数字放射成像的基本物理学/病人

鉴于每个病人和每次检查的个体差异和独特性，在进行X射线检查时，需要考虑病人照护的许多方面。本章探讨了辐射与病人解剖结构相互作用的物理和生物学方面。我们的目的是了解辐射能量在图像形成过程和剂量测定中吸收和散射的机制和后果。

相互作用过程

先前的一章讨论了用于辐射检测的材料对X射线的衰减。本章我们将不再考虑像能带理论那样对总体的电子行为进行分析，而是回到考虑单个原子层面的情况。我们将看到，X射线光子在不同材料中的能量损失以电离为特征。此外，可以发生激发，其中材料中的电子被提升到更高的能级。

光电效应

我们基本上需要考虑三个主要过程。首先是光电效应 - 图3.1对其进行了说明。一个入射的X射线与原子发生碰撞、被完全吸收并弹出K层电子，例如，如图(a)所示。弹出的电子被称为光电子。K层中产生的空位可以被来自另一个壳层的电子填充，并且在跃迁过程中会产生K荧光X射线 - 图(b)。

图3.1：光电效应 - (a) 光子吸收和电子弹出，以及(b) 荧光X射线发射。

发现光电效应发生的概率取决于三个主要因素

• 入射的X射线光子的能量必须大于内壳层的结合能，以便它可以弹出紧密束缚的电子，
• 一旦入射的X射线光子的能量大于结合能，那么相互作用的概率就达到最大值，并且随着光子能量E的立方根近似减少，
• 当电子非常紧密地结合时，相互作用的概率最大，即原子的原子序数越大，光电效应发生的概率就越大。该概率非常近似地与原子序数Z的立方成正比。

因此，我们可以推断光电效应的概率近似地取决于

Z³ / E³。

光电效应在诊断放射学中至关重要，因为它是射线照片中形成对比度的主要方法。由于其概率与Z³成正比，因此例如，骨骼中的吸收相对于周围组织中的吸收被放大。它也可以用来放大软组织之间的吸收差异。然而，这种差异的程度也被发现与X射线能量成反比，因此骨骼和组织之间的吸收差异在较低的千伏 (kV) 下被大大降低。因此，可以推断，射线照片中骨骼和组织之间的对比度应该在较低的千伏 (kV) 下增加。然而，也可以推断，较低的千伏 (kV) 会增加病人吸收的剂量，因为光电效应会导致入射X射线光子的全部能量被吸收。

康普顿效应

第二个我们感兴趣的过程被称为康普顿效应。它是一种辐射散射事件，其中入射的X射线被外层原子电子散射 - 如图3.2所示。在这里，我们可以看到一个入射的X射线，它掠过并弹出一个外层电子。这个外层电子被认为基本上是自由的，因为它与原子的结合能非常低，这种情况发生在高原子序数材料中。然而，在低原子序数材料（例如软组织）中，所有原子电子都可以被认为基本上是自由的，因为所有电子壳层的结合能都小于1 keV。

图3.2：康普顿效应 - (a) 光子散射和电子弹出导致(b) 电离原子。

我们将弹出的电子称为反冲电子。这种情况有点类似于台球碰撞，我们使用角度θ来表示散射过程的程度。

散射X射线的能量由下式给出

$E'={\frac {E}{1+E(1-\cos \theta )/mc^{2}}}$

其中 E 是入射光子的能量，m 是电子的静止质量，c 是电磁辐射的速度。这被称为克莱因-仁科公式。角度 θ 可以是任何方向，但发现在高 X 射线能量下，正向散射是首选。从这个等式我们可以推断，散射 X 射线光子的能量随着散射角的增加而减小，并且这种减小随着光子能量的增加而增加。

图 3.3 说明了这一点，该图显示了散射光子的能量与角度的关系图，作为入射 X 射线能量的函数。

发现康普顿效应的概率取决于吸收材料中的电子数量。这个数字取决于吸收体的密度和单位质量的电子数量。由于几乎所有元素的单位质量的电子数量都大致相同，因此可以得出结论，康普顿效应的概率与吸收体的原子序数 (Z) 无关。还发现，在诊断放射学中使用的能量范围内，发生的概率或多或少与 X 射线能量无关。

图 3.3：克莱因-仁科方程预测的不同角度散射的 X 射线光子的能量。

重要的是要认识到康普顿效应会导致辐射向各个方向散射。例如，当 X 射线束照射患者时，散射会导致 X 射线在照射区域周围准各向同性地重新定向。然后，这些 X 射线可能会在患者内部和外部产生进一步的相互作用。从辐射防护的角度来看，散射光子可能会照射在暴露期间可能靠近患者的任何人。

请注意，向后散射的辐射称为背散射，发生在 X 射线光子向反冲电子传递最大能量之后。随着散射角的减小，散射光子保留的能量增加，而传递给反冲电子的能量减小，正如预期的那样。

到达图像接收器的散射 X 射线会在射线照片上增加患者特有的背景雾气，这会掩盖组织之间微小的吸收差异，并产生组织边界模糊的表示。它们严重阻碍了锐利射线照片的记录，并且通常使用多种方法来抵消它们的影响，我们将在后面讨论。

请注意，在康普顿和光电相互作用中释放的电子可以通过与相邻原子中的电子发生碰撞而损失能量，从而产生额外的电离。例如，当单个 30 keV X 射线光子被完全吸收时，通常会发生大约一千次这样的电离。

相干散射

与 X 射线与物质相互作用相关的第三个过程是相干散射。在这里，入射 X 射线光子导致电子振动。电子随后在正向发射一个等效能量的 X 射线光子，但它的原子否则保持不变。

请注意，光电吸收和康普顿散射中发生的电离不会发生在相干散射中。该过程主要发生在低 X 射线能量下，并且在诊断能量下，它始终是所有相互作用总量的很小一部分。因此，它在诊断放射学中并不重要。

图 3.4：诊断 X 射线能量照射结果的简化说明。

两种主要相互作用过程的影响如图 3.4 所示。入射光子的光电吸收导致产生光电子和荧光 X 射线，而康普顿散射产生散射光子和反冲电子。透射光子穿过患者并照射图像接收器以形成图像。散射光子也可以到达接收器 - 并且也可以在吸收体周围的任何方向散射。此外，一些散射光子除了光电子、反冲电子和荧光光子之外，还会在吸收体中损失能量。这种能量损失构成了所谓的吸收剂量，我们将在本章的后面部分讨论。

辐射生物学

我们刚刚考虑了 X 射线在原子水平上与物质的相互作用。当生物物质是衰减物质时，主要由光电子和康普顿反冲电子引起的电离会导致化学、分子和最终的生物学变化。请注意，所涉及的 X 射线和电子能量都足以断裂有机材料中的化学键。激发过程也可能发生，其中价电子被提升到通常未占据的原子壳层。这些电子变化可能会改变将原子结合在分子内的化学力，并导致创建不同的分子物种。

生物分子损伤

从化学的角度来看，电离会导致产生自由基。它们由具有单个未配对电子的电子轨道的原子组成。它们可以很容易地与相邻分子的轨道电子结合，因此在化学上具有高度反应性。此外，它们可以在反应之前在介质中扩散，从而影响远处的分子。或者，链式反应可能会发生，其中自由基与相邻分子结合，从而产生另一个自由基。这个过程可以通过分子组重复，并且有机材料中的关键变化可能会导致。

图 3.5：DNA 损伤途径。

有机分子的辐射损伤几乎完全由自由基相互作用引起。电离辐射暴露可以通过激发过程大量产生自由基。在细胞中，水是辐射产生的氢和羟基自由基的最丰富来源。它们可以与参与细胞代谢的分子相互作用，例如，细胞的正常功能可能会受到损害。它们还可以与核酸分子相互作用，这会导致细胞突变甚至细胞死亡 - 见图 3.5。基因和 DNA 双链断裂 (DSB) 中可能会发生广泛的损伤，DSB 被认为是最有可能引发细胞死亡、染色体畸变形成和癌症诱导的因素。使用从接受计算机断层扫描 (CT)和经皮穿刺腔内血管成形术 (PTA)的患者身上采集的静脉血样，通过基于免疫荧光的生物测定法观察到了 DSB。此外，人们发现，对比剂的使用会增强 CT期间辐射对淋巴细胞的损伤。

组织损伤

在组织水平上，神经系统、骨髓和消化道的破坏，例如，以及癌症的诱发。此外，这些变化会导致遗传损伤和被照射者死亡。在人口水平上，这些变化最终会导致基因库的变化。此外，虽然诊断 X 射线照射诱发癌症的风险很小，但据估计它占人口中自发产生的癌症的约 1%。

应该注意的是，这种在辐射生物学中广泛使用的靶标理论不能完全解释在低剂量下观察到的特定细胞反应，例如辐射适应反应和辐射诱导旁观者反应。适应反应也称为辐射激素作用，它假设细胞可以通过刺激修复机制来适应低水平的暴露。相反，旁观者反应假设辐射损伤是通过影响未直接暴露在辐射束中的细胞来发生的。被照射细胞与附近的未照射细胞之间的通信被认为是原因。

健康风险

在个人层面上，辐射损伤可以分为确定性或随机性。确定性损伤通常指的是细胞死亡，而随机性损伤通常指的是细胞的改变，这些改变不会影响细胞的繁殖能力。

细胞死亡和替换是组织中一直发生的自然过程。因此，可以推断，只有当细胞死亡的数量超过组织的替换能力时，确定性辐射损伤才值得关注。因此，可以认为这种损伤只发生在阈值剂量以上。已经发现该阈值取决于所涉及的组织类型，从红血球（相对较低的辐射敏感性）到食道上皮和胃黏膜（相对较高的辐射敏感性）再到淋巴细胞和卵泡细胞（非常高的敏感性），例如。作为一个通用的指南，辐射敏感性取决于组织中活跃增殖细胞的数量和细胞周期中有丝分裂阶段的长度。此外，细胞的分化程度与它们的辐射敏感性成反比。一旦超过了这个阈值，已经发现确定性效应的严重程度随着辐射剂量的增加而增加。然而，应该注意的是，在管理良好的临床环境中，这些阈值很少被超过。

相反，随机性效应没有阈值剂量。在这里，发现损伤的概率，而不是严重程度，随着剂量的增加而增加。由随机性效应引起的疾病的发生，例如白血病、实体肿瘤形成，已经发现只在几年的潜伏期后才发生。因此，对于儿童放射成像检查而言，随机性健康风险明显高于老年人放射成像检查，例如。

两种效应之间的差异可以认为是由于单个细胞的改变足以导致随机性损伤，而确定性效应的发生需要多个细胞的改变。请注意，这意味着任何剂量的 X 射线在理论上都有可能导致癌症，并且需要超过阈值才能发生确定性效应。

组织衰减

现在考虑光电效应、康普顿效应和相干散射的综合影响。具体来说，每个效应对医学上感兴趣的不同材料中照射 X 射线能量的依赖性。我们的目的是从原子物理学的角度描述 X 射线阴影是如何形成的。我们将在本章的后面回到辐射剂量的话题。

软组织

让我们首先考虑肌肉组织的衰减情况，如图 3.6 所示，其中它的质量衰减系数针对 X 射线能量绘制。该系数是衡量材料衰减能力的指标，其中“衰减”是用来表达吸收和散射过程的综合影响的术语。

图 3.6：肌肉组织的质量衰减系数的能量依赖性。

光电效应引起的衰减随着 X 射线能量的增加而几乎线性下降，并在约 25 keV 以上低于康普顿效应。康普顿效应本身在所有 X 射线能量下都保持相对稳定，约为 0.2 cm²/g。最后，相干散射的数值相对较低，并且随着 X 射线能量的增加而下降。因此，我们可以得出结论，对于肌肉来说，主要的相互作用过程是在低 X 射线能量下的光电效应，而康普顿效应在较高能量下占主导地位。

骨骼

与肌肉相比，皮质骨的情况如图 3.7 所示。首先要注意，除较高 X 射线能量外，总衰减大于肌肉。其次，要注意，光电效应引起的衰减再次随着能量的增加而几乎线性下降，并在约 40 keV 以上变得不如康普顿散射显著。第三，要注意，康普顿效应引起的衰减在能量范围内保持在约 0.2 cm²/g 的合理稳定水平，而相干散射占总衰减的比例相当小。

图 3.7：皮质骨的质量衰减系数的能量依赖性。

这些结论与我们之前对三种相互作用过程的能量依赖性的讨论一致。我们可以得出结论，较低的能量 X 射线应该增强骨骼和肌肉之间的衰减差异，并且散射辐射在较高的 X 射线能量下可能会成为问题。

K 边缘效应

最后要考虑的材料是碘化钠 - 见图 3.8。这种材料广泛用于辐射探测器，其衰减特性与碘化对比剂非常相似。这种材料也引起了人们的兴趣，因为它展示了一种有趣的吸收现象，即K 吸收边缘。当入射 X 射线的能量超过碘原子的 K 层的能量时，就会发生这种情况，因此这些电子现在可以从原子中被弹出。

图 3.8：碘化钠的质量衰减系数的能量依赖性。

光电效应再次随着 X 射线能量的增加而下降，但这次在约 33 keV 处有一个吸收边缘。康普顿效应再次保持在约 0.2 cm²/g 的稳定水平，而相干散射虽然更突出，但再次随着 X 射线能量的增加而下降。

还要注意，在低 X 射线能量下，碘化钠中的总衰减大约是皮质骨的 10 倍，而在 K 吸收边缘之上，总衰减大约是皮质骨的 30 倍（并且大约是肌肉的 300 倍）。这种特性使这种材料适合作为辐射探测器。这也是在血管造影中使用含碘对比剂来区分血管和周围组织的原因之一。

最后要指出的是，已经发现了许多具有诊断能量区域内的 K 吸收边缘的材料。这些材料包括碘化铯，除了碘的 K 边缘外，由于铯原子，还有另一个 K 边缘在 36 keV 处。镧作为另一个例子，在 39 keV 处有一个 K 边缘 - 我们之前看到它对 X 射线能谱的影响。由于这种吸收特征，这些材料已应用于增感屏中。

另一个例子是钡，它在 37 keV 处有一个 K 边缘。这种特性已应用于钡对比剂中，例如，用于在钡餐中区分消化道和周围组织。它也已应用于计算机放射成像（CR）中，其中可激发光材料由氟卤化钡制成。

图 3.9：胸部 X 光片的透射率值的直方图。

图 3.9 说明了组织衰减的总体效果，以胸部 X 光片为例。从简化的角度来说，患者的暴露区域由空气、组织和骨骼组成，并被矩形的准直器叶片包围。空气提供的衰减相对微不足道，而骨骼则提供大量的衰减，组织则提供中等程度的衰减。因此，骨骼在较低的 X 射线能量下会产生相对较高的衰减，其 X 射线阴影会干扰肺野的可视化。通过增加 kV 来增加 X 射线能量，将增加骨骼的穿透性，并减少其阴影效应。总的结果是图像直方图中不同区域相关的特征突出程度发生变化。

X 射线阴影

图 3.10：手部 X 光片。

除了观察在涂有钡铂氰化物纸板屏幕上的人体部位的 X 射线阴影外，威廉·康拉德·伦琴 还使用感光胶片记录这些阴影。人们很快发现，当使用 增感屏/胶片 组合时，可以使用短时间 X 射线曝光，当使用两个屏幕夹住一张双乳剂胶片时，曝光时间可以进一步缩短。这些短时间曝光便于记录人体内部移动部位的快照图像，并减少了射线照片中运动伪影的影响。如今，我们使用带有数字图像接收器的屏幕来实现相同的目的。

图 3.10 显示了一幅典型的图像。可以看出，骨骼的灰度比包围的组织更亮，比周围的空气更亮。这是显示射线照片的传统方法，即较高的光子衰减被编码为较亮的灰度。

从我们 之前的讨论 中，我们可以预计骨骼会优先吸收 X 射线，相对于周围的组织，并且这些 X 射线的能量应该对这种吸收差异有很大影响。正是这种差异产生了射线照片中的对比度，因此我们可以预计对比度会随着 X 射线能量的增加而降低。我们还可以预计散射的影响应该在所有 X 射线能量下都很明显。

人们可能会认为，这种吸收差异可用于确定例如骨骼的物理密度，或者确切地说是组织的密度。然而，正如我们将在后面看到的那样，散射辐射的存在对这种密度测量 具有很强的负面影响。

成像几何

人体的物理特征允许在诊断 X 射线能量下记录射线照片，并检查许多解剖结构。发现这些图像的空间分辨率高度依赖于 X 射线源的大小。我们已经看到 X 射线可以通过例如钨阳极产生。我们还没有考虑的是这个源的大小。

人们发现，这个源越小，记录的射线照片的空间分辨率就越好。从图 3.11 可以理解其原因，图中可以看到，X 射线管 (XRT) 阳极靶上有限大小的焦点 f 用于照射不透明物体的边缘。可以看出，物体的边缘图像被扩展成一个半影 p，其尺寸取决于 X 射线源到图像的距离 (SID) 与 X 射线源到物体的距离的比率。这个比率被称为几何放大率 m。根据对这种排列几何形状的考虑，它相当于图像大小除以物体大小。

推导出图中数学关系的一个假设是，焦点 f 确实平行于图像平面。一般情况并非如此，出于技术原因，它是倾斜的，正如我们之前所见。

由于半影 p 的尺寸无论如何都大于焦点尺寸，其程度取决于放大率，因此可以通过以下任何或所有方法来减小它

• 减小焦点尺寸 f；
• 增加源到物体的距离 h₁；
• 减小物体到图像的距离 h₂。

图 3.11：使用有限大小的焦点对不透明边缘成像时产生的半影，以及近似几何关系。

减小焦点尺寸的第一个选择受 XRT 阳极特性的限制，通常约为 0.5 到 1 毫米，具体取决于应用。在乳腺X光检查中，由于需要对微钙化成像，因此 0.1-0.3 毫米的精细焦点很常见。

第二个选择导致诊断性射线照片中使用高达一米或更长的源到图像距离 (SID)。最后一个选择通常通过将被照射的身体部位尽可能靠近图像接收器来实现。然而，由于包含图像接收器的盒子的有限厚度，更重要的是，由于身体部位的有限厚度，永远无法实现单位放大率。身体部位的后表面将接收最小的放大率，而前表面将被放大到更大的程度。中间结构的放大程度取决于其距图像接收器的距离，处于中间程度。此外，这些中间结构（例如骨骼）的图像可能彼此错位，这会导致确定其确切解剖尺寸、形状和位置方面的问题。

图像失真

图 3.12 考虑了对尺寸为 o 的扁平不透明物体的成像。可以理解，有限大小的焦点现在将在物体的本影 u 的每一侧产生半影。还可以看到，半影的大小将不同，分别为 p 和 p'，具体取决于焦点的角度。请注意，物体图像的大小将被几何放大率放大，以及取决于焦点到物体尺寸之比的系数。另请注意，在极端情况下，当物体的尺寸小于焦点时，放大率会迅速增加，半影模糊可能比本影本身大得多。本质上，焦点尺寸会损害对精细细节的分辨能力。

图 3.12：对不透明圆盘成像时产生的半影，以及近似几何关系。

图 3.13：对两个球体成像时的射线照片失真。

根据以上讨论，可以得出结论，使用较小的焦点、较大的源到图像距离 (SID) 和身体部位与图像接收器之间的最小距离可以获得分辨率更高的射线照片。

图 3.14：腕/手部射线照片中涉及的空间失真说明。

还应该认识到，从焦点发出的光束被矩形的准直器 塑形，以便发散的矩形辐射场照射患者。因此，我们可以推断出，场周边的物体相对于光束中心的物体，其放大倍数更大，形状失真也更大。我们还可以推断出，随着我们从场的中心移动到辐射场的边缘，这些影响应该会增加。

图 3.13 说明了不均匀的放大效应。可以看出，X 射线束的发散性质会导致周边圆盘形物体的阴影变宽并发生失真。图 3.14 说明了腕部射线照片的情况。在此，X 射线束的“中心射线”集中在梯形骨附近，图像代表了真实解剖位置与成像位置之间的差异。可以看出，正如预期的那样，最佳匹配发生在中心射线区域，并且随着我们向身体部位更外围的区域移动，不匹配程度会增加。

主体对比度

术语对比度用于表达患者射线照片中某个区域的 X 射线不透明度与其周围环境的差异程度。它可以指例如结石在肾脏射线照片中与周围肾脏组织的差异程度，或者肺病变在胸部射线照片中的差异程度。主体对比度是一个术语，用于根据从患者身上发出的 X 射线强度来表达这些差异，而图像对比度是一个术语，用于根据射线照片记录的这些差异来表达这些差异。

主体对比度主要由不同组织光电吸收程度的差异引起。例如，骨骼的吸收量比组织大，正如我们之前所述。这种吸收完全消除了 X 射线光子，因此从患者身上出来并被图像接收器记录的只有 X 射线衰减的差异。

有很多方法可以数学地表达主体对比度。为了我们的目的，我们将其定义如下

C = ln I_A - ln I_B

其中 I_A 和 I_B 是穿过两段组织的透射 X 射线强度 - 例如，参见图 3.15。我们在这里的讨论为了简化起见假设入射辐射由单能量光子组成，即它们是单能的，并且只有光电效应发生在骨骼和组织中，即没有康普顿散射或相干散射发生。我们还假设一个理想的成像系统，即不会以任何方式影响对比度的系统 - 这只是一个粗略的过度简化，正如我们将在下一章看到的那样！

在继续之前，请注意，虽然有些教科书将主体对比度定义为

C = (I_A - I_B)/I_A

他们的方程是只在低对比度情况下应用的对数差方程的推导。

图 3.15：强度为 I₀ 的入射 X 射线束被骨骼和组织衰减。

从我们关于 X 射线衰减的早期讨论中可以看出，I_A 和 I_B 分别是纯组织和骨骼加组织区域的指数衰减的结果。因此，很明显主体对比度取决于被照射解剖结构的厚度、密度和/或有效原子序数的差异。骨骼和组织的有效原子序数分别约为 12.3 和 6.5，并且三次方依赖性可以在这些材料之间产生很大的对比度。

因此，对比度可以重新表示为

C = (μ_b - μ_a) x_b

其中 μ_a 和 μ_b 分别是组织和骨骼的线性衰减系数，x_b 是骨骼厚度。该方程表明对比度与骨骼厚度成正比，比例常数等于骨骼和组织之间线性衰减系数的差值。很明显，在这种理想情况下，对比度随骨骼厚度线性增加，这表明原则上可以通过对比度测量来获得骨骼厚度的估计值。然而，正如我们将在下一章看到的那样，散射使得这实际上是不可能的。

从 X 射线能量的角度来看，很明显能量应该对这些差异有很大的影响，因此也会影响解剖区域之间的对比度。因此，我们可以预期主体对比度应该随着 kV 的增加而降低，并且降低 kV 应该会显着提高图像对比度。应该认识到，这种改进的对比度将导致患者的辐射剂量增加，因为骨骼和组织中的光电吸收增加。

请注意，本讨论中使用的对比度定义基于信号强度的对数差，在低对比度情况下会简化为表达式 (I_A - I_B)/I_A，例如在乳腺 X 线检查中可能会遇到这种情况。

散射辐射

现在我们能够放宽我们的一些简化假设，以包括散射辐射产生的效应。散射可以被认为是在辐射强度中添加了背景雾霾 S，因此对比度降低为

C = ln (I_A+S) - ln (I_B+S).

图 3.16：三个小型塑料圆盘的放射影像。图像 (a) 中的散射分量是图像 (b) 中的三倍。

这里假设贡献到这两个区域的散射是相同的，尽管应该认识到这种情况很少发生，S 更像是图像中缓慢变化且微弱的背景，与患者解剖结构松散同步。

从图 3.16 中的图像可以看出散射引起的对比度降低。这里，可以看到两个小型、薄且圆形的塑料圆盘的放射影像，它们旨在模拟图像中的细微病灶。图 (a) 中的图像是在代表临床成像条件的散射水平下获得的。图 (b) 中的图像使用计算机散射减少方法生成，该方法将散射减少到约三分之一。从图中可以清楚地看出，散射可以显着降低图像对比度，以至于可能无法看到细微的不透明度。

这种对比度降低的程度可以根据我们上面得出的对比度表达式进行估计，结果如下

$C=\ln {\frac {1+SPR}{\exp -(\mu _{b}-\mu _{a})t_{b}+SPR}}$

其中 SPR 是散射辐射强度与初级辐射强度的比率 - 所谓的散射与初级比率。请注意，当 SPR 在上述方程中设置为零时，可以获得简单的、非散射的线性关系。

图 3.17：散射对两种骨骼厚度的主体对比度的影响。

问题是 SPR 的大小。文献中报道的实验测量结果表明，SPR 范围

• 从肺野的约 1.2 到 120 kVp 胸部模型纵隔的约 10；以及
• 从肺野的约 2 到 102 名患者在 95 kVp 下进行的CR 胸部 X 线检查中平均纵隔的约 19。

因此，可以认为 SPR 在许多临床放射影像中相当大，以至于散射强度可能远远大于包含放射影像衰减信息的透射初级光束的强度。图 3.17 显示了这种情况的另一个视角。这里，显示了 SPR 对两种骨骼厚度的主体对比度的影响。可以看到，即使是一小部分散射也会对对比度产生重大影响。例如，当 SPR 仅为 0.6 时，2 厘米厚骨骼的对比度被降低了 50%，而当 SPR 等于 2 时，对比度被降低了约 90%。因此，我们可以推断，即使是 CR 胸部 X 线检查中肺野中测量的仅为 2 的 SPR，也会对这些野中衰减病灶的对比度产生重大影响。因此，可以得出结论，当散射辐射减少时，即当 SPR 改善时，放射影像中的对比度可以显着提高。

散射减少

SPR 减少可以通过降低 kV 来实现，从而增加光电效应的可能性 - 参见上面的讨论。它也可以通过

• 减少视野，例如使用严格的光束准直，
• 通过压缩来减少部分厚度，例如在静脉肾盂造影 (IVP) 和乳腺 X 线检查中使用，
• 增加患者到图像的距离，使用空气间隙，以及
• 在患者和图像接收器之间使用放射照相格栅。

图 3.17.5：宽束解析模型预测的散射与初级比率 SPR 对不同视野和空气间隙的组织厚度的依赖性。

前三种方法可以很容易地理解，因为照射到入射 X 射线束中的吸收原子越多，发生散射事件的可能性就越大。图 3.17.5 说明了这一点，该图显示了广束分析模型 对不同厚度软组织的 SPR 依赖于成像几何因素的预测，包括多重散射事件。可以看出，随着场尺寸的增加和患者与图像接收器之间气隙尺寸的减小，估计的 SPR 随着组织厚度的增加而迅速增加。因此，相应的物体对比度高度依赖于这些因素。从图中还可以看出，对于大多数几何条件，SPR 大于 1，即使是只对 5 厘米的组织进行成像也是如此。因此，散射辐射的强度可以被认为在几乎所有放射学检查中都占主导地位。因此，散射去除方法可以大大提高物体对比度。但是，请注意，引入气隙会增加图像放大，因此在许多临床成像情况下，通过严格的束缚准直来减小场尺寸是最适用的方法。

第四种 SPR 降低方法是使用放射照相栅格，它是由 Gustav Bucky 于 1913 年首次引入诊断放射学的。栅格由紧密排列的薄铅条组成，它们之间有低原子序数的间隙材料，它被放置在患者和图像接收器之间，如图 3.18 所示。例如，来自散射过程的斜入射 X 射线会被铅条优先吸收，相对于直接穿过的 X 射线（即初级辐射），有点像百叶窗的作用。栅格可以是

• 平行的，铅条彼此平行且垂直于入射辐射束，
• 聚焦的，铅条倾斜排列，以便在特定距离处获得线聚焦，
• 交叉的，使用两层彼此成直角的平行或聚焦条，以及
• 移动的，其中栅格在 X 射线曝光期间来回移动，以消除栅格线产生的任何阴影。

请注意，移动栅格虽然是由 Hollis Potter 于 1920 年引入的，但在诊断放射学中通常被称为Bucky。

图 3.18：通过栅格的横截面视图，定义了栅格比 r 和间距 N。

图 3.18 允许定义描述栅格的多个参数。第一个是栅格比 r，定义为条带高度与间隙材料宽度的比率。因此，栅格比越大，SPR 改善就越大。在诊断放射学中，栅格比通常在 4 到 16 之间，具体取决于临床应用。

用于描述放射照相栅格的第二个参数是间距，即单位距离内的线条数 N。间距越大，SPR 改善就越大，典型栅格的值在 20 到 80 条/厘米之间，具体取决于临床应用。

第三个参数是Bucky 因子，它表示由于栅格材料吸收 X 射线而所需的曝光（即 mAs）增加。典型值在 4 到 10 之间，具体取决于栅格及其临床应用。因此，可以得出结论，使用栅格会导致患者吸收剂量增加，因此必须在对比度改善和患者剂量增加之间取得平衡。

在临床实践中，聚焦栅格线应以正确的方向对齐，通常标记为管侧，否则可能会出现称为栅格截断的现象，导致放射照片需要重新拍摄，患者需要重新照射。此外，聚焦栅格需要精确地平行于图像接收器放置 - 在大约 3% 之内 - 否则，当自动曝光控制 (AEC) 使用时，会造成不必要的曝光增加。

辐射剂量

我们已经看到，物体对比度的产生与人体中不同材料之间的衰减差异有关。因此，我们可以推断，X 射线剂量取决于照射到组织上的光子数量及其能量，以及所涉及组织的线性衰减系数。因此，剂量可以被认为是由于辐射能量在组织中的沉积。沉积的能量量由吸收剂量 D 给出，它在SI 单位中定义为每千克衰减物质吸收 1 焦耳能量，被称为吸收 1 格雷 (Gy)。这种能量相当于大约 10¹⁷ 个 60 keV 的 X 射线光子，因此代表了相当大的曝光量。

电离室传统上用于测量 X 射线束的曝光量。此数量以伦琴 (R) 为单位测量，其中 1 R 定义为产生 2.58x10^-4 C/kg 空气（在 STP 下）的曝光量。它是一个经验得出的量，因此已不再使用，取而代之的是物质中释放的动能 (Kerma)，它具有更理论的基础。Kerma 以格雷 (Gy) 为单位测量，在许多情况下等同于吸收剂量。它用于测量 X 射线束中的曝光量，被称为空气 Kerma，因为光束正在穿过空气，通常使用电离室进行测量。当考虑 X 射线束的面积时，电离室可以用于测量 Kerma-面积积 (KAP)，也称为剂量-面积积 (DAP)。在诊断 X 射线能量下，空气 Kerma 和吸收剂量之间的差异小于 7%。

可以预期，在诊断放射学中，皮肤入口处的吸收剂量应高于皮肤表面的吸收剂量。此外，可以预期患者体内吸收剂量的实际分布取决于X 射线散射 到未照射区域的量。

请注意，吸收剂量本身不能直接预测生物效应的严重程度或发生概率。需要考虑其他因素，最重要的是组织或器官内能量沉积在微观层面的空间变化。电离辐射的生物有效性由等效剂量 H 表示，它由以下公式给出

H = W_R D,

其中 W_R 是辐射加权因子 - 对于 X 射线，其值为 1，尽管对于其他类型的电离辐射来说，其值更高。等效剂量的测量单位以希沃特 (Sv) 表示。

有效剂量

为了说明不同组织的不同放射敏感性，有效剂量 E 可以定义如下

E =∑W_T H,

其中 W_T 称为组织加权因子 - 请参阅下表。因此，有效剂量可以通过将等效剂量乘以 W_T 并对所有组织进行求和来估计。结果通常以希沃特 (Sv) 表示。因此，来自 X 射线照射的 1 Gy 的均匀全身吸收剂量相当于 1 Sv 的有效剂量。重要的是要认识到有效剂量是一个计算量，而不是直接测量的量。它通常是根据皮肤入口空气 Kerma 等测量值进行估计的，并使用计算机软件进行计算。

国际放射防护委员会推荐的组织加权因子

组织	加权因子
骨髓、结肠、肺、乳房、胃、其他	0.12
性腺	0.08
膀胱、食道、肝脏、甲状腺	0.04
骨表面、脑、唾液腺、皮肤	0.01

从表格中可以看出，对辐射最敏感的组织是红骨髓、结肠、肺、乳房和胃。表中列出的其余组织包括肾上腺、胆囊、心脏、肾脏、胰腺、前列腺、小肠、脾脏、胸腺和子宫/子宫颈。皮肤被认为是敏感度较低的组织之一。

拉德 (RADs) 和雷姆 (REMs)
请注意，传统的辐射单位在世界某些地区仍在使用。这里，吸收剂量的单位是拉德，其中 1 拉德 = 0.01 戈瑞（Gy）， 而当量剂量的单位是雷姆，其中 1 雷姆 = 0.01 西弗（Sv）。

这种普遍的方法可以比较不同 X 射线检查的剂量，并将其与其他电离辐射源的剂量进行对比。但是，需要注意的是，“有效剂量是针对参考人群计算的，而不是针对个体计算的”，并且“有效剂量所依据的风险系数……不适用于个人风险，也不预测未来癌症或遗传损伤的风险”。

尽管如此，我们仍然可以尝试使用这些单位来估计辐射损伤，但这仅仅是为了说明（而非科学）目的。例如，研究发现皮肤红斑可能在超过 250 毫西弗（mSv）时出现，而造血功能障碍可能在超过 1 西弗（Sv）时出现。已知更高的剂量会导致消化道粘膜损伤，并伴有腹泻和恶心症状。此外，已知全身剂量超过 4 西弗（Sv）会导致死亡，而超过 20 西弗（Sv）会导致立即死亡。

身体的其他非癌变损伤，例如纤维组织改变、白内障和不孕不育也可能发生。例如，根据国际建议，辐射工作者眼部晶状体的年剂量限值为 20 毫西弗（mSv）。应注意，确定性效应的幸存者也具有剂量相关的随机效应风险增加。

诊断放射学的有效剂量远远低于上述剂量，请参见下表以了解示例。在这些相对较低的剂量下，只有随机效应是相关的，但考虑到潜伏期，几乎不可能在这些剂量与癌症诱发之间建立因果关系。

常见放射学检查的成人患者中位剂量

检查	入口皮肤剂量（mGy）	有效剂量（mSv）
胸部，后前位（PA）	0.14	0.017
腹部，前后位（AP）	5.0	0.7
骨盆，前后位（AP）	4.0	0.66
胸椎，前后位（AP）	3.3	0.4
腰椎，前后位（AP）	5.2	0.69
腰椎，侧位（LAT）	13.0	0.29

请注意，表中的有效剂量是由于特定 X 射线检查中包含的组织类型而产生的，例如，在后前位（PA）胸部 X 射线检查中，性腺和膀胱没有直接暴露。因此，前后位（AP）胸部 X 射线可以被认为比后前位（PA）视图产生更高的有效剂量，因为乳房的位置更靠近 X 射线源，导致其吸收剂量增加。

还要注意，这些数据反映了胶片/屏幕技术时代的做法，这里仅用于说明入口皮肤剂量与有效剂量之间的关系。Wall 和 Hart（1997）提供了上述表格中数据的修订版，而 Mettler 等人（2008）提供了更全面和更新的数据。此外，值得注意的是，自 1980 年代以来，在放射学和透视学中都观察到了显着的曝光量减少。

重要的是要注意，肥胖患者接受相同放射学检查的有效剂量比瘦弱患者高，例如，对于极度肥胖的患者，剂量增加可以达到 70-80 倍。研究发现，可以通过将患者定位，使最厚的体脂层最靠近 X 射线源，并为这些检查提高 kV 值来降低此类患者的剂量。

流行病学研究

流行病学研究已被用于探索辐射剂量与癌症诱发之间的可能联系。这些研究比较了暴露组和非暴露组人群的癌症发生率。这里的主要信息来源是来自广岛和长崎原子弹幸存者的信息。例如，研究发现，只有在器官剂量超过 50-100 毫西弗（mSv）时，才能证明辐射暴露具有统计学意义的癌症风险。其他流行病学研究证明了白血病和癌症诱发之间的联系，这些联系出现在接受医疗治疗和监测的患者身上，最近还出现在接受诊断的患者身上，尽管存在一些注意事项。铀矿工和其他矿工、镭钟表盘油漆工、核能工作者以及放射技师和放射科医生等工作者的研究也提供了额外的证据。例如，在整个工作生涯中累积剂量低至 20 毫西弗（mSv）的辐射工作者中，观察到白血病和肺癌的发生率增加。顺便说一下，Kotre 和 Little（2006）对早期放射技师的剂量提供了一个有趣的见解。

需要注意的是，这些数据中的很大一部分是基于对实际暴露后一段时间内吸收剂量的估计。因此，似乎很明显，在这些流行病学研究中，常规诊断暴露与癌症诱发之间没有建立明确的联系，未来的研究应基于在患者随访前进行的精确剂量测量。

理论上，流行病学结果可用于从较低的剂量推断健康风险。问题是推断方法。国际放射防护委员会（ICRP）建议假设剂量与癌症风险之间存在线性关系，即所谓的线性无阈值（LNT）假说。这种假说没有考虑修复机制的影响。值得注意的是，例如，在切尔诺贝利核事故后暴露的儿童中观察到的甲状腺癌增加大致符合 ICRP 的预期。此外，有人建议系统生物学方法可以帮助进一步发展流行病学推断的建模。

重要的是要注意，ICRP 利用流行病学研究来估计单个器官的组织权重因子 W_T。此外，这种权重因子的发展是为了满足一般的放射防护目的，而不是专门针对诊断放射学中出现的局部照射。此外，单个器官的 W_T 并没有考虑到病理引起的任何放射敏感性变化，例如。因此，应将这些因子及其应用理解为仅仅是健康风险估计值的粗略指标。尽管如此，它作为一种概念框架仍然很有用，它为我们理解未来的发展提供了基础。

最后，将医疗暴露的风险与其他日常危害的风险进行比较可能会有所帮助。例如，地球上的每个人都暴露在背景辐射中，包括来自体内来源的辐射，全球平均年有效剂量为 2.4 毫西弗（mSv）（在全球范围内存在很大差异）。乘坐长途航班的航空机组人员会受到更高水平的宇宙辐射，例如，每小时可接收 4-5 微西弗（μSv）的剂量，因此，一次航班可能相当于他们和乘客进行多次胸部 X 射线检查的剂量。航空机组人员的年有效剂量通常平均为 1-2 毫西弗（mSv）（对于从事短途航班的人员）和 3-5 毫西弗（mSv）（对于从事长途航班的人员）。

辐射防护

ICRP 为任何电离辐射暴露制定了三个辐射防护的基本原则

• 正当理由暴露；
• 优化防护；
• 剂量限值的应用。

前两个原则适用于所有个人和所有暴露。第三个原则不适用于医疗暴露的情况。

正当性

正当性原则是指辐射照射应利大于弊。换句话说，对个人的任何新的暴露或对其现有或潜在暴露的任何改变都应使他们受益，其程度足以抵消任何由此产生的损害。因此，医疗暴露应仅在对患有特定医疗状况的特定人而言合适时才进行，即预期健康益处超过任何预期的负面后果。健康益处包括增加预期寿命，缓解疼痛，改善福祉并减少焦虑，而负面后果，例如，包括预期寿命减少，检查带来的疼痛，请假以及诊断错误的后果。Malone & Zölzer (2016)中考虑了ICRP采用线性无阈值模型中隐含的伦理特征。

优化

优化原则的一个含义是，所有暴露应尽可能低（ALARA）。这应在考虑经济和社会因素的情况下实施，这意味着在特定情况下，保护水平应是最佳的。辐射防护的基本原则包括：

• 时间 - 照射时间应尽可能短；
• 距离 - 利用平方反比定律；以及
• 屏蔽 - 使用高原子序数材料，例如铅。

在诊断放射学中，优化原则适用于 X 射线设备和设备的特定设计，以及该设备的适当应用，我们将稍后考虑这些细节。目前，我们可以得出结论，患者的暴露应足以满足医疗目的，并且应避免任何不必要的暴露。然而，应了解，使用过低的暴露可能会影响放射照片的诊断质量。出于这个原因，引入了特定检查的参考水平，这些水平提供了平均患者典型剂量的值 - 请参阅下表了解示例

常见 X 射线检查的诊断参考（指导）水平

检查	参考水平 (mGy/放射照片)
胸部，后前位（PA）	0.2
腹部，前后位（AP）	5
骨盆，前后位（AP）	5
胸椎，前后位（AP）	3.5
腰椎，前后位（AP）	5
腰椎，侧位（LAT）	15

请注意，参考水平通常是指皮肤入口剂量 (ESD)。可以使用 TLD 等直接测量此量，或者通过使用辐射探测器重复放射照片暴露并校正背散射和其他因素来间接测量。还可以使用剂量面积积 (DAP) 来表示参考水平。英国的一项全面调查被用作制定国家参考水平的基础。参考水平基于在 5 年内结束的 2005 年底，316 家医院进行的超过 25 万次测量，针对 30 多种诊断 X 射线检查类型产生的剂量分布的第三四分位数值，并且比上面列表中的值低约 15-30%。重要的是要了解，参考水平的概念是由 ICRP 为区域、国家或地方环境的剂量管理目的制定的，而不是为与个体患者剂量进行比较而设计的。

Marsh 和 Silosky (2019)对诊断放射学中患者屏蔽使用的批评，他们认为应放弃该做法。美国医学物理学家协会 (AAPM) 已根据此工作制定了一份立场声明。

剂量限值

剂量限值原则不适用于医疗暴露，因为这些限值可能会干扰患者的医疗治疗。然而，对公众成员和职业暴露人员（例如，X 射线工作人员）的剂量限值不同。例如，ICRP 建议职业暴露人员的年度有效剂量限值为 20 mSv（平均 5 年，任何单一年度限值为 50 mSv），公众的剂量限值为 1 mSv - 以及对皮肤、手和脚以及眼睛晶状体的额外限值，以及对孕妇的限值。因此，辐射工作者佩戴个人剂量监测器，以确保剂量低于年度限值，并评估他们的辐射安全措施。放射师的年度工作人员剂量约为 0.25 mSv，放射医师为 0.75 mSv，介入医师为 2.5 mSv。重要的是要认识到，剂量限值不应被视为可接受的水平，而应被视为不应超过的最大值。

对工作者和公众有两套限值的规定，这是因为包括儿童在内的普通人群可能比有限的辐射工作者人群更具放射敏感性。特别是儿童在暴露后有更长的时间来发展任何有害影响。此外，辐射工作者通常更了解风险来源，并且可以采取预防措施将其降至最低。公众通常不了解辐射危害。此外，如果人们在 X 射线设施附近行走或坐在候诊室，他们需要以适当的屏蔽形式的保护。在此基础上，在设计新的 X 射线室时，必须考虑到为公众成员提供剂量限值。在室内，还有其他设备可用于患者和辐射工作者的个人检查。明智成像（针对成人）和温柔成像（针对儿童）活动代表了改进现有优化方法的努力。

剂量降低

患者接受诊断放射学的转诊通常是优化问题出现的最初时机。应考虑检查对患者健康管理的益处以及使用非电离辐射的其他成像形式（例如，超声和MRI）。由于 X 射线检查总是存在很小但有限的健康风险，因此应始终考虑剂量降低策略。还可以合理地假设，当患者辐射剂量降至最低时，工作人员辐射剂量也会降至最低。

一般放射学中患者剂量降低的策略包括：

• 限制患者暴露于主 X 射线束的区域 - 这也应通过减少散射辐射来提高对比度。
• 过滤主射线 - 通常，对于大于 70 kV 的暴露，这种过滤应相当于 2.5 mm Al 或更大。
• 应用最大 kV，该 kV 与足够的图像对比度兼容。
• 使用源到皮肤距离，一般不小于 30 cm 用于移动放射学，不小于 45 cm 用于固定放射学。
• 在适当的情况下，使用固定 X 射线设备而不是移动放射学 - 放射室通常提供更广泛的暴露因素和患者定位选项，同时还提供自动曝光控制 (AEC) 以及对辐射工作者和其他患者的更好保护。
• 仅在适当的检查中使用X 射线栅格，即当需要提高主体对比度时。
• 使用具有低衰减特性的图像接收器盒和患者床，例如碳纤维.
• 如果合适，压缩身体部位，例如在静脉肾盂造影和乳腺X线摄影中。
• 建立一个针对放射设备的质量保证系统，以确保优化、最大程度地减少重拍和重复检查并保持图像质量。

请注意，在透视检查和血管造影中，还有其他策略需要应用，我们将在下一章中进行讨论。另外需要注意的是，对儿童和孕妇进行放射检查还需要考虑许多其他因素。