第二章 放射成像中剂量管理.doc

第二章 医疗照射中的剂量学与质量控制第一节 X射线能谱自从1895年伦琴发现X线以来，对X线能谱的研究一直在进行着。准确地掌握有关X线能谱的知识，在许多领域都是必要的。在放射诊断影像中，许多问题可通过蒙特卡罗模拟法来研究解决，但是它要求X线能谱作为其输入的数据。对X线能谱的研究，可使X线系统的设计者更准确地预测患者所受的剂量，从而研制更好的硬件和软件系统来降低患者所受的剂量。在诊断放射影像质量保证中，X线能谱的分布对于评价诊断影像的产生和优化影像质量是十分重要的。 厚靶连续X线能谱的最早理论模型是著名的Kramer 方程，它非常简单，与实验结果有较大的差异。1979年，Birch 等人提出了计算连续X线能谱的经验模型。1991年，Tucker 等人提出了半经验模型，该模型以量子力学理论为基础，同时又采用了多项式拟和后的参数，目前得到广泛的应用。1998年，Bloagh 等人提出了仅基于基本原理的计算模型，该模型不需要测量的数据和拟和参数，在计算钼靶的X线能谱时非常有效。另外，蒙特卡罗模拟和多项式内插模型也在使用。总之，X线能谱的精确计算与测量方法是在发展着。一、连续X射线模型（Bremsstrahlung Model）根据量子力学理论，一个动能为T的电子与电荷数为Ze的原子核发生碰撞，则在EE+dE能量范围内发射X射线光子的微分截面是： (2-1)这里，=，是精细结构常数，re是电子经典半径；Z是靶材料有效原子序数； T是在距靶面x处电子的动能；是电子的静止能量；是一个随Z和T缓慢变化的函数，对于给定的T和X射线能量间隔，它正比于每个入射电子产生的光子数。若动能为T的电子沿入射方向在靶中穿过的距离为dx，则产生的轫致辐射（连续辐射）的平均能量是： (2-2)式中，是靶密度；A是靶原子质量；是单位体积内的靶原子数。 假定电子在靶内穿过距离dx，其损失的能量为dT，则就是电子能量转化为能量为E的轫致辐射的份额。对所有电子能量积分，就得EE+dE能量范围内轫致辐射的强度为： (2-3)式中，是由管电压决定的入射电子的动能。此式还表明，只有电子的动能大于E，才能产生能量为E的光子。 把式(2-1)、(2-2)代入式(2-3)，得 (2-4)式中，是靶材料的质量阻止本领。 如图2-1所示，在实际的计算时，必须考虑产生的X射线在靶中的自吸收情况。假设在靶中沿入射方向的距离为x，则入射光子在靶中传输的距离d为： (2-5)式中，是靶倾角；是中心轴到计算点的角度。 图 2-1 厚靶中产生连续X线时X线管的几何条件此时，自吸收因子F为： (2-6)式中，是能量为E的光子在靶中的线性衰减系数。另外，沿入射方向通过距离x后的动能T可由Thomson-Whiddington关系给出，即 (2-7)式中，c是由入射电子动能决定的经验常数，如表2-1所示。表2-1 Thomson-Whiddington经验常数c电子能量(KeV)T-W常数c(KeV2.m2/kg) 将式(2-7)代入式(2-6)，得 (2-8)因此，在考虑了靶自吸收后，式(2-4)变为： (2-9) 为便于计算，质量衰减系数通常用一多项式来表达： (2-10) 这里，u=E/100 keV，E是X射线光子的能量， 是常数，如表2-2所示。 质量碰撞阻止本领可拟合为随电子动能T的变化，其表达式为： (2-11)这里是用最小二乘法拟合的系数，如表2-3所示。表2-2 不同元素和材料的质量衰减系数的参数材料/元素 铝钨()钨()铼()铼()空气油有机树脂耐热玻璃9.68010-32.39410-24.31210-2-2.98710-2-5.80310-21.08810-21.24010-21.08610-21.01510-29.71010-3-1.40110-2-3.63610-15.81510-23.33610-16.00410-36.83810-39.12410-39.13610-3-5.65310-31.02310-11.4866.23010-23.29210-1-2.58110-3-3.21510-3-6.00510-3-5.39410-33.53110-3-4.79510-3-9.40410-17.72710-31.50210-18.47310-48.71110-42.16310-32.78510-3-2.46610-41.31810-42.18410-1-6.15510-40.0-3.61310-5-3.90610-5-1.54810-4-1.90510-4 注：参数的单位是m2/kg；钨和铼的K吸收限Ek分别是69.50keV和71.50keV。表2-3 钨和铼的质量阻止本领参数元素 钨铼202.41 keV m2 kg-1201.44 keV m2 kg-11036.1 keV m2 kg-11027.6 keV m2 kg-10.04695 keV-10.04688 keV-1， (2-12)，ET这里，E代表X射线光子能量，T0是入射电子的能量，T是电子能量，和是由通过符合测量后的能谱得到的参数，对于钨/铼的原子百分比为90/10的合金靶而言，=3.68510-2光子数/电子，=2.90010-5光子数/(电子 keV)，=-5.049，=10.847，=-10.516和=3.842。 二、特征X射线模型(Characteristic X-ray model)实验证明，特征X射线是随电子在靶中深度产生的。在这里，引入一个与深度有关的概率密度函数来体现这一问题，为： ， (2-13)这里，R是电子的平均动能等于K壳层的结合能Ek时，由式(2-7)确定的距离。 再考虑到靶自身的吸收后，产生的能量为Ei的特征X射线光子数是： (2-14)这里，Ek是K壳层的结合能；是能量为Ei的特征线占总特征线的份额；Ak=1.3410-3光子数/电子和nk=1.648，它们是模型的参数。假定靶是由90%的钨原子和10%的铼原子组成的，K壳层的结合能Ek和特征线的份额列在表2-4中。表2-4 钨和铼的特征X射线(靶是由90%的钨原子和10%的铼原子组成) K系特征线 能量(keV) 产额百分比 钨 铼 59.3257.9867.267.161.1459.7269.271.20.45000.25920.15210.03870.049880.028830.01730.00429三、X射线总能谱 X射线能谱是连续能谱与特征能谱叠加，同时考虑到固有滤过和附加滤过的影响后，总能谱可表达为： (2-15)这里，=，表示固有滤过和附加滤过对X射线的衰减，其中，和分别是固有滤过和附加滤过的线性衰减系数，和分别是固有滤过和附加滤过的厚度。 一旦确定X射线能谱，在距焦点距离r处每mAs的照射量为： (2-16)这里，e是电子的电荷；=33.97J/C，是在空气中产生一个离子对所消耗的平均能量；是空气中的质能吸收系数。 对于给定的靶材料，在已知管电压kVp、靶倾角、中心轴线到测量点的夹角、固有滤过的材料和厚度以及附加滤过的材料和厚度的情况下，利用上述模型计算的X射线能谱如图2-2所示。 图2-2a 不同管电压下计算的能谱. 靶倾角100，固有滤过3mmAl，钨靶. 图2-2b X线靶不同出射方向计算的能谱. 100kV，靶倾角100，固有滤过3mmAl，钨靶.图2-2c 不同靶倾角计算的能谱. 100kV，固有滤过3mmAl，钨靶知道X射线能谱，对于计算量子检出效率是非常重要的。第二节 X射线诊断剂量学与质量控制 在诊断放射学中，剂量测量的目的主要是：测量患者剂量与剂量指导水平相比较；测量模体中剂量评价设备性能；测量患者剂量评价辐射危险。为质量控制目的，所使用的剂量学应是可直接测量的。这些量的测量可以在人体表面，也可以使用模体。对于评价设备性能，利用模体进行剂量测量的精确度比在人体表面测量的精确度要高，特别对设备性能的一致性检验使用模体最为合适。在我国电离辐射防护与辐射源安全基本标准（GB 18871-2002）中推荐了典型成年受检者在X射线摄影、透视、CT检查和乳腺摄影中的剂量或剂量率指导水平，并规定在放射学检查中应测定“典型成年受检者的入射体表剂量、剂量与面积之积、剂量率及照射时间或器官剂量等的代表值”。一、 常规X射线摄影和透视用于常规X射线摄影和透视剂量测量的量是入射体表剂量(entrance surface dose，ESD)和剂量面积乘积(dose area product，DAP)。入射体表剂量(ESD)就是在辐射射入受检者的体表处照射野中心的吸收剂量，可用考虑反散射后空气中的吸收剂量表示。剂量面积乘积(DAP)就是辐射束的截面积与所致平均剂量的乘积。在剂量测量时，为评价患者剂量，ESD的测量应在患者体表测量，不需使用模体。测量应包括足够数目的患者，以得到有代表性的平均值。例如，至少10个患者，且接近人体的典型尺寸。这样的测量结果可反映出在实际临床检查中个体剂量差异的情况。ESD的测量常使用热释光剂量计(TLD)，通常把TLD包在胶囊中置于患者的皮肤表面。DAP的测量可在X射线管的光栏和患者之间任何距离处进行，只要来自患者的散射线对探测器的读数的影响可以忽略，DAP的结果与距离无关。DAP的测量使用大面积平行板电离室，可将其固定在光栏上横盖X射线束的整个面积。一般ESD适用于仅需要有限数目投影检查的检查，而DAP适用于比较复杂的检查程序。例如，对于包括摄影和透视的综合检查可测量DAP。对现代X射线机，要求配备DAP测量仪，并固定在机器上，可以直接显示DAP值。由于ESD和DAP之间可以相互转换，ESD和DAP的测量结果可按相同的量值单位直接与指导水平比较。在剂量测量时，为评价机器性能，可使用模体测量ESD。测量ESD时，既可用将TLD放在体模顶部的方法测量，也可先用电离室测量空气中的照射量，用式(2-17)进行转换。 (2-17)式中，X是在SCD=100cm处的照射量；BSF是背散射因子，与能量和照射野大小有关；SCD、SSD分别是源到电离室的距离和源到模体表面的距离；F是表面吸收剂量转换因子，由式(2-18)给出。 (2-18)在剂量测量时，为评价器官和有效剂量，可使用剂量转换因子。转换系数可使用仿人体模型实际测量得到，也可建立数学模型用Monte Carlo方法计算得到。从ESD转换为有效剂量取决于X射线照射野的大小、X射线投射距离和X射线的线质等因素。二、乳腺X射线摄影在乳腺X射线摄影中，评价辐射诱发“乳腺癌”的危险时最合适的量就是平均腺体剂量(mean glandular dose，MGD)。MGD定义为乳腺X射线摄影中所致受检者的乳腺平均吸收剂量。MGD不能直接测量，但可以通过测量空气中的比释动能来计算得到。在临床乳腺X射线摄影中可能使用各种不同阳极把材料及滤过的X射线机，为便于MGD的实际测定，应采取的步骤如下：（1）使用TLD或电离室（电离室动态范围要达到0.5100mGy，精度达10%）测量入射体表剂量ESD；（2）ESD除以反散射因子(backscatter factor，BSF)得到入射表面空气比释动能(entrance surface air kerma，ESAK)，反散射因子可从表2-5中查得；（3）MGD可用下式计算： MGD=g ESAK (2-19) 式中，g是一个转换因子（见表2-6），其单位是mGy/mGy，可用Monte Carlo方法模拟得到；g与入射X射线的半价层（half-value layer，HVL）和压缩后的乳腺厚度有关，； （4）计算足够数量患者（至少10个患者）乳腺X射线摄影MGD，并与指导水平比较。 从表2-5、表2-6可以看到，BSF和g与入射X射线的半价层（half-value layer，HVL）有关，而实际上测量乳腺X射线机输出的X射线的HVL是比较麻烦的，表2-7给出了乳腺X射线摄影中不同管电压和阳极把材料与滤过组合情况下的典型HVL值。表2-5 不同半价层（HVL）的反散射因子（BSF）HVL(mmAl)0.250.300.350.400.450.500.550.600.65 BSF10.71.071.081.091.101.111.121.121.13注：此表取自 EUR19604EN(2000)表2-6 不同乳腺压缩厚度(mm)转换因子g与HVL的关系 HVL (mmAl) 压缩厚度 30 40 5060 70 800.250.300.350.400.450.500.550.600.65 0.234 0.274 0.309 0.342 0.347 0.406 0.437 0.466 0.491 0.174 0.207 0.235 0.261 0.289 0.318 0.346 0.374 0.399 0.137 0.164 0.187 0.209 0.232 0.258 0.287 0.310 0.332 0.112 0.135 0.154 0.172 0.192 0.214 0.236 0.261 0.282 0.094 0.114 0.130 0.145 0.163 0.177 0.202 0.224 0.244 0.081 0.098 0.112 0.126 0.140 0.154 0.175 0.195 0.212注：此表取自 EUR19604EN(2000)表2-7 乳腺X射线机不同管电压和阳极靶与滤过组合情况下的典型HVL值（最大变化为0.03mm）阳极靶和固有滤过管电压 (kV)无压缩装置HVL(mmAl) 有压缩装置（3mm 有机玻璃） Mo+30m MoMo+25m RhRh+25m Rh 25 28 30 31 34 22 25 28 34 23 25 28 30 0.28 0.32 0.34 0.35 0.36 0.30 0.36 0.40 0.41 0.31 0.34 0.39 0.42 0.34 0.37 0.38 0.39 0.40 0.34 0.40 0.44 0.46 0.36 0.40 0.45 0.48注：此表取自 EUR19604EN(2000)为了评价评价机器性能，可使用RMI 156标准模体测量MGD。在测量空气比释动能时，电离室的中心距影像接收器的胸壁边沿4cm，其几何条件如图2-3所示。 图 2-3 测量空气比释动能的几何条件 图 2-4 平方反比定律校正对测量的结果要用平方反比定律进行校正，如图2-4所示，平方反比定律校正因子是： ISLF=FCD2/FSD2=(FFD-Z-Y)2/(FFD-Z-4.2)2 (2-20) MGD是测量到的照射量与电离室能量校准因子、平方反比定律校正因子以及在标准模体（4.2cm厚，50%脂肪和50%的腺体组成）下转换因子（空气中的入射照射量为时乳腺所受的平均吸收剂量）之积。乳腺X射线摄影中影响吸收剂量的因素有：X射线管组合（阳极材料、滤过和管电压），曝光条件（反散射虑线栅、自动曝光控制、放大倍率）和成像探测器的类型（屏/片系统、平板探测器系统）等。 三、CT检查 （一）CT剂量的表达 CT检查不同于常规X射线摄影和透视，它是利用旋转束对患者的不同截面扫描。因此，CT剂量学使用的量不能采用ESD和DAP。好的CT剂量描述应满足的条件是：定义明确易测量；使用于目前各种型号的CT机，与临床应用参数有相关性；已被广泛使用；能代表患者的受照射情况，可能的话作为危险度评价；对新的扫描机型和新的技术有较好的适用性。CT剂量学中采用的基本量是CT剂量指数（Computed Tomography Dose Index, CTDI），但自从1981年shope 提出CTDI的概念和定义以来，在文献中不断出现对CTDI概念和表达方式的修改，目的是便于在临床实践中CT剂量的实际测量。1CTDI沿平行于旋转轴Z直线上的单个层面的剂量分布D(Z)的积分被标称层厚T除称为CTDI。其表达式为： （2-21）CTDI的单位是mGy，反映的是局部剂量。在实际应用中，目前有两种实际表达式：（a） 美国法规中： （2-22）（b） 欧共体文件中： （2-23）2加权CT剂量指数（Weighted CTDI, CTDIW）定义为在一个标准的CT剂量模体中，用单个层面上平均的CT剂量指数作为对CT扫描性能进行评价的一个参数。其表达式为： （2-24）式中CTDI10cm,c和CTDI10cm,p分别表示在头模和体模的中心（c）和表面1厘米处（p）的CTDI10cm的值。图2-5给出了层厚为10mm的单次扫描的典型剂量分布。 图2-5 层厚为10mm的单次扫描的典型剂量分布3剂量长度乘积（Dose-Length Product, DLP）定义为对某项完整的CT检查中患者受到的全部照射的一种表示，其目的是与所规定的参考剂量值相比较，来评价该项检查是否最优化。其表达式为： （2-25）式中i是每一个扫描事件，作为某项检查的一部分；CTDIw是单个层面加权CT剂量指数，单位是mGy；T是层厚，单位是cm；N是扫描层数。DLP的单位是mGy.cm。 4多次扫描平均剂量（Multiple San Average Dose, MSAD）定义为对N个扫描系列，每一个层厚为T，当在连续扫描层面之间有恒定的层距I，则中心层面上的平均剂量称为MSAD。其表达式为： （2-26）式中DNI(z)为沿旋转轴z直线上的多层扫描的剂量分布。MSAD的单位是mGy。 （二）CT剂量指导水平和MSAD的测量方法 国际上，对CT剂量的指导（或参考）水平的表达和测量方法是不统一的，在出版的文件如，EUR 16262（1999）、IEC-60601-2-44（1998）和ICRP87号出版物（2000）中推荐CTDIw和DLP两个量来表示CT剂量参考水平。前者用来表示在系列扫描中的单层或螺旋扫描中的每一转的剂量参考水平，后者用来表示每次完整CT检查的剂量参考水平。在电离辐射防护与辐射源安全基本标准（GB 18871-2002）中推荐MSAD来表示CT剂量指导水平。实际上这时采用美国的做法。在临床实际中可采用两种简单的测量方法来测定MSAD。一种方法是使用TLD测量在一定条件下的单层扫描剂量分布，然后计算CTDI；另一种方法是使用CT电离室来进行单层扫描剂量积分。CTDI（见方程（2-21）和MSAD（见方程（2-26）二者之间存在着一定关系。图2-6给出了单次（层）扫描剂量分布（a）和由7层扫描组成的分布（b）。图2-6（b）阴影区表示多层扫描中央层以外的其他扫描层对中央层剂量贡献的总和。如果扫描层距I与层厚T相等，则图2-6（b）阴影区面积与图2-6（a）中阴影面积相等，即中央层（T）的多层 图2-6 （a）层厚为T的单次扫描剂量分布D1(z)；（b）层厚T等于层间隔的7次扫描合成所致的剂量分布DNI(z)。扫描剂量分布下的面积等于单层扫描剂量分布的总面积，其表达式为： （2-27）根据方程（2-21）和方程（2-26），在I=T时， CTDI=MSAD （2-28）在I不等于T时， （2-29）当T/I1时，层面重叠，剂量增加；当T/I1，重叠图像的 普通CT、螺旋CT的自动曝光控制校正，代替重叠单层扫描图象重建参数的选择 减少噪声的图象重建程序多层CT使用z一滤过 z一滤过与合适滤过的算法的完善(1) 检查人员的影响通过仔细检查有无做CT检查的必要性来降低剂量仍十分重要，反复强调患者所接受的剂量直接与检查部位的大小成比例这一点，也非常重要。因此，检查人员应该检查是否有缩小扫描体积的可能性，最后，几乎没必要再提每次检查应用最优剂量了，如用确保影像质量的最低剂量。不考虑影像质量的最低剂量将会导致影像不适合诊断，因此应该谨慎地避免不必要的高剂量。选择最优剂量的绝对必要的措施在于调节扫描参数以适应患者的厚度，就像传统X线一样，对于儿童检查尤为重要，相当低的mAs值，有效剂量会低于1mSv。选择适当的重建参数，特别是噪声衰减，出现低对比度时是十分重要的。螺旋CT提供的降低剂量的可能性措施，最有效的措施就是选择大于1的螺距因子。多层螺旋CT所提供的新的特殊用途也能限制剂量：通过z轴滤过和有效层厚的回顾性变化，不论是高三维空间分辨率的图像还是低对比度评价的低噪声图像，都不必增加附加照射。(2) 技术措施和新方法大家都知道降低CT剂量有效性的技术措施，部分已实验过了。然而，这些措施的使用往往会导致与其它目的和需要的冲突。比如，通过增加滤过可以减少患者的剂量，但是需要高mAs值，因此会加大X线球管的负载，这样就会导致螺旋CT存在扫描时间的限制。多层螺旋CT的扫描时间大大缩短，随之额外的一些措施就要与附加滤过一起使用。儿科CT和特殊指征的低剂量扫描模式的规定需要进一步研究，也需要制造商不断改进机器性能，减少噪声的重建方法有希望进一步发展，尤其是多层螺旋CT的多维滤过有相当大的潜力通过不同的解剖结构衰减的不同来调节管电流也可以有效的降低剂量。CT图像中的像素噪声大部分可归因于最大强度的衰减和最大量的噪声，这意味着对于横截面不是圆形的情况下，射线强度可随低衰减而降低，且不影响噪声模式，这对不降低影像质量来减少剂量提供了相当大的潜力。实际上人体组织横截面或多或少都与圆形或圆柱形有差别，采用此技术的检查mAs可明显降低1050，而不影响影像质量。前后位和侧位衰减特性完全不同，如肩部，降低50多的剂量都有可能。使用管电流调节，就有可能选择性地改变影像质量。增加侧位的管电流而降低前后位的管电流可提高影像质量同时大大降低剂量。四、剂量仪（计）的校准和质量控制在X射线诊断放射学中，使用的X线机的管电压一般为25150kV。其中，用于乳腺检查的管电压为25-40kV；常规X线检查为50150kV。鉴于诊断放射学的质量保证计划在许多国家广泛开展，电离辐射防护与辐射源安全基本标准中明确规定要制定一个医疗照射质量保证大纲。因此，剂量测量已变得非常重要。为了保证剂量仪（计）测量结果的准确性和一致性，使用的各种剂量仪（计）必须进行校准并溯源到剂量标准实验室。为了满足各种诊断技术（包括常规X射线摄影、透视、乳腺检查、CT检查和介入治疗等）临床条件下剂量测量的要求，需要选取不同形状和体积的电离室，并要求这些电离室在其使用的X射线能量区间内有平坦的能量响应性能。另外，还需要选择不同形状和体积的测量模体，用来模拟不同临床条件下患者的身体部位，以便得到对典型患者有代表性的剂量平均值。因此，诊断剂量学相对比较复杂。目前存在的主要问题是剂量测量的标准化问题，国内外尚未建立起完整的剂量值传递体系。在IAEA/WHO国际二级标准剂量学实验室（SSDL）网的90多个成员实验室中，只有很少几个实验室能提供诊断X射线剂量学校准服务，而且使用的校准辐射质各异，很难相互比较。为此，IAEA制定了一个关于诊断X射线剂量测量国际实用准则。第三节 核医学剂量学与质量