密度，在旋转过程中的不同角度对电流量进行调节以有效地平衡信号，在获取高质量图像的同时降低曝光剂量，通过对球管电流量的调节可以有效地平衡信号，研究显示，该项技术可使剂量降低26%～43%。使用在线角度调节技术对成年人头、颈、胸、骨盆及四肢等部位进行CT扫描，结果显示毫安数降低15%～50%。

2．长轴（Z轴）管电流调节技术　在不同的轴位（Z轴）或不同患者的相同部位射线的衰减存在差别，例如颈部和肩膀之间、胸部和腹部之间、成年人和儿童之间、男人和女人之间等。对于不同部位或不同人群，要获取相同噪声的图像所需要的射线剂量是不同的。长轴（Z轴）管电流调节技术通过智能调节球管电流，实现不同部位或不同人群图像质量的一致。

Z轴调节技术的应用需要预设噪声值和选择管电流设置范围（最大和最小的毫安），依据患者定位像所获得的影像数据对管电流进行调节。预设噪声值是根据经验或标准技术来确定，不同设备计算和使用的噪声也不同。值得注意的是，管电流值一般会受患者体型影响，反过来，噪声值和管电流范围也会影响图像质量和患者的曝光剂量。Kalra等在胸部CT扫描时，将噪声指数设定为12.5，Z轴调节技术可使管电流减低26%。颈部CT扫描噪声指数设定为l0时，Z轴调节技术可使剂量减低33%。Z轴调节技术虽然增加了图像的客观噪声，但图像的主观噪声和图像诊断率均在可接受范围，同时大大降低了辐射剂量。

由以上可以看出，角度球管电流调节技术与Z轴球管电流调节技术在X线信号调节的方法和目的上略有不同。角度电流调节是在同一个轴位上不同的旋转角度有效地平衡信号；Z轴电流调节在不同的轴位上或不同的患者之间进行有效的信号平衡。

球管电流是随着患者身体在不同方向和不同部位对射线吸收的不同而变化的，这种对射线衰减性的确定可以通过对患者定位像的投照数据精确计算而得，也可以利用前期（90°前）的扫描数据来估算将要被扫描部位的衰减性。后一种方法实时地提供剂量调控，而不需要定位扫描的数据，相对简单，但存在信息上的滞后，特别是当患者体态上发生较大变化时会产生一些误差。这两种确定扫描部位衰减性的方法都可以得到满足临床诊断需求的图像。

3．角度-长轴管电流联合调节技术　当代先进的多排螺旋CT已经把角度（X-Y轴）和长轴（Z轴）的管电流调节技术进行了结合，实现了三维自动球管电流调节技术，在不同的Z轴电流设置的基础上，再进行随旋转角度的实时调节。这是一种前瞻性的、全面的三维剂量调控技术，该技术在扫描过程中，根据患者体形在X、Y、Z三个轴上的变化，自动精准地调节相应的毫安量以达到一致的图像质量，从而实现在成年人和儿童的容积扫描过程中最大限度地减少无效剂量。

自动球管电流调节的目的是为了使受检人群获得相同质量的图像。评价图像质量的重要指标为图像噪声。GE公司在临床应用中提出了噪声指数的概念，噪声指数的运用使得自动球管电流调节技术真正的具有了临床可操作性。使用者只需根据临床需要预先设置所需要图像的噪声指数和管电流范围（最小和最大的毫安数），设备会根据这个噪声指数及定位像数自动计算出所需的X线剂量，并在后续扫描中，根据患者体形在X、Y、Z轴上的变化，再精准地调节相应的毫安量以达到一致的图像质量。Rizoo等发现，联合角度与Z轴调节技术较单独使用固定管电流或单独使用角度调节技术比较，在保证图像的诊断接受率的前提下，剂量降低42%～44%。Graser等对筛选结肠息肉患者的研究结果也显示，使用X、Y、Z轴管电流调节扫描技术，使放射剂量降低33%～35%。

噪声指数的应用给CT的临床使用带来了巨大的灵活性和方便性。但是由于噪声值的设定会影响图像质量和患者的曝光剂量，在数值的选择上必须慎重。低噪声值能够提供质量较高的图像，但会增加患者的剂量。相反，高噪声是以牺牲图像质量的代价来减少剂量。因此，一个合适的噪声指数值能使我们既获得临床上能够满足诊断的图像，又最大限度地降低对患者的辐射剂量。当然，这种合适的噪声指数值的选取并不是一蹴而就的。尽管厂家会提供参考值，但在临床实践中仍需探索使用。而且噪声指数的选择还应根据患者年龄大小、所怀疑疾病的种类和临床需要来确定，需要经过临床不断的实践和摸索来优化。

（二）心脏ECG电流调制成像技术

目前，在心脏血管成像中仍有部分扫描采用螺旋扫描方法，扫描覆盖所有心率相位。在相对较低心率的情况下，心脏舒张期末期的图像通常用来获取冠状动脉图像，而其他心相的图像则用来获取心脏功能信息。由于心脏功能的研究需要的空间分辨率不高，因此，我们可以用ECG信号调制的方法降低对非冠状动脉成像相位的剂量。即ECG自动毫安功能可根据心脏搏动的周期，在收缩期采用低毫安技术，而在舒张期采用设定的高毫安输出。在保证心脏扫描图像质量的同时，可减少高达40%的辐射剂量。同时在低毫安的心动相位，人们也在尝试使用智能滤波的方法降低图像的噪声（图2-1、图2-2）。

图2-1　心率波动随屏气时间变化的示意图

（三）心脏轴位成像

由于辐射剂量与螺旋扫描中的螺距成反比，而常规的心脏成像使用小螺距扫描模式（螺距0.2～0.3），因此心脏扫描的辐射剂量相对比较高。为此，开发了轴扫心脏扫描模式，这种扫描模式虽然回归最原始的CT扫描模式，即扫描和进床分离，但避免了螺旋扫描中重叠扫描而产生对患者过多的辐射剂量，使心脏显像的辐射剂量降低70%～80%。

四、图像重建平台的革新

CT中的重建软件平台对降低CT辐射剂量和提高图像质量也起着至关重要的作用。CT重建平台的发展走过了一个漫长而又缓慢的过程。

传统的滤过反投影（FBP）重建方法一直被沿用了30多年。FBP重建具有简单、快速的特点，但对信号中的噪声却无能为力。在早期的临床应用中，人们通过使用不同的重建核（比如，标准重建核、骨重建核等）来平衡图像中的噪声和空间分辨率。噪声的降低大多以牺牲图像的分辨率或提高射线剂量为代价。

第2代重建平台中，人们开始对原始投影数据进行过滤［如量子去噪（Toshiba的Quantum De-noising）；GE的智能降伪影（AAR）等］，或在图像空间进行自适应、迭代和平滑（如GE的C2，Neuro和Siemens的IRIS等）。但这两种方法都局限在各自的空间（数据空间或图像空间），而且由于不能有效地区分真实信号和噪声，在某种程度上需要对图像噪声和空间分辨率进行平衡。

21世纪人们开始了第3代乃至第4代CT重建平台的研究。鉴于探测器获得的信号包含真实的信号和噪声两部分，而且噪声遵从一定的物理规律，在第3代重建平台上，人们开始试图用物理模型对噪声进行描述，并通过迭代的方法把它们从最终的图像中去除。这种迭代重建的方法需要在数据空间或图像空间之间反复进行比对，在考虑了噪声的贡献后，得到与获取的数据最一致的图像。由于我们在这个迭代重建过程中通过物理模型去除的是噪声，而对真实信号影响较小，我们可以在降噪的同时最大限度地保留图像的真实性（空间分辨率）。第3代重建平台比较典型的代表是2008年推出的自适应迭代重建（adaptive statistical iterative reconstruction，ASIR）和2011年推出的基于原始数据的迭代重建（sinogram affirmed iterative reconstruction，SAFIRE）。自2008年推出后ASIR重建平台已经获得了上千万的病例，降低CT辐射剂量的功效（30%～60%）也得到了充分的证实。第3代重建平台的出现是CT重建理论和应用上的一大飞跃。它改变了30多年的传统重建模式，使我们能够对真实的信号和噪声进行合理的分离，能够在保持图像空间分辨率的基础上降低辐射剂量。

图2-2　心脏成像中使用ECG自动毫安功能的示意图和收缩期以及舒张期的心脏图像

第3代重建平台的另一个优势是它的简洁性和快速性，它的重建速度和常规的FBP相当，完全可以满足日常的CT临床应用。但是，虽然第3代重建平台在CT重建上实现了一个巨大的飞跃，它的应用还仅限于降低辐射剂量，而且由于没有充分考虑探测系统中其他因素的影响，降低辐射剂量的幅度也受到了一定的限制。

降低辐射剂量是人们追求理想CT成像的一部分，从目前的CT技术来看，降低辐射剂量与提高图像分辨率是互相矛盾的，但是在第4代重建平台上，两者矛盾得到了有效化解。第4代重建平台是一个基于五个模型的迭代重建平台，它包含了第2代的噪声模型和探测系统的光学模型，包括二维焦点模型、三维锥形束模型、三维微体素模型和二维探测单元模型。正是因为第4代重建平台使用了更准确的噪声模型，还加入了对探测系统的几何描述，使我们首次能够同时在超低剂量下获得高分辨率图像。第4代重建平台已经在欧洲和日本得到了广泛的应用。国内的部分医院通过与日本放射界合作对第4代重建平台的降低图像噪声和提高图像空间分辨率有了一定的了解，并掌握了第一手资料。初步研究表明，第4代重建平台能够在第3代重建平台的基础上把辐射剂量再降低50%以上。这意味着我们有理由期待对一个标准体重的患者进行CT心脏或体部成像时，仅需使用约1mSv的辐射剂量就能获得满足临床需求的高质量图像。

五、扫描参数优化

虽然先进的设备和优越的软件为低剂量成像打下了坚实的基础，降低辐射剂量的巨大潜力根本上还是来自于观念的转变。在CT非常普及的今天，观念的转变在于合理地选择成像的手段，有目的有根据地选择患者疾病、病种和扫描部位，严格限制扫描范围（Z轴），以有效降低群体的辐射剂量。观念的转变还体现在要摒弃追求最漂亮图像的习惯思维，我们需要的是能够满足临床诊断需求的图像，不是漂亮的图像，这就是我们常说的辐射防护最优化原则（as low as reasonably achievable）。

对于临床医学图像质量的评价，最重要的是分辨率、噪声、层厚三个参数。在同等剂量条件下，图像分辨率越高、层厚越薄，则图像噪声越高。图像噪声可以通过提高辐射剂量来降低，也可以通过改变图像分辨率和层厚等来改变。如在临床灌注显像时，对图像空间分辨率的要求相对较低，我们可以通过降低图像空间分辨率来降低图像噪声，而在血管或骨骼成像中，因为具有较高的自然对比度，我们可以通过改变对图像噪声的要求来实现低剂量。因此必须结合临床需求来平衡这些参数，以有效地降低群体的辐射剂量。

在临床实践中可以通过设定不同的扫描参数来降低辐射剂量，以实现效益最大化。这包括：①增大螺矩；②降低管电压；③降低管电流；④合适的图像层厚。增大螺距是通过减少曝光时间来降低剂量，其对图像质量的影响因设备而不同。常规轴位扫描时，射线剂量和扫描的层厚、层距相关，同时扫描视野长度也应该尽可能短，减少不必要的射线剂量。降低管电压和管电流是最直接的方法，由于管电流易于修改并能较明显地减低剂量，所以成为最常用的方法。

（一）增大螺距

螺距（pitch）即机架旋转一圈的床进距离，与X线探测器宽度有关。X线剂量与扫描中使用的螺距成反比。如果其他扫描条件不变，理论上认为螺距增大，缩短曝光时间会使剂量降低。对于儿童来讲，减少扫描时间是有益的。一项针对儿童的研究表明，螺距从1.1增加到1.5，剂量减低33%，并能获得满意的图像质量。但是，在多排螺旋CT上增加螺距也会导致噪声增加，层面敏感度轮廓曲线增宽，使图像Z轴的空间分辨力下降，并可能造成明显的螺旋伪影。因此，以螺距的调整来降低剂量的方法需要慎用。

（二）降低管电流

管电流与放射剂量成正比。当其他参数不变时，将管电流从200 mA降至100 mA，放射剂量可减少1/2。管电流降低的直接问题是增加图像噪声，主要影响图像低对比分辨率，使低对比的细节显示困难。但当被研究的物体本身具有较高对比度时，如肺部病变，适当降低管电流对肺部病变的观察影响较小，同时可以降低辐射剂量。Knoepfle等采用120 kVp、70 mA扫描研究显示低剂量CT诊断结石的灵敏度和特异度分别为97.3%和96.8%，认为该方案与标准扫描方案在诊断价值上没有区别，而剂量却减低50%。

由于各医院设备调节不一致，直接采用减低管电流实现低剂量扫描的方法简单易行，故国内较多的低剂量研究都采用直接降低管电流的方法。必须指出的是虽然使用毫安值进行降低剂量的研究是非常有效的方法，但是由于患者体积和对X线的吸收率存在很大差异，同样的毫安值对不同的患者将产生不同的噪声。临床中不宜用毫安绝对值作为标准，而应用图像质量如图像的噪声或对比噪声比作为标准来设立扫描条件。

从1981年Haaga等尝试使用不同的管电流来降低剂量开始，基于患者体型尺寸的自动管电流调节技术逐渐成为减低剂量的临床应用主流（详见系统固件的优化章节）。

（三）降低管电压

X线剂量不仅取决于X线球管的电流，而且还与球管电压的平方成正比。降低管电压，可明显降低辐射剂量，由于各种CT机型的电压相对固定，可选范围较小（一般是80 kVp、100 kVp、120 kVp、135 kVp/140 kVp），并且降低管电压会产生比降低管电流更多的噪声。当球管电压从120 kVp降低到80 kVp时，将需要提高近3倍的管电流来保持同样的图像噪声水平。因此，降低管电压的方法不及降低管电流在临床上应用广泛。

近些年研究显示，80 kVp管电压更接近碘造影剂的吸收峰值，从而使增强后血管与周围组织间的对比度增加，因此使用较少造影剂量仍可以得到同等强化程度的图像，目前广泛应用于血管环、肺动脉、冠状动脉等血管病变的评估。儿童身体体积小，对射线的衰减较弱，降低管电压，同时适当增加管电流，可在保证图像质量的前提下，降低辐射剂量。

（四）合适的图像层厚

图像的层厚影响图像的三维空间分辨率和图像的噪声，从而间接地影响扫描剂量。对比层厚为1.25 mm和5.00 mm的图像，可以看到在其他参数相同的情况下，5.00 mm图像只需50%的剂量就能获得与1.25 mm层厚图像同样的图像噪声。因此，在选取图像的层厚时要兼顾分辨率、图像噪声及扫描剂量。用于三维重建的图像可以是薄层图像，而用于诊断的轴位图像则可以是厚层图像。噪声指数的设置是以厚层图像为基础的。

人们真正开始关注CT成像中的辐射剂量只是在10年以前。但是短短的10年却使我们看到了巨大的变化和希望。CT的硬件、固件和软件都得到了突飞猛进的发展。此外，人们的思维和观念也发生了巨大改变，放射学家在扩大CT临床应用的同时，不断地优化扫描程序，努力地降低患者的辐射剂量。令人可喜的是，不仅放射学家，全民对射线的防护意识也在不断提高，放射防护的设备和措施也在不断完善。