医学影像技术体系 · 第 2 卷 / 共 44 卷
剂量指标、质控流程与大孔径 CT
本卷导读
讨论 CTDI、DLP、有效剂量与剂量报告，儿童与特殊人群的剂量管理，大孔径 CT 与放疗定位质控，以及 4D CT、CBCT、摇篮床等特殊扫描模式。
知识结构
- 大孔径 CT 与放疗定位质控
- 剂量指标与剂量报告
- 对比剂与增强扫描基础
- 特殊扫描模式与图像后处理
- 儿童与特殊人群剂量
- 脑灌注与血流储备分数
大孔径 CT 与放疗定位质控
放疗前准备主要包括：设备物品的准备工作、患者准备工作、医务人员的准备工作。
设备物品的准备工作主要包括：机房和定位机、外置激光灯定位系统、高压注射器（做增强需要）、定位装置及附件、急救设备及药品、放射防护装置等。
比较重要的是患者准备，主要包括：放疗科医生的CT模拟定位申请单、评价患者情况（能否进行扫描或者增强扫描）、体位固定、呼吸训练（进行胸腹部扫描或者4D CT扫描的时候）、胃肠道膀胱准备。
医务人员准备工作主要是：业务熟练、做好放射防护。
这个步骤非常重要，直接关系到模拟定位的准确性和放疗计划的好坏。
患者摆位需要考虑患者的健康情况和可重复性、肿瘤靶区和关键器官的位置以及可能的植入物和现有的固定装置。
一般取仰卧位，体部患者双手上举抱肘置于额头上方，头颈部患者手臂置于身体两侧，身体矢状线与检查床矢状线重合。
固定装置上不应产生伪影或使可产生伪影的部分尽量避开扫描部位。
定位标记是需要保证患者在CT模拟扫描时候的体位和在加速器中治疗体位保持一致。
固定装置标记：0.5mm签字笔或1mm记号笔在激光灯引导下画标记线。
患者皮肤标记：可采用油性记号笔画标记线、纹身、二氧化碳激光治疗枪、转运贴及保护膜等。
首先需要登记患者信息，核对患者基本信息和固定膜上的信息，将患者信息登记到CT登记系统中去。
是开始扫描，进行扫描部位和扫描参数（扫描协议）的选择。根据扫描部位和患者情况合理选择扫描参数，层厚与重建算法。脑部选用轴扫，其他部位选择螺旋扫描。
2）根据患者情况严格选择注射效率
4）扫描后留观30min，无不良反应方可离开
审查图像没有发现问题后及时传输图像到模拟工作站或放疗计划系统中去，以便医师及时勾画靶区和关键器官。
传输时要查看传输状态是否正常，如果传输失败则查找失败原因，必要时通知网络管理员或厂家工程师进行处理。
有时候除了模拟定位扫描，还会采用CT进行复位验证，这也是非常常用的。复位验证的主要步骤包括：摆位→找到等中心→扫描验证→标记等中心。
摆位需要注意的是：核对信息和激光灯归零后对齐CT坐标原点。
找到等中心后需要移动扫描床和激光灯，然后进行标记。
释放患者步骤为：降低扫描床、取下固定体模、要注意预防患者坠床摔倒。
有一些注意事项需要给患者交待，包括：固定膜保持位置、定位标记线保留（不要洗澡或者故意把线抹掉）。
对于增强扫描的患者，还需要留观30分钟，无不良反应者方可离开。
\5. 建议每周执行图像质量检查（IQ Check）一次，每月执行稳定性测试（Constancy Test）一次。
\6. 如遇设备故障，请立即创建Bug Report （BugRep），以便进行分析。
\7. 如需获知更多信息，请参阅《快速参考指南》、《使用说明书》与《技术参考指南》。
\8. 如有疑问，请拨打400 810 0038，800 810 0038联系飞利浦在线技术支持工程师。
CT图像噪声是指均匀物体的影像中CT值在平均值附近随机变异，是重要的CT性能指标。现行表征噪声特性的标准方法是计算图像给定区域的标准差(standard deviation，SD)，即通过扫描均匀水模，计算水模图像中心感兴趣区(region of interest，ROI)的SD方式进行噪声测量与评价。具体方法是扫描均匀水模获得图像，选取一定的ROI，利用公式计算ROI的SD值，数学表达式为：
式中，Xi代表单个像素的CT值，Xmean代表在ROI内所有像素的平均CT值，n为ROI内像素的个数。
CT图像设备质量保证中噪声的检测均采用计算传统的SD值的方法。水的标准平均CT值为０，但正是由于噪声的存在，使得各个像素都在一定范围内存在偏差。
传统的SD评价方法能够精确量化图像噪声的强度，无法具体表现噪声的形态和分布等特性。
噪声功率谱(noise power spectrum，NPS)测量方法的基本原理是以傅里叶变换为基础，将信号变换至频域进行测量分析，能够描述重建数据中的噪声频率变化，充分考虑了由重建、滤波以及后处理等因素对噪声相关性的影响，是一个更为全面的噪声评价方式。NPS是评估成像系统中降噪技术(NRT)的一个常用的性能指标。使用和不使用降噪技术重建的图像可以通过其NPS进行比较，以更好地了解降噪技术对图像声的影响。由于NPS测量方法的基本原理是以傅里叶变换为基础，将信号变换至频域进行测量分析，所以图像上任一点（ｍ，ｎ），其对应的信号强度为α［ｍ，ｎ］，则NPS计算公式1：
注（计算公式2）：获取噪声图像的方法是将水模进行2次扫描后作图像相减，这样可以剔除图像的信号部分，而图像噪声强度是原先的2 倍，噪声功率是原先的2倍。引入校正系数s，若采用2次扫描相减的方法得到噪声图像则s=2，若采用ROI减去自身背景的方法得到噪声图像则s=1。
获取噪声图像：重建图像数据的误差或伪影会直接导致NPS低频部分出现偏差。为避免这种偏差，则采用同一个扫描协议扫描均匀体模２次，将获取的2幅图像相减得到近乎于纯噪声的图像
在噪声图像中截取ROI：为使数据稳定，处理标准统一，这里ROI均选取图像中心处数据
零均值去趋势化：为避免直流分量引起的不必要的误差，突显其他频率分量的特点，需从ROI中剔除其均值。同时对ROI进行加窗，去除次级信号等
FFT（模平方）：对数据进行二维傅里叶变换，取模的平方
多样本均值化：对同条件下获取的多个样本进行平均，使数据更趋近理想化
以频谱中心为原点，计算径向均值功率谱：以二维NPS频谱图中心为原点，对二维NPS频谱一维沿径向方向，即取平均值，分360°通过插值求取径向均值NPS曲线。
重建算法改变图像噪声的频段，低分辨重建算法提高各个噪声点之间的相关性，降低噪声频段，噪声结构趋于平滑；高分辨重建算法提高各噪声点之间的差异，提高噪声频段，噪声结构趋于锐利。因而低分辨重建算法往往降低噪声，提高密度分辨力，降低空间分辨力；高分辨重建算法提高噪声，降低密度分辨力，提高空间分辨力。针对检查目的合理运用重建算法可以有效提升图像质量，提高疾病检出率。
SD是评价噪声的标准，而其只能反映噪声的平稳性，不能够反映噪声的形态纹理等信息。NPS是基于二维快速傅里叶变换度量指标，二维傅里叶变换将图像从空间域投射到频域，每个点即具有原始图像的全部空间点的信息。NPS将二维傅里叶变换的径向求和，因而NPS理论上可以通过逆变换在一定程度将噪声图像还原，这是SD无法比拟的。
大量的临床研究或预实验基于体模或仿真体模，因其不涉及患者剂量问题，采用通过对同一层面进行2次扫描的方法获取噪声图像，继而计算NPS的方法进行噪声的客观评价是完全可行的。采用NPS与SD相结合的方法，更全面地对噪声进行客观评价，对评价采用不同的扫描参数、重建类型及后重建方法所得的图像质量意义匪浅，建议在基于体模的相关研究和预实验中广泛应用。
NPS的缺点是对实际临床研究的可操作性较弱，NPS的信号不够稳定，易受0阶直流信号的影响。NPS的计算需要足够纯净的噪声信息，采用重复扫描同一层面进行图像相减的方法，虽然能够基本消除直流信号获得足够纯净的噪声信息，但会提高患者的扫描剂量；若采取与自身均值相减的方法，无法彻底消除0阶信号获得足够纯净的噪声信号，造成NPS曲线严重失真，评价结果不准确。
在比较NPS时，通常使用简单的视觉评估或比较NPS的峰值或中值，这些评估使其难以客观地评估所有空间频率的降噪效果。因此有学者提出了一个新的概念，降噪曲线(NRR)，以促进对专门用于计算机断层扫描(CT)的一系列NRT的NPS进行更全面和客观的评估。
丁伟：飞利浦资深CT安装及维修工程师。2020年3月作为成为第一波去武汉雷神山医院装机的工程师。
一般对于质控来说，根据操作的频率/频次，可以把这些程序流程分为日检、周检、月检及年检。对应的差不多就是每日一次、每周一次、每月一次、每年一次等。日检的项目一般都是相对快速完成的，主要有：
(二) 目视所有指示灯及操作计算机功能正常，包含辐射使用中、操作面板... 等
(三) 测试指示病人的扬声器麦克风功能正常。水模图像CT值准确度及伪影评估 (Water CT number accuracy and artifact evaluation)
(二) 水的CT值介于-4至4HU之间。激光灯与影像切面之相对位置一致性 (Alignment of lasers with the center of imaging plane )。CT和工作站显示器评估(Acquisition display devices evaluation) (一) 图像显示器(Image display monitors)评估：
(1) 0％-5％及95％-100％之低对比方块需清楚可分辨。
(2) 0％至100％的所有灰阶方块皆应清楚可分辨。
(3) 不应有明显可见的条纹伪影、图像扭曲与阴影。
(4) 于四个角落及中间之高对比度线对，不论是平行与垂直方向，应皆能分辨。(二) 胶片打印机(Hard copy display units)测试：
- 0%~5%及95%~100%之低对比方块清楚可分辨。
- 激光胶片之灰阶度显示需与控制台屏幕中之影像灰阶显示一致。
- 不应有明显伪影。
检查床水平检测(leveling of CT-scanner tabletop)
(一) 纵向水平角度与其基准值差异为一度以下。检查床垂直与纵向移动位置准确性 (Table vertical and longitudinal motion)。激光灯与影像切面之相对轴向关系一致性(Orientation of lasers with respect to the imaging plane )
(一) 激光灯在水平及垂直轴向方向差异为二毫米(mm)以下。定位激光灯与机架激光灯间隔长度准确性(Spacing of lateral wall lasers with respect to lateral gantry lasers and scan plane)
(一) 机架激光灯与定位激光灯距离与原厂设定值差异为二毫米(mm)以下
(二) 定位激光灯与机架激光灯及计算机断层扫描平面的间隔距离差异为二毫米(mm)以下。定位激光灯移动的准确性 (Moving lasers accuracy)。检查床与图像切面轴向吻合性(Orientation of the CT-scanner tabletop with respect to the imaging plane)。水模影像均匀度及噪声评估(Evaluation of water phantom image uniformity, and noise)
(一) 水的CT值介于-4至4HU之间。年检项目一般是操作比较复杂及检查时间比较长的项目，而且这些测量指标一般系统漂变不大。
系统安全评估(System safety evaluation)
(三) 确认在正常操作下，病患或工作人员不会有挤压或者触电危险
(五) 确认所有指示灯功能正常，例如正在曝光或者出线指示灯
(一) 常规成人腹部扫描模式可清楚分辨每厘米五组线对(5 line pair/cm)以上，高解析度肺部扫描模式可清楚分辨每厘米六组线对(6 line pair/cm)以上。低对比侦测度(Low contrast resolution)。最小可见之低对比物直径与基准值相较，其直径增加不可超过一毫米(mm)。扫描电子密度模体之CT 值准确性(CT number accuracy, Electron density phantom)
(一) 水的CT值为介于-4至4HU之间
(二) 除了水以外，其他物质之CT值与其基准值差异为30HU以下。水模影像评估(Evaluation of water phantom image uniformity, noise, artifact, and CT number )
(一) 水的CT值应介于-4至4HU之间
(二) 图像不均匀度差异为5HU以下
(三) 噪声值与其基准值差异为百分之二十以下。剂量输出稳定性(Output consistency )。辐射宽度(Radiation width)。与其基准值差异为百分之二十以下或一毫米(mm)以下。CT图像质量检测主要是通过扫描质控模体，然后对图像的分析来反映一些CT的关键参数。CT图像质量测量主要包括以下几个内容：
①CT值、噪声及均匀度。CT值的定义：用于表示与CT影像每个像素对应区域的X射线衰减平均值，代表X线穿过组织被吸收后的衰减值。
表达式：CT值={（μ物质- μ水）/μ水}×1000。CT值的计算：某物质的CT值等于该物质的衰减系数与水的衰减系数之差，再与水的衰减系数之比后乘以1000。μ代表物质的线性衰减系数，CT值的单位是HU（HounsfieldUnit）。
纯水的CT值为0HU；空气的CT值为-1000HU；骨头CT值1000；脂肪是-7090；软组织是3050。
噪声指均匀性物质的影像中给定区域CT值对其平均值的变异。通常可以用感兴趣区中均匀物质CT值的标准差（SD）表示，与扫描剂量有关。要求H≤0.5% 或厂方规定要求。
线性主要是指按照模体说明书中标注的各种衰减模块在相应射线线质条件下的衰减系数，计算得到各种模块在该射线线质条件下的标称CT值；然后计算各CT值模块中，标称CT值与测量所得该模块的平均CT值之差，差值最大者记为CT值线性的评价参数。Air -1000, LDPE -100, Acrylic 120, Teflon 950。
1）将均值圆柱形模体（一般是水模）放于扫描野中
2）使模体圆柱轴线与扫描的层面垂直并处于扫描野中心
3）选用厂家说明书中给定的头部或体部条件进行扫描
4）对此模体中心位置的扫描层进行取值（对多层）
5）在图像中心区域取一个大于100个像素点，并小于图像10%面积（如1CM2）的 区域
6）测出此区域的CT值和噪声值
7）依次在相当于时钟3,6,9,12点位置，距模体边沿1CM处取4个如上的区域，分别测出4个区域的CT值，其中与中心区域CT值的最大差值用来表示图像的均匀性
8） 三者计量单位都是HU。
1）CATPHAN500中扫描模块CTP486
2）在单层均匀水模图像中心取一个大于100个象素点（约1cm2面积）的ROL，测量CT 均值和标准差，后者用来表示噪声；在相当于钟表时针3, 6, 9, 12时的方向上，距离体模边缘约1cm处，取同样大小的ROI，计算CT均值，其中与中心区域CT均值的最大差值用来描述场均匀性。
CTP486模块采用固体水，中心CT值约为8≤±4 HU。
要求：最大ΔCT ≤±4 HU（验收） ΔCT ≤±6（状态）。
噪声n=（2.4÷1000）×100=0.24%。
均匀性：U=4-2.7=1.3HU。
CT层厚定义：CT 扫描野中心沿着垂直于扫描平面的直线上用位置的函数来表示CT 系统相对灵敏度的曲线称为灵敏度分布曲线，此曲线的半高宽(FWHM)被定义为断层厚度。
现有模体Catphan500测量CT 扫描层厚的方法是扫描CAT401模体中一斜置的金属丝，利用几何投影原理金属丝在扫描影像上的长度(CT 值分布曲线的半高宽)乘以金属丝与扫描平面夹角的正切(tg=0.42)即为CT层厚。
检查目的：确定层厚设定值与实际扫描断层的一致性。
测量工具：CTP401模体。
测量步骤：将窗宽调最小，逐渐调高窗位，分别记录斜线消失与背景出现的窗位；再把图像窗位调至前面2个窗位的中间值，测量此时斜线的投影长度，乘以0.42，等于实际的层厚值。验证CT标称层厚与实际值的偏差：
④S 在8-2，±25%
（四）高对比度分辨率（High contrast resolution）。当不同物体间衰减系数的差异与背景噪声相比足够大时（通常认为至少在100HU以上），在显示的CT图像中分辨不同物体的能力，就是高对比度分辨率。
（1）检测高对比分辨力使用适合直接进行图像视觉评价的检测模体或者使用适合于测定调制传递函数的检测模体。
（2）用来直接进行图像视觉评价的检测模体必须具有周期性结构，这种周期性结构之间的平均间距要相当于单个周期性结构自身宽度的2倍，周期性结构的有效衰减系数与均质背景的有效衰减系数差异导致的CT值之差应大于100HU。
（3）将模体置于扫描野中心，并使圆柱轴线垂直于扫描层面。
（4）按照临床常用头部条件，设置层厚，标准重建模式，进行轴向扫描每次扫描，模体中心位置处辐射剂量应不大于50 mGy。
（5）调整观察图像的条件，使各种 周期结构物图像达到最清晰状态，但窗宽不得大于细节CT值 和背景CT值之差。
（6）计数能分辨得最小周期性细节的尺寸或MTF曲线10%对应的空间频率值。
（五）低对比度分辨率（Low contrast detectability or density resolution）。定义：在目标物质与均质背景的X射线线性衰减系数相差小于1%时，CT机所能分辨目标物质的能力，通常以能区分开的目标物质的最小尺寸表示。低对比度分辨率可以理解为就是CT图像的密度分辨率。
低对比分辨力或者低对比可探测能力又称密度分辨率，在目标物质与均质背景的X射线线性衰减系数相差小于1%时，CT机所能分辨目标物质的能力，通常以能区分开的目标物质的最小尺寸表示。
①模体采用细节直径大小通常在2mm到10mm之间，与背景所成对比度在0.3%到2%之间，且最小直径不得大于2.5mm，最小对比度不得大于0.6%。
②将模体置于扫描野中心，并使其轴线垂直于扫描层面。
③按照临床常用头部轴向扫描条件，标准重建模式，设置层厚为10mm，达不到10mm时选择最接近10mm的层厚，每次扫描模体中心位置处的辐射剂量应不大于50mGy，尽量接近50mGy。
新国标不作噪声归一，将观察到的最小直径直接与对比度相乘，不同对比度细节的乘积的平均值作为低对比可探测能力的检测值。
上面公式中，R表示可观察到的最小细节直径，单位为毫米(mm)。
R检测值=（7×0.3+4×0.5+2×1）÷3=2.0mm。
a 床垂直升降300mm，X,Z偏差 2mm(激光，刻度尺，垂直上升)。
b 测试500mm水平运动后，Head和prostate位置扫描十字模体中心∆X≤1mm，∆Y≤2mm。
c 负重80KG后，床的绝对沉降≤5mm。
d 扫描十字模体，Head和prostate位置需要同时出现同时消失（运动轨迹垂直于成像面）。
e inner laser与成像平面 偏差控制在1mm以内。
以上就是基本的CT的质控操作流程，当然实际上有时候还要测量CT的剂量及进行剂量管理。
宠物就是你干活她陪着你，你郁闷她逗你开心！爱宠物，珍惜和宠物在一起生活的每一天。
鱼的骨骼非常纤细，但是在CT图像显示下，细微结构显示非常清晰，是不是还可以看到体内鱼鳔结构。
萌宠不只做平扫CT、增强CT、血管成像，还有要做心脏CT！
剂量指标与剂量报告
现在都很重视CT检查的辐射剂量问题，很多老师认为，CT扫描层厚越薄，辐射剂量就越大。这个观点到底是否正确。
分享CT相关知识、有趣的影像图片及其他内容。CT检查是临床工作中非常常用的一种检查方法。
作为断层成像的代表，CT检查可以看到人体内部的情况，可以获得容积断层图像，通过各种后处理技术从而获得更逼真的解剖结果。
由于存在电离辐射，CT检查已经成为医学辐射的最主要来源。随着CT技术的不断进步，各种剂量优化的技术应用于临床，辐射剂量越来越低。
CT是最主要的医学辐射来源，NCRP Report No. 160 (2009)。对于CT成像来说，层厚越薄，可以获得的细节信息就越多。随着CT技术的进步，现代的CT扫描仪可以获得更薄的图像，从而保留更多的细节信息，更好地为临床服务。薄层图像的另一个好处是，可以获得更好的三维图像显示效果。
使用2mm和1mm断层图像进行的容积渲染，厚层图像可以看到更多的阶梯伪影。这里我们要思考一个问题，薄层图像的辐射剂量会增加吗？
使用现代的CT扫描设备，我们如今所说的厚层，都是指重建层厚。所谓重建层厚，大部分情况下跟扫描没有关系。在一次扫描完成后，可以重建出需要的层厚的图像，如1mm，5mm，10mm等等。和扫描仅有的一点儿关系是，通常情况下，扫描时使用的准直决定了最薄层厚。
比如某台CT设备可以选择128x0.6mm和32x1.2mm两种不同的准直，在使用128x0.6mm准直时，可以重建出最薄0.6mm的图像，而使用32x1.2mm时，最薄可以重建出1.5mm的图像。两者都可以重建比1.5mm厚的其他层厚的图像。
至于32x1.2mm为什么不能重建1.2mm的图像，之前我们详细讨论过标称层厚和有效层厚的问题，可以参考一下（参考XI区：你重建的1mm真的是1mm吗？丨标称层厚、有效层厚及层敏感曲线），这里我们不展开讨论。
的问题是，如果使用不同的准直进行扫描的时候，辐射剂量是否有差别。解释这个问题之前，需要先了解一下辐射剂量计算的相关知识，之前我们也分享给相关内容（参见XI区：CT辐射剂量相关知识入门），这里我们就不讨论了。
回到上面的问题，这个问题不好回答，通常取决于临床需求，也就是说，诊断医生对图像质量的需求决定了辐射剂量的水平。如果需要更薄的图像，同时又要保证噪声水平或信噪比，在穷尽重建参数优化的手段后仍然不能满足需求，可以适当提高辐射剂量。
但是如果两者都能满足需求，那么就意味着两种不同的准直，辐射剂量没有差别。
既然薄层图像对于临床工作更有好处，那么可以常规生成薄层图像吗？理论上是可以的，但是有几个实际问题：
一是薄层图像意味着存储空间的需求增加，需要更大的空间存储图像。二是为了保证诊断效率，需要同步提升图像传输的速度，保证可以在可接受的时间内将图像传输到PACS，并在可接受的时间内流畅地打开图像（大部分医院的问题，都出在这里）。三是薄层图像的噪声会相对增加，需要综合运用重建技术对图像质量进行优化。
总之在日常工作中，需要进行不断的平衡，来践行ALARA原则，在满足诊断的前提下，使用尽可能低的辐射剂量。关于CT辐射剂量相关知识，推荐阅读下面的文章：
CTDIw反映所扫描面中的平均剂量，由公式可知CTDI100（中心）即为A位置所对应的CTDI100值，CTDI100（周边）即为B、C、D、E四点相对应的CTDI100值的和。目前CTDIw被用来作为CT诊断医疗照射的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（螺距为1时），对于不连续的则不能准确的反映其平均剂量。
CTDIvol反映整个容积扫描的平均剂量，因为N×T/Δd可以得出CT的螺距，所以结合知CTDIvol=CTDIw/CT螺距。
CDTIvol由CTDIw计算得出，而CTDIw可由CTDI100求得，因此可以知道三者有以下的关系，CTDI100表示模体中某一点的X线能量沉积，CTDIw表示某一断面的平均剂量，CTDIvol则表示整个容积范围内的平均辐射剂量。
介绍回顾性4D CT的原理，4D CT对于胸腹部肿瘤的放疗模拟定位及引导是非常重要。
近几十年来，恶性肿瘤的发病率越来越高，特别是肺癌、肝癌等胸腹部肿瘤的致死率也是居高不下。肺癌是最常见的恶行肿瘤之一，33%可手术，放疗是中晚期患者的主要治疗手段。三维适形放疗中，靶区勾画准确度直接影响放疗疗效，并且精准放疗的技术越来越成熟，所以靶区的精准勾画是精准放疗的基础。
在常规的CT检查中，忽略了由呼吸运动引起的运动误差，降低了靶区的勾画精度，从而使得最后放射治疗过程中的剂量计算不准确，给放射治疗带来更多的不确定因素。为了精准捕捉到肿瘤的运动轨迹，从而诞生了4D CT技术。
①Breath hold：外源性呼吸控制（腹部加压）和自我呼吸限制（屏气）患者不舒服，而且不能很好的控制呼吸。
②慢速CT：平静呼吸下，同一层面连续扫描重复性优于常规CT，能较好的反映肿瘤运动情况，不借助外部装置。缺点：时间长，辐射大。
③前瞻性4D CT：检测外部呼吸运动，使射线束放射周期与呼吸同步，只在特定呼吸时相开启射线束；该技术的主要缺点是工作周期长。
④回顾性4D CT：自主呼吸下，系统根据呼吸波形低pitch值螺旋扫描，重建出10组相位图。准确反映相位信息，最后进行MIP和Average重建。
综合以上分析，临床实际应用中多以回顾性4D CT为主，目前很多厂家都有4D CT技术，如瓦里安的RPM。以飞利浦的4DCT为例简单阐述下4DCT的基本原理：
飞利浦的4DCT是在压力传感器的帮助下，系统可以捕捉到压力传感器的运动轨迹。从而获得患者的呼吸波形，根据获得的呼吸波形进行低螺距的自主螺旋扫描，患者在扫描过程中完全自由呼吸。
假如在完整一次扫描中共捕捉到患者15个时相呼吸波形，一个时相假如为6S，总的采集时间为90S。将获得第一个时相的波形图分成10等份，0%默认为吸气相的最高点，50%为呼气相的最低点。在连续进床后，后面依次获得的14个时相波形图按照同样的方式跟第一个波形图进行融合，从而获得具有10个动态期相的4DCT图像。最后可以结合10期动态图像进行MIP和AIP重建。
这里有很多老师便会有疑问，4D CT采集90s的时间，岂不是病人接受了很高的辐射剂量？不然，用FBP算法进行重建4D图像的时候确实会比常规CT剂量要高一些，这里是因为4D采集的时候为了减少条状伪影和FBP算法采样不足的情况，会将mAs设置的比常规CT高一些，这里注意是mAs，不是mA。但是各位老师要注意，既然是螺旋扫描，那么辐射剂量的统计不只是和MAS有关，转速和螺距（Pitch）的选择对辐射剂量的影响同样重要。
从上面的参数可以看出，准直、螺距和转速都会影响DLP的计算。因在放射治疗中kV一般固定在120KV.那么DLP的计算主要受mA的影响较大，在螺旋扫描中mA的计算是：mAs与转速的比值乘以螺距（Pitch）。在进行4D扫描时，因选择的Pitch非常低，所以DLP并没有高出太多。如果应用飞利浦最先进iMR算法的话，可以将剂量降的更低并大幅度的提升图像质量。
CT新技术、新设备分享，精彩临床病例分享与互动。
评价每个个体所接受辐射剂量时，剂量长度乘积(DLP)和全身有效剂量(ED)是较为合适的表达。
当评价不同扫描程序之间对特定器官(脏器)辐射剂量时，应当以CTDI_vol为表达，因为其代表整个扫描容积中的平均剂量。
CT的剂量有多少，CT所引发风险有多大？CT剂量与其他放射影像相比如何？这可能是每个病人、家属及医生心中的疑问。而作为专业工作者，我们又遇到非常繁复的CT剂量名词：CTDI100, CTDIw, CTDIvol, DLP, E, 等等……不是每个人都搞得明白。
CT剂量与mA、kVp、扫描时间、螺距、扫描层厚、射线过滤等因素有关。
mA的选择与不同的临床目的有关。为了看钙化，用低管电流就可以实现，而为了实现血管造影，则需要用到较高的管电流。
同时因为产生的光子越多，病人受到的剂量越多。剂量与管电流成线性正比关系。
如果400 mA对应的是10 mSv
100 mA 对应 2.5 mSv
50 mA 对应 1.25 mSV。管电压为球管阳极与阴极之间的电压差，用于定义“X射线质量”。120 kV为CT最常见的电压。其他CT电压还有140、135、110、100、90、80与70 kV，其中，100 kV与80 kV 经常用于很瘦或者儿童病人。
其中I为球管转一圈，床向前移动的距离 (mm)，W为射线束宽度。
其中T为单通道的宽度 (mm)，T为通道的个数。
举例，在一个64排，每排宽度为 0.5 mm 的CT中，N*T = 32 mm。对这台 CT，如果机架旋转一周，床向前移动了 32 mm，那么螺距就是1。
剂量与 1/螺距 成正比。
螺距 > 1 即移床的距离大于射线宽度，意味着同一扫描时间内扫描范围会增加，但螺距的增大使得同样扫描范围内的光子量减少，噪音明显增加，当然也意味着更少的剂量。
螺距 < 1 意味着每圈有重叠的扫描，扫描速度虽减慢但因为光子更多，噪音也随之减少，图像质量得到提高，代价是剂量更高。
有些厂家 (西门子及飞利浦) 采用有效毫安秒 (effective mAs) 概念，其内涵为 mAs/螺距。有效毫安秒是等于是在保持图像质量相同的情况下，排除了螺距这个影响因素。
CT剂量并不是直接在病人身体内测得，CT的预期吸收剂量是利用类似人体组织材料的标准化模体测量再加以计算得到。在进入硬核段落前，先预报第二部分介绍的剂量因子之间的整体转换过程为：
常用的CT剂量测量模体包括直径32 cm 的圆柱体代表躯干，及16 cm 的圆柱体透明亚克力模体代表头颈部位。每个模体上有 5 个孔用来放置电离室，其中一个在中心，另外四个在边缘。测量CT剂量的电离室为长度为 10 cm 的笔型电离室。
CT剂量指数100 CTDI100。相比较于使用TLD热释光剂量计，CTDI100提供了更具有可操作性的测量吸收剂量方法。CTDI100是CT旋转一周 (one axial scan)，将平行于旋转轴的剂量分布D(z)沿Z轴从 -50 mm到 +50 mm积分 (也就是这只10 cm长的CT电离室接收到的剂量)，除以层厚T与扫描断层数N后所得结果。±50 mm以外剂量不会一下变成零，但CTDI100的局限性为不考虑电离室长轴以外的剂量。
通常在空气中，伦琴到毫戈瑞的转换因子为8.77。例如，在某个测量点产生1 R的曝光的 100 kV X射线在该点也将产生约8.77 mGy的空气剂量和约9.5 mGy的组织剂量。
射线穿透模体时，在模体离源近的部分沉积剂量高，经过衰减与散射，在模体远端剂量较低。较粗的线表示入射皮肤剂量，其远大于由较细的线表示的射出皮肤剂量。
CT是360°旋转扫描，粗线代表入射皮肤剂量，该剂量远大于身体中心处的剂量（由细线表示）。这种差异导致患者体内出现放射状对称的剂量梯度。
在CT剂量模体测量中，根据模体大小，中心与皮肤的剂量可以相等，也可以不等。
加权CT剂量考虑了CT剂量在体内分布不均匀问题，要求分别测量模体中心和四周的CTDI100。将模体中心采集的 CTDI100 与外围各点采集的CTDI100 的平均值进行加权求和可以得到加权CT剂量指数。其中中心测得的剂量所占权重为1/3，外围各点测量的平均剂量权重为2/3。
CTDIw= 1/3(CTDI100,中心)+ 2/3（CTDI100,边缘）。容积CT剂量指数 CTDIvol。容积CT剂量指数为加权CT剂量指数除以螺距因子。如前文所述，螺距等于床移距离除以断层数和扫描层厚T。容积CT剂量指数把CT每圈扫描之间的重叠/间隙纳入考量范围了。
考考你，下表第三列Typical body对应的螺距是多少？
西门子SOMATOM Definition Flash手册。CTDIvol有其局限性，首先它不代表身体里的最高剂量，最高剂量通常位于皮肤处。而皮肤剂量对于CT灌注 (perfusion) 及透视 (fluoroscopy)来说，是影响确定性效应的关键因素。
CTDIvol不是病人真正剂量。CTDIvoll与病人剂量之间有许多因素，包括病人体型与扫描部位的组成。在同样的CTDIvol下，瘦的病人会比胖的病人吸收剂量大。AAPM 204号报告就提出了一个体型大小的剂量估算参数 (Size specific dose estimate, SSDE)，用以基于病人大小调整CTDIvol，本章暂不详述。
到这里，我们做个简短回顾，将影响CT剂量的主要因素梳理一遍:
DLP = CTDIvol × 扫描长度。通过下面例子可以明显得看出，在CTDIvol同样为2 mGy的情况下，上面的扫描长度为10 cm，下面的扫描长度是上面的两倍，DLP也就是的两倍。所以说，DLP更好地代表了确定性效应的风险。
我国2018年发布X射线计算机断层摄影成年人诊断参考水平，见下表。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 扫描时，为了更好地控制不必要的辐射，需要更精确地限定曝光范围，做好非检查部位的防护。同时也不能用成人的辐射剂量评估标准来评估儿童的辐射剂量。
在扫描前，机器会根据用户选择的扫描参数，展示CTDIvol 及 DLP，让操作者心里有数。如果出现太离谱的剂量，要检查扫描参数。如果出现红色警示，则不应该继续进行扫描。
在扫描结束之后，也在DICOM头文件里可以找到扫描参数信息表，包含CTDIvol和 DLP的辐射剂量。
当病人或医生问：这次扫描接受了多少CT辐射剂量，他们真正的问题是：风险有多大？
有效剂量 Effective Dose (E)。当人体不同部位或器官受到在同样吸收剂量下，不同类型的射线引起不同程度损伤，这就是当量剂量。在相同当量剂量的照射时，所产生的风险因组织、器官不同而不同。例如，当甲状腺与肺部受到相同当量剂量的辐照时，甲状腺患致命恶性肿瘤的风险相对较小。在评估辐射所致人体健康的总损伤时，必须考虑人体不同组织器官的因素，有效剂量就是为了这两种考虑而引入的物理量。有效剂量的定义为人体各组织或器官的当量剂量乘以相应的组织权重因子后的和。对于CT来说，有效剂量E (单位 Sv) 可以基于DLP进行估算：
AAPM TG 96号报告给出了不同器官的转换参数k的表格。
对于大多数的心脏CT扫描，一个简单粗暴的有效剂量估计为DLP的1.4%。例如，如果DLP为 1000 mGy·cm, 那么E 为14 mSv。如果DLP为 500 mGy·cm，E就为 7 mSv。
引言中的问题：CT剂量与其他放射影像如何比较？到此步才得解：不同模态的放射影像都可以推导出其对应的有效剂量，就可以拿来横向评估。
其次各种CT剂量因子并不是特定病人的辐射剂量，而只是一个估计！CT扫描的辐射剂量最好表示为CTDIvol (mGy) 和 DLP (mGy·cm)。射线从球管出来到有效剂量的转化，这一路的过程也可以用图总结为：
\1. IOMP webinar, CT scan parameters and radiation dose, Mahadevappa Mahesh, 2020
\2. AAPM/RSNA Physics Tutorial for Residents: Topics in CT Radiation Dose in CT, Michael F. McNitt-Gray, 2002
CT图像具有较高的空间分辨率、组织分辨率，是临床诊疗过程中的常用影像学检查方法，与MRI相比，CT检查速度快、镇静要求低，在儿童应用中适用范围更广，使用更加普及。
但CT检查所使用的X线会对人体造成电离辐射损伤，儿童处于生长发育期，细胞分裂、代谢旺盛，对电离辐射更为敏感，临床中如何保持CT检查的正当性、合理性，在满足诊断要求的基础上最大限度降低辐射剂量，使医疗检查保持尽可能低剂量原则，是所有影像工作者关心的问题。
本共识主要以CHN2022 为基础，以ACR2022 和EU2018 为重要参考依据（如下表）。
以近期国内外相关的研究成果为补充参考，对中国儿童头颅平扫、鼻窦平扫、颞部平扫、颈部平扫、胸部平扫、腹部平扫、头颅增强、胸部增强、腹部增强的CT辐射剂量标准做出如下推荐（如下表）。
CTDIvol为CT容积剂量指数，单位为mGy；DLP为剂量长度乘积，单位为mGy·cm。
头颅平扫：CHN2022调查各年龄段75%位数与国外DRL 研究结果基本相符，所以推荐以CHN2022 的75% 位数作为头颅平扫的辐射剂量标准。
鼻窦平扫：4岁以上组CHN2022的DRL结果的75%位数与ACR2022结果基本相符，4岁以下国外数据较少，经商讨，推荐以CHN2022的75%位数作为鼻窦平扫的辐射剂量标准。
颞部平扫：国外数据缺失，国内结果显示01个月儿童的CTDIvol及DLP均高于>1个月4岁儿童的数值，出现辐射剂量与年龄的倒置，考虑原因为该部位辐射剂量相关研究极少，没有成熟的标准，在此之前无相关经验可供借鉴使用，造成扫描方案及辐射剂量使用的混乱，推荐以CHN2022的75%位数作为颞部平扫的辐射剂量标准，同时，将01个月组的辐射剂量标准下调，与>1个月4岁组保持一致。
颈椎平扫：国内数据均低于国外数据，推荐以CHN2022的75%位数作为颈椎平扫的辐射剂量标准。
胸部平扫：相较于ACR2022、EU2018及其他DRL结果，CHN2022各年龄段75%位数均明显增高，与50%位数基本相符，结合国内外相关的低辐射剂量CT研究结果，以及学会委员的应用经验，推荐以CHN2022的50%位数作为胸部平扫的辐射剂量标准。
腹部平扫：调查结果与胸部平扫相似，除>14~18 岁年龄组，CHN2022 其余各年龄组均高于ACR2022、EU2018结果，与50%位数基本相符，所以，推荐以CHN2022的50%位数作为腹部平扫的辐射剂量标准。
颅脑增强：国外数据缺失，头颅增强CTDIvol低于平扫，考虑可能与增强扫描时改用螺旋扫描方案，或颅脑增强主要以低剂量CT血管成像为主有关，颅脑增强在>1014岁组与>1418岁组出现年龄与辐射剂量倒置情况，经商讨，推荐以CHN2022的75%位数作为颅脑增强的辐射剂量标准，同时，将>1418 岁组辐射剂量向上调整，与>1014岁组保持一致。
胸部增强：相较于ACR2022，CHN2022在010岁年龄组CTDIvol 的75% 位数均明显增高，>1018岁组互有高低，考虑为国内增强标准多为直接沿用胸部平扫扫描方案所致，但考虑到胸部增强观察目标不仅包括自然对比度较高的肺组织，同时需要评价自然对比度差的纵隔情况，所以，仍推荐以CHN2022的75%位数作为胸部增强的辐射剂量标准，鼓励以ACR2022或CHN2022的50%位数作为目标进行前瞻性研究。并且，工程实践中观察到CHN2022 的DLP 明显高于ACR2022，考虑为ACR2022 所统计的均为单期增强扫描结果，而CHN2022以完成3期扫描的DLP累加结果为主，为统计方法差异所致。
\9. 腹部增强：ACR2022 在各年龄段均低于CHN2022，考虑到ACR结果以单期扫描为主，不能反映多期扫描的结果，仍推荐以CHN2022的75%位数作为腹部增强的辐射剂量标准。2012 年之后，迭代重建算法（iterativereconstruction，IR）得到普及应用，大量研究表明IR可以降低儿童CT辐射剂量的30%~50%。目前，国内绝大多数医疗机构已完成设备换代，均使用IR完成扫描，达到了降低辐射剂量的目的。据此，推荐在设备允许的条件下，应当充分利用IR的优势，实现降低辐射剂量的目的。如设备不支持IR，建议根据实际情况调整扫描参数，以尽量降低辐射剂量。CHN2022 调查中，部分医院在增强检查过程中，根据患儿病情采取不使用平扫直接进行多期增强的方式，或仅采用1期CT血管成像或实质期扫描来满足诊断要求，减少了最终的辐射剂量，保护了患儿健康，据此，推荐在充分了解患儿病情的前提下，鼓励根据临床适应证减少增强CT 的扫描期相。
对比剂与增强扫描基础
（1）差异化显影：这些应用包括心脏冠脉、心血管及头颈CTA，比如在心脏可以实现左心及冠脉系统高亮显影，而右心浅淡显影，这样主要可以降低造影剂用量并减少右心的硬化束伪影。在肺动脉CTA中可以实现肺动脉高亮显影，而肺静脉浅淡显影，当然也可以反过来做肺静脉，让肺静脉高亮显影而肺动脉浅淡显影。
（2）减少对比剂伪影：由于注射流速较高，对比剂可能来不及和血液混合，对比剂在注射通路的近端如静脉、右心会引起明显的硬化束伪影。最早双流注射法的引入正是为了解决这方面的问题。
（3）降低肾毒性：由于对比剂用量相对减少，而生理盐水用量相对增加，等于降低造影剂量的同时增加了水化，从而可降低造影剂的肾毒性及过敏的发生率。
可以看出碘元素的K层电子结合能为33.2keV，这个能量和管电压(100kV或80kV)的X线能量接近。这也是为什么选择碘来作为X线相关对比剂的原因了。
碘对比剂根据其理化性质，比如结构、离子性（是否带电荷）、渗透压、粘度、浓度等可以分为不同类型。
首先是根据碘对比剂结构可以分为单体和二聚体。最简单，数苯环有几个。有一个苯环的就是单体，有两个的就是二聚体。
在研究CT增强和临床应用中，还有一位高产和重量级的学者，Kyongtae T.Bae（裴庚泰）教授。他目前任职于香港大学临床医学学院放射诊断学系。可以搜一下他的论文，非常多，很多是关于CT增强理论的。
磁共振基本序列及图像对比度（权重）。磁共振中的弛豫：纵向弛豫和横向弛豫及T1、T2值。相位对比血管成像技术原理及临床应用。MRI基本原理的难点突破--K空间。磁共振前列腺规范化扫描方案及临床应用讲座。心脏MRI扫描技术及高级临床应用。磁共振波谱基本原理、概念、技术及临床应用（讲座）。乳腺磁共振DCE如何科学地、精准地抓动态。MRI对比剂相关知识及临床使用注意事项
特殊扫描模式与图像后处理
磁共振基本序列及图像对比度（权重）。磁共振中的弛豫：纵向弛豫和横向弛豫及T1、T2值。相位对比血管成像技术原理及临床应用。MRI基本原理的难点突破--K空间。磁共振前列腺规范化扫描方案及临床应用讲座。为了便于理解，她自己做了一个思维导图，感觉非常好，非常形象。
学习新知识，特别是自己不熟悉的领域，是需要下功夫的。但是学习的过程也是一种进步，如何理解知识，除了多看，多听，多记忆，还有就是主动思考。
由于经常培训放疗的大孔径CT，接触放射治疗科以及听治疗师和物理师谈直线加速器，所以经常听到一个词，叫做CBCT。CT是我们很熟悉的，也就是Computed Tomograhy，也是计算机断层摄影。
CBCT是Cone Beam CT的简称，也就是锥形束CT，Cone是圆锥、圆锥形的意思；Beam是指（粒子的）束，比如光束、电子束等。
传统的CT通过发射扇形束的X线，对人体断面进行成像，然后重建出每一个切面（层）的数据，重建为图像。这个扇形束虽然有一定的厚度，可以看做是一个二维的束流。
而CBCT，也就是锥形束CT，则是发射一个三维的束流，这个束流是圆锥形的。
传统的CT成像，X线球管发射的是一个扇形束（有一定厚度，但是不会发散），球管和探测器旋转360°（采集数据），然后对这一层的数据进行重聚，最后得到这一层的断面图像。
传统CT的X线球管和探测器旋转一周（有时候不需要一周）采集数据后重建能够得到一个二维图像，也就是这一层面的图像。经过多层扫描（不管是螺旋扫描还是轴扫），不停地重复采集，最后得到多层的断面CT图像，也就是最后得到一个三维数据图像。
而CBCT则是锥形束旋转一周，类似于一个三维的投影，经过算法重建出三维图像。也就是CBCT不需要经过多次断层切面，采用锥形束射线旋转一周就可以重建出三维的图像数据，也就是不同断层的数据。
CBCT和CT类似，它的硬件组成部分主要还是：X线球管、平板探测器及运动系统。
CBCT的临床应用主要集中在牙科系统和放射治疗科，其中牙科应用中的CBCT有时候被专门称为口腔CBCT，主要用于三维显示牙齿全貌及病变组织。
CBCT采用锥形束X线扫描可以显著提高X线的利用率，只需旋转360°（一圈）即可获取重建所需的全部原始数据，而不需要像类似传统CT那种采用轴扫或者螺旋扫描，多层采集数据。
除了牙科，CBCT应用最多的就是放射治疗科。这是由于直线加速器在治疗前需要进行影像引导治疗。在CT-Linac，MR-Linac面世之前，用于最多的影像引导放疗就是EPID和CBCT。
EPID叫做电子射野影像装置，是在直线加速器治疗头（出X线束流的地方）对面安装一个探测器，直接通过兆伏级MV的X线来探测影像。所以其影像引导放疗效果并不好。
CBCT的出现则使得在直线加速器上可以得到三维图像（断面图）。
通过在加速器90°的位置，安装一套新的千伏级kV的X射线管及探测器，可以在治疗机头一边转动的情况下，通过这套kV级的CBCT系统采集数据，重建出三维的断面图，这样对于治疗前用于影像引导及位置验证起到了非常好的作用。
特别是在医学直线加速器中，用于治疗作用的X射线束是由兆伏级MV能量的治疗机头发射的，而用于CBCT成像影像引导的则是千伏级kV的影像射线管产生的。由于射线能量不同，他们的作用及功能是完全不同的。
由于CBCT是直接由锥形束射线扫描一圈，就获取重建所需的全部原始数据，直接重建出三维图像，其断层图像的质量是低于传统CT扫描的断层图像的。图像的伪影也比传统CT成像大。
有条件的医院，还是希望能够获得空间分辨率更高，几何形变更少，图像质量更好的影像引导图像。
除了牙科和放疗科，实际上神经外科可能有时候也会用上类似CBCT的技术。
比如在神经外科复合手术室中，可能会有很多不同模态的影像设备，比如DSA、移动CT、术中磁共振等。有时候术中需要看三维断面图像，判断是否出血等，可能需要用上CT等断面成像技术。但是移动或者滑轨CT可能由于场地受限，利用率低，不是每一个手术室都有的。
为了解决这个问题，很多高级的DSA血管机可以通过类似CBCT的成像方式，C型臂旋转一周就可以得到断层图像，质量也可以满足术中的需求。
再次强调一点，这种CBCT或者CBCT技术得到的断面图像质量目前还不能和传统CT得到的断层图像相媲美。理论上讲，如果技术发展，CBCT的图像质量能比肩传统CT，那么采用CBCT这种锥形束扫描的效率是远远高于CT的，患者的辐射剂量也会大大减少。
CT扫描的覆盖范围与探测器物理宽度直接相关，传统CT探测器宽度有限，例如常见的64排CT，单次扫描仅能覆盖4cm左右的范围。对于脑部、肝脏等体积较大的器官，若要进行CT灌注这类高时间分辨率扫描，传统固定床扫描模式往往只能覆盖器官的局部区域，无法完整捕捉整个器官的血流灌注特征。
摇篮床模式的核心优势的在于“动态覆盖”与“高时间分辨率”的兼顾。与传统分次扫描不同，其往复移动过程连续无间断，扫描时间与固定床高时间分辨率扫描基本一致，能够精准捕捉造影剂在组织器官内的动态分布过程，确保CT灌注等功能成像的参数准确性--研究证实，采用可变螺距的摇篮床模式，其灌注结果与标准不动床密集采集模式一致，时间密度曲线连贯性良好，可用于定量评估组织血流动力学状态。并且，通过精准控制床的移动范围和扫描参数，可有效避免多余区域的扫描，减少辐射剂量。
儿童与特殊人群剂量
但是目前，进行儿童低剂量CT研究和临床工作的最大障碍是没有适合我国儿童特点的、以CT辐射剂量诊断参考水平（diagnostic reference levels，DRL）为基础的扫描指南或专家共识，无法判断儿童CT扫描方案的先进性及合理性。
制定适合我国儿童的CT检查辐射剂量指南或共识，为低剂量临床工作及研究工作提供参照依据是广大从业人员的迫切需求。为此，中华医学会儿科学分会影像学组、中华医学会放射学分会儿科学组组织相关专家，在汇总国内多中心大样本量儿童CT辐射剂量调查数据的基础上，总结参考国内外DRL研究的现状，对我国儿童CT辐射剂量标准达成了一致意见，旨在推进国内儿童低剂量CT研究，从而最大限度地优化儿童CT辐射剂量与图像质量的平衡，实现在满足临床诊断的基础上，降低全体儿童患者CT辐射剂量的目的。
DRL的概念最初由国际放射防护委员会于1991年提出，之后多个国际组织，如联合国原子辐射影响科学委员会、国际原子能机构和世界卫生组织等，合作获得医源性辐射防护的循证医学证据，确认并推广了DRL。
DRL指一个国家或地区内所有患者辐射剂量分布的某一百分位数对应的辐射剂量值，一般取第75%位数对应的值，如某一机构的检查辐射剂量高于此数值，提示可能存在辐射剂量的异常增高，需要复核检查方案以保证受检者安全。辐射剂量的单位一般为容积CT剂量指数（volume CT dose index，CTDIvol）和剂量长度乘积（dose length product，DLP）。DRL是临床检查中实际辐射剂量使用的统计结果，可以作为临床工作的参考依据，DRL的应用，旨在取得图像质量和辐射剂量间的最佳平衡，从而保护受检者的健康生命权。
建立DRL用来改善医疗过程辐射防护和剂量优化已成为一种趋势，各种使用X线的检查，如CT、介入检查、X线平片等，均有各自的DRL标准，其中，由于CT应用广泛，低剂量工作进展快速，对CT检查DRL标准的需求最为迫切。DRL是在一般正常X线检查工作流程中向受检者施加的辐射剂量是否存在异常高或低的标准，常规辐射剂量超过DRL，需要进行回顾性分析来确定是否可以进行优化。通常需要通过对CT设备状态和扫描方案进行调查分析，找到辐射剂量过高的原因，并进行改进。
全球已有多个国际组织及国家发布了DRL的研究结果，实现了临床实践过程中量化评估辐射剂量的功能。由于要考虑到患者体型、检查部位等多种因素，收集足够的数据来实现个体化的DRL十分困难，所以一般均以标准体型的成人为评价目标，进行DRL标准的制定。DRL根据收集信息区域的大小分为国家级DRL（national diagnostic reference levels，NDRL）、地区级DRL（regionaldiagnostic reference levels，RDRL），以及本地级DRL（local diagnostic reference levels，LDRL）。
目前，发布NDRL标准的国家很少，只有美国、埃及、日本和少数欧洲国家，虽然新加坡、韩国、马来西亚等也发布了DRL，但根据数据来源及覆盖面判断均为RDRL。LDRL相对较多。儿童DRL研究结果显示不同机构的DRL参考值差异较大。在这些儿童DRL中，影响力较大的是2018年欧洲放射学会发布的185号文件（以下简称“EU2018”），为近年来儿童CT领域广泛应用的DRL结果，2022年，国内发布了《儿童CT扫描辐射剂量现状调查和诊断参考水平的初步探讨》（以下简称“CHN2022”），包含了9个常用CT检查部位，为儿童CT辐射剂量研究增加了重要的研究依据。同年，基于美国临床数据的DRL发表（以下简称“ACR2022”），对儿童常用的10个部位的CT辐射剂量做了统计分析，补充了儿童DRL的完整性。
DRL是目前国际上广为接受的CT辐射剂量统计结果，此结果会受到临床经验、设备条件和培训水平等多种因素影响，为了实现患者利益的最大化，需要在DRL调查结果上，结合相关专家的使用经验，消除临床经验欠缺、培训水平不足等主观因素带来的使用差异，所以，单纯的DRL调查结果可以反映辐射剂量的现阶段使用水平，但是还需要进一步对辐射剂量的使用进行标准化推荐，更好地实现图像质量与辐射剂量之间的平衡。
随着影像工作者的努力，成人的辐射剂量研究逐渐系统化、规范化，国内已经发布了多项检查的DRL并成功制定了相应的辐射剂量标准，但是儿童CT辐射剂量规范化建设进度缓慢，目前，仍然没有明确的儿童CT辐射剂量标准或推荐意见。
2002年，中华人民共和国国家质量监督检验检疫总局颁布的《中华人民共和国国家标准GB18871‑2002电离辐射防护与辐射源安全基本标准》中，对放射诊断和核医学诊断的医疗照射指导水平作了简要说明，发布了成人头、腰椎、腹部的指导水平，数据来源为水当量体模，没有儿童相关数据。2012年，卫生部颁布的《X线计算机断层摄影放射防护要求GBZ165‑2012》中，首次使用了DRL的概念，对成人和儿童CT检查的DRL做了要求，数据来源是体模数据或援引国外的调查数据，无法反映我国CT检查辐射剂量分布的实际情况。在2018年发布的《中华人民共和国卫生行业标准WS/T637‑2018 X射线计算机断层摄影成年人诊断参考水平》和2020年新发布的GBZ130‑2020《放射诊断放射防护要求》中，也是引用其他国家的DRL，无法反映国内儿童CT真实情况。
近期对儿童DRL的研究结果为2017年中华医学会放射学分会质量管理与安全管理学组发布的《CT辐射剂量诊断参考水平专家共识》，提出了儿童的DRL，但是覆盖的CT检查部位数量少，仅包括了常用的头颅、胸部、腹部CT共3个项目，数据源数量少，来自5家综合医院，地域覆盖面不广，而且没有依据患儿的年龄或体重进行分组，不能反映当今儿童CT日益丰富的检查项目和年龄分布的需求。2022 年，CHN2022 与ACR2022相继发表，CHN2022是目前国内儿童CT相关研究中涵盖检查项目较为齐全、地域覆盖较全面，且样本量充足的DRL，ACR2022为国际上儿童CT检查项目较为齐全、资料客观完整的DRL，结合EU2018，三者为建立国内儿童CT辐射剂量标准相关研究提供了可靠的原始数据。
脑灌注与血流储备分数
1991年CT灌注成像 （computed tomography perfusion imaging, CTP）开始应用于临床，利用放射性示踪剂稀释原理和中心容积定律，根据核医学的放射性示踪剂稀释原理，1mg的碘使1ml的组织CT值增加25Hu，通过定量测定局部脑组织的碘聚集量，经计算得出局部脑组织的血流灌注量。
以脑灌注为例，经过患者肘静脉注射一定量碘对比剂（浓度多为370。mgI/ml），经过一定的循环时间后，对脑组织区域进行连续多次扫描，通过碘对比剂在脑组织中的浓度变化，利用后处理软件不同的数学模型计算，进行图像重建得到血流动力学指标：时间密度曲线(TDC)、脑血容量（CBV）、脑血流量(CBF)、平均通过时间(MTT)、达峰时间(TTP)、血管表面通透性(PS)等参数。通过这些参数对脑组织的血流动力学情况进行评估。
脑血流量（CBF）：以每100g脑组织内每分钟的血流毫升数[ml/（100g.min）]，人类的灰质约为：80ml/（100g.min）；白质为：20ml/（100g.min）。
脑血容量（CBV）：每100g脑组织内含血容量的多少[ml/100g]，正常成人约为4-5ml。
达峰时间（TTP）：从造影剂到达成像脑区的主要动脉时开始，至造影剂达到最大量的时间(s)。
平均通过时间（MTT）：造影剂从颅内的动脉侧到静脉侧所需要的时间，所有通过时间的平均值(s)。
正常脑血流量接受自动调节且在幅度较窄范围内波动。脑组织缺血时，脑组织有自动调节的能力，CBV可以下降或升高。
正常CBF值平均为50-55ml/min。
当CBF≤ 35ml/min，神经蛋白合成停止，若不继续降低，脑组织仍活存。当CBF≤ 20ml/min，脑组织处于缺血态，神经元功能丧失，可以理解为无法再修复。
MTT：正常MCA平均MTT为3.6s，在缺血的脑灌注区域，MTT＞6s。
TTP：正常脑组织TTP＜8s；在灌注不良区，TTP＞8s，提示可疑缺血；（TTP图可有假阳性结果）。
MTT显示优于CBF和CBV；TTP和MTT在显示正常脑组织方面比较一致，使得更容易辨别出血流动力学异常区域。
灌注不足缺血：TTP延长，MTT正常或延长，局部CBF减少，局部CBV正常或轻度减少。
侧支循环形成：TTP、MTT延长，rCBF增加或者尚可，rCBV正常。
脑梗死核心梗死区：TTP、MTT延长，rCBF明显减少，rCBV明显减少。
脑梗死缺血半暗带：TTP、MTT延长，rCBF明显减少，rCBV正常或增加，与rCBF不匹配。
血流再灌注：MTT、TTP缩短或正常，rCBF正常或轻度增加，rCBV增加。
根据脑灌注图及各参数数据的分析，可以判定脑缺血区的功能是否可再修复。
- 急性脑梗死：30min MD-CTP即出现异常。
- 敏感性为90%，特异性为100%。
\3. 成像方法简便，3-5min即可得到诊断；利于脑卒中中心的有效时间窗内开展救治。
• 冠心病是临床最常见的心血管疾病，我国患病率和病死率逐年增加
• 有创性冠状动脉造影（invasive coronary angiography，ICA）是诊断冠心病的金标准
• 冠状动脉CT血管成像（coronary CT angiography，CCTA）是目前冠心病诊断的首选无创性影像手段
• 常规ICA和CCTA主要提供解剖信息，单凭视觉评估冠状动脉狭窄程度与心肌缺血无明确相关性，难以从功能学角度评价狭窄对心肌供血影响
• 血流储备分数（fractional flow reserve，FFR）是心外膜冠状动脉狭窄功能性评价的“金标准”，得到各类血运重建相关指南推荐
• 传统FFR测量是在ICA中，通过导管和压力导丝，测量心肌最大充血状态下狭窄远端冠状动脉内平均压与冠状动脉口部主动脉平均压的比值，是一种侵入式介入诊断技术
• 理论正常为1，＞0.80为无缺血病变，≤0.80为特异性缺血
- 患者完成了CCTA检查，且具有医学数字成像和通信3.0横断面图像
- CCTA图像提示至少1支冠状动脉存在30%~90%狭窄病变，且该血管管径>2 mm
- 结合患者临床特点综合判断，需要进行CT‑FFR测量
- CCT图像质量优良，经有经验的影像科/临床医师认可能够完成CT‑FFR测量。需要同时具备上述 4 条，方可开具CT‑FFR检查申请单，并完成CT‑FFR成像与测量和诊断报告
• 不建议对有严重伪影和严重钙化（总钙化积分＞1000）图像进行CT-FFR测量
• 推荐对管径>2mm 病变血管进行CT‑FFR分析
• 建议对管腔狭窄程度在 30%~90% 病变进行 CT‑FFR分析，狭窄程度90%者推荐行ICA检查
• 推荐综合考虑钙化病变分布、靶血管钙化严重程度、钙化形态等情况，可尝试进行CT‑FFR测量
• 推荐靶病变远端1cm处，作为 ΔCT‑FFR远端测量点。冠状动脉非钙化病变CT‑FFR测量示意图。冠状动脉钙化病变CT‑FFR测量
• 冠状动脉严重钙化并非CT‑FFR检查的绝对禁忌症，应该视钙化病变具体部位、分布、形态等确定是否行CT‑FFR检查
(B) CT-FFR图像显示，最远端LAD CT-FFR值为0.72，狭窄病变远端2cm处CT-FFR为0.82
(C) ICA显示LAD中段明显狭窄，FFR值为0.85，为正常
• 狭窄病变远端2cm处测量CT-FFR值比在冠状动脉最远端CT-FFR值更具特异性
②当合并单支下游血管病变时，测量无病变分支远端，FFR界值定为0.80；若有病变分支狭窄严重（直径狭窄>90%或FFR<0.45），FFR界值推荐为0.85
③同时合并左前降支和左回旋支病变时，参考该两支血管CT‑FFR 值
• 多支病变：按照左主干、左前降支、回旋支和右冠状动脉顺序分别列出病变处近端和远端CT‑FFR值
① 弥漫性病变（长度≥3 cm）或连续间隔≤1cm串联病变，推荐测量位置选在病变末端以远1cm处
② 间隔大于1cm不连续串联病变，建议测量每处狭窄病变以远1cm内，以及最重狭窄处以远1cm处CT‑FFR
③ 无冠状动脉阻塞性病变血管，建议记录血管末端水平CT‑FFR值
• 血运重建术后：不建议对冠状动脉支架植入和冠状动脉搭桥术后患者进行CT‑FFR应用
• 心肌桥：推荐测量心肌桥近端和远端CT‑FFR，并计算心肌桥入口和出口两端∆CT‑FFR
• 冠状动脉起源异常：冠状动脉起源异常且开口部或近段受压者，推荐测量其狭窄管腔远端1cm处CT‑FFR
• 报告基本信息：一般信息，包括患者姓名、性别、年龄、门诊/病房、病案号、CT号（影像号）等；设备检查信息，包括CCTA检查日期、设备名称及型号等；检查名称：冠状动脉CT血流储备分数
• 共识推荐CT‑FFR 分别以≤0.75（阳性）和>0.80（阴性）为界值，及 CCTA≥50% 狭窄（阳性）和<50% 狭窄（阴性）为诊断界值，进行综合评价。CCTA和CT‑FFR临床诊疗决策流程图
• 细小分支血管或者血管远段病变，即便CT‑FFR值≤0.75，也可考虑进行常规药物治疗而非ICA检查
Δ CT‑FFR为跨病变CT‑FFR差值。CT‑FFR值假阳性及假阴性可能原因
• 导管测量FFR值不受血管直径影响，但CT‑FFR值自近端向远端自然衰减，可能导致假阳性
• 钙化病变或者操作者对狭窄主观误判，可能会导致假阴性诊断。兼具科室教研动态、会议信息发布功能。
医疗卫生专业人士制定治疗方案时应根据患者具体情况并参照国家药品监督管理局批准的药品说明书。
42 (2): 340-358.。PP-ULT-CN-3201-1
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