计算机断层成像仪（computed tomography，CT）通常指X射线断层成像仪，是最常用的放射诊断设备。随着核医学融合成像技术的发展，SPECT/CT及PET/CT设备成为核医学普遍使用的成像设备，其中CT原理结构与专用CT设备相同，CT的功能不仅提供SPECT、PET图像的衰减校正及SPECT、PET图像的融合定位，还提供诊断信息。

X线照射到物体时，物体会吸收X线能量，使透射的X射线的强度衰减，其衰减程度与物体的对X线的吸收系数µ和穿透厚度x有关。设X射线入射强度为I，穿过x厚度的物体，其透射的X射线的强度I = e ^−µx。如果X线穿透不均匀的多种物质，例如人体，将人体分成多个小方形体素，X射线束穿过人体选定层面，探测器接收到沿X射线束方向排列的各体素吸收后的射线，透射的射线强度I = e ^{−µ1 d + −µ2 d + −µ3 d + −……}。其中µ _i为第i个体素的吸收系数，为未知数，d为小方形体素的边长。当X射线源和探测器围绕人体旋转一周，得到不同角度处透射的X射线的强度。通过计算机迭代重建，求出每一体素对X射线的衰减系数，按照衰减系数的大小获得该层面灰度图像，即CT图像。

CT的重建过程与前述的SPECT和PET图像重建原理类似，在此，不再重复。

CT图像只是显示组织衰减系数的差异，其衰减系数主要由密度决定，因此显示的仍然是组织密度的差异，属于解剖影像。与显示功能变化的PET图像融合在一起，形成了一种新的既有分子功能信息又有精细解剖结构的图像。并且CT的衰减系数图像可以对PET图像进行合理、精确的衰减校正，提高了PET图像质量，并且不用再用棒源进行透射扫描，缩短了扫描时间。因此PET/CT一问世，就受到了临床的青睐。

对CT图像，为了更好描述人体组织的吸收程度，采用CT值（CT number）描述每个体素的衰减系数的大小。

CT值的定义为：

式中：µ _物质 为物质的线性吸收系数；µ _水 为水的线性吸收系数。

CT值的单位以CT的发明者霍斯菲尔德（Hounsfield）表示，简称为HU。规定水的CT值为0，空气的CT值为−1000。

目前PET/CT上使用的CT为多层螺旋CT。CT组成主要由机架（gantry）、扫描床、控制扫描系统以及图像重建的计算机组成，在PET/CT中，机架与PET的机架组装在一起，而扫描床和计算机与PET共用。机架是CT的主要的组成部分，中间有一圆形孔洞的方形柜子，其内包含高压发生器、X线球管、探测器以及各种控制和驱动电路，CT的80%技术组件都在机架中。

高压发生器的功能是为X线管提供高压。目前，CT机使用的高压发生器多为高频高压发生器，其工作原理为低压交流电经过整流变为直流电，然后经过逆变器（inverter）变为高频电流，再经过倍增器（multiplier）变为高压电流供给X线管。

X线球管为发射X线的装置，是CT设备最关键的部件。只有当X线球管提供稳定高质量的X线，CT的功能才得以实现。为了追求缩短扫描时间，大功率、大热容量的X线球管是近年来发展方向。

X线球管主要由灯丝、靶、管套组成。球管工作时，灯丝上通有电流。灯丝上流动的电子在高压的驱动下，高速溢出，轰击到球管阳极靶面上，产生X线。根据不同的用途，有不同的靶材料，CT中使用的靶材料为钨靶。X线球管的管电压和管电流分别决定了发出X线的硬度和强度。

探测器是探测透过人体后的X线强度的部件，是CT的核心部件。CT发展历史上，有气体探测器及固体探测器。目前PET/CT中用探测器均为新型固体探测器。探测器材料为稀土陶瓷，如（Y，Gd） ₂O ₃：Eu，掺杂铕的氧化钇钆；Gd ₂O ₂S：Pr，Tb. 掺杂镨（铽）的硫氧化钆等。新一代的固体探测器的闪烁体为高密度、高量子探测率的多晶体陶瓷，具有透明度好、X线吸收能力强、光输出高、响应速度快、余辉小，没有放射性等优点，其探测效率非常高，普遍达到99%以上，同时新的加工工艺使其具有体积小、一致性好、稳定性高等众多优点。

探测器由多个探测单元组成，这些探测单元和PET探头中的晶体单元类似环形排列在一起，只是CT的探测单元大小比PET晶体的体积小得多，其大小为0.5～1.25mm。探测单元个数越多，采集数据量越大，重建图像质量越高。目前各厂家CT的探测单元数量从几百到几千不等。

滑环技术（slip ring technique）是20世纪80年代后期CT采用的一种重要技术。过去的CT机，X线球管旋转，连接高压的电缆要绞拧，因此，X线球管必须旋转360度后，再逆向旋转360度恢复电缆的绞拧。这样电缆绞拧是影响扫描速度的障碍。滑环技术是先将机器外面的电流通过电缆传递到机器内的环状滑环上，X线球管所需的高压直接或间接地自滑环上取得。这样，球管可以不受电缆长度限制，沿人体长轴连续高速旋转。

根据取得电压方式的不同，滑环技术分为低压滑环和高压滑环两种。高压滑环的X线高压发生器装在机架外部，将产生的十余万伏的高压电流通过电缆传递给滑环，而用电刷与滑环接触将高压电送给X线管。低压滑环的X线高压发生器装在机架内，先将几百伏的低压电流传递给滑环，电刷将低压电传送给高压发生器，高压发生器产生的高压用短电缆送给X线管并随X线管一起旋转。

传统CT，在扫描时扫描床静止不动，扫描一周后，扫描床移动到另一层面继续扫描。螺旋CT采用滑环技术，球管和探测器沿人体长轴连续高速旋转的同时，扫描床同步匀速递进，扫描轨迹呈螺旋状前进，可快速、不间断地完成容积扫描。

CT的排数和层数不是同一个概念。自从多层螺旋CT问世后，就出现了多层螺旋CT和多排螺旋CT的概念。

指的是CT的轴向探测器的数目，如8排、16排、34排、64排、128排等。它们均指对应的探测器有多少排，其排列可以是对称的，也可以是非对称的。

指的是CT数据采集系统每旋转一周采集的横断面图像的数目。目前市场上多层螺旋CT有2层、4层、6层、8层、10层、16层、32层、40层、64层、128层等。多层CT与单层CT比较而得名。 单层CT（single-slice CT scanner，SSCT）为完成一次旋转扫描只能采集到一层图像数据。例如，做20cm长度的检查，以1cm层厚来扫描，SSCT需完成20次旋转扫描才能完成，而以4层螺旋CT为例，它只需5次旋转扫描就能完成。

“排”与“层”不一定一一对应。如4层螺旋CT的探头结构可以有8排、16排、34排等的排列。同样64层的螺旋CT的探头不一定必须配置64排探测器，即使34排、40排探测器也可获得64层的CT。多层CT的优点是每旋转一周，断层面增多、层厚减小、时间分辨提高、轴向视野加大。与PET相比，多层CT的层数及断层厚度是可变的，而PET探头环数固定以后，断层的层数及厚度是固定不变的。CT图像的质量不一定与层数多少成正比，层数低的螺旋CT也有好的图像质量。专做定位用的PET/CT，CT的层数不一定很高，但做诊断用，尤其是血管造影，CT的层数大于16层为好。

多层螺旋CT的特点是探测器多排排列，是高速度、高空间分辨力的最佳结合。多层螺旋CT的探测器采用高效固体稀土陶瓷材料制成。每个单元只有0.5、1或1.25mm厚，最多也只有5mm厚的薄层扫描探测器的光电转换效率高达99%，能连续接收X射线信号，余辉极短，且稳定性好。多层螺旋CT能高速完成较大范围的容积扫描，图像质量好，成像速度快，具有很高的纵向分辨率和很好的时间分辨率。与单层螺旋CT相比，CT的应用范围被大大拓宽了。采集同样体积的数据，扫描时间大为缩短，在不增加X射线剂量的情况下，每15秒左右就能扫描一个部位；5秒内可完成层厚为3mm的整个胸部扫描；采用较大的螺距P值，一次屏气20秒，可以完成体部扫描；同样层厚，同样时间内，扫描范围增大数倍。扫描的单位时间覆盖率明显提高，患者接受的射线剂量明显减少，X线球管的使用寿命明显延长，同时，节省了对比剂用量，提高了低对比分辨力和空间分辨力，明显减少了噪声、伪影及硬化效应。

CT的技术参数与性能指标决定了CT系统的成像质量及设备档次、级别。

Gantry的检查孔径是表示CT性能的一项重要指标，随着技术的发展过程，市场上种类繁多的常规CT在结构上大体上逐渐形成三类规格：

标准规格CT：孔径70cm。

短轴距CT：一些经济型CT所使用的球管容量较小，工作时管电流小，为提高X线强度，缩短焦点到探测器之间的距离，孔径减小为65cm左右。

大孔径CT：指孔径在80cm以上的CT。主要用于放射治疗模拟定位，为方便体部定位架的摆放和成像而增大孔径。

对PET/CT，在放疗中确定生物靶区是其重要应用领域，为了能放置放疗定位架，因此其孔径要大于或等于70cm。

发生器的功率直接与CT设备的档次成正比。追求越来越薄的层厚和越来越快的扫描速度使得CT的X线发生器功率越来越大，在20世纪80年代，高档CT所用发生器功率可达200kW，用于CT的X线机都是各公司最大功率的发生器。90年代螺旋CT的普及，此时高频高压变压器从外面的柜子转移到Gantry内随管球一同旋转，受体积和重量的限制，一般CT用X线发生器的功率降到了60kW以下。X线机功率可以降低的原因一是探测器技术发展，新一代超快速稀土陶瓷探测器大大提高了探测效率，二是广泛采用短的焦点到探测器距离设计，降低了工作电流，使需要的曝光功率下降。现在高档CT设备发生器功率多为60kW，中档设备40kW左右，普及型低档CT的X线功率一般在30kW以下。不过一些公司在最新的64层CT上为实现快速扫描，把发生器功率又提高到了100kW。

以往CT检查只针对单个器官进行，在扫描时其X线输出是恒定的，近年来随着扫描范围的不断扩大，多器官联合扫描已成为常规检查手段，这样在扫描到躯体不同位置时（如胸部和腹部），由于组织密度的不同，对X线的剂量要求也有差别，另外为了降低患者的曝光剂量，开发了可根据组织的吸收来调制X线输出的功能（如Siemens的CareDose4D），这些都要求用于CT的X线机必须具有在曝光期间快速调整管电流和高压的能力。

X线球管是CT设备关键的部件，也是最昂贵的消耗品。CT的螺旋扫描工作方式大大延长了CT的曝光时间，只有极高阳极热容量的球管才能承受长时间连续曝光的负荷。X线球管的热容量的单位为热单位量（heat unit，HU）。伴随着CT扫描速度同步提高，X线球管的热容量从几百kHU开始，1MHU、2MHU、3MHU、4MHU、5.3MHU、6.8MHU、7.5MHU，到8MHU甚至10MHU，随着热容量的增加，阳极靶片的直径、厚度和重量都同步增加，在高速旋转的机架上，过重的阳极产生的巨大离心力对管壳强度、轴承、散热等都提出更高的要求。

对PET/CT中X线球管，一般要求热容量≥5.0MHU；X线球管散热率≥700kHU/min。

随着管球性能的提高，管球的价格也是直线上升的，球管的价格每支在人民币几十万元到一百万元以上。成交也基本上平均每MHU热容量10多万元，其寿命从十万次到几十万次。因此球管成了CT运行中最大的成本开销，在购买CT机挑选设备的档次时候不得不考虑以后的运转是否可以承担管球的消耗。

X线球管电压决定了发射X线的硬度，即X线的能量。如果X线球管电压为120kV，则发射X线的最大能量为120keV。

一般要求X线球管电压的变化范围为80 keV，100 keV，120 keV，140 keV。

X线球管电流决定了发射X线的强度，即X线光子的个数。X线的强度过低，会影响图像质量，强度过高会增加患者的辐射量。

由于在CT的扫描过程中，Gantry旋转扫描时间是固定的，控制曝光剂量通过改变管电流mA的大小。目前的多层CT普遍采用mA可变扫描技术，根据所扫描部位的密度不同自动调整曝光mA以达到降低总体剂量的目的。

在PET/CT临床实践中，根据不同的需求调节管电流值。例如，CT只用来做衰减校正，管电流只需0.5mA即可；用来图像融合，管电流则需30 mA；若用作诊断要需200 mA。因此要求管电流在300mA内可调。

探测器的性能是影响CT性能的重要因素。CT技术的发展很大一部分投入是用于对探测器的研制。探测器的指标有：探测器单元大小、数量、类型、探测效率、响应速度、余辉、输出信号强度、各探测单元的均匀性等。

探测器数量：探测器数量通常指沿着环形方向排列的探测单元个数。探测器数越多，采集数据量越大，重建图像质量越高。沿轴向排列的探测单元个数称之为排数。探测器的排数越多，采集视野越大，采集时间越短。

探测器单元的大小：探测器单元越小，空间分辨力越高。目前探测器单元的大小有0.5mm、0.625mm、1mm或1.25mm等。

探测器材料：目前，CT探测器材料为稀土陶瓷。

扫描速度指Gantry旋转一圈（360°）所用的时间。

人体自身运动所产生的伪像是影响图像质量的主要因素之一，加快扫描速度是提高临床影像质量、减轻患者痛苦的最有效手段。因此，扫描速度是CT的标志性指标之一，各种新技术大多也是以提高扫描速度为目的：滑环技术、大容量管球、螺旋扫描技术、多排阵列探测器等等。目前较高档CT普通常规扫描只需0.5～0.8秒，心脏快速扫描0.4秒以下。

扫描范围指轴向扫描的范围，也是可进床扫描的距离，用长度表示，目前多数CT的轴向扫描范围可以达到150cm以上。PET/CT要求配套的CT具有从头到脚的全身扫描能力，要求扫描范围大于190cm，这样才能与PET的全身扫描相匹配。

达到这个指标的要求，需要高压发生器和球管具有足够的功率和热容量进行长时间的连续扫描，同时计算机系统要有足够的容量来保存一次扫描所采集的数据。因此这个指标是反映CT设备的机械设计、球管热容量、数据处理能力的综合指标。

扫描视野指横向扫描的视野，即可重建影像的范围，用可见影像的直径表示。对于70cm以下孔径的CT一般至少有两个扫描视野，进行头部检查的25cm扫描野和进行体部检查的50cm扫描野，也有些设备分得更细一些，可多达5个扫描野。80cm的大孔径CT多了一个60cm的扫描野，更适合带放疗定位架和超肥胖患者的检查。

层厚指横断图像的厚度，由探测器的实际检测宽度决定。单层、双层和部分采用非等距阵列探测器的4层CT的层厚，由位于探测器前面的所谓后准直器（相对于管球窗口附近的前准直器）缝隙宽窄来确定；其他采用等间距阵列探测器的多层CT层厚则由探测器单元本身的轴向宽度决定。在16层以上的CT多进行容积扫描，每次曝光都按临床需要的最薄层厚所能覆盖的最大宽度采集，例如，探测器为16个0.625mm宽度及8个1.25mm宽度，如果需要最薄0.625mm的层厚，则X线的照射宽度为16×0.625mm = 10mm，若最薄层厚设为1.25mm，则X线的照射宽度为16×1.25mm = 20mm。

层厚越小，空间分辨力越高。但是，层厚越小，探测器的接受X线光子照射的面积越小，在相同照射剂量下，信号的噪声越大，要获得好的图像，必须增加曝光mA，这样使患者接受剂量过大，增加球管的负荷。并且，探测器接受X线的宽度要小于照射宽度，否则图像就会出现伪影，而投射至探测器之外的射线不对图像产生任何贡献，而增加了患者的X线辐射量。

螺距是针对螺旋CT的指标。对单层螺旋CT，其定义为Gantry每旋转一周患者床沿z轴移动的距离比上层面厚度；但随着多层CT的发展，层厚越来越薄，为此IEC重新定义了螺距指数（pitch factor），通常称之为螺距（pitch）：

式中：

Δd为Gantry每旋转一圈检查床沿z轴移动的距离

T为层厚

N为Gantry每旋转一圈机器所采集的层面数量

N·T为扫描时总的探测宽度，不管层面参数如何组合，都可以获得一致的螺距参数。

床的移动距离和探测宽度一致时，螺距指数为1，此时Gantry每旋转一周，正好扫描宽度为探测宽度；床移动距离大于探测宽度，螺距指数大于1，此时，采集的数据量减少，图像质量会差一些，但是扫描宽度会增加。例如，采用螺距指数为1.5，Gantry每旋转一周，扫描距离会比螺距指数为1时增加50%。因此，同样的扫描范围，如果采用螺距指数为1时扫描时间为3秒，则采用螺距指数为1.5时只需2秒。

多排探测器技术使得采集数据量大幅增长，对CT数据处理速度提出了更高的要求。由于计算机技术的发展，目前的图像重建速度比10年前提高了近100倍。临床要求更快的重建速度，目前多层CT最快每秒可重建20幅以上512×512矩阵的图像。

高对比度分辨力（high contrast resolution）是描述CT图像的影像质量的指标之一，反映空间分辨能力。

描述CT空间分辨力的指标与PET不同。PET的空间分辨用点扩散函数（PSF）的半高宽来描述，而CT空间分辨力（高对比度分辨力）用在一定调制传递函数（modulation transfer function，MTF，为点扩散函数（PSF）的傅里叶变换）值下每厘米可分辨线对数，如：18lp/cm@0%MTF，表示MTF = 0时，1cm中可分辨的线对数为18。

这个指标临床意义为反映CT图像在诊断细节方面的能力，但各厂家通常把其理论极限值列出来（MTF = 0%）。理论上的极限分辨力是通过MTF曲线的测量获得的。

通过扫描MTF体模（水模中的一根金属丝），对图像上的点所呈现的点扩散函数（PSF）进行傅里叶变换得到MTF曲线，再从MTF曲线上推算出MTF = 0%时的分辨力。如图2-1所示，图中所示的例子空间分辨力为15 lp/cm@0%MTF。

这种极限值都很高，一般都在15lp/cm以上，由于是从变换曲线上获得，不是人眼实际分辨的，因此对诊断没有什么实际意义。但是，这个指标不受人为分辨能力的影响，比较稳定。如果用临床扫描参数对空间分辨力体模成像，人眼目测分辨力，能够观察到10lp/cm就很不错了。

低对比分辨力也称低密度对比分辨力，表示CT分辨与均匀物质背景成低对比的物体的能力。通常，认为物体与背景的衰减系数之间的差别小于1%时属于低密度对比。低密度对比分辨力用在一定曝光剂量条件下可观察到的最低密度对比度、最小孔径的直径表示，如：3.5mm@0.3%/15mGy；其中3.5mm和0.3% 分别为检测体模上可见测试孔的直径和密度对比度，剂量有时用mAs表示。

低对比分辨力与测试模型、曝光剂量及测试者有关。由于不同的体模上测试孔的直径及密度差不同，用不同的体模进行测量结果可能有差异。并且不同的曝光剂量会得到不同的测量结果。这些参数都是由人眼观测所得，受人眼主观影响，不同曝光剂量的观测结果也有可能不同。从临床角度看，并不要求可观测到的测试孔直径越小越好，而是达到一定孔径和密度指标所需要的表面照射剂量越小越好。

高对比度分辨力和低对比分辨力是反映机器空间和密度两个方面的极限性能，在临床实际中，往往对不同的器官有不同的要求，通过选用合适的滤波函数得到所需的图像效果。如检查肝、胰、胆、肾等腹部器官，要求更高的密度分辨力，使用平滑滤波，从而抑制噪声；对中耳、肺纹理和血管等细微结构检查则要求较高的空间细节分辨能力，选用增强高频信号的滤波函数。

提高曝光剂量就会提高影像质量，但现代CT技术所追求的并不是极端完美的影像质量，而是在可以满足诊断的情况下尽可能降低患者的辐射剂量。

CT扫描的辐射剂量按照单位厚度轴向体层所接受的剂量——CT剂量指数（computed tomography dose index，CTDI）来评估的。

式中：

D（z）为剂量剖面曲线（dose profile），表示沿着与断层平面垂直的z轴方向上的剂量分布；

N 在此范围内所进行的轴向扫描层面数；

T 扫描的层面厚度。

CTDI还有几种定义方法：

100mm轴向长度范围内的剂量除以层面数与层厚的乘积。

CTDI _W，其定义为：

式中：

CTDI _{100（center）} 为剂量体模中心的剂量；

CTDI _{100（peripheral）}为剂量体模周围区域的剂量。

对螺旋CT，用CT容积剂量指数来描述CT的辐射剂量。其定义为：

CTDI与设备、使用的扫描和曝光条件（kV、mAs、层厚、Pitch等）和所采用的体模有关。该指标由头部剂量体模和腹部剂量体模测定，“国家计量检定规程JJG961-2001”规定，对头部剂量体模，其中心和边缘各点有用线束射线吸收剂量均低于50mGy；对腹部剂量体模，其中心和边缘各点有用线束射线吸收剂量分别低于20mGy和80mGy。

CT临床检查时，患者所受到的辐射剂量除受设备及扫描和曝光条件（管电压、管电流、Pitch等）影响外，还与人体本身胖瘦和扫描范围有关。扫描范围越小，层厚越厚，患者所受到的辐射剂量就越低。

均匀物质的图像上，某一区域内CT值偏离平均值的程度。噪声水平H用下式表示：

式中：

感兴趣区中CT值的标准差；

“国家计量检定规程JJG961-2001”规定，当满足上述剂量要求时，噪声水平应不大于0.35%。

描述中心区域与边缘区域CT值的偏差程度。“国家计量检定规程JJG961-2001”规定，当满足上述剂量要求时，剂量体摸中心感兴趣区中平均CT值与边缘各点的平均CT值之间的偏差不应超过4HU。

用不同密度材料的CT值来描述CT值的线性，反映CT值与密度的相关性。

SPECT/CT及PET/CT中的CT采集与常规专用CT相同。

快速采集X线透射图，利用透射图，精确选择确定检查的部位，确定CT或SPECT/CT及PET/CT扫描范围。

按照上述的CT扫描范围，进行CT扫描，并重建CT融合用图像。目前的SPECT/CT和PET/CT，在10～30秒内可完成全身的CT扫描。采集的同时，重建图像。

为了减少患者的辐射剂量，根据需要选择X线的管电流值。如果CT扫描的目的只做为衰减校正，则管电流只需0.5mA；如果CT扫描的目的既要衰减校正又要和PET图像融合，则管电流需要30mA，此时对患者的辐射剂量要增加数倍；如果CT扫描的目的不仅要衰减校正和图像融合，还要有诊断功能，则管电流需200mA，此时对患者的辐射剂量比只做衰减校正高数十倍。

在PET/CT中，由于CT成像的X线能量（70—140keV）与PET成像的γ射线能量（511keV）不同，组织对X线和γ射线的衰减系数不同，对同一种组织，射线能量越高，吸收系数越小。对不同的组织，吸收系数随射线能量的变化不同，如图2-2所示。需将各种组织将对X线的衰减系数转换成对γ射线的衰减系数，才能对PET进行衰减校正。

对511 keV射线的吸收系数与对X线的吸收系数之比称为刻度因子，软组织的刻度因子为0.5，骨组织的刻度因子为0.41。将CT图像上各点的吸收系数乘以刻度因子，得到衰减校正图。