24体CT与对 变，辐射剂量和扫描时间随螺距增加面呈线性降低。 碱小，因为半影区相对于每排检测器所占的比例福 单层螺能T螺距达择的缺点是，随着螺距的增大， 分逐步降低。 层面敏感形志(SSP增宽，部分容积效应增加，对多层 螺能CT,螺距和辐射剂黄的美系并不完全是线性的. 嘴少辐如剂量的方法 当采用高螺距时，常增加管电流以补偿图像螺声的 必演仔细选择CT的扫描参数，这对于优化成像 增加，这样增加螺距不一定会直接导致辐射利量碱方案，以锅人最小的辐射剂量获得达到诊断要求的 少四。在图像噪声水平保特但定时，采用有效管电CT图像。裤足最低辐射量的原则。应当仔细选择每 流可导数有效剂量不受螺距的影响。 个CT扫信方案，以确保果用最小的辐射剂量获得所 CT扫描设备的许多物理学特性可导致辐射剂 简要的满足诊断的图像质量。应根据精人的体重大 量的升高，扫描仅减小辐射剂量的效能被际为CT小和解剖区藏，透择恰当的扫描参数。儿科辆人可能 的几何学效率，“。通常多层螺旋CT因为检测较线人需要的相射剂最低很多。就可获得相同的图 程库列单元之间的间隔和使月较宽的X线爽，较单 檬质量。 层螺能CT的几何学效事更低。在单层螺旋CT设 诚少宿射剂量的常月方法是降低X线管的管电压 备中，半影区的X线束辐射仍然在彩成图像时得列 和/或管电流，当管电流不变时，管电压从I2kVp降 使用。在多层螺美CT设备中，与中心成阴影部分 至8O底Vp可降低7%的辐射列量，但8a水Vp主要 相比，利用此部分X线束会导致的X线束强度渊量 用于儿科柄人的CT成像，因为对于大多数成人的CT 的不一致（如本章喻面所述K图1一24）。因此，多层 检查，它的X找穿透力明显不足。推荐根据体重对几 螺接CT门指仅半影区的X线束不对形成制像有饰 科利人进行分组，以优化管电流。可使招射剂量明显 用，只会造成病人的辐射剂量增加。准值器宽皮越 纸于成人水平。一些特妹的临床应用，如韩密或结检 大，由于半影区所浪费的辐射剂量的百分比就越 显肉普查，可以采用明显低干常规临床CT检查的管 小。这种效应在4通道多层螺旋CT采用窄准值器 电蓬进行，从而大大降低辐射剂量。 方式运行时最明显，随着检测器排数的增加遂步 体部横断面图橡的形态，从头到脚的变化很大， 有共体部区城的形态明显偏离圆形。这样，可以在逐 层的基础上湖整管电流，从而优化每个体部区镜的辐 单螺度CT 多层紫说CT 射暴露量，而不是在整个扫递期间维持固定的管电流 例如，胸部的横斯面是柄图形的。X线束从前后方向 穿过，就要比从侧为穿过胸那时衰碳要少。当X线束 准信圈 绕胸部旋转时，可利用此接减差异案降低管电流，同 时可保持信噪比不变。这种方式已在当前的CT扫描 设备中被广泛采用，作为根据具体解剂部位来调整管 电流的技术。 目演的CT扫描设备可以采用两种类型的自瑞 单m面自 4 x 2mm l 管电流调节技术：角度（横所而）和纵轴调节。角度调 品半形区 不回话￥区 情技术是管球每次旋转期同根据病人几何形状来离 整管电流，从而在明显不对称的身体以城，如肩部 和盆粒，补偿X线衰减的较大变化。管电流调节可 以通过分所前后位和阅位的定位像或通过实时评价 1个24mm单元 8个1m单元 检燕器的信号来实现。纵拍调节较术是在Z轴方向 全里成图分福光 全源光 上当移幼到不同的身体区线时（如从肉部到腹部）调 图1-24在帝家要C「中，半影区达射线可用于形线扫描國 整管电流的大小，以降低或维持足够的辐射剂量。 超.日在多球旋口T中。此￥彩区与中心明影区的×线果 目前，有几种不同的方法米确定所调节管电流的大 星夏井不一数，如文中所还，花输自：Kalander w.Comouted 小。比调节可以队据每个身体区蛟相对于“标准大 tomograchy.uricn.P上csMc0er88,2aom.】 小”人体的袁减、用户确定的噪声指数值和所允许 的管电流变化范围或者所确定的参考图像质量来进
第1章可的抹本氟理和技东探时 25 行。最新的自动化管电流调节方达结合了角度和领 进行， 轴调节技术。 文献中所报道的心赃多层螺旋CT的辐射州量， 辆射剂量的诚少可导致图像噪声增加和降低图像 由于所使用的日销参数不同而变化较大切。前髯性 质量。改卷低剂量CT图像质量的一种方法，就是应 ECG触发的层面扫描方式的钢射剂量远远小千回颗 用降低噪声的后处用方法测。 性ECG门控的螺旋日描方式。需要蛋出的是，在回 颗性ECG门控的螺旋扫描方式中，经常采用较大的 新兴的CT应用 扫抗重叠（如螺距为0.3~0.4），以确保在扫信容职内 有是够的无阿隔连续采样数据，低螺距造成辐射剂量 增大。与之相比，设有重叠的ECG触发扫描。螺距 心脏CT 应为（注意，这是螺距概念的自由应用，它通常是周 多层螺旋CT的时间和空间分群力明显提高，提 定的，仅用于螺旋打掉方式)。在前蟠性ECG触发扫 供了新的进行心整CT成像的可能，以第，电子束CT 捕中，心脏CT的辐射剂量与覆部和盆腔CT检资的 (EBCT)是心旺CT的首志方法.尽管日前多层螺旋CT 剂量相当。 的时间分游力还不如EBCT,但多层螺能CT有更高 最近，为了保持回顾性ECG门控螺旋CT扫描 的空间分湖力，并且与BCT不同，多层螺炭CT可 的优点而同时成少病人的辐射剂量，已经开发出基干 用于全部范围的临床常规CT检查，采用0,3-0,5秒 ECG的剂量调节技术。前膀性ECG触发的层面扫指 的養转时间和心电图(ECG)触发或门控扫描技术，多 方式，较目顾性ECG门控的螺旋扫描的辐射剂懒低， 层螺旋CT可方便地提供无运动伪影的心旺和冠状动 目不能提供具有重叠层面的连续容积覆差，并且易于 林CT图像， 形成情层伪影，此外，不可能产生用于心功能评价的 为了产生无运动伪影的心驻和冠状动肤解测图像， 不问心动周病的重建图像。采用回覆性ECG门控技 心旺的CT扫描必筑与ECG信号的深集同步。有两种 术，可以采集心动周期所有阶段的数据。但是在大多 类型的ECG同步技术：，鹏性的ECG触发和口辑性 数情况下，具用舒张期的扫指数据进行图像承建，因 的ECG门控。在前瞻性ECG触发中，在R波开始后 此对于大多数检查，仅在舒餐别要求有较高的管电 以预先确定的延迟点以层面扫挂方式（步连式扫捐心 流。在心动周调的其他阶段可以使用较低的管电蓬。 旺。廷迟期的选择可以是相对值(R-R可阴的百分数) 这样利用回顾性ECG实时地调节管电流。可降低锅 或绝对值(s,可以是颗向的由新的R波触发)暖道向 财剂量，同时还保持了间顺性ECG门校爆笑扫捞的 的基于先前的一系列R被)。多层螺旋CT可同时获得 优点。ECG触爱的层面扫描方式需要根据病人以前 多个平行的连续层面。覆羞一定范圆的心旺，在耳顺 的平均R-R间期对下一个R-R间期的进行预测，会 性ECG门控中，通过连续螺旋扫描对心压遗行成像， 受其可靠性的影响，它在心率不齐病人中的应用受到 同时记录ECG信号。在所果集的日描数据中，根据 限制 ECG回顾性选择所需装的期相，通常是舒张阴走行图 PET-CT 像重建，果用回顾性门控可造成辐射增知。在整个心 班周期连续采集的扫挂数据仅有部分数据镀用于图像 正电子发射体层成像(PET)已经被广泛地应用于 重建。这样，回性ECG门控检查的罐射剂量，要比 篇症病人的分期和随访。由于PET的空侧分裤力有 前赣性ECG触发高： 限，在大多数伤床应用中，ET成像需要与相关解剖 心脏多层螺旋CT的两个常见应用是批状动脉 影像联合进行解释。尽管世共数成像和超声也可提供 钙化积分和冠状动味血管成像。冠状动休钙化积分 解学影像对照，但是到目前为止，CT仍然是肿增烟 检查无需应用对比剂，通常利用前瞻性ECG熊发方 人最常用的解学步像检查技术。 式选行，因为钙化积分检查的目的是对冠状动林钙 在传统的玉T和CT图像的解释中，分别比较每 化透行定量，它相对于非钙化的载组织本身就具有 次校在的图像，进行标记以便对病变进行定位。采用 裂高的组织对比，可在不降低诊断价值的基珀上碱 这种方法。有时很难病变选行最佳的解释，特别是 少辆射剂量5？。其能大部分心胜CT检查用于评 当CT和PET咸像的时间阿隔和图像形式差距较大 价心脏的形态。功能和冠状动体解剂结构，静球注 时，两种研究不能进行精确定位。将CT和ET图像 射对比剂后，果用回明性ECG)控的螺扫抗方式 随合的软牛技术，可以对刚体结构氧如头颅)进行很好
28 体第CT与列对刚 的定位，但是，对于非体的解结构如构部、腹都)， 金属粮人物或口服及静脉对比列区线的光子衰或， 由于体部的运动和缺乏可常的解制标志，软件的定位 迹成ET图像的衰诚校正伪影。变减校正所政高吸 壁合仍然是一件富有挑战性的工作。 收伪影不存在于较正前的图像中，这样很容易和真 软件标记融合的桥代方法是通过影像学设备进行 正的高吸收进行鉴别。PET成蒙的另一个常见伪影 硬件标记胞合，它要求在单个机械根架下进行功能和 是由于病人甲吸或其能运动所致的PET和CT日描 解剂学成像。解剂和功能图像的融合不是通过图像特 的不匹记 征，面是通过影像学设备硬件的共问机械排列亮进行。 采用CT数据替代穿透扫描的一个重要考患是： 双影像学设备的概念最初在20世纪90年代初，通过 进行CT扫描的辐财剂量要比传统PET穿透扫描的 结合CT和PET成像系统进行薄试。19%年，第一台 辐射村量高。采用标准别量的CT扫描，全身PET- PET-CT扫情仅例世。最初的系统紧用完全结合的共 CT较查的宿射剂量，超过传统PET发射和穿透扫描 同电子设备和检测器设计，但是为了改善系统社能， 的两倍。为减少辐射剂量，当CT扫描的准一日的是 将已开发的CT和PET扫描仪分别作为鞋立的单元而 用于光子衰减校正时，可果用低剂量CT进行。面 结合，战为一前一后的系统设计。这种一前一后的系 PET-CT检查中采集的CT图像，尽管足以进行光子 统已经成为目前的标准设计 衰诚校正和解剂学参别，目是由于没有口服或静脉 PET和CT结合的主要日的是为PET图像所显 注射对比剂，对于CT修断来许通常是不够的。也就 示的异常提供精确的解削定位。第二个目的是利用 是说，通常妻在专门的CT设备上单独进行充分的满 CT数据，为PET计算光子的衰减校正，为了解释此 足渗断的对比增强CT检在，降低辐财剂量并且同时 目的，下面简述PET成像的采集过程。PET成像基 提高扫描设备利用效能的一种方法是。在PT-CT 于检测病人体内所发射的成对光子（能量511keV)。 扫情用间获取具有足够诊概价值的对比增强CT图 光子对是在核素所发射的正电子和电子汪灭的过程 像， 中产生的。在光子通过身体到达PET检国器的过程 总之，PET-CT可在一次影像学检查中提供功能 中，可能会有部分发生减。比光子衰议过程是重要 和解副学信息.CT数据可用于校正PET的光子衰减， 的物理学效应，它会影响PET所采集的示踪剂分布 并提供进行PET图像阑述的解剂学参照。因为PET 图像，体内组织对光子的衰减并不均匀，这样会导致 CT是一种相对较新的影像学技术，整合了两个不同 核素分布图的栅误，如不选行光子意诚校正，熏建图 的学科。能像学参数仍有争论，但会框续发晨。 像的质量会降低，影响PET图像的质量和定量测量 的准确性， (张龙江) 光子餐减的校正需要S1LkeV能量的光子沿PET 每条反应线的线性夜减系数信息。在常线PET中，通 过果用PET光子相同水平的外罩能量绕辆人餐转，进 行穿透扫描而获得此复诚信息，常规PET的穿透扫描 考文献 需要大量的数据果集时问，除了在茯取光子赛减信息 之外鞋少应用。在PET-CT中，PET数据的度校正 1.Atheron M,Huda W.Eaergry imparted and eectiwe does in 08 npened omogap灰dTkg19例623735-74. 信息可以通过CT图像数据获取，这样饿是可行的，因 2.Bae KT.Hong C.Whiting BR.Radiation dose in multideecor 为CT图像本身就是X线能量水平的线性衰诚系数 rw computed tomnography cindiac iming M Ren Imging 2004:19:859-853. 图 Betwou S,Dftathopoulon EP Katritsn D.et al.Patiene radiation doses during cardiac cachetertraion peocedues Ir Radiel. CT扫描的时问（小于1分钟）较常规PET穿透扫 19k7刀634639 4.Bruder H.Kachelriess M.Schaller 5.et al.Singe sice rebinniag 销的时间约20一30分钟)快一个数量级，这对于提 reconrucion in spiral conbeam computed omogphy EEE 高扫描设备的检查量和病人的舒适度方面均有登处。 1udWm4g.00a19:873-87. 5.Dainty IC.Shunw R.Image aciee New York Academic Pres 因为CT的密度值是基于有数X线的T0kV能量（约 17417刀-181. 6.Fedkamp LA Dwvis IC Topology and elasric propenies of de 一半的kVp),必须把CT的图像值转换为用于PET pleted media.Pkp Pe B.Cendmd Matyr.1988.37:3448-3453. 7.Fohr T.Stieroefer K.Bruder H,et al Image recuratruction and 数据校正的51！keV的套诚图。转换过程得CT图 200k0532.845. 像分制为不同组织类型的区戴，根据不同的软组织 Fiohr TG.Schaller S.Suiersorler K.et al Muli detector row CT 和骨酪区域进行线性调整。此转换方法会过度校正 2关s and imapee-teo8asn00 hniqucs凡4heD00西 235k756-773
第1阜C阳的基本眼理和性木佩材27 9.Gtas M.Kohle:T.Proksa 3D cone-beam CT secenstrucion drf4a.1956场9420431 for circular trajeorie M Mad Bial 2000:4532-347. 13.Mayo Ald-ih I.Muller NL.Radiation exposure at dhest CT.a 10.Hambeng LM.Rhea IT.Huner Gl.et al.Multi-detector tow Cr: statemert of the Heischner Suciety.Kahelory 2005 228:15-21. radiation dose chanactersics Radidegy 2003:726762-772. 24.McCollough CH.Scueler BA.Caculation of effective dase Afel 11.Hong C.Bae KT.Plgram TK.Coronary amery calum:accuracy 44.20002828-837. and sepeoducbility of menurements with multi-deecor no 2与，MrCollough CH,五nk FE.Perfommance evaluation of a malti CI-amement of efferts of different thtesholh and qaantifica- mGT.M时hn19262223-2230. tion methods.Rahalopy 200%217:795-601. 2条Merer FA Ir.男I民Carchman R rt a.r国adiology in a2,Hsich I.Toch T几.Simone P.然al.A gmrraliznd helical0oo0 U18 general shon-term hospirak:1980-1900.Rafaleoy 199%: strucion alporthm for muktidetector now CT (abutract).Radio 1893577-30. t0022P1217. 27.Morin RL Gerber TC.McCollongh CH.Radiarion dose in com 13.Haich 1 Corpused tnogaphr.Bellingham.WA SPIE puted tomographry of the heart Cimlasion 2003,107 917-922. 200k1-12 2 14.Huda w.Scalertti EM.Levin C Technique faeoes and image burg Buopean Coordination Committee of the Nadiolorical quality an fanctioms of pamemt weight at abdaminal Cl.Madiclagy 2000217:40-415. 29.Polacin A.Kalendar WA.Brink I.et al.Measurement of slioe sen 0国 tiviry profiles in spiral CT.Mad Pips.1994,21:133-140. during cardiac CT emective doses at mulrdetector row CT and 30.Polacin A Kalenda WA.Meehal G.Evaluation of sectioa seasi electron-beam CT Rafoeo 2003:226:145-152. thvity profils and image o网n spiral CT.adg1时21线： 16.Kachelriess M Schaller S.Kalender WA.Advanced single-slice re- 9-35. binning in cone-beam spieal CT.Mnd /n.200027754-772. 3引. Proksa R.Kohler T Crass M.et al.The s-PI-method for helical come-beam CI./EEE Tar Medl Imipirg 2000:19 848-463. dimenaional adapeive fihering for conventional and spiral single 12.Schaller $Flohr T.Klingenbeck et al.Spital imerpolaion al- slice mur-sice and cone beam CT.MAf Pp.2001.24:475-490 积rithm foe mltisbce spral CT-一pt上hro吓能正aeMd 18 e5g20019422-k14 1 EEE Pres%199856-92 Shrimpion PC Edyvean S CT scanner dosimetry BrJ Rafal 1线 19&71-3. MCD Vrilag 2000:15-55. 34.Taguchi K Aaadake H.Algoeihan for image recomtruction in 20 Kalra MK.Wittram C Maher MM,et al.Can noise reducton fil- muhti-alice heliral Cr.Med Phoyn.1958:25 550-561. ters impree low-radiatioe-dowe cheut CI images?Plot study. 35.Takahashi N.Hat KT.Quantificacon of corenary artery calcium 802001728257-264 with mul-detector ro Cl assesing interscan varlabiry wurh 21.Kohler T.Proksa R.Bontus C.et al.Anifct analssis of approsi. different tube cuments plot sudy Radiolngy 2003:228:101-106 mae helical cone beam CT recorstructioe algutithrs.Med P. 36.Thomton F.Pauhon EK.Youhizum TT.et al.Single weesus 20022951-44. multi-deterto row Cl.comparison of radiation doses and dose 22 Leung KC.Marin Cl.Effective doues for cooary angography u598ad.230k1037月-385 PDG
湘 PDG