20世紀80年代CT掃描機問世以來，根據其發展的時序和構造性能，大致可分成五代，而發展到螺旋掃描方式的CT掃描機則一般不再以代稱呼，現將各代CT掃描機的主要特點敘述如下：

第一代CT掃描機為旋轉-平移掃描方式，多屬頭顱專用機。X線管是油冷固定陽極，掃描X線束為筆形束，探測器一般是2～3個。掃描時，X線管和探測器環繞患者做旋轉和同步直線平移運動，X線管每次旋轉1°，同時沿旋轉反方向做直線運動掃描。下一次掃描，再旋轉1°并重復前述掃描動作，直至完成180°以內的180個平行投影值。這種CT掃描機結構的缺點是射線利用率很低，掃描時間長，一個斷面需3～5分鐘。

第二代CT掃描機仍為旋轉-平移掃描方式，與第一代CT掃描機相比沒有本質差別。掃描X線束由筆形改為5°～20°的小扇形束，探測器增加到3～30個，平移掃描后的旋轉角度由1°提高到扇形射線束夾角的度數，掃描的時間縮短到20～90秒。與第一代CT掃描機相比，第二代CT掃描機縮小了探測器的孔徑，加大了矩陣，提高了采樣的精確性，使圖像質量有了明顯的改善。這種掃描方式的主要缺點是：由于探測器排列成直線，對于扇形的射線束而言，其中心和邊緣部分的測量值不相等，需要進行掃描后的校正，以避免偽影的出現而影響圖像質量。

第三代CT掃描機改變了掃描方式，為旋轉-旋轉方式。X線束是30°～45°較寬的扇形束，探測器數目增加到300～800個，掃描時間進一步縮短到2～9秒或更短。這種方式的探測器或探測器陣列排列成彼此無空隙的弧形，數據的采集以X線管為焦點，隨著X線管的旋轉得到不同方位的投影，這種排列使扇形束的中心和邊緣與探測器的距離相等，無需進行距離測量差的校正。這種掃描方式的缺點是：掃描時需要對每一個相鄰探測器的靈敏度差異進行校正，否則同步旋轉的掃描運動會產生環形偽影。而所謂的旋轉-旋轉方式是X線管做360°旋轉掃描后，X線管和探測器系統仍需反向回到初始掃描位置，再做第二次掃描。近年發展的螺旋CT掃描方式，其基本結構仍歸類為第三代CT掃描機，但它采用了滑環技術，取消了往復式的旋轉，是單向的連續旋轉。

第四代CT掃描機的掃描方式只有X線管的旋轉。X線束的扇形角比第三代CT掃描機更大，達50°～90°，因此也減少了X線管的負載，使掃描速度可達1～5秒。這一類的CT掃描機具有更多的探測器，可達600～1 500個，全部分布在360°的圓周上。掃描時，沒有探測器運動，只有X線管圍繞患者做360°的旋轉。與第三代CT掃描機掃描方式不同，在第四代掃描方式中，對于每一個探測器來說所得的投影值，相當于以該探測器為焦點，由X線管旋轉掃描一個扇形面而獲得，故此種掃描方式也被稱為反扇束掃描。由于第三代CT掃描機的探測器在性能不穩定時易產生環形偽影，而采用了第四代的設計，第四代CT掃描機的探測器可獲得多個方向的投影數據，故能較好地克服第三代CT中出現的環形偽影，但隨著第三代CT掃描機探測器穩定性的提高，并在軟件上采用了相應的措施后，第四代CT掃描機探測器數量多且在掃描中不能充分發揮作用，相對于第三代CT掃描機已無明顯的優越性。

第五代CT掃描機又稱電子束CT，它的結構明顯不同于前幾代CT掃描機。它由一個電子束X線管、一組864個固定探測器陣列和一個采樣、整理、數據顯示的計算機系統構成。最大的差別是X線發射部分，它有一個電子槍、偏轉線圈和處于真空中的半圓形鎢靶。掃描時，電子束沿X線管軸向加速，電磁線圈將電子束聚焦，并利用磁場使電子束瞬時偏轉，分別轟擊4個鎢靶。掃描時間為30毫秒、50毫秒和100毫秒。由于探測器是排成兩排216°的環形，一次掃描可得2層圖像；還由于一次掃描分別轟擊4個靶面，故總計一次掃描可得8層圖像。

螺旋CT掃描機改變了以往掃描方式，是連續、單向的旋轉，射線束仍為大扇束。單層螺旋CT的螺旋掃描時間是1秒左右，而多層螺旋CT目前掃描的最短時間為0.25秒，1次掃描時間更短。單層螺旋CT的探測器數目與第三代CT掃描機相比沒有數量的增加和材料的改變，但是多層螺旋CT的探測器不僅在數量上有較大的增加，而且改用了超高速的稀土陶瓷等新型材料，使射線的利用率大大提高，從原來的50%左右上升到99%。射線束角度與以往的非螺旋CT掃描機相似。掃描層數在單層螺旋機中仍為每次1層，在多層螺旋機中1次掃描最多可達640層，結合層厚、掃描通道的組合運用，已可滿足心臟等動態器官的成像需要。單層螺旋CT只是提高了連續掃描的能力，而多層螺旋CT不僅掃描速度快、覆蓋范圍大，而且幾乎能做人體所有器官的掃描檢查。

非螺旋CT的探測器之間通常有一個很小的間隙，為了減少掃描測量誤差，新的設計將探測器移動四分之一距離，產生濾線柵樣作用，結果得到兩組不同的采樣數據。將兩組數據用于圖像重建，可得到較好的圖像質量。

現在的CT掃描機都采用滑環結構，它可以分別作非螺旋方式掃描和螺旋方式掃描，非螺旋方式掃描時機架上的滑環也是單向連續旋轉，根據掃描參數的設置做定時、間斷的掃描。

非螺旋CT掃描通常是患者和檢查床固定的情況下，機架旋轉、X線曝光，同時采集一個層面掃描的原始數據，由計算機作圖像重建后傳送給顯示器顯示，在兩次掃描的間隔時間內移動床位，準備下一層面的掃描，在掃描時患者屏住呼吸，掃描間隔的停頓時間，患者被允許呼吸，如此周而復始，直至掃描完預定的整個檢查部位或器官。一般，這一過程必須經歷4個步驟才能完成，即X線管和探測器系統啟動加速、X線管曝光采集掃描數據、X線管和探測器系統減速停止和檢查床移動到下一個檢查層面。而螺旋CT掃描，是在X線管-探測器系統連續旋轉的基礎上，患者隨床一起以一定的速度縱向連續運動，同時X線連續曝光并采集數據，掃描完畢，可根據需要進行不同層厚和層間距的圖像重建。從以上簡單的歸納，我們看到非螺旋CT逐層掃描的方法有很多不足之處：①由于X線管電纜的制約使一次檢查的時間相對較長，因為X線管-探測器系統的旋轉為避免電纜的纏繞必須反轉，而這一機械逆向運轉又減緩了下一次啟動的速度；②由于患者的屏氣、呼吸、再屏氣造成了呼吸幅度的不一致，有可能造成被檢查部位中的小病灶的遺漏；③同樣由于呼吸的原因，在多平面重組和三維成像的圖像中會產生階梯狀偽影；④由于非螺旋CT掃描需要不斷地啟動停頓，整個檢查時間長，在增強掃描檢查中，可能難以抓住最佳對比劑顯示時機，一個檢查部位的增強掃描，增強效果較好的往往可能只有幾層。

螺旋CT采用了滑環技術，去除了X線管和機架連接的電纜，X線管-探測器系統可以單向連續旋轉，每旋轉360°一般為1秒左右，使掃描的過程明顯加快。又因為掃描時檢查床同時單向移動，X線管焦點圍繞患者旋轉的運行軌跡形成一個類似螺旋管，它采集的不是一個層面的數據，而是一個器官或部位的掃描數據，因而這種掃描方法又被稱為容積掃描（volume CT）。容積掃描一般有以下要求：①基于滑環技術的掃描架連續旋轉運動；②檢查床單向連續移動；③X線管的負載增加，一次旋轉X線管的電流輸出常常大于200mA，以適應容積數據采集的需要；④X線管冷卻性能必須提高；⑤采用螺旋掃描加權圖像重建算法；⑥大容量的內存，適應大容量、快速數據采集的要求。

容積掃描和非螺旋掃描最大的不同是數據的采集方式，在容積掃描方式中，X線管運行軌跡的半徑（焦點至旋轉中心）等于運行距離，因而能夠得到一個完整的容積采集數據。在螺旋方式掃描時，檢查床的平移速度必須恒定也不能太快，否則會使重建后圖像產生運動偽影，甚至使患者產生眩暈，一般為10～20mm/s。螺旋掃描因不同于非螺旋掃描方式，所以有下述一些新的概念：①沒有明確的層厚概念，因此無法按照非螺旋掃描方法來確定層厚；②根據螺旋掃描的運行軌跡，層面表示也完全不同。非螺旋掃描經過360°旋轉，采集到的是一層完全平面的掃描數據，而螺旋掃描則是采集到一個非平面的掃描數據，焦點軌跡的路徑不形成一個平面，是一個容積采集區段；③由于扇形掃描束和檢查床的移動，有效掃描層厚增寬；④常規標準方法的圖像重建要求掃描能產生一致的投影數據，而螺旋掃描由于螺旋運行軌跡，沒有明確的層厚使掃描投影數據產生不一致；⑤由于不一致的投影數據，如果采用常規標準方法重建，會使重建后的圖像產生條狀偽影。

2007年的北美放射學年會，多家廠商宣布推出128層、256層以及320層多層螺旋CT掃描儀，標志著多層螺旋CT發展進程的步伐又邁出了堅實的一步。

128層螺旋CT的設計，采用零兆X線管（straton tube），發生器功率100kW，機架開口的孔徑78cm。探測器陣列縱向的排列方式為等寬64排，單個探測器寬度為0.6mm，縱向探測器陣列的總寬度為38.4mm。128層的采集方法仍采用Z-sharp飛焦點技術，即利用64排物理探測器陣列通過曝光時焦點瞬間的變換，獲得雙倍的采樣，機架掃描一周最短時間縮短到0.30秒。在掃描功能上除了64層已有的功能外，還可以進行螺旋動態方式掃描，螺旋動態掃描最大覆蓋范圍可達27cm。

256層螺旋CT的設計，探測器的物理排數為等寬128排，單個探測器的寬度0.625mm，探測器陣列縱向的寬度為80mm。掃描機架旋轉部分采用了空氣軸承技術，使旋轉一周掃描時間縮短至0.27秒，心臟成像時的時間分辨力可達34毫秒。并且也采用了飛焦點技術，使128排的物理探測器陣列通過 z軸雙倍采樣，獲得了旋轉一周256層圖像的結果。在心臟冠狀動脈成像方式中，256層CT可采用螺旋或非螺旋掃描方式，兩種方式的機架旋轉時間都是0.27秒，螺旋掃描可使用全部80mm的探測器，但相對而言，非螺旋掃描的圖像質量較高和輻射劑量較低。動態掃描最大覆蓋范圍40cm，動態連續掃描時間20秒。

320層螺旋CT的設計，在2007年北美放射年會上首次推出，其探測器陣列物理排數也為等寬并且達到320排，每排探測器的寬度為0.5mm，因此該款機型探測器陣列縱向的物理總寬度達到160mm，掃描機架旋轉一周的最短時間是0.35秒。在冠狀動脈掃描成像方式中，采用非螺旋掃描模式，由于160mm足夠覆蓋整個心臟，故在心率控制良好的情況下，一次旋轉就能完成整個心臟圖像的采集。心臟成像的圖像重建方式根據心率的變化有單扇區（180°）、雙扇區（90°）、3 扇區（60°）以及 5 扇區（36°）。 在螺旋掃描方式中，由于大探測器陣列的輻射劑量、對比劑注射流速和高速床移動的原因，320層CT只采用了其中的64排探測器陣列，即32mm的物理覆蓋寬度。

在320層CT基礎上，隨后又研發成功640層容積CT，單次掃描獲得640層圖像，單圈掃描實現單一臟器或器官全覆蓋，實現全腦、全肝或全心臟灌注成像。同時研制成功的256層/128排探測器，可以達到0.27秒的單圈掃描時間。

它使用的探測器是寶石探測器，光電轉化率更高，余暉效應時間更短；另外它用的是動態變焦X線管，可以進行雙能成像、功能性成像。另外，0.5ms雙能切換變壓器可以使它的能量變焦，如從80kV經過0.5秒一下跳到140kV。它的密度分辨力非常高，另外它的數據采集系統包括重建方法都發生了新的變化，可減少偽影、降低噪聲、增加了圖像的清晰度，可以達到高保真、高清晰度成像。

寶石CT的基本特點：可使用能譜分析物質組成成分，使CT成像進入分子成像新領域。

機架內裝有2個高壓發生器、2個直接冷卻的零兆金屬X線管、2套超快速陶瓷探測器組、2套數據采集系統（DAS）采集CT圖像。2套X線的發生裝置和2套探測器系統呈一定角度安裝在同一平面，可以進行同步掃描。在旋轉時間相同時，雙源CT可以突破單源CT極限，大大提高時間分辨力，有利于對高心率、心律不規整甚至心律不齊患者進行心臟成像。同時，2個射線源能夠輸出不同能量的X線。利用雙能曝光技術明顯改善CT的組織分辨力。2套X線管既可發射同樣電壓的射線也可以發射不同電壓的射線，從而實現數據的整合或分離。不同的兩組數據對同一器官組織的分辨能力是不一樣的，通過兩組不同能量的數據從而可以分離普通CT所不能分離或顯示的組織結構，即能量成像。如果是兩組數據以同樣的電壓和電流值掃描則可以將兩組數據進行整合，快速獲得同一部位的組織結構形態，突破普通CT的速度極限。

近10年來CT技術飛速發展，CT不論從檢查方法還是診斷模式都發生了巨大的改變。具體表現有以下幾個方面：

在非螺旋CT時最快是旋轉一周掃描時間為1秒左右。單層螺旋CT旋轉一周掃描時間雖未縮短，但由于掃描方式的改變，縮短了掃描周期，使單位時間內的患者檢查數量提高。4層螺旋CT掃描時間進一步縮短，旋轉一周掃描時間縮短至0.5秒，其單位掃描時間的圖像獲得率又有所提高。16層CT旋轉一周掃描時間縮短至0.42秒。而目前的CT旋轉一周掃描時間可以縮短至0.25秒。掃描速度的提高改變了某些部位、器官的檢查方法，如肝臟增強CT掃描，現在的多層螺旋CT掃描，一次檢查可以做肝臟的三期甚至四期的掃描，使影像檢查對某些疾病的診斷準確性又提高了一步。

旋轉一周的掃描時間縮短使CT能做一些運動器官的檢查，如心臟檢查。一次旋轉圖像獲得率增加，更使CT的檢查范圍擴大，如大面積創傷患者，可以在短時間內獲得從胸腔至盆腔大范圍掃描。

64層以上甚至640層CT由于掃描層厚更薄，一次旋轉獲得的層數大大增加。因而一個部位或器官的檢查往往可獲數百甚至上千層圖像。因為圖像數量急劇增加，產生了一種新的診斷模式——CT圖像后處理診斷模式。

（1）分辨力的提高：目前4層螺旋CT掃描的橫向分辨力已達到0.5mm，縱向分辨力達到了1.0mm；16層螺旋CT的橫向分辨力也是0.5mm，縱向分辨力達到了0.6mm，基本達到了各向同性；而新近推出的螺旋CT的橫向和縱向分辨力分別達到了0.3mm和0.4mm。

（2）CT計算機圖像處理的速度越來越快：目前16層CT水平面的圖像重建可達6幅/s，64層CT可達40幅/s，后64層時代重建速度更快。

（3）層厚及縱向分辨力的改善：由于CT的掃描層厚更薄以及縱向分辨力的改善，使各種后處理方法圖像的質量更高，其中多平面重組已可作為水平面圖像的補充，甚至可完全替代水平面的圖像。

（4）計算機軟、硬件技術的發展和普及，對CT圖像后處理技術的發展起到了重要的推動作用。

（5）圖像質量的改善和成像模式的改變推動了圖像后處理技術的發展。

雙能量成像方法早期曾用于數字X線攝影（digital radiography），2005年首次將雙X線管引入CT檢查中，由此開拓了CT雙能成像的新領域。

雙能量CT成像的基本原理是X線與物質相互作用時的衰減定律。在早期的X線性質研究中我們已知，相同能量的單能譜射線與單一物質相互作用時，其衰減值是不變的，同樣在多能譜射線中我們可采用平均輻射能的計算方法來計算某一物質的衰減值，采用兩種有差值的不同能譜對同一種物質進行照射后，我們可利用已知的某一物質的衰減值，以及使用不同輻射能衰減值的差值來計算衰減差，最終由計算機圖像處理系統完成雙能圖像的重建。

目前在CT臨床應用中的雙能成像方法主要有兩種：一種是雙源CT掃描儀，它采用兩個X線輻射源（X線管）產生兩種不同的輻射能量對患者進行掃描檢查；另一種是采用單個X線輻射源，利用專門設計的高壓發生器，瞬間產生高低不同的輻射能，達到雙能CT檢查的目的。相比較而言，前者對探測器的響應和刷新速度要求不高，但必須同時采用兩套X線發生和接收系統，其高壓發生器是專門設計、合二為一的，但在掃描機架中同時裝備了2套X線管和探測器系統。后者X線管和探測器系統只有1套，它利用特殊設計的高壓發生器系統，使曝光的同時產生兩種電壓的瞬間變化，這種變化的轉換速率可達0.35毫秒。由于需在很短的瞬間接收兩種不同的能量，其探測器材料上也有改變，采用加入碳分子結構（俗稱寶石）物質來替代探測器中的某些材料，其作用首先是大大縮短了探測器的響應時間和余暉時間（響應時間約縮短為1/150，余暉時間約縮短為1/10），其次是提高了CT成像后的圖像質量。

在不同的輻射能量時，并不是所有的物質都能顯示明顯的衰減差值，但至少是目前已知的人體組織和一些其他物質都表現出了良好的衰減差，如骨骼和碘劑。在臨床應用中，雙能CT成像一般選擇使用的千伏值是140kVp和80kVp，其主要原因是因為這兩種千伏值在CT成像中的劑量效率最高；同時在雙能CT成像時所使用mAs的比值一般要求為1∶4，即140kVp使用1mAs，則80kVp的掃描使用4mAs，以使兩次掃描所獲得的噪聲水平相同并便于能量衰減的計算。

雙能CT成像的臨床應用范圍目前尚無法明確，但從已知的初步臨床應用結果來看，已展示了其良好的應用前景，如：從增強圖像獲得虛擬平掃圖像；顯示和分辨肌腱、韌帶；膽囊結石和腎臟結石的成分分析；去除血管壁上的鈣化斑塊；減少金屬偽影；CT血管造影的直接去骨功能；肺灌注異常的評估等。

人體組織中不同化學成分都具有特有的能譜衰減系數，利用這種特性，可以對組織進行解剖學、病理學的觀察。有的能譜CT能夠實現101個單能譜成像，為分離組織和消除偽影開拓了廣闊空間，現在能實現水、碘、鈣物質分離及組織定性及定量分析，能發現常規CT不能發現的早期病灶。

展望未來CT的發展，由于物理機械學方面的一些因素，使得掃描速度不可能無限制拓展。但隨著軟件技術的進步，功能性成像、各種成分分離技術的提高，以及偽影、噪聲干擾的進一步抑制與消除，我們必將會得到更有診斷價值的圖像。