“X射线计算机断层扫描（CT）可以无损提供物体内部结构的3D图像。CT利用X射线的穿透力获得一系列从多个角度观察的物体的2D射线照片，并通过计算创建一系列横截面图像来显示物体的内部结构。”

非破坏性CT已被用于对不易切片的精密样品（如冷冻冰淇淋）或不应损坏的样品（如文物）进行成像，或用于评估工程部件（如涡轮叶片）的完整性。

CT还可用于监测三维结构演变的间断或连续的时间相关性研究，如恶性肿瘤的生长、蛹的蜕变、流体在岩石中的流动或锂电池的灾难性热失控故障。

1 CT的历史与发展

在医学诊断中，X射线成像是以无创方式观察人体内部的基本方法。从一开始，即1895年发现X射线后不久，这项技术就被用于对骨骼成像，从而开创了一种新的医学检查方法。

在X射线摄影术中，重叠的结构无法在单一图像中清晰辨别，作为X射线摄影术的进化，计算机断层扫描（Computed tomography，CT）于1972年由Godfrey Newbold Hounsfield（1979年诺贝尔生理学和医学奖得主）研制成功，并推出了第一台医用CT扫描仪原型。

CT是第一种能够产生穿越人体横轴平面（切片）图像的方法，不会因不同解剖结构的叠加而产生偏差。从第一台临床CT扫描仪至今，涉及X射线源和新型探测器的巨大技术发展，使传输剂量和图像质量有了大幅改进。

CT 技术已经向更高分辨率的设备发展。X射线微断层扫描（μ-CT）系统能够对厘米大小的样品达到微米级空间分辨率，对1-2毫米大小的样品达到亚微米级空间分辨率（纳米断层扫描）。如今，从医学到生物学，从地质学到考古学和材料科学等广泛的研究领域都采用了这种技术。

在临床研究中，现在已开发出用于的专用μ-CT装置，包括对小型动物模型进行体内外研究。另一方面，基于粒子加速器（同步加速器）的 X 射线生产新方法的开发，使我们能够获得具有高空间相干性和亮度等新特性的光源，为使用新的成像方法（即所谓的相位敏感技术）开辟了道路。

1976年，CT技术首次被应用于材料领域的研究。美国物理学家D.L. Johnson等人使用CT扫描分析了陶瓷和纤维复合材料中的孔隙结构和分布。到了80年代，CT技术逐渐成为材料科学和工程领域的重要工具。研究人员开始广泛使用CT技术来研究材料的内部特征、缺陷特征等。

90年代以后，随着计算机处理能力和重建算法的不断改进，CT在材料领域的应用得到了进一步扩展，高分辨率、原位CT以及时间分辨CT等新技术逐渐发展起来，为材料科学家提供更多研究手段和突破性的成果。

本章将就X射线CT或μ-CT的一些基本原理进行技术解读，包括X射线的产生、与物质的相互作用及图像的形成。

μ-CT与普通CT的区别

空间分辨率：普通CT的空间分辨率一般在几十到几百微米级别，而μ-CT可以实现亚微米甚至纳米级别的空间分辨率。这使得μ-CT在研究微小结构、细胞组织、颗粒分布等细致特征时更为有效。

样品尺寸：μ-CT适用于较小的样品。普通CT主要用于大型物体（如人体），而μ-CT适用于更小的样品，例如昆虫、生物标本、微观器件等。由于其较高的空间分辨率，μ-CT能够提供更详细的内部结构信息。

辐射剂量：μ-CT需要更低的辐射剂量。普通CT对人体的辐射剂量相对较高，因为它需要穿透较大的物体。

应该领域：μ-CT主要应用于微观组织、纳米材料、纳米器件、生物样品等领域。普通CT则主要用于医学诊断，例如扫描人体内部的器官和骨骼结构。

尽管μ-CT与普通CT在某些方面存在区别，但它们都是基于类似的原理，即利用X射线通过样品并收集多个角度的投影数据，然后使用重建算法生成三维图像。两者在各自的领域中发挥着重要作用，并且相互补充以满足不同的研究需求。

2  CT基本原理

在CT扫描过程中，物体被透射几何形状的X射线照射。光束穿过物体后，由探测器收集。通常以固定的角度增量拍摄一系列二维投影。在临床CT中，光源和探测器围绕患者旋转，以产生不同的投影，而在临床前和工业应用中，光源和探测器通常是固定的，样品放在旋转台上。

图1  CT 扫描仪由一个 X 射线源（a)、一个样品台(b)和 X 射线探测器(c)组成。当对厘米大小或毫米大小的样品成像时（d），X射线源和检测器保持静止，而样品台上的样品旋转

 

总旋转角度取决于系统的几何形状，使用平行光束时通常为180°，使用锥形光束时通常为360°。然后，从全部投影开始，重建三维断层切片（即在平行于光束传播方向的平面上的物体内部结构图像）。

X射线是由电子加速产生的——在大多数情况下，图1（a)是X射线管（发射锥形X射线能量光谱的实验室源）或同步加速器储存环（产生高通量平行X射线且通常具有单一选定X射线能量的大型用户设施）。特征之间的对比对于检测至关重要。

因为每个投影记录的对比度取决于X射线与物质的相互作用和吸收，所以电子密度差异较大的材料最好通过衰减对比度来区分，而原子序数相似的材料则可以通过相位对比度更好地成像。

在CT扫描过程中，仪器和样品的机械稳定性至关重要，否则3D重建将会模糊。

投影:由穿过物体的X射线形成的2D射线照片，由探测器以给定的照明角度采集。当与许多其他投影相结合时，投影提供了对物体进行数字重建的数据。

断层扫描：由体素（类似于二维像素）组成的重建三维图像。

 图2 CT成像原理示意图

 

CT图像形成所依赖的原理可以是吸收或相位衬度效应。在传统的X射线成像中，图像的形成基于样品细节对X射线吸收的差异，即骨骼等致密结构比软组织等较轻元素吸收更多的X射线；因此，CT基于X射线穿过被测样品的线性衰减系数映射，而衰减取决于物体的成分和密度。

然而，如果观察到的结构吸收较弱或具有相似的吸收特性，则整体图像对比度可能不足以获得有意义的图像。

尽管如此，由于X射线是电磁波，因此不仅其吸收情况，而且其相对相位移动也会携带有关物体的信息。因此，相位衬度成为一种重要的成像方式，可在软生物组织和生物样品的硬X射线成像中获得足够的图像对比度，而传统的吸收射线照相术则无法做到这一点。

目前，X射线相位衬度成像的三种主要方法最受关注，它们是基于传播的成像、基于分析器的成像和基于光栅的成像。最近的定量研究表明，根据实验的具体参数，所有这些方法都能产生类似的结果。

3  X 射线源和光束几何学

根据X射线的生产方式，我们可以将基于发射管的传统系统与同步辐射装置区分开来，前者以典型的圆锥形发射方式发射X射线，后者则以强烈的层状X射线束发射，其几何形状接近平行光束。

图3显示了这两种情况下CT 装置的主要组件（即 X射线源、样品旋转台和探测器）的示意图。

图3 不同光束配置几何示意图

3.1 传统光源

进行μ-CT扫描的最常见方法是使用传统的微聚焦X射线管。与所有X射线管一样，当高能电子在固体金属阳极中停止时，就会产生X射线：X 射线是电子在电位差作用下加速所获得的动能转化为电磁辐射的结果，这是碰撞和辐射相互作用的结果。通常会产生一束多色发散光束，并从中选择一个锥形固角。

如今，许多μ-CT系统都能达到分辨率低于1μm的范围内，体素尺寸低于0.1 μm。样品相对于光源和探测器的位置可以改变，以调整放大率和分辨率；但是，由于样品必须在视野内，因此最佳位置总是样品大小和空间分辨率之间的折衷。

传统的μ-CT光源主要用于吸收模式，因为产生的光束不具有足够的相干性来获得相位衬度。

用于μ-CT系统的探测器照相机可根据其是否具有分辨X射线能量的能力分为两类。第一种情况是光谱 CT，由于单光子计数探测器取得的进步，最近在μ-CT系统中引入了这项新技术。在大多数情况下，探测器只是对所有 X 射线能量进行积分。

一般来说，μ-CT系统通常采用数字平面二维探测器；最常用的是电荷耦合器件 (CCD)系统，该系统使用闪烁屏，通过光纤束耦合，将X射线转换为可见光子。

最近，基于互补金属氧化物半导体（CMOS）技术的新型探测器问世，并应用于小动物体内成像系统。下表列出了分辨率和体素尺寸小于1 μm的亚微米和纳米CT系统（表1）。

表1 分辨率和体素尺寸小于1微米的亚微型和纳米 CT 系统概览

备注：在 CT中，空间分辨率和体素分辨率是两个相关但不同的概念：

空间分辨率是指图像中可见细小结构的能力。它表示设备可以区分物体之间最小距离的能力，即系统可以分辨出空间中相邻对象的间隔。

体素分辨率指的是图像中每个立方体元素（或称为体素）的大小。体素是图像数据的基本单位，类似于像素，但在三维空间中。更高的体素分辨率表示图像被分成更多、更小的立方体元素，这有助于提供更精细的图像细节和更准确的诊断信息。

限制X射线源亮度的一个问题是阳极的热负荷，它会导致阳极局部熔化。液态金属喷射阳极（MetalJet）技术的出现解决了这一问题，该技术通过高速喷射的薄液态金属取代了传统的阳极，从而克服了这一限制（图4）。

在这种情况下，阳极的熔化不再是问题，因为阳极已经熔化。使用这些系统获得的亮度比固体阳极X射线管高一个数量级，电子束功率密度可以高出十倍，并且可以获得足够的空间相干性，从而可以使用相位衬度成像技术。

图4 固体阳极 X 射线管（a）和液态金属喷射 X 射线管（b）的原理。

3.2 同步辐射光源和紧凑型光源

同步辐射（Synchrotron radiation，SR）是由以相对论速度运动的电子改变运动方向而产生的。同步辐射涵盖了从红外线到硬X射线的大量电磁波谱。其主要特点是高强度（比传统X射线管高三到四个数量级）、高亮度和低发散发射。

SR是在大型加速器设施中产生的，这些设施配备了不同的磁性结构（弯曲磁铁和插入装置），并根据不同的实验目的和用户要求进行了优化，以最大限度地产生辐射（见图5）。SR从加速器中提取，通过所谓的光束线（beamlines）传输到实验站。

图5 显示弯曲磁铁和插入装置的弯曲部分草图

成像光束线由用于光束整形、聚焦/离焦、过滤和单色化的多个组件组成。硬X射线成像光束线的实验站一般距离光源较远，通常是根据研究的样品设计和配备的，以处理特定的实验，同时考虑到光子通量、能量范围、聚焦和X射线准直。SR光束的特点是高度的空间相干性；这就允许利用传输X射线波产生的相移（phase shift ）效应作为形成图像的进一步机制。

与X射线管相反，同步加速器本身具有层状、邻近平行的几何形状，因此探测器上的物体放大率很低，散射对图像形成的影响可以忽略不计。单色X射线的使用使光束硬化假象变得可以忽略不计，是提取样品定量信息（如成分、密度、形态等）的基础。

单色性对于双能量应用也是至关重要的，如K边减影（KES）成像。这种技术利用了K吸收边附近能量的元素对X射线吸收的巨大差异。

在生物医学成像中，自雅各布森（B.-Jacobson）于1953年首次应用该技术以来，KES已被广泛应用于血管研究。在两种能量下获得的两幅图像，即一幅在K边缘之上，一幅在K边缘之下，对数相减后就得到了碘分布的图像。

利用SR光束的高强度，最新成果显示可以尽可能缩短扫描时间，从而实现对动态过程的快速、实时研究（4DCT）。

在过去的十年中，人们投入了大量精力开发替代 X 射线源，它们比同步加速器设施更便宜、更小巧，被称为"紧凑型X射线光源 (compact x-ray light sources，CXLS)"，能够产生模仿同步加速器特征的高强度X射线束。

在欧洲（如MuCLS、ThomX、STAR）和世界各地（见表2），这些光源有的已经投入运行，有的正在建设之中。其中大多数的物理原理都依赖于反康普顿散射（inverse Compton scattering，ICS），即超相对论电子束与激光脉冲碰撞后产生硬 X 射线的反向散射。

表2世界上正在运行或研究/开发中的一些 ICS 源清单

CXLS发射锥的开口为几 mrad，能量带宽为百分之几。产生的 X 射线束与电子束沿同一方向上升。电子所需的能量约为50 MeV，加速器方案基于线性加速器或周长小于5米的小型存储环（图6），而同步加速器需要近 1000 米的周长。

图6 紧凑型康普顿源的基本方案

4  CT成像原理（X射线与物质的相互作用）

在微观层面，X射线与物质之间的相互作用有三种基本方式：光电效应、康普顿效应和相干散射。

当具有一定能量 E = hν（其中h为普朗克常数，v为频率）的入射X射线光子击中电子结合能低于E的原子，从而被原子吸收时，就会产生光电效应。

相互作用的电子被提升到连续光谱状态，即较低外壳的电子被踢出原子，以自由光电子的形式穿过材料，然后光子被吸收。

深壳中产生的空穴由外层电子填满。由于外壳电子的能量状态高于内壳电子，因此会发出所谓的特征辐射。因此，光电效应会产生一个正离子（受影响的原子缺少一个电子而呈电中性）、一个光电子和一个特征辐射光子（图7）。

图7 （a）光电相互作用和（b）康普顿相互作用。

第二种相互作用，即康普顿散射。在这种情况下，X射线光子会将电子从原子中释放出来，并在散射过程中失去部分初始能量。这种相互作用会产生一个散射光子和一个正离子。根据光子能量和样品成分的不同，光子可以偏转0到180°的任意角度。

在相干散射中，不存在电离过程。因此，散射光子与初始光子具有相同的能量。

这三种相互作用的总体结果是，穿过材料的X射线光子要么被吸收，要么被散射。散射不利于CT图像的形成，因为它会增加噪声水平。

4.1 吸收定律

要描述图像的形成，必须从单个X射线光子的相互作用过程，到考虑到吸收和散射的X射线光束的定量衰减。

一般来说，X射线成像背后的机制可以用样品的复折射率来解释。在宏观层面上，均质材料（即密度和原子序数Z一致）对单能量入射X射线光束的吸收可以用以下公式描述

其中，I 为光束穿过物质后的强度，I0为入射强度；Δx为材料厚度。μ称为线性衰减系数，由光电效应、康普顿效应和相干散射效应的线性组合给出。

以上公式被称为比尔-朗伯定律。显然，μ值高物体比μ值低的物体更能衰减X射线。例如，在医学成像中，骨骼（高μ值）比软组织（低μ值）对X射线光子的衰减更大。

在处理非均匀物体（即由多个具有不同吸收系数的较小均匀元素组成的物体）时，单个元素的入射强度由前一个元素的出射强度给出。将这一概念以级联的方式重复应用于每一个元素，结果如下：

将两边除以I0并取负对数，公式就变成了：

假定Δx 接近零，后一公式中的求和可按以下方式写成物体长度上的积分：

该方程式表示，入射X 射线强度与透射 X 射线强度之比的对数代表X射线路径上吸收系数的线积分。CT 中的p通常称为投影，它代表图像重建过程的起点。

5 基于相位的 X 射线成像技术

如前所述，X 射线在物质中的传播可以通过复折射率来描述，复折射率表示为

δ表示折射率下降，它与电磁波在物质中的相移有关，因此也与电磁波偏离入射方向有关。β 是吸收项，与光电效应和散射导致的物质对 X 射线的吸收有关。

吸收指数与线性吸收系数μ 的关系如下：

其中λ 是 X 射线波长。

因此，相移效应可能比吸收效应大得多，而传统技术正是基于吸收效应。因此，得益于相移效应的贡献，成像系统的灵敏度可以大大提高，尤其是当吸收差异产生的衬度不足以从背景中分辨出微小细节时。

此外，由于基于相位的X射线成像方法即使在X射线吸收率较低的情况下也能提供高质量的图像，因此可以使用更高的能量。这意味着，通过选择合适的能量，可以确保对病人的辐射剂量较低（保持较低的虚部β），同时在折射率下降足够大的情况下，获得良好的相位衬度图像（具有良好的分辨特征）。

在过去的 20 年中，人们探索了不同的基于相位的X射线成像方法，如今这些方法已得到广泛应用。下面将简要介绍应用最多的相位敏感方法，即基于传播的成像（PBI）、基于晶体分析仪的成像（ABI）、边缘照明（EI）和Talbot （或光栅）X 射线干涉测量（GI）。

5.1 基于传播（Propagation）的成像技术

基于传播的成像（PBI）是最简单的一种相位衬度技术，因为光束中不需要光学元件，也不受光束单色性的限制。在这种模式下，当光束穿过物体时，波前的不同部分会产生不同的偏转，从而产生干涉，产生特征图案，该图案会被放置在离样品本身适当距离（图8）的探测器记录下来。

由于菲涅尔衍射原理，相移会转化为可探测到的强度变化。为了实现传播光束的干涉，需要非常高的空间相干性，并且需要高分辨率的探测器来观测条纹。

图8 (a) 传统衰减成像（检测器与样品接触）与 (b) PPCI（检测器与样品保持适当距离，以便检测典型的边缘增强图像轮廓）之间的比较。

由于图像信号取决于样品引起的相移的空间变化，而不是直接取决于样品，因此PBI 模式可被纳入差分相位衬度成像方法。

相位信号在很大程度上取决于有效传播距离（称为散焦距离），定义为D = z1 z2/（z1 + z2），其中z1和z2分别是光源到样品和样品到探测器的距离。

对于z1 ≫ z2，有效距离主要由传播距离决定，因此D ≃z2。这是同步辐射光束线的通常情况。

改变离焦距离，考虑单色平面波，并考虑样品的横向特征长度尺度 h（最小存在特征的大小），可以定义四种状态：

1 吸收状态：样品到探测器的距离接近于零。

2近场衍射机制：有效传播距离相对较小，即 rF2 = λD ≪h2。rF是所谓菲涅尔区在样品平面上的半径，它决定了物体中对图像中的点 P有贡献的有限区域。在这些条件下，衬度是在特定物体特征周围局部形成的。物体内部细节的边界会被强烈增强（众所周知的 "边缘增强"效果），每个边缘都对应一个明显的干涉图案，从而提供可靠的物体形态信息。为了表达近场模式的上述条件，必须定义菲涅尔数为 NF ≡ h2/(λD)，这样 NF ≫1。

3菲涅尔机制：这里的散焦距离为 rF2 = λD ≈ h2，相当于 NF ≈1。

4弗劳恩霍夫机制：有效传播距离相当大，为 rF2 = λD ≫ h2，此时 NF ≪1。在这种情况下，可以很好地检测到干涉条纹，但无法将其与样品的特定边缘联系起来，因此无法识别样品的形态。

因此，根据不同的实验设置，菲涅尔衍射图样可以突出物体的不同特征。可以证明，在距离D定义为 D≈1/(2λf2) 时，图像对特定相位特征的给定频率范围f最敏感。在这个距离上，相位衬度的贡献最大。

为了获取物体对光束的吸收和相移的定量信息，人们研究了一系列算法。通常是通过耦合一组在不同距离z处记录的菲涅尔衍射图样来解决这一逆向问题。

一种基于强度传递方程 (TIE) 并使用单一PB 距离的简化算法被广泛应用于均匀样品的近场机制，以将相位与吸收效应解耦。这种算法还可用于提高图像衬度度，促进基于传播的图像分析，其中获得的边缘增强效果提高了结构细节的可见度，但却阻碍了依靠基于阈值的数据集分割进行的进一步定量分析。

5.2基于晶体分析仪（Analyzer）的成像

基于分析器的技术（ABI）利用放置在样品和探测器之间的分析器晶体（图10）与单色准直X 射线光束相结合。样品根据折射率的实部δ对透射光束产生偏差（折射）。

晶体就像一个角带通过滤器，选择性地接受或拒绝这些光子。根据晶体的取向，只有符合布拉格衍射定律的窄角度范围的 X 射线才能传输到探测器并形成图像。因此，利用分析器晶体相对于主光束方向的不同方向，可以利用不同的折射效应，在X射线吸收之外提供额外的衬度。

图10 ABI设置草图。摇摆曲线是在光束中没有样品的情况下获得的。当样品进入光束时，摇摆曲线就像一个角度带通过滤器，分析晶体根据光子离开样品时的偏离角 DyR (x,y) 选择性地衍射光子。

根据该方法的性质，ABI可生成样品中折射率梯度的图像。需要注意的是，在图10中，所有晶体都采用布拉格几何形状，但也有采用 Laue 衍射法的其他排列方式。

其基本原理是，当分析器晶体完全达到其反射率曲线的峰值（称为摇摆曲线）时，它就会起到反散射网格的作用，从而产生清晰的纯吸收图像。根据晶体相对于主 X 射线束的方向，还可以研究其他相位效应。

事实上，ABI 图像通常由吸收、折射以及小角度和超小角度散射效应的混合物组成，这些效应可以通过组合在晶体摇摆曲线不同位置产生的图像来提取。

5.3 边缘照明（Edge Illumination）成像

与 ABI 相似，边缘照射（EI）方法也是基于检测光子穿过样品时的折射角。与 ABI 不同的是，EI 并不使用晶体，而是基于放置在样品后面和探测器前面的两套准直狭缝系统来检测折射效应。

图11 所示为同步加速器使用的最简单的技术，该装置由放置在样品前的第一个狭缝（称为样品前狭缝）和第二个狭缝（称为检测器狭缝）组成，前者用于准直光束，后者与检测器的一个像素行对齐。这两个狭缝具有相同的开口（约几十微米），但稍有错位。

图11 基于两个狭缝的典型同步加速器电离装置方案（不按比例）。(a) 没有来自物体的折射，(b) 折射到探测器像素上的光子会增加探测器信号，(c) 偏离探测器像素的光子会减少探测器信号。

这样，从第一狭缝射出的光束到达检测器狭缝的边缘，部分被第二狭缝挡住（部分照明条件）。如果系统中存在样品，光束就会发生折射；因此，落在检测器狭缝上的一小部分光束会发生偏移，偏移量为∆y = zod tan (∆θy) ，其中 zod 代表样品与检测器狭缝之间的距离，∆θy 是狭缝正交方向上折射角的分量。

如果折射角较小，约为微弧度，则位移近似为∆y ≈ zod (∆θy) ；传播距离约为 1 米时，位移通常小于几微米。如果光束偏向光圈，探测器上的计数就会增加，反之亦然；如果偏向狭缝，探测器上的计数就会减少。这样，就可以将物体造成的折射角转化为探测器上的强度调制。

与 ABI 一样，EI也能生成样品折射率梯度的图像。沿着与狭缝正交的方向逐步扫描样品，然后将所有单线粘贴在一起，即可获得样品的整体图像。

由于EI技术不需要相干源，因此针对传统 X 射线管开发了一种改进的设置。在这种情况下，可以用两个掩膜（图10）代替两个狭缝，从而实现上述工作原理，掩膜的特点是有多个孔径，而且不再需要垂直样品扫描。

图12  基于 X 射线管和一对掩膜的实验室电离装置方案

5.4 光栅 X 射线干涉测量法

基于光栅的成像（ Grating X-Ray Interferometry，GI）系统以使用光栅干涉仪为基础。该技术基于Talbot 在19世纪 30 年代发现的光学现象，并设想使用相位光栅和分析光栅。

根据这一现象，在 X 射线照射下，光栅再现的图像会以 dT = 2p2/λ 的规则距离重复出现，其中p是光栅的周期。物体会对X射线光束产生吸收、折射和散射效应，从而改变光栅产生的干涉图案。因此，可以利用角度偏移作为探测器上的强度调制，测量有样品和无样品时干涉图案的变化。

第二块光栅放置在塔尔博特长度的一小段距离（dT）处，用于分析干涉图样（图 11）。该技术可直接记录X 射线相移，从而获得样品折射率的测量值，并为小相位梯度或平滑相位梯度提供最佳结果。

图12 典型光栅干涉仪简图。(a) 塔尔博特干涉仪（双光栅装置）用于同步辐射等空间相干源。(b) 塔尔博特-刘干涉仪（三光栅装置）用于非相干辐射，例如来自标准 X 射线管的辐射。

有两种方法可以区分信号的不同贡献：相位步进技术和利用莫埃纹的方法。

这两种方法都可用于获取平面图像和断层成像图像，并能产生复折射率的实分量和虚分量信息。

所述装置通常用于同步加速器设施，因为它要求 X 射线束具有高度的空间相干性。不过，GI方法也可以在传统的X射线管中使用，使用第三个附加光栅，即 Talbot-Lau 干涉仪。

传统的多色 X 射线源可以通过相位步进配置有效地使用，因为在很宽的 X 射线能量范围内，源光栅后面产生的干涉条纹的位置与波长无关。

相反，摩尔纹配置允许使用适度的多色性，因为能量带宽过宽会降低摩尔纹的可见度，并恶化图像质量。

6 CT的局限、优化与展望

要成功解析内部特征，体素尺寸必须明显小于特征尺寸。即使是对辐射不敏感的材料，高X射线剂量和高通量也会导致辐射损伤。

成像伪影（如光束硬化）会严重影响X射线断层图像的解读，因此应该对其进行优化。X射线断层扫描图，应尽可能进行校正。最后，大型三维图像数据集（大于100s Gb）给存储、分析和可视化带来了挑战。

最后，更快的图像采集速度和改进的重建算法将使实时成像成为可能。机器学习将降低分割和标记复杂断层图像所需的专业知识。增加元素选择性的方法可以补充当前的形态学信息。