体素是体积单位，是指在CT扫描中，根据断层设置的厚度、矩阵的大小，能被CT扫描的最小体积单位，体素作为体积单位，它有三要素，即长、宽、高。通常CT中体素的长和宽都为1mm，高度或深度则根据层厚可分别为10mm、5mm、3mm、2mm、1mm等。像素又称像元，是构成CT图像最小的单位，它与体素相对应，体素的大小在CT图像上的表现，即为像素。

矩阵是像素以二维方式排列的阵列，它与重建后图像的质量有关。在相同大小的采样野中，矩阵越大像素也就越多，重建后图像质量越高。目前常用的采集矩阵大小基本为512×512，另外还有256×256和1 024×1 024。CT图像重建后用于显示的矩阵称为显示矩阵，通常为保证图像显示的质量，显示矩阵往往是等于或大于采集矩阵，例如，采集矩阵为512×512时，显示矩阵常为1 024×1 024。

CT值是CT重建图像中一个像素的数值，它是一个相对值，通常以水的衰减系数作为参考（见本章第二节）。

窗口（window）技术是根据人眼的视觉特性采用计算机设置的不同灰度标尺。窗口的设置包括了全部约4000个CT值范围，根据人眼的需要可相应调节，以适应诊断需要。窗口技术通常采用窗宽和窗位的设置来调节，窗宽在实际操作或文献中常用符号W（width）表示，窗位常用符号 C（center）或 L（level）表示。

空间分辨力（spatial resolution）又被称为高对比度分辨力（high contrast resolution），是在高对比度情况下（△CT>100HU）区分相邻最小物体的能力，它是测试一幅图像质量的量化指标，其结果通常以毫米（mm）为单位或用每厘米的线对数（LP/cm）表示。

空间分辨力通常采用两种方法来测试和表示。一种是采用成对排列、黑白相间的分辨力测试体模或由大到小排列的圆孔测试体模测试表示；另一种是采用调制传递函数（modulation transfer function，MTF）测试表示。采用黑白线条体模测试以线对数（LP/cm）表示，而用圆孔体模测试则以毫米线径数（mm）表示。

空间分辨力受CT成像的几何因素和图像重建的算法影响。其中成像几何因素是指成像过程中与数据采集有关的元器件和参数的设置，它们包括X线管焦点的尺寸、探测器孔径的大小、扫描层厚、焦点扫描野中心和探测器距离以及采样距离；重建算法主要是指图像重建过程中采用的不同算法，如平滑（软组织）算法、边缘增强（高分辨力）算法。

CT扫描机的固有分辨力主要取决于探测器孔隙的宽度，其次是X线管焦点的尺寸、患者与探测器的相对位置等。CT尽管采集的是三维信息，但最终的图像显示仍是二维的，它包含的第三维实际上是层厚。若层厚增加，则第三维的信息也增加，在图像中其像素显示的不过是体素所含全部组织的平均值而已。对于既含骨骼又含肌肉软组织的体素而言，其CT值不过是所有组织的平均值，具体的数值取决于各组织所占的比例。在CT的临床应用中，受人为因素影响的空间分辨力因素如下所述：

1）射线束的宽度：射线束的宽度对空间分辨力有着举足轻重的影响。通常，射线束的宽度大小首先受X线管焦点大小的影响，焦点越大射线束宽度越大；其次与焦点-物体和物体-探测器距离有关，该距离越大射线束宽度越大，较宽的射线束，其扫描成像结果的图像相对较模糊；再次是探测器的孔径大小也与有效射线束宽度相关，即某已知大小的射线束，通过被检查者到达探测器，根据探测器的孔径大小被分解成相对独立的射线束，相对探测器而言，射线束的宽度受探测器孔径大小的影响。

2）扫描层厚：一般认为，层厚越薄空间分辨力越高，密度分辨力越低；反之，层厚越厚空间分辨力越低，密度分辨力越高。改变层厚对于空间分辨力和密度分辨力的影响是矛盾的，因为增加层厚，在扫描条件不变的情况下，X线的光通量增加，探测器接收到的光子数增加，结果改善了密度分辨力，却降低了空间分辨力。

3）滤波函数：改变图像的滤波函数可影响空间分辨力。如采用高分辨力的算法，其分辨力高于标准和软组织算法，但同时噪声也增加。一般，各部位所用的各种不同的算法互相不能通用。另外，改变算法提高分辨力受机器本身固有分辨力的限制，并不能超过机器本身的固有分辨力。

4）显示矩阵和重建矩阵：通常矩阵有显示矩阵和重建矩阵之分。一般地说，矩阵越大图像的分辨力越高，但并不是矩阵越大图像的质量越好，这是因为矩阵增大像素减小，同时每个像素所得的光子数减少，使像素噪声增加，并且使密度分辨力降低。如使用320×320矩阵不能区分脑的灰质和白质，但改用160×160矩阵却能将两者明确区分。一般在高对比的部位，如头部的五官、肺和骨骼等，采用大的矩阵效果较好。

密度分辨力（density resolution）又称低对比分辨力（contrast resolution），是在低对比度情况下（△CT<10HU）分辨物体微小差别的能力。密度分辨力常以百分单位毫米数表示（%/mm），或以毫米百分单位表示（mm/%）。通常CT扫描机密度分辨范围为0.25%～0.5%/1.5～3mm，大多数CT扫描机在头颅扫描时能分辨0.5%/2mm的密度差。密度分辨力往往还与测量时所采用的剂量大小有关，在选购CT扫描机时，还应注意厂商在测量密度分辨力时所采用的剂量大小。

在常规X线摄影中，我们通常无法得到如此高的密度分辨力。常规X线摄影只能在骨和软组织之间区分，因为肌肉和脂肪的密度和原子序数太接近，它们的原子序数分别为13.8和7.4，X线的记录介质只能笼统地把这些组织显示为软组织阴影。而CT的低对比度分辨力要大大优于常规X线摄影，CT能对密度差别非常小的组织成像，X线摄影的低对比度分辨力约为10%。

密度分辨力的测试通常用一种低对比度分辨力塑料模体，上面分别钻有直径2～8mm不等的小孔，孔内注满水或其他液体（酒精或糖水），使CT值的差保持在0.5%。另一种方法是将塑料薄膜（或胶片）中间钻孔置于水模中，利用部分容积效应测试低对比度分辨力。扫描时，X线大部分通过水，小部分由塑料薄膜吸收，形成模糊的、低对比度图像。根据结果所得的CT图像，寻找能看到的最小孔径，必须一整排孔都能看到才有效。能看到的孔径越小，CT扫描机的密度分辨力越高。在质控测试中，上述两种方法都很难定量，通常的做法是将在正常情况下所测得的结果，作为以后质控测试比较数据来使用。

密度分辨力受扫描层厚、像素噪声、重建算法、光子的数量、物体的大小、物体的对比度和系统MTF的影响，其中像素噪声是主要影响因素。像素噪声的定义是匀质水模一限定范围内CT值的标准偏差，它是在匀质断面图像中像素的点与点之间CT值的随机波动和它的平均值离散的测量。如果没有像素噪声，那么系统MTF将足够表述密度分辨力。噪声可通过增加X线的光子数量，即增加扫描条件得到改善，日常工作中采用小的层厚须加大扫描剂量，就是因为小的层厚减少了X线的光子量。另外，患者的体型也影响射线的衰减，体型越大则到达探测器的光子数量越少，从而影响了密度分辨力。重建算法对密度分辨力和空间分辨力的影响是矛盾的，边缘增强算法使图像的边缘更清晰、锐利，但降低了图像的密度分辨力；而平滑算法提高了密度分辨力，边缘、轮廓表现不及边缘增强算法。

与常规数字X线摄影相比，CT具有更高的密度分辨力，这是因为，CT图像层面的上下没有重叠，X线束高度准直，散射线少，采用了高灵敏度的探测器。

1）光通量：光通量即X线通过患者后的光子数量，其数量的多少受曝光条件的影响，即kVp、mA和时间。曝光条件越大，X线的光子数量越多，其中mA和时间增加X线光子的数量，kVp增加物体的对比度。光通量还受被扫描物体的厚度、密度和原子序数的影响。

2）扫描层厚：扫描层厚改变的作用如前所述，增加层厚，光子数增加，密度分辨力提高；反之则降低。

3）重建算法：重建算法也可影响CT的密度分辨力。如将高分辨力重建算法改为软组织平滑算法，则可减少噪声，使图像的密度分辨力提高。

时间分辨力（temporal resolution）指完成两个连续动作的最小间隔时间。在CT成像系统中的时间分辨力指扫描完成两次图像重建所需数据的采集时间间隔，单位时间内采集图像的帧数是衡量准确成像和显示运动解剖结构能力的重要参数之一。

CT扫描机的时间分辨力主要是指机架旋转一周的时间即旋转时间（rotation time），T _R量纲为ms，也可表达为机架旋转速度（gantry rotation speed，GRS），量纲为ms/rot。为达到最高时间分辨力，则需选用最快的机架旋转速度GRS _max。目前采用磁悬浮技术时GRS可达250ms/rot。

提高时间分辨力可以减少运动伪影，但也会牺牲一定的空间分辨力，X线管等机械运动产生的伪影导致影像模糊或造成解剖结构变形。临床实践中应全面考虑患者和设备的实际情况合理设置参数，以获取满足诊断需要的图像为标准。在以下情况下，时间分辨力比空间分辨力重要：

1）运动器官成像。

2）外伤及危重患者。

3）胸部、腹部检查，但不能屏气的患者。

4）大范围检查，如多个器官的检查、周围血管检查等。

5）灌注成像。

6）动态增强扫描。

7）不配合检查的患者如婴幼儿、老年患者等。

用相机照相时，拍摄运动物体需要调节快门，使用短的曝光时间；同样，在CT检查中，运动脏器的成像也需要在保证一定图像质量的前提下提高采集速度。

在多层螺旋CT中，时间分辨力还与容积扫描覆盖范围和层面图像采集速度有关，这些因素共同决定设备的动态扫描性能。如在心脏成像时，时间分辨力的高低决定了这台CT扫描机临床应用的适应性和范围。

心脏是一个运动快速、复杂而有节律的器官，它围绕自己的轴进行舒缩和旋转运动。其运动还与心率及心律有关。在CT扫描时，心脏在数据采集期间出现位移，造成运动伪影，影响图像的清晰度。这就对CT扫描机的时间分辨力提出了较高的要求。不论是前门控逐层扫描还是后门控螺旋扫描，都需要足够短的旋转时间。心脏CT成像有一个摆脱心率限制的“金标准”：单扇区时间分辨力小于100ms。

为了提高冠状动脉CT检查的时间分辨力，采用了多扇区重建技术。单扇区和多扇区重建（single sector and multi sector reconstruction）是冠状动脉CT检查的专用术语。一般地，图像重建采用180°的扫描数据，称为单扇区重建（半重建算法）；采用不同心动周期、相同相位两个90°的扫描数据合并重建为一幅图像称为双扇区重建；采用不同心动周期、相同相位的4个45°扫描数据合并重建为一幅图像称为多扇区重建。

这样，单扇区重建技术时间分辨力达到了T _R/2，多（n）扇区重建技术时间分辨力达到T _R/（2×n），这就为心脏扫描提供了条件。

为提高扫描速度，螺旋扫描时最常用的方法是选用较大的螺距，而在冠状动脉成像时则不可采用这个方法，冠状动脉成像常采用最小的螺距，约0.2～0.4，扫描射线的重叠约为80%～60%。

在CT中，部分容积效应主要有两种现象：部分容积均化和部分容积伪影。CT成像时CT值的形成和计算，是根据被成像组织体素的线性衰减系数计算的，如果某一体素内只包含一种物质，CT值只对该单一物质进行计算。但是，如果一个体素内包含有三个相近组织，如血液（CT值为40）、灰质（CT值为43）和白质（CT值为46），那么该体素CT值的计算是将这三种组织的CT值平均，最后上述测量的CT值被计算为43。CT中的这种现象被称为“部分容积均化”。部分容积现象由于被成像部位组织构成的不同可产生部分容积伪影，如射线束只通过一种组织，得到的CT值就是该物质真实的CT值；射线束如同时通过衰减差较大的骨骼和软组织，CT值就要根据这两种物质平均计算，由于该两种组织的衰减差别过大，导致CT图像重建时计算产生误差，部分投影于扫描平面并产生伪影被称为部分容积伪影。部分容积伪影的形状可因物体的不同而有所不同，一般在重建后水平面图像上可见条形、环形或大片干扰的伪像，部分容积伪影最常见的和典型的现象是在头颅水平面扫描时颞部出现的条纹状伪影，又被称为‘Hounds field’氏伪影，这种现象也与射线硬化作用有关。

原始扫描数据经计算机采用特定的算法处理，最后得到能用于诊断的一幅水平面图像，该处理方法或过程被称为重建或图像的重建。而重组是不涉及原始数据处理的一种图像处理方法。如多平面图像重组、三维图像处理等。在以往英文文献中，有关图像的重建的概念也有些混淆，三维图像处理有时也采用重建（reconstruction）一词，实际上，目前CT的三维图像处理基本都是在水平面图像的基础上，重新组合或构筑形成三维影像。由于重组是使用已形成的水平面图像，因此重组图像的质量与已形成的水平面图像有密切的关系，尤其是层厚的大小和数目。一般，扫描的层厚越薄、图像的数目越多，重组的效果就越好。

在CT扫描中，当病变组织和器官与正常组织密度接近时，其对X线的吸收差就很小，形成的CT图像的自然对比度也就很低，使病变组织不易显示。当引入对比剂后，不同的组织结构，不同的病变性质，对比剂吸收的数量（含碘量）和分布（碘分布）都有各自的特点和规律。这样，两种组织对X线的吸收差加大，形成的图像对比度增加，使病变组织和正常组织的界线清晰。其密度、形态、大小等显示更为突出，有利于病变的检出和诊断。

单次大量快速注射法，亦称团注法：以每秒2～5ml的速度将碘对比剂（根据被检者身高、体重、血管情况等合理设置注射速度，计算对比剂用量）经静脉注射，为目前常用的增强检查方法。

伪影是由于设备或患者所造成的，与被扫描物体不相符的，出现在重建影像中的结构及个别像素或某一区域性的CT值的错误。它在图像中表现各异，并可影响诊断的准确性，有时候由于某些原因造成的图像畸变也被归类于伪影。根据造成的原因不同，伪影可以分成两大类：患者造成的伪影和设备引起的伪影。

由患者造成的伪影多数为运动伪影。人体内一些不自主器官如心、肺、肠等的运动和检查时患者的体位移动可形成条状伪影；患者身上携带的金属物可产生放射状伪影；在软组织与骨的边缘也可产生条纹状伪影，这是因为密度突然下降，产生了高的空间频率分量，使空间采样频率不足所致。

由设备系统性能所造成的伪影，影响因素较多。有些伪影是由于设备运行的不稳定所造成的，如由于探测器之间的响应不一致，可造成环状伪影，由于投影数据测量转换的误差，可导致直线状伪影，另外，采样频率较低也可产生直线状伪影，而由于射线硬化，则可产生宽条状伪影。另外，由于患者体位摆放不正确（如未放在扫描范围内），也可产生伪影。

根据形态不同，伪影可划分为条状伪影、阴影状伪影、环状伪影、带状伪影和畸变。