輻射的劑量是通過一物體后到達另一物體每單位的電離輻射能。根據輻射防護的要求，對劑量又有不同的劃分和定義。

是與X線管的毫安秒大小有關的人體軟組織某一點的劑量當量，單位是 μSv/100mAs。

又稱皮膚劑量或表面劑量，是與射線曝光量有關的人體表面軟組織某一點的劑量當量，單位是μSv。

是假定全身各處的照射量一致時，各部位和器官劑量當量的平均值，單位是 μSv。

是相關器官或組織由一加權數WT相乘后，平均劑量當量的總和，單位是μSv。

局部劑量與測量的條件相關，在規定條件下通常以100mAs X線管電流為準值，并且局部劑量的大小與被照射物體的散射大小、掃描層的厚薄、mAs和kV值有關，物體的散射越小、層厚越薄、mAs和kV值越小，局部劑量越低。

劑量單位可分為吸收劑量、照射劑量和劑量當量三種。

是物質對電離輻射能吸收的物理量，以戈瑞（Gy）表示。它們的換算方式為：1Gy＝10 ³mGy＝10 ⁶μGy。

是電離輻射通過空氣后電荷的物理量，以庫倫/千克（C/kg）表示。舊單位是倫琴（R），C/kg和 R之間的換算關系是：1C/kg＝3.88×10 ³R。

吸收劑量被一系數相乘后稱作劑量當量，單位是希奧特（Sievert，Sv）。

CT檢查通常都用較高的掃描條件，如120～140kVp，200～300mA，所以必須對患者的輻射劑量進行監測，以保證患者射線劑量的安全。有關劑量測量有很多方法，如我們經常使用的熱釋光射線劑量儀或使用X線膠片測量，此處將討論較為準確和實用的電離室測量法。

電離室由一個薄壁、密封的氣室組成，薄壁通常是采用幾乎不吸收X線的材料，它能精確地定量射線的量。測量時，當高能光子X線與密封氣室內的空氣撞擊時，氣室內的空氣分子被電離，即分子中的電子被分離成為自由電子，然后該自由電子被一個導通的電路根據電荷數測量，被測量的電荷數與空氣分子電離量、入射X線量成正比。由X線電離后產生的電子計量單位是庫侖（Q），一庫侖＝1.6×10 ¹⁹電子。

由電離室測量的射線平均劑量（MSAD）的計算方法如圖1-5-1A所示。在CT掃描時，如前所述一次掃描將得到一個鈴形的曲線，然后檢查床移動相應的距離，那么全部掃描完成后的曲線相加，得到的則類似于示波器上所看到的是一個連續的波形。此處，所有的曲線都是重疊的，是全部掃描總劑量的和。根據峰值和峰谷的平均值，我們能用數學方法計算出射線的平均劑量（圖1-5-1B）。

在計算平均劑量時，我們還必須要引入CT劑量指數這一概念。CT劑量指數（CTDI）根據美國FDA所下的定義，是與掃描層厚有關的、一次連續掃描14層所測得的局部劑量率D（z），并由式1-5-1表示：

式中SW是標稱層厚，單位mm，D（z）是一次掃描射線分配劑量， z是沿患者縱軸方向的距離。該公式看上去有些復雜，但實際并非如此，積分符號實際是用來計算全部掃描平均劑量的。如圖1-5-2所示，圖中的陰影部分即為積分值，計算結果即為CT劑量指數。由此我們可知，當曲線的寬度（層厚）增加，CT指數增加；射線的強度（曲線的高度）增加，CT劑量指數也增加，同時患者的射線劑量增加。

掃描的平均劑量除與上述有關以外，還與床移動指數（層距）有關。根據數學計算公式則平均射線劑量等于層厚與床移動指數乘以CT劑量指數：

式中BI是床移動指數或層距，SW是層厚。因為床移動指數通常是已知的，所以通過求得射線劑量積分即可得到射線平均劑量。因為現在的劑量測量都采用筆形電離室，可分別測得每次掃描的劑量，故測量的積分計算并不困難。根據上式我們可以看到，床移動指數位于分母位置，所以床移動指數越大，兩次掃描間的距離越大，患者所受的射線劑量越少，反之則患者所受的射線劑量越多。當層厚等于床移動指數（層距）時，射線平均劑量等于CT劑量指數。嚴格地說，射線平均劑量測量方法，僅在一組掃描的中間處才是有效的，在掃描的兩頭略有些高估，但總體而言，射線平均劑量測量方法還是準確的。

如已知CT劑量指數，也可得到射線平均劑量。CT劑量指數測量的積分計算，可簡單地采用筆形電離室從一次掃描中得到。那么，由于電離量等于入射射線量，則有式1-5-3：

式中Q是一次掃描得到的單位電荷量庫侖，C _f是電離室測量儀的定標系數。電離室的測量方法如圖1-5-3所示，電離室的放置必須平行于患者的縱軸，與X線束垂直。另外，為使測量的結果有參考價值，電離室須放置在專用的模體內測量。圖1-5-4A為頭顱模體（直徑16cm），B為體部模體（直徑32cm），每個模體都有五個插孔，每次需依次分別測量，然后取平均值作為一次掃描的劑量，這是因為在模體或實際掃描中各部位的射線劑量并不相同。

1）選擇技術條件和參數，如千伏值（kVp）、毫安秒（mAs）、層厚、層距、X線管的濾過等。

2）根據所選技術條件和參數選擇模體。如頭顱掃描條件采用頭顱模體，脊柱、腹部等采用體部模體。

3）將模體置于患者掃描位置，調整模體的長軸，使之與患者的長軸平行。頭顱模體可放置于頭顱掃描架上，體部模體則可放置于檢查床上，然后調節床的高低并移動床面，將測量模體送入掃描野中心。

4）根據測量的要求，將電離室放入相應的孔內，其他孔則放入有機玻璃棒，連接電荷測量儀，并選擇充電方式。

5）對模體掃描后并記錄電荷量，單位為庫侖（Q）。由于較早期的CT掃描機機架的旋轉和掃描有兩種方式，一種是機架順時針旋轉，X線曝光并采集數據，然后機架再逆時針回復到起始位，作第二次順時針旋轉曝光采集數據，逆時針回復旋轉不曝光和采集數據；另一種掃描方式順時針和逆時針旋轉都曝光和采集數據。故對于第一種情況而言，只需做一次測量即可，而第二種情況，則需分別做兩次測量，并將兩次測得的數值相加取平均值。

6）射線平均劑量：

式中f為倫琴（R）與庫侖戈瑞（cGy）的轉換系數（CT掃描的射線能量其轉換系數為0.94cGy/R）。C _f是電離室測量儀的定標系數，一般由測量儀廠家標定。

7）根據上述方法依次測量模體上的其他測量點，注意電離室在工作時不要隨意移動和取下正在充電的電離室。如需要可改變掃描條件或變換不同的模體，以取得完整的數據。

影響輻射劑量的因素有：

千伏值決定著原發X線束的能量分布。管電壓的改變會引起CT劑量和噪聲、對比度的明顯變化。對于兒童和體型較小的成人，降低千伏值可降低劑量，從而獲得與高千伏值相當的對比度噪聲比。大多數CT檢查使用120kVp或140kVp，很少使用較低的能量。近來的報道建議在CT血管造影和腹部CT中使用較低千伏值（80～100kVp）可明顯降低劑量。還建議嬰兒和兒童的對比增強腹部MDCT也使用低千伏值（80～100kVp）。電壓降低后，劑量降低，對比度保持不變，而小尺寸模體的影像噪聲僅有很小程度的增加。千伏值的降低可以使得影像噪聲顯著增加，如果患者體型過大或者管電流不夠大不足以補償低電壓引起的較低光子流量，影像質量就會受到影響。當千伏值降低，mAs相應增加以補償噪聲時，劑量有所降低。低千伏值掃描時，必須根據不同的患者尺寸來選擇適當的毫安秒。對于體型非常大的患者，需要較高的管電壓。

不同于傳統X線攝影，CT影像不會因為過度曝光而感覺太黑或太亮。如果對于瘦弱患者而不降低毫安秒，患者將接受不必要的高輻射劑量。CT操作者一項基本職責是根據患者體型來選擇影響輻射劑量的掃描參數，最基本的參數是毫安秒。應該向操作者提供類似于普通攝影和透視時根據患者體型來選擇毫安秒的技術表格。管電流、曝光時間和管電壓都可以改變患者的照射劑量，管電壓和機架旋轉時間是最經常規范化的。使用最快的旋轉速度可使運動模糊和偽影最小化，適合患者體型的最低管電壓可獲得最大的影像對比。盡管掃描參數可根據不同的患者進行調節以降低劑量，但要注意一些特定的警告。有些部位比如頭顱的尺寸在正常的人群中不會變化很大，掃描參數就沒必要變化。胸部CT掃描中患者體型、影像噪聲和毫安秒之間具有弱相關性。引起這種失常的因素有幾個，肺野對X線的吸收非常少（與體型無關）、具有復雜的解剖界面和運動方式、特殊的重建算法。如果掃描參數根據患者體型預設，體型與毫安秒之間的弱相關性可能會導致過高的輻射劑量，尤其是體型健壯的患者。大量研究發現，根據患者體型調整毫安的做法應該與感興趣區解剖部位的整體衰減或整體厚度相關，而不是患者體重，體重與腰圍呈正相關。但頭部CT例外，其衰減程度一般取決于年齡，因為起主要衰減作用的顱骨的結構跟年齡相關。毫安調整影像的臨床評估表明，對于體型較小與較大患者的可接受噪聲水平，不同放射醫生對于體型較小患者傾向于噪聲較低的影像，因為器官和組織表面缺乏脂肪組織，以及解剖結構的尺寸較小。對于嬰兒的體部CT成像，與成人技術相比毫安至1/5～1/4，仍可以接受；對于肥胖患者，增加兩倍比較合適；同樣，新生兒頭部CT的毫安秒至2/5～1/2比較合適。在頭部成像中，年齡是頭顱衰減的首選指標。而體部成像中，當給定具體年齡后，患者體部橫徑是衰減的首選指標，相同年齡的患者其尺寸和引起的衰減程度有很大不同。

投影角度和解剖部位會造成X線的衰減程度發生很大程度的變化。具有最大噪聲的投影會對最終影像的噪聲水平起著決定性作用，所以在其他角度的投影可以降低劑量而不增加最終影像的噪聲。這一概念在1981年被提出，1994年有一家生產商推出一款商業化自動曝光控制（AEC）系統——毫安調制系統，可在體部掃描時將平均管電流降低8%～13%。有人報道使用自動毫安調制可在橢圓形體部區域降低40%的劑量。多種附加的毫安調制產品在2001年末開始出現，當時公眾對于劑量更加關心，降低劑量技術成為購置CT系統的優先考慮因素。對于所有的AEC，設計思想都是劑量的降低正比于各掃描部位平均毫安秒的降低。不能準確反映出位于特定解剖位置的某器官的劑量降低，因此，有效劑量可能不與毫安秒的降低呈線性關系。使用AEC時，需要理解一些概念，比如噪聲指數、參考毫安秒和參考圖像以有效發揮AEC的作用。6歲兒童使用成人螺旋掃描方案和AEC系統時，相對管電流隨時間和身體部位而變化，例如參考有效毫安秒預設為165，掃描結束后計算出的平均有效毫安秒為38。

掃描過程中對X線管電流的調制是CT劑量管理的一個非常有效的方法。調制可發生在患者的不同投影角度，沿患者長軸方向，或者兩者同時進行。成像系統必須用多種算法中的一種來自動調整電流以獲得想要的影像質量。

角度毫安調制是針對圍繞患者不同位置的X線衰減程度不同而設計，通過改變圍繞患者旋轉（比如前后位與側位方向）的X線管電流來保持探測器的光子流量一致?？v向毫安調制是針對沿患者長軸不同解剖區域對X線衰減的不同，是沿患者 z軸不同位置上改變毫安（比如肩部、腹部、骨盆）。

角度和縱向毫安調制的組合在X線管旋轉和患者縱向穿過X線束時改變毫安。操作者必須要預設影像質量水平。這是最全面的CT劑量降低的方案，X線劑量根據患者所有三個平面上的衰減進行調整。這種三個平面的劑量調制方法對于縱向劑量調制來說，患者衰減在一個方向上測量（前后或左右），然后根據一幅CT定位像使用數學算法在垂直方向上進行估算。這些衰減輪廓包含了患者尺寸、體型和每一 z軸位置上的衰減。以此輪廓為基礎，計算出掃描架每周旋轉的管電流值。管電流的調整根據用戶定義的影像質量參考水平，以保持縱軸方向上預期影像質量的穩定。這一點與單純的縱向調制過程相同。然后，根據患者的角度衰減輪廓（即使用 x， y調制的算法）來調制X線管旋轉每周時的 z軸管電流值。不同的檢查類型和默認影像質量下，CTDI可降低40%～60%。如果影像質量設定適當，適應臨床任務，那么除肥胖患者外均能降低患者劑量。對于肥胖患者，劑量會增加以提高影像質量。

螺距、線束準直、層厚都與用于MSCT掃描儀的探測器性能相關。一般情況下，較寬的X線束可以產生較高的劑量效率，因為超寬線束僅占可探測X線束的一小部分。對于小于16數據通道的MSCT系統來說，較寬的線束寬度會限制最薄的重建層面。這樣的系統中，窄線束寬度會由于超寬線束而降低劑量效率，但能夠重建出較薄的層厚。線束寬度必須根據特定的臨床需求進行仔細選擇。在單排探測器CT中，增加螺距會降低劑量而不影響圖像噪聲（盡管螺旋偽影和影像厚度在螺距較大時會增加）。在MSCT中，螺距的增加會提高圖像噪聲。因此，管電流必須進行調整以保持適當的圖像噪聲。在MSCT中增加螺距時不會顯著節省劑量，除非使用較低管電流和較高圖像噪聲水平。絕大多數掃描儀允許用戶不使用毫安或毫安秒自動調節。通常，在心臟MSCT中使用很小的重疊螺距（0.2～0.35），使得在一個或更多心臟周期中在相對固定的位置重建影像。一些CT掃描儀也可根據心率自動調整螺距，可以降低有效輻射劑量達30%～50%，心率較高時劑量節省的程度越大。

MSCT掃描時間縮短，產生了增加掃描長度以包括多個身體區域的傾向。避免重復性掃描、不正確解剖部位的申請或非醫學必需的適應證而產生的額外輻射。超范圍射線束在感興趣區掃描起始和終止產生額外輻射，因此在可能的情況下盡量使用單次連續螺旋掃描，但有些情況下例外，如頸部和胸部、胸部和腹部。

影像重建、降低噪聲算法等的影響。

影像空間（即重建影像）和sinogram空間（即原始投影數據）的平滑濾波器可以減少影像噪聲，使得用戶以較低劑量獲得較低噪聲，但同時會降低空間分辨力。近來，有人報道使用噪聲降低同時保持邊緣的濾過技術在今后的肝臟CT掃描中會降低劑量。同時，影像重建算法領域的持續研究有望降低噪聲和劑量。

CT影像應該總是在最低患者劑量下獲得臨床檢查目的。多相位檢查應該限制在用于必要診斷的最少時相。影像厚度不應該小于必要值，以減少影像噪聲，從而避免為補償增加的噪聲水平而增加輻射劑量。對于兒童和體型較小患者，千伏值應該盡可能低，AEC應該作為常規使用。對于沒有配置AEC的CT，應該在有經驗物理師的支持下制訂一份技術表，并用于所有患者。這一點對于兒科患者CT尤為必要。診斷參考水平是患者劑量管理的一個很好工具。CT成像服務提供者應該將不同患者體型和檢查類型的劑量水平和影像質量測量值與診斷參考水平或等同標準進行對照，以確保他們在適當低劑量水平下提供高質量檢查。

正當性是臨床申請醫生和放射科醫生的一份共同責任。僅有醫學從業者才可以提出CT檢查申請，這一點非常重要。對MSCT適用性和功效的知曉有助于正當性的提高。放射醫師應該接受CT檢查患者劑量管理方面的培訓和技能訓練，應該具有可替代成像方法或實驗室技術的相關知識。CT檢查實施前，應該根據臨床可能收益對輻射劑量的正當性進行評估。臨床醫生和放射醫生需要建立一份規范，或者采用已經存在的權威部門的規范，以確保CT掃描在適當臨床指征下進行。臨床醫生應該遵循這些規范來關心患者，放射醫生和物理師應該知曉可替代的非輻射或低輻射成像方法以獲得適當的診斷信息。放射醫師應該與醫學物理師密切合作以確保正確的草案投入使用，輻射劑量的使用應該基于患者年齡、尺寸、臨床指征以及先前進行的輻射檢查次數。臨床規范必須提前準備好，全國性的最為理想，以就CT檢查的適當性和可接受性向申請醫生和放射醫生提供建議。如果沒有全國性的一致規范，應該制定地方性的規范。此規范有助于放射醫生和臨床醫生區分患者進行超聲、MRI，甚至常規攝影檢查，能夠排除不必要的CT檢查，同時應該包括CT檢查的臨床指征列表。北美放射學會制定了適當成像方式的建議規范（ACR2000），歐盟和英國皇家放射學院制定了?成像指導規范?（EC，2000b；RCR，2003）。CT檢查的正當性包括給定臨床指征的正當性和將臨床指征分為所需不同噪聲（劑量）水平兩個方面。患者行CT掃描前對于對比劑和輻射可能危害的知情同意介紹，有助于引起患者、CT檢查申請醫生和放射醫生對輻射劑量的強烈關注。目前，絕大多數單位不將輻射危害的信息作為患者行CT檢查前知情同意的內容進行告知。根據美國總統顧問委員會關于衛生保健產業消費者保護和質量方面的權利和職責（USPAC，1997），衛生保健專業人員必須與消費者或患者討論所有的危害、益處和治療或非治療的后果。文中指出，盡管放射診斷檢查方式致癌的風險很低，但仍有必要告知患者檢查的益處和輻射致癌的風險。例如，使用線性非閾值假設，并對兒童使用成人劑量水平，兒童行腹部CT掃描后造成的終生癌癥死亡風險估計為0.18%。另一個近期的調查顯示，在美國小于15%的放射科向患者通知可能的輻射風險，僅9%的放射科通知患者CT的替代方案。

近期的調研發現，申請醫生對于CT輻射劑量的理解嚴重缺乏。不同CT檢查中心的掃描草案和輻射劑量具有顯著差異。申請醫生必須被告知CT掃描的最佳適應證、可替代的成像技術以及與CT掃描有關的輻射風險，從而使他們可以權衡CT檢查和可能的健康危害。放射醫生和操作者必須接受基于臨床指征的CT掃描技術的培訓（比如肝轉移的標準劑量；篩查、兒童和腎結石檢查的低劑量），并評估使用不同掃描參數的相關輻射劑量。隨著MSCT技術的不斷更新，熟悉從一臺掃描儀向另一臺掃描儀的掃描參數的推斷或適應非常重要。

大多數低劑量CT研究聚集在降低管電流的使用上，要么固定管電流要么使用AEC。這些研究都是在患者尺寸基礎上適配管電流（比如體重與固定管電流，衰減輪廓與AEC技術），或者基于患者指征（低電流用于篩查、腎結石和胸部CT）。劑量降低的評估還使用較高的螺距、較低的千伏值、運用特殊技術（比如使用二維或三維非線性噪聲降低濾波器）。盡管本節提供的一些劑量降低的草案大多數針對4～16層MSCT，但相同的原理可以運用到32層、40層和64層等其他MSCT中。這些草案的目的不是提供實際的輻射劑量，而是幫助用戶使用這種方法來建立他們所使用CT設備的低劑量掃描方案。當前，關于32～64層MSCT的劑量降低研究的數據很不充分，還不能形成統一的共識。此外，本書中有關特定檢查類型的劑量管理方面的結論不能作為MSCT的常規應用于臨床。

對X線輻射防護在于防止發生有害的非隨機效應，并將隨機效應的發生率降低到最低水平。具體的防護除了CT掃描機房固有的防護外，還需注意個人防護。

（1）CT檢查的正當化。因為X線對人體有一定的傷害，盡可能避免一些不必要的檢查。

（2）掃描中盡可能取得患者的合作，減少不必要的重復掃描。

（3）掃描時盡可能讓陪伴人員離開，必要時應讓陪伴人員穿上鉛防護衣并盡可能離X線管遠一些。

（4）掃描時，在不影響診斷的情況下，盡可能縮小掃描野，降低掃描劑量。

（5）對被檢查的患者，應做好掃描區以外部位的有效的屏蔽防護。

（6）定期檢測掃描機房的X線防護和泄漏等情況。