多層螺旋CT，包括4層、16層、64層及以上層數(shù)的螺旋CT，其中4層螺旋CT于1998年由部分CT掃描機(jī)制造商在北美放射年會(huì)上首先推出，基于單層螺旋CT有較大改進(jìn)。經(jīng)過幾年的臨床使用，其優(yōu)點(diǎn)和發(fā)展前景已得到國際公認(rèn)。簡(jiǎn)單說來，多層螺旋CT的設(shè)計(jì)思想是基于單層螺旋的概念，來源于單層螺旋CT臨床實(shí)踐的需要，而它的發(fā)展則是來自雙排探測(cè)器技術(shù)。

自20世紀(jì)80年代末90年代初螺旋CT掃描方法問世以來，由于其掃描速度快、一次掃描覆蓋范圍大，已在臨床影像的CT檢查中占有了重要的位置。在單層螺旋掃描方法中，采用大的螺距可增加掃描覆蓋范圍，但隨之而來的是縱向分辨力的降低、圖像質(zhì)量下降，這使得某些檢查如大面積創(chuàng)傷患者所需要的大范圍掃描，以及部分CT掃描的功能如CT血管造影、三維成像和多平面重組難以實(shí)現(xiàn)或成像質(zhì)量不佳。對(duì)于大面積創(chuàng)傷患者，有時(shí)需要做大范圍的、多個(gè)臟器的掃描檢查，由于單層螺旋掃描的覆蓋范圍還是有限，不能適應(yīng)這類患者的檢查。在CT血管造影檢查中，由于需要檢查的血管范圍較長(zhǎng)，如能一次掃描完成全部所需的檢查范圍，不但可以減少對(duì)比劑的用量，還可改善各種后處理成像的圖像質(zhì)量。所有這些的制約因素都是由于單層螺旋掃描只采用一排探測(cè)器，X線管發(fā)出的射線只有一小部分被用來掃描成像，射線的利用效率很低。在單層螺旋掃描方法中，雖然采用了180°線性內(nèi)插算法來取代360°線性內(nèi)插算法，縱向分辨力有所提高，但噪聲卻因此增加。在一個(gè)既定的掃描范圍內(nèi)，掃描速度還不夠快，特別是一些年老體弱需要屏氣掃描的患者，無法在單層螺旋掃描方法中實(shí)現(xiàn)。1992年，CT-Twin機(jī)率先采用了雙排探測(cè)器技術(shù)，使掃描架做一次360°旋轉(zhuǎn)能同時(shí)獲得兩層掃描數(shù)據(jù)。與單層螺旋掃描相比，雙層螺旋的掃描覆蓋率增加了50%，而成像的質(zhì)量與單層螺旋掃描相同。實(shí)驗(yàn)表明，單層螺旋和雙層螺旋在密度分辨力、噪聲等成像性能方面無明顯差別，在180°線性內(nèi)插算法圖像重建時(shí)，兩者的 z軸分辨力也無明顯的差別。單層螺旋和雙層螺旋兩者在結(jié)構(gòu)上的主要差別是后者增加了一排探測(cè)器（圖1-2-1）。

單層螺旋射線束的扇形角是69°，探測(cè)器的間距是1.0mm，機(jī)架孔徑70cm；雙層螺旋射線束的扇形角是51°，探測(cè)器的間距為1.2mm，機(jī)架孔徑同為70cm。雙層螺旋掃描由于掃描范圍覆蓋率增加一定程度上改善了單層螺旋CT縱向分辨率低、時(shí)間分辨力低等問題，但最終是多層螺旋CT掃描機(jī)的出現(xiàn)，使上述這些要求完全成為現(xiàn)實(shí)。

多層螺旋CT的探測(cè)器由很多排組成，其成像過程以及參數(shù)方面與單層、雙層螺旋CT相比也有所不同，主要的差別有以下幾個(gè)方面：準(zhǔn)直器的使用、射線束的寬度和螺距（圖1-2-2、圖1-2-3）。

X線束由前準(zhǔn)直器準(zhǔn)直后，經(jīng)被掃描物體的衰減投射于多排探測(cè)器陣列。對(duì)單排探測(cè)器而言，其射線束的寬度等于掃描所得的層厚寬度，但在多排探測(cè)器掃描時(shí)，掃描射線束的寬度并不決定掃描后得到的層厚，其最后所得的層厚是由探測(cè)器的寬度決定。如一次多層螺旋掃描，采用的射線束寬度為8mm，投射到4排探測(cè)器上可以是4層2mm的層厚，或者是2層4mm、1層8mm的層厚。從理論上說，如果不考慮探測(cè)器陣列的間隙，所采用的探測(cè)器陣列的寬度等于掃描所得的層厚（圖1-2-4），并可以用式1-2-1表示：

式1-2-1中d是層厚或探測(cè)器的寬度，D是射線束寬度，N是所使用探測(cè)器的排數(shù)。在單層螺旋CT中射線束的寬度等于探測(cè)器的寬度，而在多層螺旋CT中探測(cè)器的寬度只等于1/N射線束的寬度，理論上這種掃描射線束的應(yīng)用，增加了掃描的覆蓋率。一般而言，探測(cè)器的排數(shù)越多，掃描覆蓋范圍越大。

多層螺旋CT中由于探測(cè)器排數(shù)的增加，X線的輻射形狀也必須做相應(yīng)改變。在單層螺旋掃描中，從X線管發(fā)出的射線束在 z軸方向成扇形，而垂直于 z軸方向則是一個(gè)很窄的射線束（與所選層厚相等），我們稱之為扇形束；在多層螺旋掃描中，由于 z軸方向探測(cè)器排數(shù)增加，垂直于 z軸方向的射線束必須增寬（圖1-2-5），以覆蓋增加的探測(cè)器陣列，這種射線束形狀被稱之為“小孔束”。小孔束在 z軸方向增加了輻射的距離，并且射線傾斜的角度也相應(yīng)增大，與單層螺旋掃描相比，圖像重建的內(nèi)插算法也必須相應(yīng)隨之改變，這一內(nèi)容將在多層螺旋圖像重建部分重點(diǎn)討論。

在單層螺旋掃描中，螺距（pitch）是射線束寬度與床速的比值，而在多層螺旋掃描中螺距的確定則完全不同，一些研究和各個(gè)廠家所采用的多層螺旋掃描螺距的定義有所出入，如一種確定螺距的方法認(rèn)為多層螺旋掃描螺距的定義是：

這種確定螺距的方法有些簡(jiǎn)單化，可能無法包括多層螺旋掃描中出現(xiàn)的所有情況。另外，如果我們按照單層螺旋CT螺距的定義來確定多層螺旋CT的螺距，也會(huì)遇到一些問題，首先我們必須得加上“單”“雙”和“四”這些變量。也就是說，四排探測(cè)器CT掃描螺距1是指掃描機(jī)架旋轉(zhuǎn)一周檢查床移動(dòng)一個(gè)層厚的距離，身體的各部分只接受一次掃描，螺距1對(duì)患者而言，是得到了同樣的射線劑量和同樣的圖像質(zhì)量。因此，20mm的射線束對(duì)于雙層螺旋掃描方式，可得到兩個(gè)10mm層厚的圖像，對(duì)于多層螺旋掃描，可得到四個(gè)5mm層厚的圖像。又例如，我們還是采用掃描機(jī)架旋轉(zhuǎn)一周距離的層厚來定義螺距，此處層厚指非螺旋掃描方式掃描的層厚，那么四排探測(cè)器掃描螺距0.75也可等于螺距3（4×0.75＝3）。用這種方法定義螺距雖然比較簡(jiǎn)單，但有時(shí)易引起混亂，如螺距3可以是一個(gè)3，兩個(gè)1.5，四個(gè)0.75或八個(gè)0.375。而且用這種方法定義螺距也有悖于以前有關(guān)螺距的概念，即增加螺距、噪聲增加、圖像質(zhì)量下降，螺距3概念在以前螺旋掃描中也并不存在，但螺距3在雙排探測(cè)器掃描中，它的圖像質(zhì)量是有所改善的，在四排探測(cè)器掃描中，圖像質(zhì)量卻是最好的。上述有關(guān)螺距爭(zhēng)論的關(guān)鍵所在是在多層螺旋掃描方式中，射線束的寬度永遠(yuǎn)要大于探測(cè)器實(shí)際采集的寬度，但是有一點(diǎn)是確切無疑的，即在單層螺旋掃描中，螺距等于1時(shí)僅得到一層圖像，而在雙層螺旋和多層螺旋掃描方式中，得到的是多層圖像。

由于多層螺旋CT探測(cè)器排數(shù)的增加，使原來螺距定義引入了新的含義，在多層螺旋掃描中，式1-2-3和式1-2-4中兩種螺距的概念是存在的并且有所差別。

射線束螺距的概念與單層螺旋CT螺距的概念接近，即螺距的變化與患者的輻射劑量直接相關(guān)。

層厚螺距是根據(jù)層厚的寬度確定的，它與射線束螺距有下述的關(guān)系：

因此，層厚螺距3應(yīng)該等于單層螺旋掃描的螺距0.75，層厚螺距6等于單層螺旋的螺距1.5。從患者的輻射劑量考慮，單層螺旋CT的螺距1，等于四排探測(cè)器的多層螺旋掃描射線束螺距1，或者層厚螺距4。例如，多層螺旋4×5mm的層厚，床速是20mm/次旋轉(zhuǎn)，患者接受的射線劑量應(yīng)該等于單層螺旋5mm層厚和床速5mm/次旋轉(zhuǎn)。

在非螺旋CT掃描中，射線束的投影完全是一個(gè)垂直的平面，圖像的重建可以直接采用投影的數(shù)據(jù)，不需做任何的修正。我們也已經(jīng)了解了單層螺旋掃描的圖像重建處理方法，因?yàn)槭窃谶\(yùn)動(dòng)中獲得掃描數(shù)據(jù)，它是一個(gè)螺旋狀的掃描數(shù)據(jù)段，對(duì)于水平面的圖像重建來說，無法直接采用某一個(gè)斷面的投影數(shù)據(jù)，必須先采用數(shù)據(jù)的內(nèi)插，然后才能按照非螺旋掃描圖像重建的方法重建成水平面圖像。

多層螺旋掃描的圖像重建，基本還是采用了線性內(nèi)插的方法，但因?yàn)槎鄬勇菪龗呙杼綔y(cè)器排數(shù)增加，X線管發(fā)出的是孔束射線而不是以前的扇形束，它的射線路徑加長(zhǎng)，射線束的傾斜度也加大，在水平面圖像的重建平面沒有可利用的垂直射線。另外，由于采用多排探測(cè)器和掃描時(shí)檢查床的快速移動(dòng)，如果掃描螺距比值選擇不當(dāng)，會(huì)使一部分直接成像數(shù)據(jù)與補(bǔ)充成像數(shù)據(jù)交疊，使可利用的成像數(shù)據(jù)減少，圖像質(zhì)量下降（圖1-2-6）。

為了避免上述可能出現(xiàn)的情況，多層螺旋的掃描和圖像重建，一般要注意螺距的選擇并在重建時(shí)進(jìn)行必要的修正。目前多層螺旋CT圖像的重建方法主要有以下三種：

又稱為優(yōu)化采樣掃描（optimized sampling scan）是通過掃描前的螺距選擇和調(diào)節(jié)縮小 z軸間距，使直接成像數(shù)據(jù)和補(bǔ)充成像數(shù)據(jù)分開（圖1-2-7）。

這是一種基于長(zhǎng)軸方向的 z軸濾過方法。該方法是在掃描獲得的數(shù)據(jù)段內(nèi)確定一個(gè)濾過段，濾過段的范圍大小根據(jù)需要選擇，選擇的范圍大小又被稱為濾過寬度（filter width，F(xiàn)W）（圖1-2-8），在選定的濾過段內(nèi)的所有掃描數(shù)據(jù)都被作加權(quán)平均化處理。其濾過參數(shù)寬度和形狀，通常可影響圖像的 z軸分辨力、噪聲和其他方面的圖像質(zhì)量。

單排探測(cè)器掃描所獲得的數(shù)據(jù)，一般都采用扇形束重建算法。在多排探測(cè)器掃描方法中，是將孔束射線平行分割模擬成扇形束后，再使用扇形束算法進(jìn)行圖像的重建。在多層螺旋掃描重建方法中，利用孔束射線模擬扇形束重建算法又被稱為多層錐束體層成像算法（the algorithem of multislice cone-beam tomography，MUSCOT）。如上所述，在射線束螺距小于1或者層厚螺距小于4時(shí)，會(huì)出現(xiàn)數(shù)據(jù)的重疊，所以，多層螺旋層厚螺距選擇要避免使用4或6之類的偶數(shù)整數(shù)，但為了避免誤操作，多數(shù)廠家已在螺距設(shè)置中采用限制措施避免這種選擇的出現(xiàn)。

多層螺旋CT的基本結(jié)構(gòu)同第三代CT，與單層螺旋CT相比兩者最主要的差別是探測(cè)器系統(tǒng)、數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)（DAS）和計(jì)算機(jī)系統(tǒng)的改變。目前生產(chǎn)探測(cè)器的材料一般都采用轉(zhuǎn)換效率高的稀土陶瓷，由于商業(yè)上的原因，我們目前還無法確認(rèn)材料的成分。多層螺旋CT探測(cè)器的排列大致可分為兩類：等寬型（對(duì)稱型）和不等寬型（不對(duì)稱型）探測(cè)器陣列。兩類不同排列組合的探測(cè)器陣列各有利弊。等寬型探測(cè)器排列的層厚組合較為靈活，但是外周的探測(cè)器只能組合成一個(gè)寬探測(cè)器陣列使用，并且過多的探測(cè)器排間隔會(huì)造成有效信息的丟失。而不等寬型探測(cè)器的優(yōu)點(diǎn)是在使用寬層厚時(shí)，探測(cè)器的間隙較少，射線的利用率較高，因?yàn)闊o法產(chǎn)生數(shù)據(jù)的探測(cè)器間隙較少，缺點(diǎn)是層厚組合不如等寬型探測(cè)器靈活。另外，在單排探測(cè)器時(shí)掃描射線束是一束窄束射線，它與探測(cè)器之間可以不考慮射線束的角度問題，而在多排探測(cè)器情況下，投射到探測(cè)器的射線束是一束較寬的、有一定角度的寬束射線，對(duì)于平面布局的探測(cè)器而言，探測(cè)器接收到的射線會(huì)產(chǎn)生切斷效應(yīng)，即所謂的“死角”（dead angle），在多排探測(cè)器的設(shè)計(jì)中，為提高射線的利用效率，通常是采用了弧形排列。

單層螺旋CT或以前的非螺旋CT掃描機(jī)，通常只有一個(gè)數(shù)據(jù)采集通道（或稱數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，DAS），而多層螺旋CT則有數(shù)個(gè)甚至數(shù)百個(gè)數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，它們之間根據(jù)層厚選擇的需要，通過電子開關(guān)切換，進(jìn)行不同的組合，形成數(shù)據(jù)采集的輸出。多層螺旋CT的DAS工作時(shí)，長(zhǎng)軸方向的探測(cè)器形成多個(gè)通道同時(shí)采集數(shù)據(jù)，所有收集到的數(shù)據(jù)可以疊加。如果是16排探測(cè)器（每排探測(cè)器1.25mm）全部利用，可獲得4幅5mm層厚的圖像或2幅10mm層厚的圖像。利用后準(zhǔn)直器將位于中心處的兩個(gè)探測(cè)器各遮蓋一半，可獲得2幅0.625mm的薄層圖像。每個(gè)通道分別包括 1、2、3排探測(cè)器，可分別獲得 1.25mm、2.5mm、3.75mm層厚的4幅圖像。

對(duì)X線管采用雙焦點(diǎn)設(shè)計(jì)，提高了X線管的使用效率，增加了信息量，從而改善了圖像質(zhì)量。利用陽極接地的方法加大X線管散熱率，使X線管連續(xù)曝光時(shí)間延長(zhǎng)，以適應(yīng)螺旋CT連續(xù)長(zhǎng)時(shí)間掃描的需要。

在高壓發(fā)生器方面，除使用效率高的中頻發(fā)生器以外，還把液態(tài)絕緣介質(zhì)改為固態(tài)，使高壓發(fā)生器的體積大大縮小，重量大為減輕，從而減輕了掃描機(jī)架旋轉(zhuǎn)時(shí)自身的重量（以前的高壓發(fā)生器都是分離的，現(xiàn)在，特別是低壓滑環(huán)的螺旋CT掃描機(jī)，都將中頻高壓發(fā)生器移入機(jī)架內(nèi)）。另外，由于多層螺旋CT的掃描速度相當(dāng)快，機(jī)架旋轉(zhuǎn)一周的時(shí)間可縮短至0.5秒以下，機(jī)架高速旋轉(zhuǎn)時(shí)的離心力很大，液態(tài)油浸式高壓發(fā)生器容易發(fā)生漏油，而固態(tài)發(fā)生器的應(yīng)用則從根本上杜絕了這種可能性。

以前的數(shù)據(jù)傳送方式多采用碳刷和滑環(huán)接觸傳送數(shù)據(jù)，該方法的缺點(diǎn)是碳刷上易積灰塵，影響數(shù)據(jù)的傳送，在重建后的圖像上產(chǎn)生噪聲，滑環(huán)轉(zhuǎn)速越快，灰塵越多。現(xiàn)在，有些廠家在多層螺旋CT掃描機(jī)上采用了無線電射頻方法傳送數(shù)據(jù)，數(shù)據(jù)的傳送速度可比碳刷傳送方式快10倍，且無灰塵，不會(huì)因灰塵產(chǎn)生圖像噪聲。

在單層螺旋CT滑環(huán)掃描方式中，滑環(huán)的旋轉(zhuǎn)采用馬達(dá)皮帶傳動(dòng)。該方法的缺點(diǎn)是最大轉(zhuǎn)速受傳動(dòng)方式的限制，旋轉(zhuǎn)速度的精確性不夠，以及一次掃描投影數(shù)據(jù)采樣數(shù)有限。馬達(dá)皮帶傳動(dòng)最快轉(zhuǎn)速為800毫秒，每秒的采樣數(shù)最多為1 000個(gè)投影數(shù)據(jù)。而在多層螺旋CT掃描機(jī)上，一些廠家采用了線性馬達(dá)（直線電機(jī)）或稱磁旋轉(zhuǎn)技術(shù)，還有一些廠家采用了直接聯(lián)動(dòng)技術(shù)。這些技術(shù)的傳動(dòng)裝置沒有皮帶和其他連接部件，類似于高速列車上的傳動(dòng)裝置，兩個(gè)旋轉(zhuǎn)部件之間采用電子導(dǎo)通的方法旋轉(zhuǎn)。因此，傳動(dòng)的精確性提高，并且不產(chǎn)生摩擦，最快轉(zhuǎn)速可達(dá)500毫秒以下，每秒采樣數(shù)據(jù)超過2 000個(gè)。

對(duì)于較長(zhǎng)范圍的螺旋掃描，必須要涉及人體的不同部位，而有一些人體部位的體厚和密度往往相差較大，所以使用相同的條件掃描不同的部位是不合理的。新的智能掃描方式，能在掃描過程中連續(xù)變換掃描條件，對(duì)不同的密度、體厚部位，使用不同的掃描條件，從而達(dá)到優(yōu)化、智能掃描的目的，并且降低了掃描時(shí)不必要的射線劑量。智能掃描是利用透過患者的射線測(cè)量裝置，用預(yù)先設(shè)定的計(jì)算機(jī)程序?qū)崟r(shí)監(jiān)控，并不斷反饋控制射線的劑量，最后達(dá)到智能掃描的目的。

以前螺旋掃描通常采用全掃描方式，即掃描機(jī)架旋轉(zhuǎn)一周（360°）為一個(gè)數(shù)據(jù)采集周期，現(xiàn)在有些廠家生產(chǎn)的CT掃描機(jī)采用不完全掃描方式，即只用一周掃描的一部分（240°）數(shù)據(jù)用來成像，從而縮短了掃描時(shí)間，提高了時(shí)間分辨力。另外，由于新設(shè)計(jì)的、高效的固體探測(cè)器，掃描的層厚可達(dá)1mm以下，被稱為是亞毫米層厚掃描技術(shù)。

機(jī)架圍繞患者旋轉(zhuǎn)360°稱為旋轉(zhuǎn)時(shí)間，以前單層螺旋CT掃描旋轉(zhuǎn)時(shí)間都是1秒，但目前的多層螺旋CT掃描大都提供亞秒掃描方式，最短可達(dá)0.5秒以下，另外，由于多層螺旋一次掃描可獲數(shù)層圖像。因此，對(duì)于多層螺旋CT掃描而言，將有一個(gè)新的概念，即單層獲得率。單從字面意義上說，這一概念非常簡(jiǎn)單，它是每秒所獲得的圖像數(shù)。譬如，采用0.5秒掃描，多層螺旋CT可得4層圖像，以1秒計(jì)算則為8層。單層獲得率反映了多層螺旋CT掃描機(jī)的探測(cè)器利用率和掃描速度，我們利用單層獲得率公式進(jìn)一步討論這一問題。

如果旋轉(zhuǎn)時(shí)間為0.5秒，一次旋轉(zhuǎn)獲得4層圖像，那么，每秒鐘得8層圖像；如果旋轉(zhuǎn)時(shí)間為0.8秒，那么，每秒鐘只得5層圖像。

多層螺旋CT相鄰兩排探測(cè)器之間的間隔稱為探測(cè)器間隙。掃描時(shí)，X線絕大部分由探測(cè)器接收，有部分則被投射于探測(cè)器的間隙上，這部分射線無法被利用。對(duì)于多層螺旋CT而言，較為重要的是探測(cè)器之間間隙的數(shù)量，而不是間隙之間的距離，探測(cè)器數(shù)量越多，間隙越多，射線利用率也就越低。由于各廠家探測(cè)器的數(shù)量差別較大，這一點(diǎn)顯得尤為重要。

單層螺旋掃描時(shí)重建圖像平面的數(shù)據(jù)并非是掃描所采集的平面，為了得到一個(gè)平面數(shù)據(jù)，采用了360°和180°線性內(nèi)插，如圖1-2-9所示，360°線性內(nèi)插是采用了圖中s間的數(shù)據(jù)，而180°線性內(nèi)插則是采用了s/2間的數(shù)據(jù)，數(shù)據(jù)兩點(diǎn)之間的距離被稱為z間距（z-gap）。單層螺旋掃描時(shí)，增加螺距掃描覆蓋范圍增大，但同時(shí)圖像質(zhì)量下降。

在多層螺旋掃描中，z間距由螺距和探測(cè)器陣列的寬度決定，當(dāng)螺距變化時(shí)， z軸采樣的結(jié)果發(fā)生變化，多層螺旋的掃描數(shù)據(jù)之間可產(chǎn)生交疊。螺距2∶1時(shí)內(nèi)插兩點(diǎn)的 z間距是d，它的位移是某個(gè)實(shí)線螺旋到下一個(gè)實(shí)線螺旋，虛線螺旋也幾乎并行走向，結(jié)果在這部分被采用的 z間距范圍內(nèi)，數(shù)據(jù)產(chǎn)生高度重疊，或稱之為冗余數(shù)據(jù)。由于 z軸采樣間距未改變，使掃描數(shù)據(jù)重疊，體現(xiàn)不出多層螺旋掃描的優(yōu)勢(shì)。螺距增加至3∶1時(shí)， z間距為d/2，由于 z軸采樣間距縮短，掃描覆蓋范圍增加，另由于 z間距小于螺距，圖像質(zhì)量也改善。從上述的分析我們得知，多層螺旋掃描螺距的選擇非常重要，它直接關(guān)系到 z軸采樣的效率與掃描的覆蓋范圍。一般而言，螺距與掃描覆蓋率、圖像質(zhì)量是矛盾的，要增加掃描覆蓋范圍，必須使用大的螺距；而提高圖像質(zhì)量，需采用較小的螺距，實(shí)際使用中這兩種情況必須折中考慮。

多層螺旋CT與單層螺旋CT相比有許多優(yōu)點(diǎn)，其中最主要的是X線輸出的效率提高。①掃描范圍覆蓋率增加，掃描速度提高，減少了患者的等待時(shí)間，單位時(shí)間內(nèi)可以檢查更多的患者。由于增加了探測(cè)器的排數(shù)，能在較短的時(shí)間內(nèi)獲得較大范圍的掃描覆蓋率。②由于一次掃描能同時(shí)得到多層掃描數(shù)據(jù)，并且與X線的劑量無關(guān)，因而提高了X線的利用效率和X線管的使用壽命。有文獻(xiàn)報(bào)告（Kopecky）認(rèn)為一個(gè)X線管的使用壽命大約是20萬秒?次，如果使用四排探測(cè)器掃描，可獲得的圖像為80萬幅（單層螺旋掃描一次獲一幅圖像，多層螺旋掃描一次可獲得四幅圖像），再如果使用0.5秒掃描方式（掃描架旋轉(zhuǎn)速度加快，2次旋轉(zhuǎn)/s），可獲得160萬幅圖像。③成像所需射線總量減少。由于改進(jìn)了成像重建算法， z軸方向用于圖像重建的數(shù)據(jù)利用率提高，與單層螺旋相比，約可減少40%的曝光量。④散射線劑量降低，這是因?yàn)樵诙鄬勇菪鼵T掃描中全影對(duì)半影的比值增加，特別在薄層掃描中更是如此。薄層掃描因?yàn)槌上竦膰?yán)格要求很少有散射線，而多層螺旋CT則可做0.5mm層厚的掃描。⑤在0.5mm層厚的掃描中，多層螺旋CT掃描的空間分辨力改善，在體素三個(gè)方向（ x， y和 z）產(chǎn)生幾乎相等的空間分辨力（各向同性），這也為多平面和三維重建圖像質(zhì)量的改善提供了保證。

CT掃描和數(shù)據(jù)的采集是指由CT成像系統(tǒng)發(fā)出的一束具有一定形狀的射線束透過人體后，產(chǎn)生足以形成圖像的信號(hào)被探測(cè)器接收，所產(chǎn)生的掃描數(shù)據(jù)與最終形成圖像的空間分辨力、偽影密切相關(guān)。在成像系統(tǒng)中，基本組成或必備的條件是具有一定穿透力的射線束和產(chǎn)生并接收衰減射線的硬件設(shè)備，其中，對(duì)射線束的要求包括它的形狀、大小、運(yùn)動(dòng)的路徑和方向。筆形X線束以直線平移的方式透過人體，并采集透過人體后的衰減射線信號(hào)，數(shù)次平移后，X線管和探測(cè)器旋轉(zhuǎn)1°進(jìn)行下一次采集，這個(gè)過程不斷重復(fù)，直至完成180°一個(gè)層面的數(shù)據(jù)采集，然后進(jìn)入下一個(gè)層面的采集，最終完成所需檢查部位所有層面的掃描。上述的一次掃描采樣，X線管發(fā)出的X線束中實(shí)際上只有小部分被采用，我們先暫時(shí)稱它為一個(gè)潛像（view），因?yàn)閄線束中的每一條X線都被人體衰減，進(jìn)而落到探測(cè)器上產(chǎn)生投影，探測(cè)器再將透過人體該層面的衰減信號(hào)轉(zhuǎn)換為電信號(hào)。一個(gè)潛像產(chǎn)生一個(gè)投影，故筆形束CT的一次掃描也可被看成產(chǎn)生一個(gè)投影，又因?yàn)槿客高^人體的射線都將產(chǎn)生投影，所以一條X線只產(chǎn)生一個(gè)投影中的很小一部分。根據(jù)CT掃描的術(shù)語，X線產(chǎn)生、穿透和接收的過程也被稱為“采樣”，一個(gè)層面、一幅圖像的產(chǎn)生，需要在被掃描層面不同的位置進(jìn)行一組采樣，才能滿足圖像重建的要求。

現(xiàn)在使用的CT掃描機(jī)，一般有兩種不同的數(shù)據(jù)采集方法，一種是逐層采集法，另一種是容積數(shù)據(jù)采集法。逐層采集是X線管圍繞患者旋轉(zhuǎn)，探測(cè)器同時(shí)接收采樣數(shù)據(jù)，然后X線管停止旋轉(zhuǎn)，檢查床移到下一個(gè)掃描層面，重復(fù)進(jìn)行下一次掃描，一直到全部預(yù)定的部位掃描完成。其間每一次只掃描一個(gè)層面。容積數(shù)據(jù)采集法是螺旋CT掃描時(shí)采用的方法，即患者屏住呼吸，在X線管曝光期間，檢查床同時(shí)不停頓單向移動(dòng)并采集數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)采集的第一步，如前所述，X線管和探測(cè)器圍繞患者旋轉(zhuǎn)，根據(jù)不同的空間位置，探測(cè)器依據(jù)穿過患者的衰減射線采集數(shù)據(jù)，這一相對(duì)衰減值可由式1-2-7計(jì)算：

一般來說，一幅CT圖像需要幾百個(gè)采樣數(shù)據(jù)，而每一個(gè)采樣數(shù)據(jù)由衰減射線構(gòu)成，所以，一次掃描全部衰減射線可有下述關(guān)系式：

在考察采樣過程中，我們還必須注意下述的情況：

（1）X線管與探測(cè)器是一個(gè)精確的準(zhǔn)直系統(tǒng)。

（2）X線管和探測(cè)器圍繞患者旋轉(zhuǎn)是為了采樣。

（3）X線管產(chǎn)生的射線是經(jīng)過有效濾過的。

（4）射線束的寬度是根據(jù)層厚大小設(shè)置嚴(yán)格準(zhǔn)直的。

（5）探測(cè)器接收的是透過人體后的衰減射線。

（6）探測(cè)器將接收到的衰減射線轉(zhuǎn)換為電信號(hào)（模擬信號(hào)）。

綜上所述，CT掃描成像的基本過程是由X線管發(fā)出的X線經(jīng)準(zhǔn)直器準(zhǔn)直后，以窄束的形式透過人體被探測(cè)器接收，并由探測(cè)器進(jìn)行光電轉(zhuǎn)換后送給數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)進(jìn)行邏輯放大，而后通過模數(shù)轉(zhuǎn)換器作模擬信號(hào)和數(shù)字信號(hào)的轉(zhuǎn)換，由信號(hào)傳送器送給計(jì)算機(jī)作圖像重建，重建后的圖像再由數(shù)模轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換成模擬信號(hào)，最后以不同的灰階形式在監(jiān)視器上顯示，或以數(shù)字形式存入計(jì)算機(jī)硬盤，或送到激光相機(jī)打印成照片供診斷使用。依據(jù)CT掃描的過程，其最終形成一幅CT圖像可分為下述八個(gè)步驟：

（1）患者被送入機(jī)架后，X線管和探測(cè)器圍繞患者旋轉(zhuǎn)掃描采集數(shù)據(jù)，其發(fā)出的X線經(jīng)由X線管端的準(zhǔn)直器高度準(zhǔn)直。

（2）射線通過患者后，源射線被衰減，衰減的射線由探測(cè)器接收。探測(cè)器陣列由兩部分組成，前組探測(cè)器主要是測(cè)量射線的強(qiáng)度，后組探測(cè)器記錄通過患者后的衰減射線。

（3）參考射線和衰減射線都轉(zhuǎn)換為電信號(hào)，由放大電路進(jìn)行放大；再由邏輯放大電路根據(jù)衰減系數(shù)和體厚指數(shù)進(jìn)行計(jì)算、放大。

（4）經(jīng)計(jì)算后的數(shù)據(jù)送給計(jì)算機(jī)前，還需由模數(shù)轉(zhuǎn)換器將模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，然后再由數(shù)據(jù)傳送器將數(shù)據(jù)傳送給計(jì)算機(jī)。

（5）計(jì)算機(jī)開始處理數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)處理過程包括校正和檢驗(yàn)，校正是去除探測(cè)器接收到的位于預(yù)定標(biāo)準(zhǔn)偏差以外的數(shù)據(jù)；檢驗(yàn)是將探測(cè)器接收到的空氣參考信號(hào)和射線衰減信號(hào)進(jìn)行比較。校正和檢驗(yàn)是利用計(jì)算機(jī)軟件重新組合原始數(shù)據(jù)。

（6）通過陣列處理器的各種校正后，計(jì)算機(jī)進(jìn)行成像的卷積處理。

（7）根據(jù)掃描獲得的解剖結(jié)構(gòu)數(shù)據(jù)，計(jì)算機(jī)采用濾過反投影重建算法重建圖像。

（8）重建處理完的圖像再由數(shù)模轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換成模擬圖像，送到顯示器顯示，或送到硬盤暫時(shí)儲(chǔ)存，或由激光相機(jī)打印成照片。

如前所述，當(dāng)X線通過患者后產(chǎn)生衰減，根據(jù)Lambert Beer定律衰減，其通過人體組織后的光子與源射線是一個(gè)指數(shù)關(guān)系，在CT成像中是利用了衰減的射線并重建成某一層面的圖像。衰減是射線通過一個(gè)物體后強(qiáng)度的減弱，其間一些光子被吸收，而另一些光子被散射，衰減的強(qiáng)度通常與物質(zhì)的原子序數(shù)、密度、每克電子數(shù)和源射線的能量大小有關(guān)。另外，單一能譜和多能譜射線在CT掃描中的衰減也不一樣，單一能譜又稱單色射線，其光子都具有相同的能；多能譜射線或多色射線中的光子具有的能量則各不相同。在CT掃描中的衰減也與物質(zhì)的原子序數(shù)、密度和光子能量有關(guān)。

CT的成像是利用了X線的衰減特性，這一過程與X線的基本特性有關(guān)。在一均質(zhì)的物體中，X線的衰減與該物質(zhì)的行進(jìn)距離成正比。如設(shè)比例常數(shù)為μ，X線的行進(jìn)路程為dX，穿過該物質(zhì)后X線強(qiáng)度為dI，則：

將式1-2-8進(jìn)行不定積分運(yùn)算，其路徑dX被看作是X線所通過物質(zhì)的厚度，并以d表示，則該式可寫成：

式中I是通過物體后X線的強(qiáng)度，I ₀是入射射線的強(qiáng)度，e是Euler's常數(shù)（2.718），μ是線性吸收系數(shù)，d是物體厚度，這是X線通過均勻物質(zhì)時(shí)的強(qiáng)度衰減規(guī)律，也被稱為線性衰減系數(shù)公式。

在CT中，線性衰減系數(shù)μ值相對(duì)較重要，因它與衰減量的多少有關(guān)，計(jì)量單位是cm ^-1。根據(jù)等式I＝I ₀e ^-μd我們可以得到線性衰減系數(shù)μ值，即：

式中l(wèi)n是自然對(duì)數(shù)，因在CT中I和I ₀都是已知的，d也是已知的，根據(jù)上式就可求得μ值。

此處我們以單一能譜射線為例（圖1-2-10），4個(gè)水模衰減相等，每個(gè)衰減量為20%，入射光子數(shù)假定是1 000，衰減后的光子數(shù)則為410，此處，射線的能量假設(shè)不變，即入射光子能為88keV，通過物體后的光子能也是88keV。

我們知道，在CT中采用的X線發(fā)出的是多色射線譜，它通過物體后的衰減和單色射線譜不同，并非是指數(shù)衰減，而是既有質(zhì)的改變也有量的改變（圖1-2-11）。圖1-2-11中，平均光子能為40keV的1 000個(gè)光子，經(jīng)衰減后光子數(shù)減少，能量增加到57keV，其中第一個(gè)水模衰減最大，射線的能量增加，使通過物體后的射線硬化。在實(shí)際應(yīng)用中，我們不能簡(jiǎn)單地將等式I＝I ₀e ^-μd直接應(yīng)用于CT多色射線譜的射線衰減，而只能用一大致相等的方法來滿足這一等式。

根據(jù)X線的基本特性，我們已知道X線的吸收和散射有光電效應(yīng)和康普頓效應(yīng)，那么衰減可以用式1-2-11表示：

式中μ _p是光電效應(yīng)吸收的線形衰減系數(shù)，μ _c是康普頓效應(yīng)吸收的線形衰減系數(shù)。光電效應(yīng)主要發(fā)生在高原子序數(shù)組織中，在某些軟組織和低原子序數(shù)的物質(zhì)中則作用較小；康普頓效應(yīng)是發(fā)生在軟組織中，在密度有差別的組織中康普頓效應(yīng)的作用則有所不同。另外，光電效應(yīng)與射線能量大小有關(guān)，而康普頓效應(yīng)并非像光電效應(yīng)那樣隨能量的增加而增加。

式1-2-9和式1-2-10是X線衰減的基本公式，在實(shí)際應(yīng)用中，我們不僅要知道X線的強(qiáng)度，還要知道光子數(shù)。根據(jù)式1-2-9，我們可以通過計(jì)算求得通過組織后衰減的光子數(shù)。將光子數(shù)N取代式1-2-9中的I，即可得到衰減后的光子數(shù)：

式中N是通過組織后衰減的光子數(shù)，N ₀是入射光子數(shù)， d是組織的厚度，μ是組織衰減系數(shù)等于 μ _p+μ _c，e是常數(shù)。

式1-2-11是均質(zhì)物體的衰減公式，在實(shí)際情況中，X線的衰減還與物質(zhì)的密度和原子序數(shù)有關(guān)，即密度越大，原子序數(shù)越高，X線的衰減越大，掃描X線穿過人體組織時(shí)，各處的密度往往是不均勻的。則X線的強(qiáng)度公式可寫為：

或：

CT值或稱為CT數(shù)，是重建圖像中一個(gè)像素的數(shù)值（圖1-2-12）。

在實(shí)際應(yīng)用中該值是一個(gè)相對(duì)值，并以水的衰減系數(shù)作為參考。CT值的計(jì)算如式1-2-15：

式中μ _組織是組織的吸收系數(shù)，μ _水是水的吸收系數(shù)，k是常數(shù)。在CT發(fā)明的早期階段，k值是500，因此每個(gè)CT值的百分比標(biāo)尺為2%，后為便于計(jì)算，將k值定為1 000，每個(gè)CT值的百分比標(biāo)尺則成為1%，并將水的吸收作為參考值，在CT應(yīng)用中水的CT值為0。CT值的大小與組織的線性衰減系數(shù)有關(guān)，每一個(gè)對(duì)應(yīng)的數(shù)值都可用相應(yīng)的灰階表示。一般地說，軟組織的μ值接近水的μ值，肌肉的μ值約比水μ值高5%，而脂肪的μ值約比水μ值低10%，腦灰白質(zhì)間的μ值差約0.5%，比水μ值高約3.5%，骨的μ值約為水的兩倍。在CT的實(shí)際應(yīng)用中，我們將各種組織包括空氣的吸收衰減值都與水相比較，并將致密骨定為上限+1 000，將空氣定為下限-1 000，其他數(shù)值均表示為中間灰度，從而產(chǎn)生了一個(gè)相對(duì)吸收系數(shù)標(biāo)尺。人體大部分組織除致密骨和肺外，其CT值基本都位于-100～+100之間。后來CT在臨床上的作用被確認(rèn)后，人們?yōu)榱思o(jì)念亨斯菲爾德的不朽功績(jī)，將這一尺度單位命名為HU，現(xiàn)在臨床應(yīng)用中，均采用HU作為CT值的測(cè)量單位。

線性衰減系數(shù)μ值的衰減受射線能量大小和其他一些因素的影響，射線能量改變后可產(chǎn)生穿透后光子衰減系數(shù)的變化，如電子能在60keV、84keV和122keV時(shí)，水的線性衰減系數(shù)可分別為0.206、0.180和0.166，同時(shí)光子能量大小也會(huì)影響CT值。通常，CT值的計(jì)算是根據(jù)73keV時(shí)的電子能計(jì)算的，即CT掃描時(shí)有效射線能為230kVp，通過27cm厚的水模后得到的電子能。在這種情況下，水的吸收系數(shù)是0.19cm ^-1。假定這時(shí)骨的吸收系數(shù)為0.38cm ^-1，常數(shù)k值是1 000，那么我們可以根據(jù)CT值計(jì)算公式，分別算出骨和水的CT值。

CT掃描一般都使用較高的千伏值（120～140），這主要是因?yàn)椋孩贉p少光子能的吸收衰減系數(shù)；②降低骨骼和軟組織的對(duì)比度；③增加穿透率，使探測(cè)器能夠接收到較高的光子流。使用較高的千伏值可增加探測(cè)器的響應(yīng)系數(shù)，例如頭顱掃描中，顱骨和軟組織之間的吸收差，可對(duì)顱骨邊緣軟組織內(nèi)的小病灶進(jìn)行顯示并減少射線束硬化偽影。由于CT值受射線能量大小的影響，在CT掃描機(jī)中采取了一些措施，如CT值校正程序，從而保證了CT值的準(zhǔn)確性。

反投影法又稱總和法或線性疊加法。它是利用所有射線的投影累加值計(jì)算各像素的吸收值，從而形成CT圖像，或者說是某一點(diǎn)（像素）的（吸收）值正比于通過這一點(diǎn)（像素）射線投影的累加。

本文以圖1-2-13為例說明反投影法的圖像重建過程。假設(shè)一個(gè)物體由四個(gè)像素組成，這四個(gè)像素分別由四個(gè)方塊表示。設(shè)原圖像投影值如A所示，其各方向投影總和過程如B～E所示。圖像的背景強(qiáng)度等于某投射角各投影值之和，本例的背景強(qiáng)度為10，計(jì)算中將總和值減去背景強(qiáng)度，再將各吸收系數(shù)除以最大公約數(shù)，即得各像素的吸收系數(shù)值如F～H所示。

反投影法最主要的缺點(diǎn)是成像不夠清晰，需花大量的計(jì)算時(shí)間并且分辨力不夠，目前已不采用這種算法成像。但這種方法卻是CT其他成像算法的基礎(chǔ)。

迭代法又稱逐次近似法。迭代法包括代數(shù)重建法、迭代最小平方法和聯(lián)立方程重建法，本節(jié)以代數(shù)重建法以點(diǎn)概面進(jìn)行介紹。

代數(shù)重建法首先對(duì)一幅圖像的各像素給予一個(gè)任意的初始值，并利用這些假設(shè)數(shù)據(jù)計(jì)算射線束穿過物體時(shí)可能獲得的投影值，然后用這些計(jì)算值和實(shí)際投影值比較，根據(jù)兩者的差異獲得一個(gè)修正值，再用這些修正值修正各對(duì)應(yīng)射線穿過物體后的諸像素值。如此反復(fù)迭代，直到計(jì)算值和實(shí)測(cè)值接近并達(dá)到要求的精度為止。

在圖1-2-14中，我們以四個(gè)像素為例（圖1-2-14），對(duì)代數(shù)重建法迭代的過程做一簡(jiǎn)單介紹。迭代法早在1956年被用于太陽圖像的重建，后來被亨斯菲爾德用于EMI-1型頭顱CT掃描機(jī)中，出于下述一些原因，目前的臨床用CT掃描機(jī)已不采用這種重建方法。

（1）由于量子噪聲和患者的運(yùn)動(dòng)，射線總和較難準(zhǔn)確獲得。

（2）因?yàn)榈柙谌客队皵?shù)據(jù)都獲得后才能進(jìn)行，重建耗時(shí)太長(zhǎng)。

（3）要獲得更真實(shí)的圖像，需采用比像素?cái)?shù)還多的投影總數(shù)。

解析法包括二維傅立葉重建法和濾波反投影法，它們都是采用投影來重建圖像。目前的CT掃描機(jī)基本都采用這兩種圖像重建方法。

濾波反投影法也稱卷積反投影法，它的成像方法是在反投影之前，對(duì)所有的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行濾過或卷積，使結(jié)果的圖像沒有所謂的“星月狀”（starlike）暈偽影（圖1-2-15）。其成像的過程大致可分成三步：首先是獲取全部的投影數(shù)據(jù)并作預(yù)處理。在這一過程的開始是先取得各投影數(shù)據(jù)的衰減吸收值并將其轉(zhuǎn)換成重建所需的形式，如果數(shù)據(jù)中有射線硬化產(chǎn)生，同時(shí)將其校正。經(jīng)過預(yù)處理的數(shù)據(jù)又稱為原始數(shù)據(jù)（raw data），該原始數(shù)據(jù)可存入硬盤，在需要時(shí)可再取出為重建圖像用。其次是將所得數(shù)據(jù)的對(duì)數(shù)值與濾波函數(shù)進(jìn)行卷積，其間須通過大量的數(shù)學(xué)運(yùn)算，同時(shí)采用的濾波函數(shù)還須考慮圖像的分辨力和噪聲等（圖1-2-16）。通常，高分辨力的算法可使解剖結(jié)構(gòu)的邊緣得到增強(qiáng)并改善分辨力，但噪聲也相應(yīng)增加。最后，進(jìn)行反投影，并根據(jù)系統(tǒng)顯示的不同選定矩陣大小（512×512和1 024×1 024），現(xiàn)在經(jīng)濾波后的原始數(shù)據(jù)被反投影成像并可通過監(jiān)視器顯示。通常，重建后圖像的大小與是否采用放大（zoom）有關(guān)；圖像的亮度與X線通過物體后的衰減有關(guān)。

傅立葉重建的基本方法是用空間和頻率的概念表達(dá)一幅圖像的數(shù)學(xué)計(jì)算方法。假定有一張X線照片，那么我們可將該照片看成是一幅空間圖像，也就是說，在空間概念中不同的解剖結(jié)構(gòu)是由灰階來表示的。一幅X線照片的空間圖像可由f（x，y）表示，并可用傅立葉變換的方法轉(zhuǎn)換成由頻率F（μ，v）表示的圖像，經(jīng)過運(yùn)算再將頻率圖像用反傅立葉變換的方法轉(zhuǎn)換成空間圖像（圖1-2-17、圖1-2-18）。

采用傅立葉方法重建圖像有下述優(yōu)點(diǎn)：首先，一幅頻率圖像可采用改變頻率的幅度來做圖像的處理，如邊緣增強(qiáng)、平滑處理；其次，這種處理方法能被計(jì)算機(jī)的工作方法接受；再次，頻率信號(hào)有利于圖像質(zhì)量的測(cè)試，如采用調(diào)制傳遞函數(shù)（MTF）的方法。

傅立葉重建的理論基礎(chǔ)是投影切片定理，即一個(gè)θ角的物體投影的一維傅立葉變換，等于該物體的二維傅立葉變換沿θ角的一個(gè)切片。目前，仍有一些CT掃描機(jī)采用傅立葉重建方法，其基本的重建方法和過程如下（圖1-2-19）：

（1） 被掃描的物體由函數(shù) f（x，y）表示。

（2）掃描物體獲取投影數(shù)據(jù)，根據(jù)重建的要求，至少旋轉(zhuǎn)180°，以獲得一組足夠的掃描投影數(shù)據(jù)，此時(shí)的掃描投影為空間圖像。

（3）用傅立葉變換的方法，將每一束投影轉(zhuǎn)換為頻率圖像。這時(shí)的圖像除了專業(yè)人員能看懂外，對(duì)診斷毫無用處。

（4）采用快速傅立葉變換法，頻率圖像必須通過一個(gè)長(zhǎng)方形格柵轉(zhuǎn)換，格柵的陣列大小按要求必須以幾何級(jí)數(shù)遞增，即 2、4、8、16、32、64、128、256等，最后通過內(nèi)插完成傅立葉變換。

（5）轉(zhuǎn)換后的頻率圖像，再通過反傅立葉變換，成為一幅空間圖像。在傅立葉重建方法中，一般不需采用濾過，這主要是由于內(nèi)插而不再需用濾過方式。

解析法與迭代法相比有兩個(gè)優(yōu)點(diǎn)：在成像速度方面，因?yàn)閳D像重建的時(shí)間與被重建圖像的大小和投影數(shù)有關(guān)，解析法要快于迭代法；在精確性方面，根據(jù)數(shù)據(jù)利用的情況，解析法也優(yōu)于迭代法。但迭代法能用于不完整的原始數(shù)據(jù)，而解析法則不能。

2009年北美放射學(xué)年會(huì)后，一些高端CT制造商相繼推出迭代重建算法，其實(shí)，CT發(fā)明初期由于該算法計(jì)算復(fù)雜，反復(fù)迭代需用數(shù)學(xué)模型，并且需要運(yùn)算速度快的計(jì)算機(jī)支持，最終未投入市場(chǎng)使用。近年來計(jì)算機(jī)技術(shù)飛速發(fā)展，CT廠商推出改良的迭代重建算法，通過反復(fù)多次迭代可減少圖像偽影，改善圖像質(zhì)量，根據(jù)不同應(yīng)用一般可降低輻射劑量30%～70%。目前常用的迭代算法名稱分別為：自適應(yīng)統(tǒng)計(jì)迭代重建（adaptive statistical iterative reconstruction，ASIR）及基于模型的迭代重建（model based iterative reconstruction，MBIR），圖像空間迭代重建（iterative reconstruction in image space，IRIS）及原始數(shù)據(jù)域迭代重建（sinogram affirmed iterative reconstruction，SAFIRE），自適應(yīng)低劑量迭代（adaptive dose reduction iterative，ADRI），以及 iDose 技術(shù)等。