X射线计算机断层摄影装置(CT)自1972年问世以来, 随着应用的日益广泛, 其剂量问题也越来越受到各国的关注。多个权威组织均出版了各自的标准和报告书, 欧盟更将其与介入放射和放射治疗列为一类, 同属于病人的高剂量应用, 并在法律上要求对病人的剂量进行评估^[1]。笔者拟就CT剂量研究进展综述如下:

1 CT剂量测量的技术参数

包括扫描平面的剂量分布D(x, y), 垂直于扫描平面的剂量分布, 剂量曲线D(z)以及空间剂量分布, 杂散辐射D(x, y, z)。前两个参数直接与病人有关, 第三个参数主要是评估放射工作人员所受剂量以及辐射防护的考虑。

1.1 剂量分布

CT是将360°范围内所有投影的剂量分布进行叠加, 因此在检查层面中的剂量分布是相当均匀的。入射点位于整个外表面上, 其剂量要高于中心点的剂量, 只是局部扫描的剂量分布呈现明显的不对称性。

1.2 剂量曲线

很大程度上是由焦点尺寸、CT的几何参数, 而且主要是由准直宽度决定的。由于X射线散射的原因, 它比灵敏度曲线(表示垂直于扫描平面的系统响应特性)略宽, 尤其是在探测器一侧使用准直器。此外, 散射辐射使剂量曲线的尾部拉得很长, 要减少这种现象必须增加层厚和模体的直径, 因此需要测量总的剂量曲线, 而不仅仅是采集层面的剂量。通过比较半值宽度也可以评价剂量曲线。在z轴方向上的系统几何效率为:(ε_g =HWB_SSP/HWB_DP·100%, 理论上效率值接近100 %; 这些值可以从宽层面获得。效率值较低是由于使用了靠近探测器的准直器造成的, 低于70 %是非常严重的^[2]。剂量曲线的测量主要集中在中央部位, X射线胶片测量既快速又容易, 但只允许定性检测准直器宽度, 不能进行定量测量。TLD测量的工作量很大, 而且由于原辐射和散射辐射光谱成分的不同, 也使得TLD测量存在问题。较为简单的方法, 像电子传感器, 正处于开发阶段^[3]。Sekine R^[4]等利用影像板方法, 实现了CT剂量曲线的自动快速测量, 通过与标准胶片法的比较, 发现结果一致, 且不受球管和影像板的影响。

2 CT剂量学物理量及相互关系

主要分为两类:可测量的量, 包括ESD、CTDI、MSAD等; 可计算的量, 包括CTDIW、DLP、E等。其中CTDI作为CT检查最实用的物理量, 得到了广大国际组织的认可, 但在基本定义和测量规则方面存在明显不同。ICRP亦指出为避免混淆, 应明确各种CTDI定义的区别^[5]主要分为三类:CTDI100 = ; ; CTDI_air = 区别主要在于剂量曲线积分长度、有无模体及何种模体。相比而言, 定义(3)在测量上更加简单方便, 前两个定义更接近受检者实际情况, 即模体中的测量更有实际意义, 因为它更好地反映了球管设计的影响, 特别是适形过滤器的使用^[5]。对于积分长度, 主要面临实际应用和基本概念两方面的问题, 采用固定的积分长度100 mm更为实用。由于将曝光层面以外的剂量计算在内, 一般来说CTDI值比剂量曲线的峰值要高, 而且随层厚的减小而减小。但对于非常薄的层面, CTDI值再次增大, 可归结为剂量曲线比灵敏度曲线的略微变宽^[3]。由于散射辐射, 以及剂量曲线的半峰全宽常比灵敏度曲线略宽, 使得若干层相邻层面的实际剂量超过了单层扫描时的预计剂量。为了评估多层扫描的剂量, 建议使用多层平均剂量(MSAD)。为评价不同型号CT机, 欧盟提出标准化的CTDI值^[1]和加权CTDI值, 即CTDIw标准化的CTDI值是一台CT机所固有的特性, CTDIw表征单次扫描在断层内的平均剂量分布, 用于控制曝光参数的选择, 制造商应在设备操作台上显示出每次参数选择的CTDIw值, 使操作者了解相应的剂量信息^[5]。另外建议使用剂量长度乘积DLP, 它适合于整个曝光容积的连续及螺旋CT扫描, 用于控制受照体积和总的剂量, 但它没有将解剖部位考虑在内, 不能直接用它评估病人剂量, 但非常适合于比较不同的扫描方案。ICRP亦采用CTDIw和DLP作为CT检查的两个参考剂量学量^[5]。

3 螺旋CT(SCT)的特殊考虑

螺旋扫描时, 需要选择一个新的参数螺距^[2], 即P=d/M·S, 他的正确选择, 不仅可以缩短扫描时间, 还可以降低剂量。另外SCT是连续不间断扫描, 它没有针对单层扫描那样的剂量曲线, 但通过卷积方法, 可以从单层CT剂量曲线导出SCT的累积剂量分布和计算积分剂量的方程。而对于多层螺旋CT (MSCT), 随着线束宽度的增加, 10 cm长的电离室已不能满足测量的要求。已有文献报道^[6], 对于20 mm长的线束宽度, CTDI₁₀₀在头模和体模中可分别低估约20 %和10 %。解决的方法并不是延长电离室长度, 而是建议使用小体积电离室, 扫描足够的长度以建立剂量平衡曲线。由于扫描一般可在15 s内完成, 测量时间并不会延长很多。SCT在Z轴方向上中心点位置的剂量分布是绝对平坦的, 不会显示出连续单层扫描时的波峰或波谷, 在周围位置, SCT扫描会导致剂量分布调制。另外, SCT需要对每层图像扩充扫描范围, 这样SCT的一个最不利因素就是需要不同程度的附加扫描(由不同的内插算法决定), 必须将其产生的剂量考虑在内^[3]。

多层螺旋CT与单层螺旋CT(SSCT)相比在剂量方面没有根本区别, 不同的是CTDI的定义, 要将单圈扫描同时采集的层数M考虑在内, 否则CTDI值就会是正常值的M倍, 无法进行不同CT间的比较。同时采集M层并不改变曝光参数, 其散射辐射会增加, 但相关性很小, 且检查时间和整个mAs会相应降低, 所以MSCT与SCT及连续CT相比, 剂量没有明显增加。但另有一个技术问题, 即避免扇形束的半影区。单层采集中利用了全部的半影辐射强度, 而在多层采集中, 要消除这种半影辐射, 以获得标准化的测量强度值。但这样做会使几何效率降低并相应增加CTDI值, 这取决于设计方法和层厚。随着M·S的增加, 半影辐射影响会相对降低, 即使用较宽的探测器排, 因为半影区域所占的比例会相对较少^[3]。另外由于内插算法的要求, 扫描的开始和结尾属于额外照射, 因此应避免短时间、间断的螺旋扫描, 以防止病人剂量的显著增加^[7]。

为比较单层CT与多层CT的剂量, 引入两个新的物理量^[8], 有效CT剂量指数, 即CTDI_{w, eff} =CTDI_w/P(亦称作容积CT剂量指数CTDI_vol), 和每次检查的剂量长度乘积, 即DLP=CTDI_vol·scan length前者描述了整个扫描容积的平均剂量, 其值取决于管电压、管电流、扫描时间、层厚、螺距等扫描参数的选择, 而后者则考虑了扫描长度和次数的影响。

4 有效剂量估算

由于个体及设备和扫描条件的复杂性, 目前尚不能提供个人剂量地精确计算, 主要是利用标准的拟人模体测量计算。如使用人体等效体模和热释光剂量计直接测量出组织或器官的剂量。也可通过测量人体的能量(ε)沉积计算, 此种方法主要由Atherton和Huda^[9]发展而来。能量沉积主要根据Shrimpton和Jones^[10]的模拟数据, 利用标准拟人模体计算得到。对于不同的设备, 剂量与能量的比值E/(不同, 并且可视为模体不同位置的函数。此函数的峰值即表示高辐射敏感器官(如乳腺、甲状腺等)的位置。因此, 将被扫描器官的能量沉积乘以E/ε(的比值即可以估算有效剂量。目前应用较多的为以下几种方法:

(1) NRPB的Shrimpton和Jones^[10]最早将剂量估算推广到CT检查。方法是利用蒙特-卡罗技术模拟CT检查中射线在MIRD型数学模体中的输运与散射, 应用其获得的转换系数来计算剂量。上述模体未分性别, 使用各种几何形状(圆柱体、球体、锥体)来模拟人体内各种放射敏感器官的形状和位置, 同时考虑到主射束和散射辐射, 模拟包括了CT机的几何设计、波谱范围、层厚等因素。通过一项全国性的CT剂量调查计划^[10], 测量了多种CT设备空气中的CTDI值, 得到了由标准化的蒙特-卡罗数据转换为剂量值的系数。

CT剂量估算软件(CTDOSE)^[11]即根据上述研究成果, 利用NRPB提供的转换系数, 通过输入一定的数据, 如设备型号、CTDI值、扫描参数等计算CT检查的有效剂量。应当指出的是, 上述转换系数是根据英国早期的一项CT调查(包括23种CT型号)计算得出的, 尚未包括SCT的研究。剂量评价的可靠性主要倚赖于选择适当的数据集以计算转换系数。转换系数的不同, 主要是由于射线过滤的不同引起的, 如适形过滤器的使用可影响线束的能量和分布, 但制造商并不情愿提供过滤的详细信息。不过, Jansen等报道^[12], 转换系数可通过测量剂量曲线导出。因此随着新型号CT的不断涌现, 需要充实数据以适应不同型号CT满足大规模的剂量调查。英国随后进行的一项调查^[13]研究了各种型号CT机的剂量学特性及新旧CT机的剂量关系, 提出利用匹配系数F(由CTDIc/CTDIair和CTDI_p/CTDI_air的比值决定)来选择适当的转换系数, 从而为新型号CT剂量的估算提供了解决方法。英国的CT评价中心根据此方法以电子表格的形式, 提供了剂量估算的计算器, 且数据处于不断更新之中。

(2) 同NRPB的工作相关但独立进行的研究由德国的GSF (德国环境和健康中心)实施^[14]。研究用模体区分了性别, 分别称为EVA(女性)和ADAM(男性), 同样由不同的几何形状描述人体器官。模拟条件包括使用三种不同能谱范围的射线且层厚定为10 mm, 对于相邻的各个层面的剂量进行计算。结果为对于每个器官及单个层面, 扫描平均器官转换系数集中在模体中的特定位置, 通过综合相关层面的剂量贡献即可以估算单个器官的平均剂量。

在上述研究工作的基础上Kalender等^[15]编写了相应的软件Windose。可以针对特定病人按照实际的CT扫描参数计算剂量, 并给出CT图像。证实了CT检查的有效剂量典型值在1.0到10mSv之间, 剂量峰值及检查部位内的器官剂量值在100 mSv以下, 较远一些的部位通常在1mSv以下。特别指出的是有效剂量值已达到自然本底辐射的数量级。因此Kalender^[3]建议按照BERT(本底等效辐射时间)单位, 将剂量值表述为自然本底辐射的倍数来告知病人, 以增加病人的安全感。

(3) 上述模体均为简单的几何形状模体, 主要由水、软组织或其它低原子系数物质构成, 均建立在ICRP参考人数据的基础上, 描述了人体器官的理想化分布, 因此不能用于计算任何个体所受剂量, 只能应用于群体剂量估算。随着计算机技术的发展, GSF已研究开发出一系列体素模体用于剂量估算, 并与MIRD型体模计算的剂量进行了比较, 结果表明, 两者有一定差别。这主要是由于两种体模给出的器官形状、大小和相对位置不同所造成^[16]。此类模体的内部器官结构根据真实个体CT扫描图像建立, 因此能更真实地反映人体, 但却不能代表人群情况。由Stamm G等^[17]开发的CT-Expo软件即建立在体素模体的研究基础上, 提供了任意年龄组及不同性别个体的剂量估算, 而且通过不同设备特定系数的修正, 适用于不同型号的CT机。

(4) 另一项研究发现DLP与E之间存在着明显的相关关系, 并且他们之间的转换系数在不同设备之间是相似的^[18]。CT质量标准^[1]则具体给出了不同检查部位两个量之间的转换系数, 即建议有效剂量可由DLP值粗略估算。这种方法由CTDIvol和扫描长度估计DLP, 然后乘以特定部位的转换系数来估算有效剂量。转换系数分别为:头部0.0023 mSv/mGy·cm, 胸部0.017 mSv/mGy·cm, 骨盆0.019 mSv/mGy·cm。显然这种方法不是针对个体, 甚至没有考虑不同的检查条件, 但他提供了估算有效剂量的简便方法, 特别适用于群体剂量调查。

5 各国CT应用及剂量调查

UNSCEA R2000年报告^[19]总结了各国调查结果, 并得出结论:尽管存在国家差异, 可以认为各国平均有效剂量头部大约为2 mSv, 体部为10-15 mSv, 腰椎为5 mSv, 这些数据可用来计算集体剂量, 并由此推出CT检查所致集体剂量可能超过全部放射学检查的50%。此类调查的另一个目的是考察造成各国CT受检者剂量差异的扫描技术方面的原因, 其中包括球管因素(如探测器效率、几何设计、准直等)。剂量最大值与最小值的明显差异表明最优化的可能性。挪威的一项调查表明, 增强扫描的不同使用是造成头部扫描剂量差异的主要原因, 而胸部扫描则不同, 因为其扫描参数变化更大。还有一个目的就是根据全国性调查结果制定CT检查的参考剂量水平。

MSCT的出现使得CT应用再次进入一个快速发展时期, 因此有必要进行新的CT调查。美国的一次CT应用调查表明^[20], 69 %的放射学家认为相对其他的医疗技术进步, CT检查对于其专业诊断具有更重要的影响, 并且预测这种影响还会增加。然而对MSCT的应用还存在着各种争论, 比如单层扫描层数的迅速增加, 必然带来处理数据的大量增加, 造成过量辐射的危险, 延长病人诊断时间以及提高相应的成本, 同时对于操作人员的技术要求也会随之提高。尽管如此, 78 %的被调查者仍然使用了MSCT, 更有90%的人员认为MSCT对于他们的临床诊断起到了积极的作用。目前对MSCT的剂量研究日益增多, 但尚不能确定其对受检者造成的总剂量是增加还是减少。Cohnen M^[21]应用热释光测量法和加权CTDI计算法研究了MSCT不同扫描条件和不同部位的有效剂量, 结果为颈部2.8 mSv, 胸部7.5-12.9 mSv, 腹部12.4-16.1 mSv, 脊椎12 mSv。同时发现, 尽管两种方法的结果存在良好的相关, 但差异最大可达30%(平均14.3 %)。另外, 德国^[22]分别在1999年和2002年对SSCT和MSCT进行过两次剂量调查, 结果并未发现剂量有显著变化, 但MSCT年平均检查人数显著高于SSCT(5500人和3500人), 平均有效剂量为SSCT 7.4 mSv, 双层CT 5.5 mSv, 四层CT8.1 mSv, 表明四层CT剂量存在很大的降低剂量空间。

6 结论

更高效探测器以及管电流调制等新技术的发展必将导致剂量的减少, 而忽视放射防护的合理化应用, 盲目追求高质量图像及滥用高端设备, 又会导致剂量的增加。

由于剂量评价的复杂性, 不同的研究结果很难直接比较。一方面标准模体计算出的转换系数, 主要用于集体剂量调查和评价, 不允许简单地转换为病人剂量值。因为模体的几何形状和材料根本就不能视为人体模型, 何况他还不包括所有器官, 而且在诸如性别、体重等方面亦存在差别, 另外检查条件与实验条件也不同。另一方面, 剂量规则不统一, 主要是所用模体和CTDI的定义存在差异。因此尽管已经定义了多个描述CT剂量的物理量并且提供了多种剂量估算方法, 但仍然有许多领域需要进一步深入研究。如MSCT的剂量研究, 针对任意个体及任意扫描条件的剂量估算以及剂量测量规则的统一和最优化评价等方面。