一、影響X線劑量的因素

CT劑量受很多因素的影響，包括設(shè)備的硬件部分、掃描程序的設(shè)置及人們對圖像質(zhì)量的要求，具體的包括X線的能量分布、射線中散射線占比、球管的電壓kVp、電流（mA）和曝光時(shí)間（mAs）、掃描的螺距（1/P）、掃描儀的幾何尺寸、準(zhǔn)直器的大小、前置濾線器的結(jié)構(gòu)、探測器的效率、探測單元信號收集系統(tǒng)的電子噪聲，以及包括圖像重建和后處理的方法，等等。

低劑量原則是在滿足臨床診斷要求的前提下，盡量降低對患者的輻射劑量。圖像噪聲是評價(jià)CT圖像質(zhì)量的重要參數(shù)，CT掃描所獲得的圖像均存在一定的噪聲，隨著曝光劑量減低，圖像噪聲逐漸增高，當(dāng)噪聲增高到一定程度時(shí)，圖像將不能滿足診斷需求。因此，不能一味追求圖像質(zhì)量，也不能一味追求低劑量。要實(shí)現(xiàn)低劑量原則就需要在圖像質(zhì)量及劑量之間尋求平衡點(diǎn)。

二、系統(tǒng)硬件的設(shè)計(jì)和性能優(yōu)化

設(shè)備是實(shí)現(xiàn)低劑量掃描的基礎(chǔ)。降低CT輻射劑量首先需要功能強(qiáng)大的硬件支持，優(yōu)化的系統(tǒng)設(shè)計(jì)是實(shí)現(xiàn)低劑量掃描的關(guān)鍵。隨著機(jī)架轉(zhuǎn)速越來越快，探測器單元越來越小，單位時(shí)間里能夠獲取和用于重建的數(shù)據(jù)越來越少，這就需要提高探測器的探測效率，降低數(shù)據(jù)收集系統(tǒng)（DAS）的電子噪聲，以滿足越來越薄的重建層厚要求，提高CT圖像的時(shí)間和空間分辨率。

（一）降低DAS中電子噪聲

全新的探測器（例如寶石探測器）的研發(fā)和應(yīng)用是在過去的固體探測器的基礎(chǔ)上進(jìn)一步提高了射線的探測效率。由于圖像噪聲是由X線的統(tǒng)計(jì)漲落和探測器DAS中的電子噪聲共同決定的，因此在低能X線圖像上，電子噪聲較明顯。降低DAS中電子噪聲是實(shí)現(xiàn)低劑量掃描的關(guān)鍵技術(shù)之一。

（二）優(yōu)化設(shè)備X線球管的設(shè)計(jì)

X線的質(zhì)量和能量分布也同樣對X線劑量產(chǎn)生影響。從X線球管發(fā)出的X光子中存在的低能X線大部分被患者吸收，而對信號探測沒有貢獻(xiàn)，X線中的散射線會降低系統(tǒng)的低對比度分辨率，產(chǎn)生無用劑量。另外，人體結(jié)構(gòu)是不均勻的，均勻分布的X線通過人體時(shí)會被不均勻吸收，到達(dá)探測器時(shí)將不再均勻，中心部分的吸收大于邊緣部位，使得探測到的信號大大弱于邊緣部位，中心部分的圖像信號弱會影響圖像的整體質(zhì)量，如果單純?yōu)榱颂岣咧行牟课坏男盘枏?qiáng)度而增高射線劑量，將使邊緣部分組織接收大量不必要的輻射，因此需要優(yōu)化X線球管的設(shè)計(jì)，使X線的能量分布和強(qiáng)度分布更適合人體成像的特征，達(dá)到最佳成像效果。優(yōu)化X線強(qiáng)度的分布還體現(xiàn)在掃描過程中進(jìn)行實(shí)時(shí)劑量調(diào)控來實(shí)現(xiàn)同一患者不同體位圖像的一致性和不同患者間圖像的一致性。在這方面最常用的方法就是使用3D自動毫安技術(shù)。

（三）優(yōu)化準(zhǔn)直器和前置過濾器的使用

目前先進(jìn)的CT掃描儀上就配備有各種不同的前置濾線器，能夠?qū)Σ煌巳汉筒煌课惶峁┎煌纳渚€能量分布和強(qiáng)度分布。對于心臟還配備有專用前置過濾器，比如GE的LightSpeed VCT就配備了心臟專用前置過濾器，通過優(yōu)化前置過濾器形狀設(shè)計(jì)，在大大增加心臟部位信號強(qiáng)度的同時(shí)，減少外圍皮膚劑量。隨著機(jī)架旋轉(zhuǎn)角度的變化，心臟專用前置過濾器可有效地減少掃描邊緣的X線照射，顯著提高X線的有效利用率，使對患者心臟掃描的總體輻射劑量下降。

三、系統(tǒng)固件的優(yōu)化

掃描固件（firmware）是提供低劑量掃描的一個(gè)重要保證。優(yōu)化X線強(qiáng)度的分布還體現(xiàn)在掃描過程中進(jìn)行實(shí)時(shí)劑量調(diào)控來實(shí)現(xiàn)患者中不同體位圖像噪聲的一致性和不同患者之間圖像噪聲的一致性。在這方面，最常用的方法就是使用3D自動管電流調(diào)節(jié)技術(shù)（ATCM）。由于患者的不均勻吸收使來源于不同投照角度或經(jīng)過不同解剖區(qū)域的射線呈現(xiàn)不同的衰減，并且由于高衰減投照方向的投影數(shù)據(jù)噪聲決定了整個(gè)圖像的噪聲，因此對直徑較小的部位或不對稱的患者，減少投照劑量（降低管電流）并不會增加最終圖像的噪聲。另外，也可將局部感興趣區(qū)域或時(shí)間段內(nèi)劑量降低，例如，在心臟掃描的收縮期降低管電流來降低總的劑量。自動管電流調(diào)節(jié)技術(shù)能夠根據(jù)掃描過程中患者的體積、身體各部位的衰減特性，在不影響圖像質(zhì)量的前提下沿X-Y軸（角度調(diào)節(jié)）和Z軸（長軸調(diào)節(jié)）進(jìn)行管電流的自動調(diào)節(jié)來降低曝光劑量。

（一）三維自動球管電流調(diào)節(jié)技術(shù)

早期的自動球管電流調(diào)節(jié)技術(shù)分為X-Y軸（角度）和Z軸（患者長軸）上的獨(dú)立電流調(diào)節(jié)。

1．角度（X-Y軸）管電流調(diào)節(jié)技術(shù)　對任何一個(gè)軸位橫斷面（X-Y），特別是體部橫斷面，由于患者身體的非圓形性在不同的探測角度上的X線衰減量是不同的。例如前后向的衰減通常會低于側(cè)位向的衰減，特別是在明顯不對稱的區(qū)域，例如胸部掃描中的肩關(guān)節(jié)部位。角度調(diào)節(jié)技術(shù)的原理就是球管在旋轉(zhuǎn)中，根據(jù)定位像上（側(cè)位和前后位）結(jié)構(gòu)密度，在旋轉(zhuǎn)過程中的不同角度對電流量進(jìn)行調(diào)節(jié)以有效地平衡信號，在獲取高質(zhì)量圖像的同時(shí)降低曝光劑量，通過對球管電流量的調(diào)節(jié)可以有效地平衡信號，研究顯示，該項(xiàng)技術(shù)可使劑量降低26%～43%。使用在線角度調(diào)節(jié)技術(shù)對成年人頭、頸、胸、骨盆及四肢等部位進(jìn)行CT掃描，結(jié)果顯示毫安數(shù)降低15%～50%。

2．長軸（Z軸）管電流調(diào)節(jié)技術(shù)　在不同的軸位（Z軸）或不同患者的相同部位射線的衰減存在差別，例如頸部和肩膀之間、胸部和腹部之間、成年人和兒童之間、男人和女人之間等。對于不同部位或不同人群，要獲取相同噪聲的圖像所需要的射線劑量是不同的。長軸（Z軸）管電流調(diào)節(jié)技術(shù)通過智能調(diào)節(jié)球管電流，實(shí)現(xiàn)不同部位或不同人群圖像質(zhì)量的一致。

Z軸調(diào)節(jié)技術(shù)的應(yīng)用需要預(yù)設(shè)噪聲值和選擇管電流設(shè)置范圍（最大和最小的毫安），依據(jù)患者定位像所獲得的影像數(shù)據(jù)對管電流進(jìn)行調(diào)節(jié)。預(yù)設(shè)噪聲值是根據(jù)經(jīng)驗(yàn)或標(biāo)準(zhǔn)技術(shù)來確定，不同設(shè)備計(jì)算和使用的噪聲也不同。值得注意的是，管電流值一般會受患者體型影響，反過來，噪聲值和管電流范圍也會影響圖像質(zhì)量和患者的曝光劑量。Kalra等在胸部CT掃描時(shí)，將噪聲指數(shù)設(shè)定為12.5，Z軸調(diào)節(jié)技術(shù)可使管電流減低26%。頸部CT掃描噪聲指數(shù)設(shè)定為l0時(shí)，Z軸調(diào)節(jié)技術(shù)可使劑量減低33%。Z軸調(diào)節(jié)技術(shù)雖然增加了圖像的客觀噪聲，但圖像的主觀噪聲和圖像診斷率均在可接受范圍，同時(shí)大大降低了輻射劑量。

由以上可以看出，角度球管電流調(diào)節(jié)技術(shù)與Z軸球管電流調(diào)節(jié)技術(shù)在X線信號調(diào)節(jié)的方法和目的上略有不同。角度電流調(diào)節(jié)是在同一個(gè)軸位上不同的旋轉(zhuǎn)角度有效地平衡信號；Z軸電流調(diào)節(jié)在不同的軸位上或不同的患者之間進(jìn)行有效的信號平衡。

球管電流是隨著患者身體在不同方向和不同部位對射線吸收的不同而變化的，這種對射線衰減性的確定可以通過對患者定位像的投照數(shù)據(jù)精確計(jì)算而得，也可以利用前期（90°前）的掃描數(shù)據(jù)來估算將要被掃描部位的衰減性。后一種方法實(shí)時(shí)地提供劑量調(diào)控，而不需要定位掃描的數(shù)據(jù)，相對簡單，但存在信息上的滯后，特別是當(dāng)患者體態(tài)上發(fā)生較大變化時(shí)會產(chǎn)生一些誤差。這兩種確定掃描部位衰減性的方法都可以得到滿足臨床診斷需求的圖像。

3．角度-長軸管電流聯(lián)合調(diào)節(jié)技術(shù)　當(dāng)代先進(jìn)的多排螺旋CT已經(jīng)把角度（X-Y軸）和長軸（Z軸）的管電流調(diào)節(jié)技術(shù)進(jìn)行了結(jié)合，實(shí)現(xiàn)了三維自動球管電流調(diào)節(jié)技術(shù)，在不同的Z軸電流設(shè)置的基礎(chǔ)上，再進(jìn)行隨旋轉(zhuǎn)角度的實(shí)時(shí)調(diào)節(jié)。這是一種前瞻性的、全面的三維劑量調(diào)控技術(shù)，該技術(shù)在掃描過程中，根據(jù)患者體形在X、Y、Z三個(gè)軸上的變化，自動精準(zhǔn)地調(diào)節(jié)相應(yīng)的毫安量以達(dá)到一致的圖像質(zhì)量，從而實(shí)現(xiàn)在成年人和兒童的容積掃描過程中最大限度地減少無效劑量。

自動球管電流調(diào)節(jié)的目的是為了使受檢人群獲得相同質(zhì)量的圖像。評價(jià)圖像質(zhì)量的重要指標(biāo)為圖像噪聲。GE公司在臨床應(yīng)用中提出了噪聲指數(shù)的概念，噪聲指數(shù)的運(yùn)用使得自動球管電流調(diào)節(jié)技術(shù)真正的具有了臨床可操作性。使用者只需根據(jù)臨床需要預(yù)先設(shè)置所需要圖像的噪聲指數(shù)和管電流范圍（最小和最大的毫安數(shù)），設(shè)備會根據(jù)這個(gè)噪聲指數(shù)及定位像數(shù)自動計(jì)算出所需的X線劑量，并在后續(xù)掃描中，根據(jù)患者體形在X、Y、Z軸上的變化，再精準(zhǔn)地調(diào)節(jié)相應(yīng)的毫安量以達(dá)到一致的圖像質(zhì)量。Rizoo等發(fā)現(xiàn)，聯(lián)合角度與Z軸調(diào)節(jié)技術(shù)較單獨(dú)使用固定管電流或單獨(dú)使用角度調(diào)節(jié)技術(shù)比較，在保證圖像的診斷接受率的前提下，劑量降低42%～44%。Graser等對篩選結(jié)腸息肉患者的研究結(jié)果也顯示，使用X、Y、Z軸管電流調(diào)節(jié)掃描技術(shù)，使放射劑量降低33%～35%。

噪聲指數(shù)的應(yīng)用給CT的臨床使用帶來了巨大的靈活性和方便性。但是由于噪聲值的設(shè)定會影響圖像質(zhì)量和患者的曝光劑量，在數(shù)值的選擇上必須慎重。低噪聲值能夠提供質(zhì)量較高的圖像，但會增加患者的劑量。相反，高噪聲是以犧牲圖像質(zhì)量的代價(jià)來減少劑量。因此，一個(gè)合適的噪聲指數(shù)值能使我們既獲得臨床上能夠滿足診斷的圖像，又最大限度地降低對患者的輻射劑量。當(dāng)然，這種合適的噪聲指數(shù)值的選取并不是一蹴而就的。盡管廠家會提供參考值，但在臨床實(shí)踐中仍需探索使用。而且噪聲指數(shù)的選擇還應(yīng)根據(jù)患者年齡大小、所懷疑疾病的種類和臨床需要來確定，需要經(jīng)過臨床不斷的實(shí)踐和摸索來優(yōu)化。

（二）心臟ECG電流調(diào)制成像技術(shù)

目前，在心臟血管成像中仍有部分掃描采用螺旋掃描方法，掃描覆蓋所有心率相位。在相對較低心率的情況下，心臟舒張期末期的圖像通常用來獲取冠狀動脈圖像，而其他心相的圖像則用來獲取心臟功能信息。由于心臟功能的研究需要的空間分辨率不高，因此，我們可以用ECG信號調(diào)制的方法降低對非冠狀動脈成像相位的劑量。即ECG自動毫安功能可根據(jù)心臟搏動的周期，在收縮期采用低毫安技術(shù)，而在舒張期采用設(shè)定的高毫安輸出。在保證心臟掃描圖像質(zhì)量的同時(shí)，可減少高達(dá)40%的輻射劑量。同時(shí)在低毫安的心動相位，人們也在嘗試使用智能濾波的方法降低圖像的噪聲（圖2-1、圖2-2）。

圖2-1　心率波動隨屏氣時(shí)間變化的示意圖

（三）心臟軸位成像

由于輻射劑量與螺旋掃描中的螺距成反比，而常規(guī)的心臟成像使用小螺距掃描模式（螺距0.2～0.3），因此心臟掃描的輻射劑量相對比較高。為此，開發(fā)了軸掃心臟掃描模式，這種掃描模式雖然回歸最原始的CT掃描模式，即掃描和進(jìn)床分離，但避免了螺旋掃描中重疊掃描而產(chǎn)生對患者過多的輻射劑量，使心臟顯像的輻射劑量降低70%～80%。

四、圖像重建平臺的革新

CT中的重建軟件平臺對降低CT輻射劑量和提高圖像質(zhì)量也起著至關(guān)重要的作用。CT重建平臺的發(fā)展走過了一個(gè)漫長而又緩慢的過程。

傳統(tǒng)的濾過反投影（FBP）重建方法一直被沿用了30多年。FBP重建具有簡單、快速的特點(diǎn)，但對信號中的噪聲卻無能為力。在早期的臨床應(yīng)用中，人們通過使用不同的重建核（比如，標(biāo)準(zhǔn)重建核、骨重建核等）來平衡圖像中的噪聲和空間分辨率。噪聲的降低大多以犧牲圖像的分辨率或提高射線劑量為代價(jià)。

第2代重建平臺中，人們開始對原始投影數(shù)據(jù)進(jìn)行過濾［如量子去噪（Toshiba的Quantum De-noising）；GE的智能降偽影（AAR）等］，或在圖像空間進(jìn)行自適應(yīng)、迭代和平滑（如GE的C2，Neuro和Siemens的IRIS等）。但這兩種方法都局限在各自的空間（數(shù)據(jù)空間或圖像空間），而且由于不能有效地區(qū)分真實(shí)信號和噪聲，在某種程度上需要對圖像噪聲和空間分辨率進(jìn)行平衡。

21世紀(jì)人們開始了第3代乃至第4代CT重建平臺的研究。鑒于探測器獲得的信號包含真實(shí)的信號和噪聲兩部分，而且噪聲遵從一定的物理規(guī)律，在第3代重建平臺上，人們開始試圖用物理模型對噪聲進(jìn)行描述，并通過迭代的方法把它們從最終的圖像中去除。這種迭代重建的方法需要在數(shù)據(jù)空間或圖像空間之間反復(fù)進(jìn)行比對，在考慮了噪聲的貢獻(xiàn)后，得到與獲取的數(shù)據(jù)最一致的圖像。由于我們在這個(gè)迭代重建過程中通過物理模型去除的是噪聲，而對真實(shí)信號影響較小，我們可以在降噪的同時(shí)最大限度地保留圖像的真實(shí)性（空間分辨率）。第3代重建平臺比較典型的代表是2008年推出的自適應(yīng)迭代重建（adaptive statistical iterative reconstruction，ASIR）和2011年推出的基于原始數(shù)據(jù)的迭代重建（sinogram affirmed iterative reconstruction，SAFIRE）。自2008年推出后ASIR重建平臺已經(jīng)獲得了上千萬的病例，降低CT輻射劑量的功效（30%～60%）也得到了充分的證實(shí)。第3代重建平臺的出現(xiàn)是CT重建理論和應(yīng)用上的一大飛躍。它改變了30多年的傳統(tǒng)重建模式，使我們能夠?qū)φ鎸?shí)的信號和噪聲進(jìn)行合理的分離，能夠在保持圖像空間分辨率的基礎(chǔ)上降低輻射劑量。

圖2-2　心臟成像中使用ECG自動毫安功能的示意圖和收縮期以及舒張期的心臟圖像

第3代重建平臺的另一個(gè)優(yōu)勢是它的簡潔性和快速性，它的重建速度和常規(guī)的FBP相當(dāng)，完全可以滿足日常的CT臨床應(yīng)用。但是，雖然第3代重建平臺在CT重建上實(shí)現(xiàn)了一個(gè)巨大的飛躍，它的應(yīng)用還僅限于降低輻射劑量，而且由于沒有充分考慮探測系統(tǒng)中其他因素的影響，降低輻射劑量的幅度也受到了一定的限制。

降低輻射劑量是人們追求理想CT成像的一部分，從目前的CT技術(shù)來看，降低輻射劑量與提高圖像分辨率是互相矛盾的，但是在第4代重建平臺上，兩者矛盾得到了有效化解。第4代重建平臺是一個(gè)基于五個(gè)模型的迭代重建平臺，它包含了第2代的噪聲模型和探測系統(tǒng)的光學(xué)模型，包括二維焦點(diǎn)模型、三維錐形束模型、三維微體素模型和二維探測單元模型。正是因?yàn)榈?代重建平臺使用了更準(zhǔn)確的噪聲模型，還加入了對探測系統(tǒng)的幾何描述，使我們首次能夠同時(shí)在超低劑量下獲得高分辨率圖像。第4代重建平臺已經(jīng)在歐洲和日本得到了廣泛的應(yīng)用。國內(nèi)的部分醫(yī)院通過與日本放射界合作對第4代重建平臺的降低圖像噪聲和提高圖像空間分辨率有了一定的了解，并掌握了第一手資料。初步研究表明，第4代重建平臺能夠在第3代重建平臺的基礎(chǔ)上把輻射劑量再降低50%以上。這意味著我們有理由期待對一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)體重的患者進(jìn)行CT心臟或體部成像時(shí)，僅需使用約1mSv的輻射劑量就能獲得滿足臨床需求的高質(zhì)量圖像。

五、掃描參數(shù)優(yōu)化

雖然先進(jìn)的設(shè)備和優(yōu)越的軟件為低劑量成像打下了堅(jiān)實(shí)的基礎(chǔ)，降低輻射劑量的巨大潛力根本上還是來自于觀念的轉(zhuǎn)變。在CT非常普及的今天，觀念的轉(zhuǎn)變在于合理地選擇成像的手段，有目的有根據(jù)地選擇患者疾病、病種和掃描部位，嚴(yán)格限制掃描范圍（Z軸），以有效降低群體的輻射劑量。觀念的轉(zhuǎn)變還體現(xiàn)在要摒棄追求最漂亮圖像的習(xí)慣思維，我們需要的是能夠滿足臨床診斷需求的圖像，不是漂亮的圖像，這就是我們常說的輻射防護(hù)最優(yōu)化原則（as low as reasonably achievable）。

對于臨床醫(yī)學(xué)圖像質(zhì)量的評價(jià)，最重要的是分辨率、噪聲、層厚三個(gè)參數(shù)。在同等劑量條件下，圖像分辨率越高、層厚越薄，則圖像噪聲越高。圖像噪聲可以通過提高輻射劑量來降低，也可以通過改變圖像分辨率和層厚等來改變。如在臨床灌注顯像時(shí)，對圖像空間分辨率的要求相對較低，我們可以通過降低圖像空間分辨率來降低圖像噪聲，而在血管或骨骼成像中，因?yàn)榫哂休^高的自然對比度，我們可以通過改變對圖像噪聲的要求來實(shí)現(xiàn)低劑量。因此必須結(jié)合臨床需求來平衡這些參數(shù)，以有效地降低群體的輻射劑量。

在臨床實(shí)踐中可以通過設(shè)定不同的掃描參數(shù)來降低輻射劑量，以實(shí)現(xiàn)效益最大化。這包括：①增大螺矩；②降低管電壓；③降低管電流；④合適的圖像層厚。增大螺距是通過減少曝光時(shí)間來降低劑量，其對圖像質(zhì)量的影響因設(shè)備而不同。常規(guī)軸位掃描時(shí)，射線劑量和掃描的層厚、層距相關(guān)，同時(shí)掃描視野長度也應(yīng)該盡可能短，減少不必要的射線劑量。降低管電壓和管電流是最直接的方法，由于管電流易于修改并能較明顯地減低劑量，所以成為最常用的方法。

（一）增大螺距

螺距（pitch）即機(jī)架旋轉(zhuǎn)一圈的床進(jìn)距離，與X線探測器寬度有關(guān)。X線劑量與掃描中使用的螺距成反比。如果其他掃描條件不變，理論上認(rèn)為螺距增大，縮短曝光時(shí)間會使劑量降低。對于兒童來講，減少掃描時(shí)間是有益的。一項(xiàng)針對兒童的研究表明，螺距從1.1增加到1.5，劑量減低33%，并能獲得滿意的圖像質(zhì)量。但是，在多排螺旋CT上增加螺距也會導(dǎo)致噪聲增加，層面敏感度輪廓曲線增寬，使圖像Z軸的空間分辨力下降，并可能造成明顯的螺旋偽影。因此，以螺距的調(diào)整來降低劑量的方法需要慎用。

（二）降低管電流

管電流與放射劑量成正比。當(dāng)其他參數(shù)不變時(shí)，將管電流從200 mA降至100 mA，放射劑量可減少1/2。管電流降低的直接問題是增加圖像噪聲，主要影響圖像低對比分辨率，使低對比的細(xì)節(jié)顯示困難。但當(dāng)被研究的物體本身具有較高對比度時(shí)，如肺部病變，適當(dāng)降低管電流對肺部病變的觀察影響較小，同時(shí)可以降低輻射劑量。Knoepfle等采用120 kVp、70 mA掃描研究顯示低劑量CT診斷結(jié)石的靈敏度和特異度分別為97.3%和96.8%，認(rèn)為該方案與標(biāo)準(zhǔn)掃描方案在診斷價(jià)值上沒有區(qū)別，而劑量卻減低50%。

由于各醫(yī)院設(shè)備調(diào)節(jié)不一致，直接采用減低管電流實(shí)現(xiàn)低劑量掃描的方法簡單易行，故國內(nèi)較多的低劑量研究都采用直接降低管電流的方法。必須指出的是雖然使用毫安值進(jìn)行降低劑量的研究是非常有效的方法，但是由于患者體積和對X線的吸收率存在很大差異，同樣的毫安值對不同的患者將產(chǎn)生不同的噪聲。臨床中不宜用毫安絕對值作為標(biāo)準(zhǔn)，而應(yīng)用圖像質(zhì)量如圖像的噪聲或?qū)Ρ仍肼暠茸鳛闃?biāo)準(zhǔn)來設(shè)立掃描條件。

從1981年Haaga等嘗試使用不同的管電流來降低劑量開始，基于患者體型尺寸的自動管電流調(diào)節(jié)技術(shù)逐漸成為減低劑量的臨床應(yīng)用主流（詳見系統(tǒng)固件的優(yōu)化章節(jié)）。

（三）降低管電壓

X線劑量不僅取決于X線球管的電流，而且還與球管電壓的平方成正比。降低管電壓，可明顯降低輻射劑量，由于各種CT機(jī)型的電壓相對固定，可選范圍較?。ㄒ话闶?0 kVp、100 kVp、120 kVp、135 kVp/140 kVp），并且降低管電壓會產(chǎn)生比降低管電流更多的噪聲。當(dāng)球管電壓從120 kVp降低到80 kVp時(shí)，將需要提高近3倍的管電流來保持同樣的圖像噪聲水平。因此，降低管電壓的方法不及降低管電流在臨床上應(yīng)用廣泛。

近些年研究顯示，80 kVp管電壓更接近碘造影劑的吸收峰值，從而使增強(qiáng)后血管與周圍組織間的對比度增加，因此使用較少造影劑量仍可以得到同等強(qiáng)化程度的圖像，目前廣泛應(yīng)用于血管環(huán)、肺動脈、冠狀動脈等血管病變的評估。兒童身體體積小，對射線的衰減較弱，降低管電壓，同時(shí)適當(dāng)增加管電流，可在保證圖像質(zhì)量的前提下，降低輻射劑量。

（四）合適的圖像層厚

圖像的層厚影響圖像的三維空間分辨率和圖像的噪聲，從而間接地影響掃描劑量。對比層厚為1.25 mm和5.00 mm的圖像，可以看到在其他參數(shù)相同的情況下，5.00 mm圖像只需50%的劑量就能獲得與1.25 mm層厚圖像同樣的圖像噪聲。因此，在選取圖像的層厚時(shí)要兼顧分辨率、圖像噪聲及掃描劑量。用于三維重建的圖像可以是薄層圖像，而用于診斷的軸位圖像則可以是厚層圖像。噪聲指數(shù)的設(shè)置是以厚層圖像為基礎(chǔ)的。

人們真正開始關(guān)注CT成像中的輻射劑量只是在10年以前。但是短短的10年卻使我們看到了巨大的變化和希望。CT的硬件、固件和軟件都得到了突飛猛進(jìn)的發(fā)展。此外，人們的思維和觀念也發(fā)生了巨大改變，放射學(xué)家在擴(kuò)大CT臨床應(yīng)用的同時(shí)，不斷地優(yōu)化掃描程序，努力地降低患者的輻射劑量。令人可喜的是，不僅放射學(xué)家，全民對射線的防護(hù)意識也在不斷提高，放射防護(hù)的設(shè)備和措施也在不斷完善。