計算機體層成像

計算機斷層掃描（computed tomography scan，CT scan）或計算機體層成像（CT），簡稱 CT 掃描，是一種影像診斷學的技術或檢查；廣義上，是指利用精確準直的成像媒介（如 X 射線、γ 射線、超聲波等）與高靈敏度的探測器，圍繞人體或物體的某一部位採集資料，並根據需要重建出斷面影像的一種成像方法。

計算機斷層掃描現在多採狹義上定義，是特指以 X 線束從多個方向沿著人體或物體某一選定斷層層面進行照射，測定透過的 X 線量，數字化後經過計算機處理，得出該層面組織或組成的各個單位容積的吸收係數，據此重建影像的一種成像方法；因此，舊稱 X 射線計算機斷層成像（X-ray CT，X-CT）。

這一技術另有舊稱計算機軸向斷層成像（computed axial tomography），1979 年諾貝爾生理學或醫學獎因 “計算機輔助層析成像技術的發展” 而共同授予南非裔美國物理學家阿蘭・科馬克和英國電氣工程師高弗雷・豪斯費爾德。

成像與操作原理

計算機斷層掃描是一種利用數位幾何處理後重建的三維放射線醫學影像。該技術主要透過單一軸面的 X 射線旋轉照射人體，由於不同的組織對 X 射線的吸收能力（或稱）不同，可以用電腦的三維技術重建出斷層面影像。經由視窗技術處理，可以得到相應組織的斷層影像。將斷層影像層層堆疊，即可形成立體影像。

體層成像可以生成特定掃描區域的橫截面（斷層）影像，類似 “虛擬切片”，使用者無需切割即可看到人體或物體內部。血管內不注射造影劑（對比劑）的 CT 掃描，稱為平掃（plain scan）或平掃 CT；注射對比劑者，則稱對比劑增強掃描（contrast-enhanced scan）或增強 CT。

診斷應用

自從 20 世紀 70 年代被發明後，X 射線計算機斷層成像在醫學影像上已經變成一個重要工具。其雖然價格昂貴，卻是診斷多種疾病的黃金準則。X 射線計算機斷層成像技術的優點之一是它可以提供很高的空間解析度（0.5 毫米）。它的一個弱點是軟組織對比度較差。當診斷對軟組織對比度要求較高時，核磁共振影像技術要優於 X 射線計算機斷層成像技術。

2.1 頭部

計算機斷層成像掃描。採取靜脈注射造影劑。

主要用來診斷腦部血管病變以及顱內出血，檢查不一定要用到顯影劑。在病人有急性中風的情形下，它雖然沒辦法排除血管阻塞的可能性，但是可以排除出血的可能性。如此一來，抗凝血劑就可以大膽地應用。在診斷腫瘤的應用上，電腦斷層配合靜脈顯影的檢查並不常用，而且效果也比核磁共振影像（MRI）差。它也可以用來診斷顱內壓是否有增加，例如要做腰椎穿刺或是評估時。

X 射線計算機斷層成像在診斷有外傷的顱骨及顏面骨的骨折也有很大的用處。在頭頸口的部位，對於頭骨和顏面骨或是牙齒的畸形，它有術前評估的作用；下顎、副鼻竇、鼻腔，眼框等部位所生囊腫或是腫瘤的評估；慢性鼻竇炎成因的診斷；還有植牙重建的評估。

2.2 頸部

對比 CT 通常是成人頸部腫塊選擇的初步研究。 在評估甲狀腺癌中起重要作用。 另外，CT 掃描經常偶然發現甲狀腺異常，因此實際上成為第一種檢查方式。

2.3 肺部

正常胸部的，分別在，冠狀面和矢狀面平面上拍攝。

在肺部組織的診斷上，X 射線計算機斷層成像對於急性或是慢性的變化都有很高的診斷價值，在觀察一些人體內空氣的變化，例如肺炎或是腫瘤，一般不需顯影劑就有很好的效果。而一些間質組織的變化（肺氣腫，肺纖維化等等），可以用薄切面的高解析設定來重建，稱作高解析度電腦斷層（HRCT）；篩檢早期肺癌，可利用低劑量胸部電腦斷層（LDCT）；而要評估縱隔腔和肺門部分的淋巴腺腫大，則需要靜脈顯影。

胸腔斷層血管攝影（CTPA）是一個需要用精確快速的時間來作對比劑注射再加上高速的螺旋式描掃器才能完成的檢查，近來也用在作肺栓塞和動脈剝離的評估。當胸腔 X 光檢查出現異常或是懷疑異常等，只要是非急性的，電腦斷層都是首推的進一步檢查。

2.4 血管造影

電腦斷層血管攝影術（CTA）是造影劑 CT，可顯示整個身體的動脈和靜脈。 範圍從為腦服務的動脈到向肺，腎，手臂和腿部帶血的動脈。 此類檢查的一個示例是用於診斷肺栓塞（PE）的（CTPA）。 它使用計算機斷層掃描和基於碘的造影劑來獲取肺動脈的影像。

2.5 心臟

隨著較先進的 X 射線計算機斷層成像儀旋轉時間的減少，再加上多斷層（高達 128 切）切面的技術，要同時達到高速度和高解析度不再是夢想。目前已經可以清楚地看見冠狀動脈的影像。在掃描的同時，電腦就可以將一連串的資料重建，如此一來，每單一個心臟斷層影像的資料都可以在 x 光管迴轉完成前重建完成。但未來是否能取代侵入性檢查「冠狀動脈匯入檢查」還是未知數。

心臟的多斷層切面檢查（multi-slice CT，MSCT）有相當性的潛在危險，因為它的劑量相當於 500 張的胸部 X 光，對於乳癌的潛在誘發性目前還有待商榷。診斷為陽性的正確率大約 82%，診斷為陰性的正確率大約 93%；敏感度大約 81%，特異性為 94%。

雙射源 X 射線計算機斷層成像機有相當高的，可以減少高速心跳造成的移動假影，閉氣的時間也不用長，對於不方便閉氣的病人或是不適合打降低心率藥的病人是很有幫助的。

2.6 腹部和骨盆

對於腹部的疾病，X 射線計算機斷層成像的診斷價值極高，常用來定位腫瘤期數也用來做後續的追蹤，對急性腹痛的檢查也很有用。泌尿結石，闌尾炎，胰臟炎，憩室，腹部動脈瘤還有腸阻塞等都是可以由電腦斷層做快速診斷的疾病，它也是第一線用來診斷內部臟器外傷的利器。

口服或是直腸對比劑可視需要使用，稀釋的硫酸鋇（2% w/v）是最常用的，一般用來作大腸透視檢查的鋇劑濃度太高，在斷層影像上反而是假影，如果鋇劑有禁忌上的考量的話（例如懷疑病人是腸受傷），碘對比劑也是選擇之一，其他種類的就看目標是要對哪一個器官顯影，例如直腸的空氣對比劑（空氣或二氧化碳）用在大腸檢查，或是口服純水用在胃部檢查。

電腦斷層在診斷骨盆的應用上有限制，特別是女性的骨盆，超音波是一個替代方案。除此之外，它也可以部分應用在腹部掃描（例如看腫瘤），在評估骨折上也有用處，它也可以用在研究骨質疏鬆症，和骨質密度偵量儀一樣，此兩樣都能偵測骨礦物質的密度（BMD），也就是骨強度的指標，然而電腦斷層的結果不一定和骨密儀一樣（BMD 測量黃金準則），不但貴，病人接受的劑量又高，所以不常使用。

2.7 中軸骨骼和四肢

對於中軸骨和四肢，CT 通常用於對複雜的骨折進行成像，尤其是在關節周圍的骨折，因為它能夠在多個平面上重建感興趣的區域。 解析度為 0.2 mm 的骨折，韌帶損傷，和脫臼很容易識別。 藉助現代的雙能 CT 掃描器，已經建立了新的應用領域，例如痛風診斷的輔助。

優點和危險性

3.1 優於 X 光影像的部分

首先，X 射線計算機斷層成像為醫生提供器官的完整 3D 訊息，而 X 光影像只能提供多斷面的重疊投影；第二，由於電腦斷層的高解析度，不同組織阻射過所得的即使是小於 1% 的差異也可以區分出來；第三，由於斷層成像技術提供三維影像，依診斷需要不同，可以看到軸切面，冠狀面，矢切面的影像，稱為多平面數位重建（Multi-planar reformatted imaging）。除此之外，任意切面的影像均可透過插值技術產生。這給診斷和科研帶來了極大的便利。

3.2 輻射劑量

X 射線計算機斷層成像被視為中度至高度輻射的診斷技術，雖然技術的進步已經增加了輻射的效率，但是同時為了增加影像品質或為了更複雜的技術，還是有增加劑量的考量，進化過的解析度使電腦斷層可以進行新的研究，可以有更多的優點：例如和傳統血管攝影比，電腦斷層血管攝影可以避免插入靜脈管和靜脈導管；電腦斷層大腸攝影也和大腸鋇劑攝影一樣用來診斷腫瘤，但是劑量更低。其方便性以及可適用的情形不斷增加，使它日漸普及，最近在英國的綜合評估中，電腦斷層佔了所有放射性檢查的 7%，但是在 2000/2001 年間，它佔了總合醫療放射劑量的 47%(Hart & Wall, European Journal of Radiology 2004;50:285-291)，過度地使用電腦斷層檢查，不管其他地方怎麼滅，還是會導致總體醫療劑量的上升，在一些特別研究放射劑量的論文還有考量很多因子：掃描的體積，患者的體型，掃描的數量和型式，還有需要的解析度和影像品質。

3.3 對比劑的負面反應

由於 X 射線計算機斷層成像相當依賴靜脈注射的對比劑來顯影，所以有潛在的危險，危險雖低，卻無法完全避免，這可能會使某些病人的腎臟受傷，有腎功能衰竭或糖尿病等病史的病人（另外還有血容量減少）危險性可能更高。

掃描劑量

該表報告了平均輻射照射量，但是，在相似的掃描型別之間，輻射劑量可能有很大差異，其中最高劑量可能比最低劑量高 22 倍。 典型的平片 X 射線輻射劑量為 0.01 至 0.15 mGy，而典型的 CT 對特定器官的輻射劑量可為 10–20 mGy，對於某些專門的 CT 掃描可高達 80 mGy。

為了進行比較，世界上自然產生的背景輻射的平均劑量率是每年 2.4 mSv，在實際應用中等於每年 2.4 mGy。 儘管存在一些差異，但大多數人（99％）每年接收的背景輻射不到 7 mSv。截至 2007 年，醫學成像佔美國的射線輻射暴露的一半，其中 X 射線計算機斷層成像掃描佔這一數字的三分之二。 在英國，它佔輻射暴露的 15％。 截至 2007 年，全球的醫療來源的平均輻射劑量為每人是≈0.6 mSv。 美國核工業的劑量被限制為每年 50 mSv，和每 5 年 100 mSv。

鉛是放射線工作人員用來遮蔽散射 X 射線的主要材料。

4.1 輻射劑量單位

以戈瑞 (Gary) 或毫戈瑞 (mGy) 單位報告的輻射劑量與預期被輻射的身體部位吸收的能量成比例，並且與 X 射線輻射對細胞化學鍵的物理作用（例如 DNA 雙鏈斷裂）與該能量成比例。

西弗 (Sievert) 單位用於有效劑量報告中。

4.2 柔和成像運動

為了響應公眾日益增長的關注以及最佳實踐的不斷發展，在內部成立了兒科影像輻射安全聯盟。在與美國放射技術學會，和美國醫學物理協會的合作下，兒科放射學會發起並啟動了 “柔和成像運動”，旨在在使用最低劑量的同時保持高質量的影像學研究和兒科患者可獲得的最佳輻射安全規範。 這項倡議已得到越來越多的世界各地各種專業醫療組織的認可和應用，並獲得了製造放射學裝置的公司的支援和幫助。

影像處理

X 光斷層面的資料是由 X 光射源繞物體一圈得來，感應器是放置於射源的對角位置，隨著物體慢慢地被推入內側端，資料也不斷地處理，經由一系列的數字運算，也就是所謂的斷層面重建來得到影像。

5.1 窗寬

所謂的窗寬就是指用亨氏單位（Hounsfield Unit，HU）所得的資料來計算出影像的過程，不同的放射強度（raiodensity）對應到 256 種不同程度的灰階值，這些不同的灰階值可以依 CT 值的不同範圍來重新定義衰減值，假設 CT 範圍的中心值不變，定義的範圍一變窄後，稱為窄窗位（narrow window），比較細部的小變化就可以分辨出來了，在影像處理的觀念上，稱為對比壓縮。例如要在腹內找出肝腫瘤的細微變化，就要用肝窗位，假設 70HU 是肝臟的平均值（稱為肝窗位），就可以在更窄的窗寬內重新定義範圍，窗位（window）定為 70HU，85HU 為上，85HU 為下，如此一來範圍就是 - 15HU 到 + 155HU，低於 - 15HU 的指就顯示全黑，高於 + 155HU 的指就顯示為全白，同理，骨的窗位就要用寬窗位（wide window），主要是考慮到含有脂肪的髓腔內的髓質還有外層緻密骨，當然 HU 的中心值就大約要用百位的數字了。

5.2 CT 和 MRI 的差異

CT 利用 X 光輻射來進行掃描診斷，MRI 不使用輻射進行掃描。使用磁場進行掃描。所以 MRI 掃描是沒有輻射的。CT 掃描比較沒有這樣多噪音，MRI 掃描會提供耳機或者耳塞。

三維重建

三維重建指用數學的方法從斷層成像儀測量到的訊號（X 射線透過人體後的衰減）恢復（重建）出器官的三維影像。最簡單的，也是最早的，重建方法是反投影法（backprojection）。反投影法雖然直觀上很容易理解，但它在數學上是不正確的。目前常用的重建方法主要有兩種：濾波反投影法（filtered backprojection）和卷積反投影法（convolution backprojection）。

影像顯示

由於目前的 X 射線計算機斷層成像都是等方性（x，y，z 軸的解析度都一樣）或是接近等方性的解析度，顯示的方式不一定只限於橫切面，所以，藉著軟體的幫忙，只要把所有的小體素堆疊起來，就可以用不同的視點來看影像。

多層面重建 MPR（Multi-Planar Reconstruction）

這是重建最簡單的方式，是把所有的橫切面資料堆疊起來，軟體可以用不同的平面來切割物體（大部分是垂直面），或是特別的一些影像例如最大強度投射成像 MIP (Maximum-Intensity Projection) 或是最低強度投射成像 mIP (Mininum-Intensity Projection)。

多層面重建最常用來檢查脊椎，因為軸切面的影像只限於有時才能顯出椎體，也無法完全秀出椎間盤，經由重組影像，可以更容易觀察出脊椎的位置以及其和其他器官的關係。

現代的軟體可以重建斜位的影像，所以經由自由的選擇平面，可以看到想看的解剖構造，比如支氣管不是垂直的，可以藉由這個技術達到想要的目的。

在血管的影像上，彎曲的平面也有辦法重建。這使得彎曲的血管可以被「拉直」，如此整條血管可以用一張影像或是少數影像就可以完全顯現，一旦血管被拉直後，量化的長度和寬度就測量出來，對於手術和侵入性治療的幫忙不小。

MIP 重建加強了高射束的區域，用在血管攝影很有用，mIP 重建趨向於加強空氣的顯示，用來評估肺部結構很有用。

7.1 三維呈像技術（3D rendering techniques）

7.1.1 表面呈像（surface rendering）

放射強度（Radiodensity）的閾值是可以調整的（例如對應於骨頭的值），當閾值一定，便可使用「邊緣偵察（edge detection）」影像處理法，如此一來，一個三維的物體就可以呈像了，不同的物體可以用不同的閾值呈像，使用不同的顏色來代表不同的解剖構造，例如骨，肌肉和軟骨，然而，在這個基礎下，再深一層的構造可能就無法顯像了。

7.1.2 體素呈像（volume rendering）

表面呈像只限於在一定的閾值下，表現物體的表面像，也止於呈現接近想像的表面，而在體素呈像中，利用透明度和顏色可以在單一影像中的特色，就可以呈現更多的東西，例如：骨盆就可以用半透明的方式顯現，那麼即使是斜位角，小部分其他的解剖呈像並不會擋住其他重要的部分。

7.2 影像分割（Segmentation）

有一些部位雖然結構不同，但是有相似的阻射性，只是單純地改變體素呈像的引數可能不是這麼簡單就可以區分它們，解決的方式稱為影像分割（segmentaion），就是用手動或是自動的方式去除不想要的部分。

歷史

第一個商業化的 X 射線計算機斷層成像系統是由高弗雷・豪斯費爾德 (Godfrey Newbold Hounsfield) 發明的，地點在英國 Hayes 的 THORN EMI Central Research Laboratories，豪斯費爾德在 1967 年開始了他的想法，於 1972 正式發表，聲稱電腦斷層是披頭四樂團最大的遺產，龐大的利益使得 EMI 投資了研究計劃。另一頭，Tufts 大學的阿蘭・麥克萊德・科馬克 (Allen Mcleod Cormack) 獨立研發了類似的處理程序，地點是開普敦大學 / Groote Schuur Hospital，他們於 1979 年一起獲得諾貝爾獎。

1971 所產的原型是行經 180 度角取 160 個平行讀數，每個是一度，每次掃描大約費時五分鐘，整個影像要產生要花 2.5 小時並用大型電腦來進行運算。

第一個生產的 X 射線計算機斷層成像掃描器稱為 EMI 描掃器，只能用來做頭部的掃描，但是要花四分鐘取資料，七分鐘重組完成一個影像，另外它還要用一個裝滿水的 perspex 容器，型為頭套狀，可以包覆整個頭，主要是為了減少頭部的對比阻射強度相差太大（頭骨和頭骨外的差異），當時的解析度不高，只有 80*80 的畫質，第一個 EMI 掃描器是安裝在英國的 wimbledon 的 atkinson morley's hospital，第一次進行病人頭部檢查的時間是 1972 年。

在美國，此機器的售價是 390000，第一個是安裝在 lahey clinic，再來是 massachusetts general hospital，還有 1973 在 george washington 大學。

第一個任何部位都能檢查且不用水頭套的電腦斷層儀是在 goergetown university 由 robert s.ladley. dds 設計。

8.1 電腦斷層機器的演進

8.1.1 第一代

用如筆頭般細的射束打向一個或兩偵檢器，影像是用 translate rotate 的方法，將射源和偵檢器放置於對側的位置，兩者相對位置不變，再加以旋轉。在 EMI 掃描器時代，一對影像須要旋轉 180 度，耗時四分鐘，使用三個偵檢器（其中一個是射源位置的參考），每個偵檢器都是由碘化鈉閃礫器和光電倍增管組成，部分的病人很不能適應這些早期的機器，因為機器的振動和聲音都太大了。

8.1.2 第二代

這項設計增加了偵檢器的數目，並且改變了射束的形狀，把原本的筆頭型改為扇型，旋轉方式仍為 translate rotate，但是掃描時間有明顯的減少，旋轉量也由每次一度增為每次三十度。

EMI CT1010，這是一款早期的第二代頭部掃描器。

8.1.3 第三代

第三代 X 射線計算機斷層成像在獲得影像的時間上有長足的進步，扇形的射束配上一列和射源相對的偵檢器，省略了費時的 translation stage，最初讓掃描時間減少至大約一張十秒鐘，這個進行讓 CT 的實用性大大增加，時間短到可以做肺部和腹部的掃描，之前的幾代只限於用在頭部和四肢，到了第三、四代，病人也明顯覺得噪音和振動都少了不少，舒適多了。

8.1.4 第四代

它的設計方法幾乎和第三代是同時發明的，表現度也差不多，不用一列的探測器，取而代之的是 360 度整圈的探測器，用扇型射束旋轉打在固定而非旋轉的探測器上。

bulky 是一項昂貴且脆弱的光電倍增管，所以漸漸地被較好的探測器取代，氙遊離腔探測器列曾經用在第三代機器中，也增加了較多的解析度和敏感度，但最終這兩項技術都被固態探測器取代：一個矩形、固態的發光二極體，並鍍上螢光的稀土元素磷，它更小，更敏感，更穩定，也更適合第三、四代機器的設計。

早期的四代機器有 600 個光電倍增管，每個直徑 1/2 吋，可以套在探測環內，以三個發光二極體為單位可以替代一個光電倍增管，這項改變同時增加了取像速度和影像品質，但是掃描的速度仍然不能改善，因為 x 光管的控制還是用纜線啟動，限制了旋轉的速度。

一開始，第四代機器有一個重大的進步，就是每轉一圈，探測器就會自動校正一次；而三代的幾何方式固定，對於沒有校正的情形很敏感，也就是有環形偽影產生的可能，另外，四代由於探測器不會移動和振動，校正的執行也較容易。

所有現代的醫療用電腦斷層都是以第三代的設計為藍本，現代的固態探測器相當地穩定，可以不須要每掃一個影像都校正一次，第四代由於探測器經濟效益的問題，使得它比第三代貴多了，甚至對假影的敏感度也高，因為沒有固定和射源相對的探測器，要去除散射幾乎是不可能的事。

8.1.5 第五代

一般指的是所謂的攝影 CT（cine-CT）；Cine-CT 與第四代 CT 相似，但 X 光源被置於偵辦器的外環；而且為了加快掃瞄的速度，採用多管 X 光源，依序以不同位置之 X 光對剖面曝光，以取代旋轉功能。系統掃瞄速度因而大大提升，足以掃瞄心跳等動態的剖面圖。而真正所謂第五代 CT，乃是以大角度陽極 X 光管，環繞掃瞄剖面與偵測器；利用電子方式控制撞擊陽極的電子束，使其發出不同角度的 X 光束，以達到如同多管 X 光源的效果。由於電子掃瞄速度極快，每一剖面的掃瞄時間可降至 33ms-100ms 左右。可用於避免心導管等侵入性檢查，做心臟血管攝影，主要缺點劑量高，價格昂貴。

8.2 功能再進化

和取象時間有關要克服的另一問題是 X 光管。要提供一個長時間和高強度的曝露，需要將非常穩定的輸出加到 X 光管和發電器中。高速迴轉的陽極也要跟上處像處理的速度，這就需要固定的 150kV 的 SMPS 才能趨動它們。目前的功率可到 100kW。

環刷迴轉（slip-ring）技術取代了原本纜線的設計，使得 X 光管和偵檢器能連續動作，再加上連續地推移病人進入掃描器的設計，就是所謂的螺旋式電腦斷層。

多層螺旋 X 射線計算機斷層成像（multi-detector-row CT，MDCT）系統更加快了掃描的速度，它可以同時獲取數個影像。目前機器的列數可以達到 128 列，幾秒內就有可能獲得完整的胸腔影像。MDCT 也使用等方解析度，可用任意角度重建需要的影像，與核磁共振影像的能力一樣，很短時間就可以掃描很大體積的影像是 MDCT 最大的特色；更重要的是空間解析度也高了。最新一代的 MDCT 內在 Z 軸方向的球管內有浮動的焦板，可以讓解析度更好。

另一個不同的研究方向是用在心臟的斷層檢查，稱為電子光束斷層描掃（electron-beam CT，）。它的時間解析度高達 50 微秒。它可以暫停心臟和肺部的動態來形成高品質的影像。開始時只有 Imatron 公司製造，後來 GE 公司跟進，鮮有人做，主要是因為它的成本太高，而用途僅只有一項。同期的 MDCT 的時間解析度很接近 EBCT，但是成本卻低得多，因此 MDCT 就成了市場的趨向。

進化過的電腦技術和組像技術可以執行更快更準確的重組。早期的機器可能需要幾分鐘才可以做出一張影像；現在 30 秒鐘可以做出 1000 張影像，精心設計的軟體也可以滅少假影。雙射源電腦斷層（Dual source）使用兩個 X 光管和兩排偵檢器，使得每張影像只需 0.1 秒就可以完成。這樣就可以得到高品質的心臟影像而不需要使用降低心率的藥，例如 β 受體阻滯劑。

雙射源的複列偵檢器電腦斷層可以在 10 秒的閉氣時間內就完成整個心臟的檢查。

Volumetric 電腦斷層是複列偵檢斷層機的一項延申，仍在研究階段，目前的 MDCT 每轉一次取樣 4cm 寬的體積，volumetric 電腦斷層的目標是以 256 的複列偵檢斷層儀的原型為基礎，增加寬度到 10-20cm，未來的應用包括了心臟成像（在兩次連續的心跳間就可以取得欲重建完整三維影像所需要的資料）。

雙源 光子計數電腦斷層掃描系統（photon-counting CT，PCCT）傳統 CT 的訊號轉換涉及兩個步驟，而 PCCT 的光子計數探測器（photon-counting detector，PCD）只需要一個步驟，能大大減少電子噪音及資訊流失問題。機孔轉動一圈時間快至 0.25 秒，時間解像度達 66 毫秒，提供更高的敏感度及超高畫質影像，同時可減低高達 70% 的輻射量和高達 30% 的造影劑用量。

8.3 微斷層攝影（Microtomography）

近幾年來，斷層攝影也到了微米的等級，名為微斷層攝影，但是這些機器目前只適合小物體或是動物，還不能用在人體。