答:第一代:平移加旋转扫描，X射线准直成像铅笔厚度的细线，所以也叫笔线束。x射线与探测器相连。穿过人体头部的线束被另一端的线束NaI吸收。第一代CT的矩阵为80x806400个像素值。缺点:扫描时间长，难以抑制图像的伪影
第二代：平移加旋转，笔线束改为扇线束，每次增加扫描角度，缩短扫描时间，增加探测器数量。缺点：射线源与探测器之间的射线不准确，降低x射线利用率
第三代：旋转旋转扫描，X射线管和探测器整体围绕患者移动，大大缩短了扫描时间，探测器数量也大大增加
第四代:旋转静止扫描 ，600个探测器排成圆形，只有X射线管旋转，风扇线束角度较大。缺点：对散色线敏感，增加翅片直，浪费空间，增加患者辐射
第五代：X射线管是一个大型特制扫描电子束X射线管，探测器864个，安装在两个固定环内，每个环包含432个。工作过程:电子枪发射电子束，聚焦后由偏转线圈控制，旋转电子束，轰击四个平行钨靶环，获得旋转X射线源，采用双列探测器阵列收集数据。一次可以扫描四个层次，一次可以获得八幅图像。优点：时间分辨率高，可降低运动伪影，提高造影剂利用率和动态研究
CT通过X线直线系统的直线检查，可以获得无层次外组织结构干扰的横截面图像。与常规X线体层摄影相比，CT横截面图像层厚准确，图像清晰，密度分辨率高，无层外结构干扰。另外，CT通过计算机软件的处理和重组，扫描获得的横截面图像也可以获得诊断所需的多平面(如冠状面、矢状面)的横截面图像。
除磁共振检查外，CT与常规影像学检查相比，其密度分辨率最高。原因是：第一，CTX射线束通过物体到达检测器，严格直接，散射线少；第二，CT机器采用高灵敏度、高效率的接收器；第三，CT根据诊断需要，可以随意调整适合人眼视觉的观察范围。一般，CT密度分辨率比常规X线检查高20倍左右。
CT通过各种计算，可以准确测量各组织的X射线吸收衰减值。
借助计算机和一些图像处理软件，可以分析病变的形状和结构。通过螺旋扫描，可以获得高质量的三维图像和多平面截面图像。
CT虽然检查大大提高了诊断图像的密度分辨率，但由于各种因素的影响，也存在局限性和不足。
首先，极限分辨率尚未超过常规X线检查。目前，中档CT极限分辨率约10台LP/cm，而高挡的CT机器的极限分辨率约为144LP/cm或以上。常规X线摄影的增感屏摄影分辨率可达7~10LP/cm，无屏单面药膜摄影的极限分辨率可达30LP/cm以上。
第二，CT虽然检查应用广泛，但并非所有器官都适合CT检查。如空腔性器官胃肠道CT扫描不能取代常规X线检查，更不用说内窥镜了。由螺旋CT扫描的CT血管造影（CTA），其图像质量仍不能超过常规血管造影。目前，由于多层螺旋CT两者之间的差距些新成像方法的应用逐渐缩小了差距。
第三，CT检查的定位和定性诊断只能相对比较，其准确性受各种因素的影响。在定位方面，CT体内检查小于1cm病变，往往容易漏诊。在定性方面，也经常受到病变部位、大小、性质、病程长度、患者体型、配合检查等因素的影响。
第四，CT检查图像基本上只反映解剖学，几乎没有器官功能和生化数据。当体内某些病理改变其X射线吸收特性接近周围正常组织时，或病理变化不大，不足以影响整个器官，CT也无能为力。
第五，由于硬件结构的限制，CT检查只能进行横截面扫描。虽然框架可以倾斜一定的角度，但它基本上只是倾斜的横截面，而依靠图像后处理方法产生的其他横截面图像的图像质量降低。
Hounsfield
朗伯比尔定律，雷登变换
线性衰减系数：当x射线穿过物体时，存在者影响x射线的衰减、相关散射、光电效应和康普顿效应。每个元素的衰减系数是根据朗伯比尔定律计算的。
CT值：与水的衰减系数计算的衰减系数相比，公式：CT值 = （μ物-μ水）x1000/μ水
FOV指扫描过程中测量的区域，FOV像素的大小由矩阵决定：像素=FOV/矩阵大小
由于人体组成不均匀，在应用中分为许多小块，分为许多密度均匀的小立方体，我们称之为体素。体素是组成CT图像的基本单元。 体素=像素x层厚
一般CT值的范围在-1024-3096Hu之间有成千上万的灰阶，显示器或胶片不能一次区分这么多灰阶。为了解决这个问题，窗户宽度和窗户位置被引出。
由于利用大灰度形成小组织的图像，小窗口可以产生高对比度的图像。窗户对比度大，对比度低，但可见范围广。适用于对比度大的组织（骨和软组织）
CT能识别人体内2000个不同灰阶的密度差异。但是人的眼睛只能分辨16 个灰阶度。所以，人眼在CT可以在图像上区分CT值应为125 Hu ( 2000 / 16 ）。换句话说，人体内不同的组织CT 值只有相差125Hu 只有这样，才能被人眼识别。人体软组织CT值多变化在20 - 50 Hu之间，人眼就无法识别。因此，为此，必须进行分段观察CT 反映了优点。观察的CT 值范围，人们称之为窗宽 ；观察的中心CT值为窗位或窗中心。 (一)窗宽指CT图像显示CT 值范围。在此CT组织结构在其密度范围内从白到黑分为16 观察比较的灰阶。例如，窗宽为1000 Hu ，人眼可以分辨CT值为100 / 16 =6 . 25 Hu ，即2 种组织CT值相差在6 . 25Hu以上者即可为人眼所识别。因此，窗宽直接影响图像的清晰度和对比度。如果使用窄窗宽，则显示CT 值范围小，每个灰阶代表CT 值幅度小，对比度强，适用于观察密度接近的组织结构(如脑组织)。相反，如果使用宽窗宽，则显示CT值范围大，每个灰阶代表CT 值幅度大，图像对比度差，但密度均匀，适用于观察密度差大的结构(如骨和软组织)。 (二)窗位(窗中心)是指窗宽范围内的平均值或中心值。比如一幅CT图像，窗宽100Hu，窗位选在0Hu；则以窗位为中心（0Hu），向上包括 50Hu，向下包括-50Hu，凡是在这个100Hu 人眼可以显示和识别范围内的组织。凡是大于 50Hu 所有的组织都是白色的；所有Hu 黑色组织，密度差无法显示。人眼只能识别土50Hu 范围内的CT 值，每一个灰阶CT 值范围是100 / 16＝6 . 25 Hu 。 原则上，窗位应等于或接近需要观察的地方CT 值；窗宽应反映组织或病变CT 值变化范围。
脉冲型或连续型为球管提供电源，第三代采用脉冲型。脉冲模式是指x射线球管在非常短的脉冲周期内产生x射线光子，探测器可以在每两个脉冲峰值时进行稳定性矫正。这对具有漂移性能的探测器更有效。连续型对发生器的最大功率要求较低，能有效保护球管。MSCT因此，要求球管在工作过程中继续产生x射线，以获得足够的光子能量，MSCT转向连续工作
探测器输出的原始电信号较弱，通过预放大预处理信号，方便计算机采集、分析和存储；
通过对数压缩，探测器接收信号，使后续电路在较窄范围内工作
阴极、阳极、外壳、X射线管防护罩
探测器的效率无法提高DQE散射线在效率中被准直器阻挡，有用的射线也被阻挡，因此提出了几何效率=探测器的有效宽度/(探测器的有效宽度 故障空间)，总检测效率为两者乘积
气体探测器、固体探测器；
气体探测器原理：利用气体电离的原理，通过测量电流尺寸来测量x射线的强度。气体探测器的电离内充满高压疝气，当入射X射线进入电离室后使气体电离，正离子由中心收集电极接收，通过前置放大器放大后输入数据。其中钨片；与X射线入射方向一致，起到后准直的作用，可防止由被测人体产生的散射线进入电离室；
特性：压力室越深，压力越大，探测器效率越高；耐高温、湿度；校准需求低；响应一致；几何效率高；便宜；长时间稳定；没有余晖；缺点：效率低（疝气低密度，部分X射线穿过电离室没有引发电离，可通过提高电离室压力加以弥补，但仍无法有效提高DQE），需要高的剂量，压力降低，探测器效率显著下降
固体探测器原理：利用光电倍增管将闪烁转换为电信号，再用待电子线路和器件将它放大和存储下来。把发光物质即闪烁晶体和光电倍增管组合起来，便构成了闪烁计数装置。固体探测器探测效率高，分辨时间短，但是贵
前准直器（控制线束在与人体平行方向上的宽度，从而控制扫描层厚）、后准直器（消除散色线，确保到达探测器的射束宽度一致），前后两组准直器必须对齐，否则产生条形伪影。在MSCT中准直器的应用
探测器：将X射线转化为电信号输出
前置放大器：由探测器接收信号，经对数压缩使后续电路工作在一个较窄的范围
积分器：积分器接在放大器之后测量每个角度下的光子总和
模数转换器：将连续时域的模拟信号转换为离散的数字信号
数据传输：将数字信号传输至计算机进行重建存储
与探测器之间相关的伪影：通道之间的波动也可导致环形或条形伪影
在固定通道产生的常数误差产生环形或条形伪影
补充：探测器中出现的暗电流的现象称为探测器偏移，不会产生明显的图像伪影；探测器的初始速度影响图像的空间分辨力，余晖带来伪影，解决余晖的问题可在闪烁晶体中参杂稀有元素
补充：参考探测器：测量入射人体前的原始X射线→管电压存在波动，使球管发出的X射线能量即使通过了滤过器也并非一致，因此对图像影响较大，应进行参考矫正
（1）滑环是电子机械装置，包含有电子传导环和电刷，他们通过旋转界面传输电能，分为控制环、数据环、电源环；
低压滑环：由滑环以低压馈电方式给机架内部供电，传导设备操作与控制信号；具有良好的绝缘特性，数据传输性能稳定；低压滑环的高压发生器装在机架上，要求体积小，质量轻，功率大，发生器普遍采用高频逆变技术，它是滑环技术的关键。缺点：发生器内置，增加了机架的旋转重力，给扫描速度的提高带来了困难，电流大，要求集流环电阻小
（2）高压环：以高压馈电方式给球管提供电压；高压滑环的高压在机架外，旋转的高压滑环在充满绝缘和惰性气体的密闭室内。优点：高压外置，不增加机架的自身重力，也不必担心集流环因触电电流引起的升温问题，扫描速度快，可制作大功率发生器（发生器不受体积限制）；缺点：容易引起旋转部件和静止部件之间的高压放电，绝缘难处理，引发高压噪声，影响数据采集
（3）向探测器输出输入数据的数据环
螺旋CT扫描采集数据的过程因受检体不断移动，故使采集到的数据不是取自对同一断层扫描的采集结果，采集的是容积参数，需要经过插值获得横断面投影。线性插值，１８０°插值，３６０°插值
（1）x射线不同
（2）内涵不同
（3）探测器排列不同
（4）图像重建插值算法不同
（5）螺距定义不同
（6）决定层厚的方式不同（单层面有hi和fi）
（7）图像质量不同，多层面CT时间分辨率高，图像层厚可以很薄，造影剂利用率很高，但图像剂量比较大，所以在MSCT常用AEC控制软件，伪影不同，多层面多了锥形伪影
SSCT中，对探测器采用两种布局，一种是旋转的扇形探测器系统，另一种是固定的探测器环系统，扇形束装置优点是剂量利用率高，能更好地抑制散射线。在MSCT中采用固体探测器，且沿用第三代的旋转旋转方式。层面和探测器排数不等，排是指在Z轴方向上探测器的数目，“层”是指CT数据采集系统同步获得的图像能力。多排是多层的基础
投影又称”射线和“或”线积分“，公式：
收集各个角度的投影数据，每个投影为正弦图的一行，在空间域中的一个点在投影空间中表现为一条正玄线x=rcos（α-β）
S-L体模是CT图像重建领域用于仿真计算的经典头部模型
雷登变换用于求图像的弦图，p(x,y) = ∫f(x,y)dxdy
（1）每个投影角度下，求取对应的一维傅里叶变换
（2）每一投影都计算一维傅里叶变换
（3）规整二位傅里叶坐标FT平面
（4）通过二维傅里叶逆变换算回图像
傅里叶重建方法的局限性：
（1）二维频域上的点不是成矩阵排列的，在做傅里叶逆变换之前需要将样本插值成笛卡尔坐标；
（2）其估算误差导致图像强度的变化以及竖直方向上一个单周期的正弦阴影；
（3）难以实现目标重建，逆傅里叶变换的尺寸反比于ROI的尺寸，对于很小的ROI，矩阵太大难以处理；
（4）对断层的投影做正交变换是一维的，但在求物体图像的逆变换却是二维的，因此，必须将数据都存储起来，等到全部数据完整之后才能进行二维逆变换，这就要求硬件内存大，等待时间长，难于实现实时的图像重建要求
(1)给出初始矩阵 （2）用初始矩阵形成投影；（3）把待重建物体投影与模拟投影进行比较； （4）直到误差满足要求，迭代停止
缺点：比较精确，但速度慢，多用于核医学设备的图像重建和低剂量CT的图像重建
将每次的投影放回矩阵中，并继续取他们的射线和
水平照射/垂直照射/左上斜射/右上斜射
普通放射过程中剂量的接收面积大，但一般剂量集中在皮肤入射表面，剂量在从射入点到射出点的过程中衰减，同时叠加有散射辐射的成分，它的衰减过程近似于指数衰减，因此，在X射线机中用患者入射表面的剂量（ESD）表征射线剂量。而CT扫描由于射线源在不断旋转，使得剂量分布比较均匀，而且由于层厚的限制，剂量的接收面比较窄，单层面CTDI，多层面CT扫描MSAD。CT属于高剂量检查
CTDI：在一个单层轴向扫描下剂量剖面线下的积分除以层厚
影响因素：
准直器宽度、层厚：更精细的准直将较少的 x 射线量子将到达探测器, 使图像噪声将相应增加。 如果要使图像质量保持不变, mAs 产品和剂量将不得不与切片厚度成反比。准直器宽度对CTDI不直接构成影响，除薄片外，剂量不取决与层厚。如果测量身体相同部位的e same body section is to be measured
管电压：管电压增加，剂量增加
光子束流量：光子束流量越大，剂量增加
螺距：螺距越大，剂量越小在螺旋扫描方式下，MSAD必须将螺距值考虑进去。当螺距＝１时，表明层与层之间相连且没有重叠
旋转角度：对非旋转３６０°，可导致非对称剂量分布，接近X射线一段剂量比较大
其他因素：ｂｒｏｏｋｓ公式
笔形电离室测量
热释光剂量计法
分别计算头模和体膜的中的加权CTDI，将中心和边缘的两个参数合并为一个参数，克服了空气中CTDI的不足
（１）依据病人的形态进行毫安调节，喉部较小，胸腹部较大
（２）依据旋转角度进行毫安调节
（３）依据年龄进行毫安调节
（４）混合调制技术
（１）回顾性心电门控：主要应用与冠脉成像，连续获取心脏体积数据的同时，检测受检者的心动信号。同时获取两类数据后，在进行图像重建时分析心电信息。在扫描期间连续产生X射线，优点：选择任意心动周期进行重建，运动伪影小 缺点：辐射剂量利用率低
（２）前瞻性心电门控：非螺旋扫描模式，在RR期间内固定时间触发扫描，下一个心动周期移床，再下一个心动周期采集，优点：可以大大降低受检者的辐射剂量
可变螺距数据采集方式ｖＨＰ。在进行回顾性心电门控扫描时，在心脏部位采用小螺距，扫描到腹部时大螺距
基于KV的调制的剂量降低方法：管电压低，剂量降低，但成像会产生伪影和增加噪声
（１）通过球管相关技术的降低剂量的方法：采用偏焦点电子束收集器，减少散射线，优化射线输出
（２）滤过器对降低剂量的作用：吸收低能射线，降低患者接收的剂量
（３）基于动态准直的剂量降低的方法
（４）改进DAS系统降低辐射剂量：减少噪声，提高信噪比
与设备操作相关的降低剂量的方法 （１）对敏感部位的屏蔽
GFRUST等利用非线性的高斯滤波器对重建图像进行了边缘保持平滑，小FOV，可利用中值滤波、对投影数据进行滤波
（１）空间分辨力又称几何分辨力或高对比度分辨力，指在高对比度的情况下识别两个相邻物体的最小距离；
（２）线对法；调制传输函数法：表示系统对不同频率成分的细节的成像能力，图像再现细节能力，反差微小情况下对细节的保留程度。横轴代表空间频率，纵轴表示X射线穿透物体时，影像中真实地描绘强度波动所要求的空间间隔
（３）
１.有效探测器的尺寸、探测器单元尺寸：FID／FDD（焦点到中心点的距离／中心点到探测器的距离），越小，有效探测器孔径越小，HCR性能越好
２.像素点大小：矩阵增大，像素点面积减少，HCR提高
３.层厚：层厚越薄，HCR越好，但噪声增大，患者接收的剂量增加，螺距大，层厚加宽，HCR降低
４.采样间隔：采样间隔越小，HCR越好，当采样不满足香农定理时，产生混淆伪影
５.卷积函数形式对HCR的影响：增强算法
每厘米可分辨的线对数（从空间域分析，结果较为正确）；
MTF（从频域分析，信息丰富，结果较为客观）是当X射线穿透物体时，影像中真实地描绘强度波动所需要的空间间隔，低频段反应了成像的反差特性，高频段反应了分辨力特性；MTF较高，意味着系统能够较好地恢复原有信息
低对比度分辨力，表示系统所能分辨的对比度差别的能力。在所有断层图像中，低对比度是最重要的性能指标
量子噪声：探测器探测到的光子数目（到达探测器的光子太少），主要是因为X线与物质的相互作用和X线的探测是一个随机的过程。可通过增加剂量或者提高探测器的效率来降低量子噪声
电子噪声：探测噪声，旋转部分或电源的波动
计算噪声：数学噪声
标准偏差表示：噪声采用ROI内的标准偏差表示；
影响因素：剂量、层厚（层厚越薄，到达探测器的光子数目越少，噪声大，但增加了图像的清晰度和HCR）、算法（平滑或者模糊降噪，由图像的相关性决定）、受检者体型
通过扫描均匀水模测量噪声SD／（ＣＴ介质－CT空气）、NPS表示噪声（低频部分产生偏差，扫描两次水模）
整个扫描野中从中心到边缘的CT值的变化。当选择NPS来表达图像噪声时，可采用均匀水模，如果有伪影存在，其表现为叠加在均匀图像上的低频振荡，低频振荡会使的NPS的低频部分产生偏差。在均匀模图像中心选择像素点100的单位面积的ROI，测量CT均值和标准差。在图像边缘四个方向对称选择ROI，分别计算CT均值，其与中心均值最大差值用来表示图像均匀性
１／４探测器偏置、飞焦点、衰减梳、窗宽窗位
帧混淆伪影:帧采样率不足,图像边缘出现放射性条纹
射线混淆伪影:探测器欠采样,高密度周围出现放射状条纹
校正方法:
(1)第三代CT不能以接近探测器宽度的尺寸采样,为了减少混淆伪影,提出了第四代CT,通过调整时间域内的采样率,相邻采样间隔的距离可以调节,容易满足香农定律.
(2)四分之一探测器偏移(基于位置的校正法):在预先采集的采样数据前插入了另一个采样数据,提供采样定律要求的双采样,从而避免混淆.缺点:患者运动影响效果.处理中央射线区域外,其他区域的双采样只是近似.内插数据的误差与距中心通道距离有关,距离越大,误差越明显
(3)为解决上述与位置有关的问题,提出了摆动或偏转X射线焦点的方法来得到双采样
为了解决混淆伪影,最好的方法是增加采样,收集更多的数据,但硬件方面有限制,为此提出了自适应帧合成技术,利用测量出的投影值合成其他帧数据
一个物体只有一部分进入单位层厚；薄层扫描 选用窄的X射线束 选用小的DFOV和扫描矩阵
根据朗伯比尔定律进行CT图像重建,但它的应用是基于穿过物质的线束是单能光子,但实际上存在的X射线是多能的
(1)杯状伪影:最典型
(2)带状伪影:主要发生在人体组织结构密度变化较大的区域
(3)条状伪影:注射造影剂
(1) 硬件校正法:滤过器
(2)双能校正法:原理为将多能的X射线分解为窄频谱的X射线,将不同的能谱射入人体或者同时采用双能入射,分别探测不同能量下的衰减
(3)线性化校正法
水射线硬化校正法:已知水的衰减特性,重新映射投影采样数据可以补偿射线硬化伪影误差
骨射线硬化校正法:重建一幅预备的水校正图像→通过阈值分割将图像分为骨组织和软组织→将骨正向投影以产生只含骨的投影→将只含骨的投影取平方,生成误差投影→重建误差投影,产生一个只含伪影的图像→调整只含伪影图像的幅值,并减去预备图像,从而产生一个校正图像
(4)迭代校正
采用简单的物质线性化方法构建基本图像，对射线硬化进行初步抑制，在此基础上，计算出图像矩阵中的每个点的基本函数关系，并计算出每条射线的函数关系；用校正函数改善原始数据
截断伪影 SFOV小于被扫描者的直径
探测器以弧形或弧面排列，用旋转旋转方式，采用３６０°数据采集，当探测器通道出现错误时，重建图像会出现以重建中心为圆心的同心圆，包括单环多环和环带伪影
表现形式：
（１）环形表现
（２）点状表现
（３）弧形表现
上述三种伪影基于第三代CT，一个通道发生错误，这个错误数据会出现在所有角度的投影中。而在第四代CT中，由于探测器呈环形分布，使得错误通道不会出现在所有角度的投影数据中，利用这些投影数据进行图像重建，其伪影表现不是环状而是条状
校正方法：
（一）操作方法：单环多为通道放大板或探测器产生 多环多由AD转换；环在图像中心部分，表明管输出量不足，模型校准 整个图像上都有环时，球管位置偏移
（二）基于弦图的校正：在投影玄图上去除坏通道造成的直线，再用校正后的弦图去重建图像。利用霍夫变换检测弦图的直线，定位直线后，利用插值算法投影弦图中的丢失数据进行插值，然后用插值后的弦图重建图像
（三）基于重建图像的校正方法
直角坐标系中的环形转为极坐标时表现为平行于横轴的直线，利用直线检测去除极坐标中的直线，再将极坐标图像转换为直角坐标系中的图像即可实现环形伪影的去除
阶梯伪影较多出现在多平面重建图像的结构边缘处，在扫描z轴梯度变化较大的物体，并且准直器层厚或重建间隔过大时，比较明显
影响因素：扫描方式 轴向扫描容易出现阶梯伪影，而应用螺旋扫描，采用重叠重建可以有效减少阶梯伪影
螺距值：在SSCT中，层厚由X射线的宽度决定，宽度与螺距共同决定了数据的采集范围。在MSCT中，插值算法用 z轴滤波算法，螺距对阶梯伪影依然有影响
患者体型：螺旋扫描中床的连续运动使采集到的数据不在与z轴垂直的同一平面，需要通过插值在整合数据，由于物体的密度在z轴方向的不连续性，使得插值后的横断面图像产生阶梯伪影。
插值算法：；螺旋扫描得到的投影数据是稀疏的没在任意平面重建至多有一个投影数据，所以图像重建必须经历插值 的步骤。
360°插值：原理是用两个360°的投影数据集，重建平面选择在这两个旋转周期的中间且垂直与 旋转轴。优点 简洁性，但纵向分辨力变差
180°插值：降低采样不连续的投影在重建图像中所占的比例，限制z轴内插法所使用的数据范围，使灵敏 度曲线变窄
风车伪影又称螺旋伪影 z轴方向采样不足 常出现在Z轴解剖结构和密度变化很大的部位
：
（1）Gantry Stationary 机架静止部分
MCU：HDLC通信协议 RTC:控制机架旋转和倾斜 GPC 接收用户从控制面板传入的控制指令
（2）Generator 高压发生器
DCC 直流电路控制器，负责根据不同的扫描模式，控制产生不同的直流电压，送到逆变器
HVC 负责控制送给X射线管的高压
（3）X-ray and detector X射线管和探测器
FIL灯丝控制器：负责调控灯丝的电流和剂量
RAC 旋转阳极控制器
DLP 后准直器宽窄，定位灯开关以及焦点的偏转
ZCO 根据不用焦点位置和层厚，控制前准直器的宽窄
ACU 数据采样和传输
（4）Gantry Ratating XRS 机架旋转部分的X射线控制系统
（5）Gantry RatatingDMS 机架旋转部分的数据测量系统
（6）PHS，patient handling System 病人床控制系统
PTV 患者床垂直控制器
PTH 患者床水平控制器
γ照相机 用于记录脏器内各个部分的射线，以快速形成一帧器官的静态平面图像
观察脏器的动态功能及其变化
既是显像仪又是功能仪
工作原理：放射性核素有选择地浓聚在被检查器官内，该脏器就成了一个立体射线源，该射线源放射出的γ射线经过准直 器射在NaI晶体上，立即产生闪烁光点，闪烁点发出的微弱荧光被光导耦合至光电倍增管，输出脉冲信号这 些脉冲信号经过后面的电子线路处理形成能量和位置两个通道的信号 ----位置信号和能量信号，经过一端间 的积累，便形成了一幅闪烁图像并进行拍摄。它是一种快速显像设备，是诊断肿瘤和循环系统疾病的重要设 备。
SPECT 单光子发射计算机断层
PET 正电子发射计算机断层
1.SPECT利用注入人体内放射性同位素作为示踪剂，探测体内发射g射线的浓度；
2.在体外用绕人体旋转的探测器记录脏器组织中放射性的分布，探测器旋转一个角度可得到一组数据；旋转一周可得到若干组数据；
3.根据这些数据可以建立一系列断层平面图像，计算机则以断层的方式重建成像。
SPECT的突出优点是：它在比普通的γ照相机没有增加许多成本的情况下获得了真正的人体断面图像，实际上它还可以作多层面的三维成像，这对肿瘤及其他一些疾病的诊断是很有用的。
SPECT是g相机探头加上旋转结构和图像重建软件；它包含了g相机的功能，增加了断层图像获取和图像重建功能，而价格只比一般g相机贵20％一30％。
SPECT可以得到3D信息，即由许多2D断层图像重建而形成3D图像；而g相机只能得到2D重叠图像。
SPECT提供了全定量的分析手段。 g相机~单位面积的迭加信息；SPECT~单位体积的放射性浓度，反映脏器深度方面的活性差异—定量分析的基本依据。
SPECT改变了脏器深度方面的空间分辨率，g相机~表浅部位容易探测，对脏器深部就很困难；
异同点：X-CT—— X射线,以衰减系数作为重建依据，以组织的物理密度作为诊断依据，显示层内所有器官，采用准直器控制层 厚，常规CT中层厚固定，螺旋CT中可回顾性重建
ECT —— 伽马射线，以放射性浓度变化作为重建影像的参数，以组织代谢功能差异作为诊断依据，仅显示靶器官，可 在采集后根据需要选择层厚（选择层厚依据探头的定位路线），图像粗糙分辨率差，衰减校正困难
将标记化合物注入人体，在衰减过程中，质子变为中子，同时发射正电子，正电子在组织中飞行极短距离后便与周围组织 内的电子相遇并发生湮没辐射，正负电子消失，其物质转换为两个方向相反的γ光子，穿过人体并被环绕人体的PET扫 仪 探测。负责采集从探测器传来电子信号，通过辨别其能量是否是511 keV而确定是否为有效的g光子信号，并将有效的g光 子位置提供给符合事件处理系统。接受来自EDS的光子事件信息，对成对g光子进行更准确的时间比较确定哪些成对光子是 真符合事件，哪些是非真符合事件；确定事件发生位置，并将其传送到阵列处理器进一步处理。然后通过图像重建处理， 得到断层图像