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 _o，穿过x厚度的物体，其透射的X射线的强度I = I _oe ^-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 。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，求出各体素对X射线的衰减系数µ _i，各体素的衰减系数即构成CT图像。

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，因此显示的实质是组织密度的差异，属于解剖影像。

吸收系数是绝对值，人体各种软组织的吸收系数相差很小，为了突出描述组织的密度差异，引入CT值（CT number），CT值是一个与体素吸收系数成正比的相对值，它线性放大了各组织间吸收系数的差异。

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。由上式可知：水的CT值为0，空气（µ _空气≈ 0）的CT值为-1000。

目前PET/CT上使用的CT为多层螺旋CT。

CT主要由机架（gantry）、扫描床及控制扫描和图像重建的计算机组成。在SPECT/CT、PET/CT中，CT机架与SPECT、PET的机架组装在一起，而扫描床和计算机与SPECT、PET共用。

机架是CT的主要组成部分，其外形是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技术的80%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，再经过倍压器（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。

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溢出，并被高压电场向着阳极方向加速，最后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用的探测器为固体探测器。新一代探测器的闪烁体为高密度的多晶陶瓷，具有对X线吸收能力强、光输出率高、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，CT的探测单元比PET的小许多，其大小为0.5～1.25mm。

滑环技术（slip ring technique）是CT采用的一种重要技术。在滑环技术之前，由于连接电缆的限制，CT的旋转（X线球管和探测器）只能是正、反转交替进行，极大影响了数据采集速度。滑环技术解决了旋转部件（X线球管和探测器）的供电和控制信号的传入及探测数据的传出问题。滑环有两组：一组是电力滑环，由固定的碳刷直接压在旋转的铜环上连通。电力滑环为球管和探测器提供电源；另一组是数据滑环，由固定的电极板和旋转的铜环形成电容耦合（非接触）连通。数据滑环负责控制信号的传入及探测数据的传出。滑环技术使CT的X线球管和探测器围绕着人体长轴连续高速旋转成为现实。

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再继续扫描。螺旋CT采用滑环技术，球管和探测器绕人体长轴连续高速旋转的同时，扫描床同步匀速递进，在人体上的扫描轨迹呈螺旋状前进，可快速、不间断地完成局部至全身的容积扫描。

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。

多排CT：指的是在CT轴向并排排列的探测器单元个数，如8排、16排、32排等。它们均指对应的探测器单元有多少排。

多层CT：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。单层CT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，单层CT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4排、8排（两排并一排使用）等。同样64层CT的探头不一定都有64排，32排（通过飞焦点或共轭采集技术）探测器也可获得64层图像。多层CT的层数及断层厚度是可变的，而PET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。

机架的检查孔径是表征CT性能的一项重要指标，常规CT在结构上大体形成三类规格：

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CT模拟定位，为方便体部定位架的摆放和成像而增大孔径。

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X线发生器功率越来越大。追求减少患者不必要的曝光剂量，就要求X线发生器具有在曝光期间快速调整管电流和管电压的能力。

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，由于组织密度的不同，对X线的硬度和强度要求也有差别，若能根据组织的吸收情况来时时自动调制X线的输出，就可实现保证图像质量稳定的同时减少患者不必要的曝光剂量。

X线球管是CT设备关键的部件，也是最昂贵的消耗品。球管的热容量决定球管能承受螺旋扫描连续曝光时间的长短。

管球的价格与热容量相关，基本上平均每MHU热容量10多万元，其寿命十万次到几十万次。因此球管成了CT运行中最大的成本开销。

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80～140keV。

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线强度过低，会因信息量少而影响图像质量，强度过高会增加患者的辐射量。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；用来图像融合则需30mA；若用作诊断需200mA。

探测器的性能是影响CT性能的重要因素。CT技术的发展一半因素取决于探测器。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。

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。

指沿轴向排列的探测单元个数。探测器的排数越多，采集视野越大，采集时间越短。另外，因探测器接受X线的宽度要小于照射宽度，否则图像就会出现伪影，但照射在检测器之外的射线不对图像产生任何贡献，增加了患者的X线辐射量。因此排数越多，无效射线就越少。

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。

目前，CT探测器材料为稀土陶瓷。如（Y，Gd）2O3∶Eu，掺杂铕的氧化钇钆；Gd2O2S∶Pr，Tb.，掺杂镨（铽）的硫氧化钆等。

扫描速度指机架环携同探测器旋转一圈（360º）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。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，也是扫描床可移动的距离。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。

扫描视野指横向扫描的视野，即可重建横断面影像的范围，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。也有些设备分的更细一些，可多达5种扫描野。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。

层厚指横断图像所代表的组织厚度，由探测器的实际检测宽度决定。

层厚越小，轴向空间分辨力越高。但是，层厚越小，探测器单元接受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。

螺距是针对螺旋CT的指标。螺距指数（pitch factor）定义：

式中：Δd为CT每旋转一圈检查床沿z轴移动的距离；T为层厚；N为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。

床的移动距离和探测宽度相等时螺距指数为1，此时每旋转一周，正好扫描宽度为探测宽度；床移动距离大于探测宽度时，螺距指数大于1，此时采集的数据量少，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。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。

高对比度分辨率（high contrast resolution）是描述CT图像质量的指标之一，反映空间分辨能力。CT空间分辨率用在一定调制传递函数（modulation transfer function，简称MTF，为PSF的傅里叶变换）值下每厘米可分辨的线对数，如：18lp/cm@0%MTF，表示MTF = 0时，1cm中可分辨的线对数为18。

低对比分辨率也称低密度对比分辨率，表示CT图像分辨密度差异很小的两种组织的能力。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，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。

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。

高对比度分辨率和低对比分辨率是反映CT在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率，应使用平滑滤波，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，应选用增强高频信号的滤波函数。

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：

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为积分范围内所进行的轴向扫描层数；T为扫描的层厚。

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。

加权的CTDI ₁₀₀，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与设备设计构造、扫描和曝光条件（kV、mAs、层厚、Pitch等）以及测量用的体模有关。

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： 为感兴趣区中CT值的标准差；k = 1000HU

描述CT图像中心区域与边缘区域CT值的偏差程度。

描述CT值与密度是否具有成正比的关系。

快速采集X线透射图，利用透射图精确选择检查的部位，确定CT和PET或SPECT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PET/CT，在几秒内可完成全身的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扫描的目的只为衰减校正，则管电流只需0.5mA；如果目的是和PET或SPECT图像融合定位，则管电流需要30mA，此时对患者的辐射剂量要增加数倍；如果目的还有诊断作用，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。

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，需将各种组织将对X线的衰减系数转换成对511keV的γ射线的衰减系数，才能对PET进行衰减校正。

511keV射线的吸收系数与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。