CT是医学影像领域最早使用数字化成像的设备。

CT图像的基本特征可用两个词概括：即“数字化”和“体积信息”。数字化图像的最小单位为像素；而无论层厚大小，横断面的扫描层面始终是一个三维的体积概念。

根据雷登（J.H.Radon）的数字成像基本理论，一幅人体层面的图像可从任意方向产生，但目前CT成像所采用的方式是横断面成像。

●　普通X线摄影也是利用X线的穿透作用，通过患者后的X射线由于X线透过物体后的衰减差，形成一幅射线衰减强度不同的图像，该衰减图像被感光材料或其他感光记录装置接收，能被人眼识别，用于医学影像诊断。

●　与CT比较，普通X线摄影有一些缺点。首先是影像重叠，因为普通X线摄影是利用近似为点状的X射线源发出X射线，通过物体的衰减吸收后，在接收介质上得到的是一幅二维的、各组织结构互相重叠的图像，其密度的大小受X线穿过一个三维物体衰减投影值大小的影响，并且沿射线方向的投影没有空间上深度的分辨能力。其次是密度分辨力低，普通X线摄影或透视只能区分密度差别大的脏器如肺、骨骼等，对密度差别不大的脏器如肝、胰等大部分组织脏器则无法显示，或须借助对比剂才能显示。第三是常规X线摄影基本根据被照射物体质量的变化，而无法区分总体质量相同数量有所不同的变化，如一个物体体积相同，但物质的密度和原子序数不同；另一个物体密度和原子序数相同，但物体体积不相同，结果经X线照射后可产生相同的灰阶密度。

●　普通体层摄影是X线管和胶片同时相向运动，而中间作为支撑的某一点则固定不动，结果使得支撑点（欲观察平面）层面图像清晰，相应的上下层面模糊，获得体层摄影的效果。除去X线摄影上述的三个缺点，普通体层摄影还有一些不足之处，即观察层面外的结构只是模糊并未去除，它还是存在于最终的照片上；其次由于照射野较大，大量的散射线影响照片的质量。普通X线摄影和普通体层摄影的共同缺点是密度分辨力较差，它们无法分辨射线衰减差较小或组织密度较接近的组织和器官，如脂肪、水、胰脏、肝脏和脑的灰质、白质等。

●　作为X线摄影和体层摄影共同使用的成像介质胶片，它只能区分5%～10%的X线强度差，其敏感性不足以区分密度差如此小的组织和器官，而且，一经照片记录成像，对比度和灰度则无法调节。

●　普通X线摄影的成像方式是，在X线行进方向上射线衰减强度的叠加投影，其最终在接受介质显示的是一个总和密度或衰减值；而CT或层面成像则是直接计算层面中的每一个体素值，各个体素之间的密度差或对比值只由该体素所包含的组织成分决定，基本不受邻近组织或重叠结构的影响。

●　由于普通X线摄影成像方式的限制，上述普通X线摄影的三大缺点，采用任何改进措施如增加辐射剂量、改变接收器类型或采用数字图像处理，都无法根本改变这种情况。

●　CT的成像或数据采集主要包括两个方面的内容：从不同方向检测射线通过被成像物体后的空间分布量，以及从所采集的数据中计算无重叠的图像。

●　普通X线摄影中，通过物体后的射线衰减强度被记录，并以灰阶形式显示用于诊断；在CT扫描中，不仅通过物体后的射线衰减强度被记录，而且从X射线源至探测器之间未通过物体的原发射线也被记录，并用于计算每一条射线的衰减值。

●　CT的成像是利用了X射线的衰减特性，这一过程与X线的基本特性有关。

●　X射线通过患者后产生衰减，根据Lambert Beer定律衰减，其通过人体组织后的光子与源射线是一个指数关系，在CT成像中是利用了衰减的射线并重建成一个指定层面的图像。衰减是射线通过一个物体后强度的衰减，其间一些光子被吸收，而另一些光子被散射，衰减的强度大小通常与物质的原子序数、密度、每克电子数和源射线的能量大小有关。

●　在一匀质的物体中，X线的衰减与该物质的行进距离成正比。假定比例常数为µ，X线的行进路程为dX，穿过该物质后X线强度为dI，则：

将上式进行不定积分运算，其路径dX被看作是X线所通过物质的厚度，并以d表示，则上式可简单写成：

式中I是通过物体后X线的强度，I ₀是入射射线的强度，e是Euler’s常数（2.718），µ是线性吸收系数，d是物体厚度，这是X线通过均匀物质时的强度衰减规律，是经典的匀质物体线性衰减系数公式。

●　在CT中，线性衰减系数µ值相对较重要，因它与衰减量的多少有关，计量单位是cm ^-1。根据等式I=I ₀e ^-µd我们可以得到线性衰减系数µ值，即：

式中ln是自然对数，因在CT中I和I ₀都是已知的，d也是已知的，根据上式就可求得µ值。

●　单一能谱和多能谱射线的衰减不一样，单一能谱又称单色射线，其光子都具有相同的能；多能谱射线或多色射线中的光子具有的能量则各不相同。实际应用中的情况则以多能谱射线为主。

●　多能射线谱通过物体后的衰减并非是指数衰减，而是既有质的改变也有量的改变。即经衰减后光子数减少，射线的能量增加，并使通过物体后的射线硬化。在实际应用中，我们不能简单地将等式I=I ₀e ^-µd直接应用于CT多能射线谱的射线衰减，而只能用一大致相等的方法来满足这一等式。

●　根据X线的基本特性，我们已知道X线的吸收和散射有光电作用和康普顿效应，那么多能射线通过一个非匀质物体后的衰减大致可以用下述等式表示：

式中µ _p是光电吸收的线性衰减系数，µ _c是康普顿吸收的线性衰减系数。光电作用主要发生在高原子序数组织中，在某些软组织和低原子序数的物质中则作用较小；康普顿效应是发生在软组织中，在密度有差别的组织中康普顿效应的作用则有所不同。另外，光电作用与射线能量大小有关，而康普顿效应并非像光电作用那样随能量的增加而增加。

●　CT的扫描和数据的采集是指由CT成像系统发出的、一束具有一定形状的射线束透过人体后，产生足以形成图像的信号被探测器接收，同时，所产生的扫描数据与最终形成图像的空间分辨力、伪影密切相关。

●　在CT成像系统中，基本组成或必备的条件是具有一定穿透力的射线束和产生、接收衰减射线的硬件设备，其中，对射线束的要求包括它的形状、大小、运动的路径和方向。

●　简而言之，CT的成像是透射射线按照特定的方式通过被成像的人体横断面，探测器接收穿过人体的射线，将射线衰减信号送给计算机处理，经计算机重建处理后形成一幅人体内部脏器的横断面图像。

●　现在使用的CT机，一般有两种不同的数据采集方法，一种是一层一层即逐层采集法（序列扫描），另一种是容积数据采集法（螺旋扫描）。

●　逐层采集是X射线管围绕患者旋转，探测器同时接收采样数据，然后扫描机架停止旋转，患者床移到下一个扫描层面，重复进行下一次扫描，一直到全部预定的部位扫描完成。其间每一次只扫描一个层面（或多个层面）。容积数据采集法是螺旋CT扫描时采用的方法，即患者屏住呼吸的同时，扫描机架单向连续旋转X线管曝光，患者床同时不停顿单向移动并采集数据，其采集的是一个扫描区段的容积数据。

●　在传统CT扫描方法数据采集的第一步，X线管和探测器围绕患者旋转，根据不同的空间位置，探测器依据穿过患者的衰减射线采集数据，这一相对衰减值可由下式计算：

●　一般来说，一幅CT图像至少需要几百个采样数据，而每一个采样数据由相当量衰减射线构成。所以，一次扫描全部衰减射线可有下述关系式：

衰减射线总量=采样数×每次采样射线量

在理解采样过程中，我们还必须注意下述的情况：

●　X线管与探测器是一个精确的准直系统；

●　X线管和探测器围绕患者旋转是为了采样；

●　X线管产生的射线是经过有效滤过的；

●　射线束的宽度是根据扫描的要求严格准直的；

●　探测器接收的是透过人体后的衰减射线；

●　探测器将接收到的衰减射线转换为电信号（模拟信号）；

综上所述，CT扫描成像的基本过程是由X射线管发出的X射线经准直器准直后，以窄束或锥形束的形式透过人体被探测器接收，并由探测器进行光电转换后送给数据采集系统进行逻辑放大，而后通过模数转换器作模拟信号和数字信号的转换，由信号传送器送给计算机作图像重建，重建后的图像再由数模转换器转换成模拟信号，最后以不同的灰阶形式在显示器上显示，或以数字形式存入计算机硬盘，或送到激光相机拍摄成照片供诊断使用。

依据CT扫描的过程，其最终形成一幅CT图像可分为下述八个步骤。

●　患者被送入机架后，X线管和探测器围绕患者旋转扫描采集数据，其发出的X射线经由X线管端的准直器高度准直。

●　射线通过患者后，源射线被衰减，衰减的射线由探测器接收。探测器阵列有两部分组成，前组探测器主要是测量源射线的强度，后组探测器记录通过患者后的衰减射线。

●　参考射线和衰减射线都转换为电信号，由放大电路进行放大；再由逻辑放大电路根据衰减系数和体厚指数进行计算、放大。

●　经计算后的数据送给计算机前，还需由模数转换器将模拟信号转换为数字信号，然后再由数据传送器将数据传送给计算机。

●　计算机开始处理数据。数据处理过程包括校正和检验，校正是去除探测器接收到的位于预定标准偏差以外的数据；检验是将探测器接受到的空气参考信号和射线衰减信号进行比较。校正和检验是利用计算机软件重新组合原始数据。

●　通过重建计算机的各种校正后，由计算机重建程序作成像的卷积处理。

●　根据扫描获得的解剖结构数据，计算机采用滤过反投影重建算法重建图像。

●　重建处理完的图像再由数模转换器转换成模拟图像，送到显示器显示，或送到硬盘暂时储存，或交激光相机摄制成照片。

CT中，X射线的衰减系数以µ值表示。衰减系数µ值在CT中很难定量，它完全取决于所使用的光谱能量。

CT值（CT number/value），是由CT发明人亨斯菲尔德创建设定的、专用于CT的计量单位；是一个以水为零、相对于其他物质的衰减值。在实际应用中CT值也可被看作重建图像中一个像素的数值。CT值的计算公式如下：

式中µ _组织是组织的吸收系数，µ _水是水的吸收系数，k是常数。在CT发明的早期阶段，k值是500，因此每个CT值的百分比标尺为2%，后为便于计算，将k值定为1000，每个CT值的百分比标尺则成为1%，并将水的吸收作为参考值，在CT应用中水的CT值为0。

亨氏标尺的CT值无上限。一般医用CT扫描仪的CT值范围是-1024HU至+3071HU，有4096（=2 ¹²）个级差，像素灰阶等于12个比特（bits）。更大的扩展标尺主要用于工业上，但有时也用于医学影像诊断。

CT值的大小与组织的线性衰减系数有关（表2-2-1），每一个对应的数值都可用相应的灰阶表示。一般地说，软组织的µ值接近水的µ值，肌肉的µ值约比水µ值高5%，而脂肪的µ值约比水µ值低10%，脑灰白质间的µ值差约0.5%，比水µ值高约3.5%，骨的µ值约为水的两倍。

在CT的实际应用中，亨斯菲尔德将各种组织包括空气的吸收衰减值都与水相比较，并将致密骨定为上限+1000，将空气定为下限-1000，其他数值均表示为中间灰度，从而产生了一个相对吸收系数标尺。根据表2-2-2我们可以看到，人体大部分组织除致密骨和肺外，其CT值基本都位于-100～+100之间。

后来CT在临床上的作用被确认后，人们为了纪念亨斯菲尔德的不朽功绩，将这一尺度单位命名为HU，现在临床应用中，均采用HU作为CT值的测量单位。

线性衰减系数µ值的衰减受射线能量大小和其他一些因素的影响，射线能量改变后可产生穿透后光子衰减系数的变化，如射线能在60、84和122keV时，水的线性衰减系数可分别为0.206，0.180和0.166，同时光子能量大小也会影响CT值。

通常，CT值的计算是根据73keV时的电子能计算的，即CT扫描时有效射线能为230kVp，通过27cm厚的水模后得到的电子能。

CT扫描一般都使用较高的千伏值（120～140），这主要是因为：

●　减少光子能的吸收衰减系数；

●　降低骨骼和软组织的对比度；

●　增加穿透率，使探测器能够接收到较高的光子流。

使用较高的千伏值可增加探测器的响应系数，例如头颅扫描中，颅骨和软组织之间的吸收差，可显示在颅骨边缘软组织内的小病灶和减少射线束硬化伪影。由于CT值受射线能量大小的影响，在CT机中采取了一些措施，如CT值校正程序，从而保证了CT值的准确性。

CT的图像是由许多像素组成的数字图像。扫描后得到的原始数据在计算机内重建后的图像是由横行、纵列组成的数字阵列，也被称为矩阵。如CT图像的矩阵横行和纵列大小为80×80，则产生6400个像素。

由于任意扫描厚度的层厚都具有一定的深度，对于一个二维的矩阵而言，层厚是一个第三度的概念，即深度。像素加上第三度深度后，被称作为体素。

在临床应用中我们可以根据扫描的需要改变扫描野（scan Field of View，sFOV），从而可改变像素的大小。扫描野是指X线照射穿透患者后到达探测器，能被用于图像重建的有效照射范围。

根据已知的扫描野和矩阵大小，我们还可以利用下式计算出像素的大小：

一般，CT机的像素大小范围可在0.1～1.0mm之间，那么体素的大小不仅仅根据扫描的层厚（深度），也和矩阵尺寸、扫描野有关。

CT扫描图像的形成是X射线透过人体后的衰减，其数字矩阵中的每一个像素都可由相应的CT值表示，而像素由成像介质显示后又以灰阶形式表示，故一幅CT扫描图像同时包含了这两个要素。因而，CT图像的每一个像素在扫描中可被看作为由不同衰减的CT值组成，而在图像的显示时则显示为由一组灰阶组成。

目前，CT数字图像的灰阶大都为12个比特（2 ¹²=4096），即CT值范围从-1024HU至3071HU。由于无论是视频监视器甚至胶片都无法在一幅图像上同时记录全部的灰阶，因此在限定范围内显示诊断所需感兴趣区信息的方法，被称之为数字图像中的窗口技术或窗宽、窗位调节。

一般而言，人眼识别灰阶的能力大约在60级左右。在上述全灰度标尺范围内，只有当两个像素的灰度相差60HU时，人眼才能分辨出它们之间的黑白差，这相当于在全灰度范围内把从全黑到全白的灰阶只分成68个级差。

目前，CT显示系统灰阶显示的设定一般都不超过256个灰阶。

窗宽和窗位的调节在CT机中通常受操作台控制，调节窗宽窗位旋钮能改变图像的灰度和对比度，窗宽增加灰阶数增加，灰阶变长，显示图像中所包含的CT值也增加，同样小窗宽的显示图像则包含较少的CT值。

窗宽窗位的调节属于数字图像处理技术，它能抑制或去除噪声和无用的信息，增强显示有用的信息，但无论如何调节，窗宽窗位的改变不能增加图像的信息，而只是等于或少于原来图像中已存在的信息。

在CT图像中，一般CT值较低的部分（像素）被转换为黑色，而CT值较高的部分则被转换为白色。

由于人眼和显示器件无法显示如此多的灰阶，在实际应用中，我们常把显示灰阶（窗宽）设定在某个范围内。在显示窗中，已设定高于窗宽上限的像素全部被显示为白色，而低于窗宽下限的像素全部被显示为黑色。

一般情况下，窗宽增大图像对比度降低，而窗宽减小图像对比度增高。

窗位需根据不同的组织器官相应调节，通常按照所需显示组织或器官的平均CT值设置，即大致等于被显示解剖结构的平均CT值（图2-2-1）。另外，窗位的设定除了确定图像灰阶显示的位置外，还将影响图像的亮度。

根据窗宽和窗位的设计概念，我们可以计算出一幅显示图像大致的CT值范围。方法是将窗位减去窗宽除2和窗位加上窗宽除2，即为该窗设置的CT值范围，用数学式表示如下：

式中C是窗位，W是窗宽。如某一脑部图像的窗宽和窗位分别是80和40，那么它所显示的CT值范围为0～80。

●　目前常用的窗都属于线性窗，即当窗宽和窗位中某一设定不变而变化另一设置时，它的变化是线性的；而双窗、Sigma窗则属于非线性窗，它们的窗宽、窗位调节不能使窗的显示呈线性变化，如窗位调高图像变黑，或反之。

●　双窗是一种最普通的非线性窗。它的优点是能把两种不同类型的软组织同时在一张照片上显示，可以节省胶片，一般常用于肺部图像的显示。双窗的缺点是：在两种窗设置的移行区会形成一个边缘效应，对某些疾病的诊断可能造成一些影响。

窗宽、窗位使用通常遵循的原则是：

●　宽窗宽（400～2000HU）通常是用于组织密度差别较大的部位，如肺、骨骼；

●　窄窗宽（50～350HU）往往是用来区分组织密度较为接近的图像，如颅脑、肝脏。