體素是體積單位，是指在CT掃描中，根據斷層設置的厚度、矩陣的大小，能被CT掃描的最小體積單位，體素作為體積單位，它有三要素，即長、寬、高。通常CT中體素的長和寬都為1mm，高度或深度則根據層厚可分別為10mm、5mm、3mm、2mm、1mm等。像素又稱像元，是構成CT圖像最小的單位，它與體素相對應，體素的大小在CT圖像上的表現，即為像素。

矩陣是像素以二維方式排列的陣列，它與重建后圖像的質量有關。在相同大小的采樣野中，矩陣越大像素也就越多，重建后圖像質量越高。目前常用的采集矩陣大小基本為512×512，另外還有256×256和1 024×1 024。CT圖像重建后用于顯示的矩陣稱為顯示矩陣，通常為保證圖像顯示的質量，顯示矩陣往往是等于或大于采集矩陣，例如，采集矩陣為512×512時，顯示矩陣常為1 024×1 024。

CT值是CT重建圖像中一個像素的數值，它是一個相對值，通常以水的衰減系數作為參考（見本章第二節）。

窗口（window）技術是根據人眼的視覺特性采用計算機設置的不同灰度標尺。窗口的設置包括了全部約4000個CT值范圍，根據人眼的需要可相應調節，以適應診斷需要。窗口技術通常采用窗寬和窗位的設置來調節，窗寬在實際操作或文獻中常用符號W（width）表示，窗位常用符號 C（center）或 L（level）表示。

空間分辨力（spatial resolution）又被稱為高對比度分辨力（high contrast resolution），是在高對比度情況下（△CT>100HU）區分相鄰最小物體的能力，它是測試一幅圖像質量的量化指標，其結果通常以毫米（mm）為單位或用每厘米的線對數（LP/cm）表示。

空間分辨力通常采用兩種方法來測試和表示。一種是采用成對排列、黑白相間的分辨力測試體模或由大到小排列的圓孔測試體模測試表示；另一種是采用調制傳遞函數（modulation transfer function，MTF）測試表示。采用黑白線條體模測試以線對數（LP/cm）表示，而用圓孔體模測試則以毫米線徑數（mm）表示。

空間分辨力受CT成像的幾何因素和圖像重建的算法影響。其中成像幾何因素是指成像過程中與數據采集有關的元器件和參數的設置，它們包括X線管焦點的尺寸、探測器孔徑的大小、掃描層厚、焦點掃描野中心和探測器距離以及采樣距離；重建算法主要是指圖像重建過程中采用的不同算法，如平滑（軟組織）算法、邊緣增強（高分辨力）算法。

CT掃描機的固有分辨力主要取決于探測器孔隙的寬度，其次是X線管焦點的尺寸、患者與探測器的相對位置等。CT盡管采集的是三維信息，但最終的圖像顯示仍是二維的，它包含的第三維實際上是層厚。若層厚增加，則第三維的信息也增加，在圖像中其像素顯示的不過是體素所含全部組織的平均值而已。對于既含骨骼又含肌肉軟組織的體素而言，其CT值不過是所有組織的平均值，具體的數值取決于各組織所占的比例。在CT的臨床應用中，受人為因素影響的空間分辨力因素如下所述：

1）射線束的寬度：射線束的寬度對空間分辨力有著舉足輕重的影響。通常，射線束的寬度大小首先受X線管焦點大小的影響，焦點越大射線束寬度越大；其次與焦點-物體和物體-探測器距離有關，該距離越大射線束寬度越大，較寬的射線束，其掃描成像結果的圖像相對較模糊；再次是探測器的孔徑大小也與有效射線束寬度相關，即某已知大小的射線束，通過被檢查者到達探測器，根據探測器的孔徑大小被分解成相對獨立的射線束，相對探測器而言，射線束的寬度受探測器孔徑大小的影響。

2）掃描層厚：一般認為，層厚越薄空間分辨力越高，密度分辨力越低；反之，層厚越厚空間分辨力越低，密度分辨力越高。改變層厚對于空間分辨力和密度分辨力的影響是矛盾的，因為增加層厚，在掃描條件不變的情況下，X線的光通量增加，探測器接收到的光子數增加，結果改善了密度分辨力，卻降低了空間分辨力。

3）濾波函數：改變圖像的濾波函數可影響空間分辨力。如采用高分辨力的算法，其分辨力高于標準和軟組織算法，但同時噪聲也增加。一般，各部位所用的各種不同的算法互相不能通用。另外，改變算法提高分辨力受機器本身固有分辨力的限制，并不能超過機器本身的固有分辨力。

4）顯示矩陣和重建矩陣：通常矩陣有顯示矩陣和重建矩陣之分。一般地說，矩陣越大圖像的分辨力越高，但并不是矩陣越大圖像的質量越好，這是因為矩陣增大像素減小，同時每個像素所得的光子數減少，使像素噪聲增加，并且使密度分辨力降低。如使用320×320矩陣不能區分腦的灰質和白質，但改用160×160矩陣卻能將兩者明確區分。一般在高對比的部位，如頭部的五官、肺和骨骼等，采用大的矩陣效果較好。

密度分辨力（density resolution）又稱低對比分辨力（contrast resolution），是在低對比度情況下（△CT<10HU）分辨物體微小差別的能力。密度分辨力常以百分單位毫米數表示（%/mm），或以毫米百分單位表示（mm/%）。通常CT掃描機密度分辨范圍為0.25%～0.5%/1.5～3mm，大多數CT掃描機在頭顱掃描時能分辨0.5%/2mm的密度差。密度分辨力往往還與測量時所采用的劑量大小有關，在選購CT掃描機時，還應注意廠商在測量密度分辨力時所采用的劑量大小。

在常規X線攝影中，我們通常無法得到如此高的密度分辨力。常規X線攝影只能在骨和軟組織之間區分，因為肌肉和脂肪的密度和原子序數太接近，它們的原子序數分別為13.8和7.4，X線的記錄介質只能籠統地把這些組織顯示為軟組織陰影。而CT的低對比度分辨力要大大優于常規X線攝影，CT能對密度差別非常小的組織成像，X線攝影的低對比度分辨力約為10%。

密度分辨力的測試通常用一種低對比度分辨力塑料模體，上面分別鉆有直徑2～8mm不等的小孔，孔內注滿水或其他液體（酒精或糖水），使CT值的差保持在0.5%。另一種方法是將塑料薄膜（或膠片）中間鉆孔置于水模中，利用部分容積效應測試低對比度分辨力。掃描時，X線大部分通過水，小部分由塑料薄膜吸收，形成模糊的、低對比度圖像。根據結果所得的CT圖像，尋找能看到的最小孔徑，必須一整排孔都能看到才有效。能看到的孔徑越小，CT掃描機的密度分辨力越高。在質控測試中，上述兩種方法都很難定量，通常的做法是將在正常情況下所測得的結果，作為以后質控測試比較數據來使用。

密度分辨力受掃描層厚、像素噪聲、重建算法、光子的數量、物體的大小、物體的對比度和系統MTF的影響，其中像素噪聲是主要影響因素。像素噪聲的定義是勻質水模一限定范圍內CT值的標準偏差，它是在勻質斷面圖像中像素的點與點之間CT值的隨機波動和它的平均值離散的測量。如果沒有像素噪聲，那么系統MTF將足夠表述密度分辨力。噪聲可通過增加X線的光子數量，即增加掃描條件得到改善，日常工作中采用小的層厚須加大掃描劑量，就是因為小的層厚減少了X線的光子量。另外，患者的體型也影響射線的衰減，體型越大則到達探測器的光子數量越少，從而影響了密度分辨力。重建算法對密度分辨力和空間分辨力的影響是矛盾的，邊緣增強算法使圖像的邊緣更清晰、銳利，但降低了圖像的密度分辨力；而平滑算法提高了密度分辨力，邊緣、輪廓表現不及邊緣增強算法。

與常規數字X線攝影相比，CT具有更高的密度分辨力，這是因為，CT圖像層面的上下沒有重疊，X線束高度準直，散射線少，采用了高靈敏度的探測器。

1）光通量：光通量即X線通過患者后的光子數量，其數量的多少受曝光條件的影響，即kVp、mA和時間。曝光條件越大，X線的光子數量越多，其中mA和時間增加X線光子的數量，kVp增加物體的對比度。光通量還受被掃描物體的厚度、密度和原子序數的影響。

2）掃描層厚：掃描層厚改變的作用如前所述，增加層厚，光子數增加，密度分辨力提高；反之則降低。

3）重建算法：重建算法也可影響CT的密度分辨力。如將高分辨力重建算法改為軟組織平滑算法，則可減少噪聲，使圖像的密度分辨力提高。

時間分辨力（temporal resolution）指完成兩個連續動作的最小間隔時間。在CT成像系統中的時間分辨力指掃描完成兩次圖像重建所需數據的采集時間間隔，單位時間內采集圖像的幀數是衡量準確成像和顯示運動解剖結構能力的重要參數之一。

CT掃描機的時間分辨力主要是指機架旋轉一周的時間即旋轉時間（rotation time），T _R量綱為ms，也可表達為機架旋轉速度（gantry rotation speed，GRS），量綱為ms/rot。為達到最高時間分辨力，則需選用最快的機架旋轉速度GRS _max。目前采用磁懸浮技術時GRS可達250ms/rot。

提高時間分辨力可以減少運動偽影，但也會犧牲一定的空間分辨力，X線管等機械運動產生的偽影導致影像模糊或造成解剖結構變形。臨床實踐中應全面考慮患者和設備的實際情況合理設置參數，以獲取滿足診斷需要的圖像為標準。在以下情況下，時間分辨力比空間分辨力重要：

1）運動器官成像。

2）外傷及危重患者。

3）胸部、腹部檢查，但不能屏氣的患者。

4）大范圍檢查，如多個器官的檢查、周圍血管檢查等。

5）灌注成像。

6）動態增強掃描。

7）不配合檢查的患者如嬰幼兒、老年患者等。

用相機照相時，拍攝運動物體需要調節快門，使用短的曝光時間；同樣，在CT檢查中，運動臟器的成像也需要在保證一定圖像質量的前提下提高采集速度。

在多層螺旋CT中，時間分辨力還與容積掃描覆蓋范圍和層面圖像采集速度有關，這些因素共同決定設備的動態掃描性能。如在心臟成像時，時間分辨力的高低決定了這臺CT掃描機臨床應用的適應性和范圍。

心臟是一個運動快速、復雜而有節律的器官，它圍繞自己的軸進行舒縮和旋轉運動。其運動還與心率及心律有關。在CT掃描時，心臟在數據采集期間出現位移，造成運動偽影，影響圖像的清晰度。這就對CT掃描機的時間分辨力提出了較高的要求。不論是前門控逐層掃描還是后門控螺旋掃描，都需要足夠短的旋轉時間。心臟CT成像有一個擺脫心率限制的“金標準”：單扇區時間分辨力小于100ms。

為了提高冠狀動脈CT檢查的時間分辨力，采用了多扇區重建技術。單扇區和多扇區重建（single sector and multi sector reconstruction）是冠狀動脈CT檢查的專用術語。一般地，圖像重建采用180°的掃描數據，稱為單扇區重建（半重建算法）；采用不同心動周期、相同相位兩個90°的掃描數據合并重建為一幅圖像稱為雙扇區重建；采用不同心動周期、相同相位的4個45°掃描數據合并重建為一幅圖像稱為多扇區重建。

這樣，單扇區重建技術時間分辨力達到了T _R/2，多（n）扇區重建技術時間分辨力達到T _R/（2×n），這就為心臟掃描提供了條件。

為提高掃描速度，螺旋掃描時最常用的方法是選用較大的螺距，而在冠狀動脈成像時則不可采用這個方法，冠狀動脈成像常采用最小的螺距，約0.2～0.4，掃描射線的重疊約為80%～60%。

在CT中，部分容積效應主要有兩種現象：部分容積均化和部分容積偽影。CT成像時CT值的形成和計算，是根據被成像組織體素的線性衰減系數計算的，如果某一體素內只包含一種物質，CT值只對該單一物質進行計算。但是，如果一個體素內包含有三個相近組織，如血液（CT值為40）、灰質（CT值為43）和白質（CT值為46），那么該體素CT值的計算是將這三種組織的CT值平均，最后上述測量的CT值被計算為43。CT中的這種現象被稱為“部分容積均化”。部分容積現象由于被成像部位組織構成的不同可產生部分容積偽影，如射線束只通過一種組織，得到的CT值就是該物質真實的CT值；射線束如同時通過衰減差較大的骨骼和軟組織，CT值就要根據這兩種物質平均計算，由于該兩種組織的衰減差別過大，導致CT圖像重建時計算產生誤差，部分投影于掃描平面并產生偽影被稱為部分容積偽影。部分容積偽影的形狀可因物體的不同而有所不同，一般在重建后水平面圖像上可見條形、環形或大片干擾的偽像，部分容積偽影最常見的和典型的現象是在頭顱水平面掃描時顳部出現的條紋狀偽影，又被稱為‘Hounds field’氏偽影，這種現象也與射線硬化作用有關。

原始掃描數據經計算機采用特定的算法處理，最后得到能用于診斷的一幅水平面圖像，該處理方法或過程被稱為重建或圖像的重建。而重組是不涉及原始數據處理的一種圖像處理方法。如多平面圖像重組、三維圖像處理等。在以往英文文獻中，有關圖像的重建的概念也有些混淆，三維圖像處理有時也采用重建（reconstruction）一詞，實際上，目前CT的三維圖像處理基本都是在水平面圖像的基礎上，重新組合或構筑形成三維影像。由于重組是使用已形成的水平面圖像，因此重組圖像的質量與已形成的水平面圖像有密切的關系，尤其是層厚的大小和數目。一般，掃描的層厚越薄、圖像的數目越多，重組的效果就越好。

在CT掃描中，當病變組織和器官與正常組織密度接近時，其對X線的吸收差就很小，形成的CT圖像的自然對比度也就很低，使病變組織不易顯示。當引入對比劑后，不同的組織結構，不同的病變性質，對比劑吸收的數量（含碘量）和分布（碘分布）都有各自的特點和規律。這樣，兩種組織對X線的吸收差加大，形成的圖像對比度增加，使病變組織和正常組織的界線清晰。其密度、形態、大小等顯示更為突出，有利于病變的檢出和診斷。

單次大量快速注射法，亦稱團注法：以每秒2～5ml的速度將碘對比劑（根據被檢者身高、體重、血管情況等合理設置注射速度，計算對比劑用量）經靜脈注射，為目前常用的增強檢查方法。

偽影是由于設備或患者所造成的，與被掃描物體不相符的，出現在重建影像中的結構及個別像素或某一區域性的CT值的錯誤。它在圖像中表現各異，并可影響診斷的準確性，有時候由于某些原因造成的圖像畸變也被歸類于偽影。根據造成的原因不同，偽影可以分成兩大類：患者造成的偽影和設備引起的偽影。

由患者造成的偽影多數為運動偽影。人體內一些不自主器官如心、肺、腸等的運動和檢查時患者的體位移動可形成條狀偽影；患者身上攜帶的金屬物可產生放射狀偽影；在軟組織與骨的邊緣也可產生條紋狀偽影，這是因為密度突然下降，產生了高的空間頻率分量，使空間采樣頻率不足所致。

由設備系統性能所造成的偽影，影響因素較多。有些偽影是由于設備運行的不穩定所造成的，如由于探測器之間的響應不一致，可造成環狀偽影，由于投影數據測量轉換的誤差，可導致直線狀偽影，另外，采樣頻率較低也可產生直線狀偽影，而由于射線硬化，則可產生寬條狀偽影。另外，由于患者體位擺放不正確（如未放在掃描范圍內），也可產生偽影。

根據形態不同，偽影可劃分為條狀偽影、陰影狀偽影、環狀偽影、帶狀偽影和畸變。