1971 年，人类首次为病人进行 了CT 检查。从最初的 180° 旋转 5 分钟扫描，到如今的 360° 旋转 0.23秒扫描，CT 技术不断自我革新。本文介绍了 CT 技术从最初发展到现在的重要历史里程碑，并展望了这种重要成像方式的未来合页。
1971年10月在英国伦敦郊外，Godfrey Hounsfield与放射科医生James Ambrose合作，获得了第一张计算机轴向断层扫描图像（computerized axial tomographic scan）（参见XI区：）。如今CT成像已经成为放射科的主力设备。仅仅8年之后，Godfrey Hounsfield和Alan M. Cormack就因开发计算机断层成像技术而共同获得了诺贝尔生理学或医学奖（参见XI区：）。下图总结了CT成像历史上的主要技术里程碑事件。
20世纪50年代，物理学家Allan Cormack发现了通过物体透射测量的知识来描述物体内部的数学可能性。他在1963年和1964年发表了这些结果正态随机噪声，首次对CT进行了实验验证，并因此在1979年与Hounsfield分享了诺贝尔奖。
EMI的工程师Godfrey Hounsfield也在考虑同样的问题，但他并不知道Cormack的研究成果。从手工运算开始，Hounsfield通过网格的四个投影之和，计算出了三列三行网格的正确值--其实就是解决了数独难题。Hounsfield确信计算机可以扩展这种能力，随后他建立了一个桌面系统来扫描模型和尸体标本。1970年，Hounsfield开始研制能扫描人体头部的全尺寸模型。
1971年10月1日，Hounsfield与英国Atkinson Morley医院的放射科医生James Ambrose一起，为一名患者进行了首次CT检查。Ambrose医生花了两天时间才看到这些开创性的图像，因为这些图像必须在EMI的大型计算机上进行重建。1972年4月当波发生器每转，他们在英国放射学会会议上介绍了他们的研究成果，引起了一些人的兴趣。5月，Hounsfield在Albert Einstein College of Medicine的神经放射学课程上发表演讲。这一次，人们的兴奋之情难以抑制，第二天，三大电视网都播出了Hounsfield取得成就的新闻。在1972年的RSNA会议上，他们展示了脑部CT扫描仪。很显然，一切都不一样了。
（A）第一台CT扫描仪的照片和（B）第一张CT图像。扫描是由James Ambrose医生在英国伦敦的Atkinson Morley医院获得的。病人患有额叶肿瘤。
Ambrose的第一位病人疑似额叶肿瘤，在80×80像素的图像上清晰可见，并在手术中得到证实。这次成功之后，EMI为英国制造了三台，为美国制造了两台，1973年6月19日，梅奥诊所在北美进行了首次CT检查。安装EMI Mark I扫描仪后，梅奥诊所每月的CT扫描量达到150次，一年后又安装了第二台。到1975年初，每月要进行近300次头部CT检查。EMI扫描仪有两个探测器，因此机架每旋转5分钟可产生两幅图像。病人在两次扫描之间需要手动调整位置，一次完整的检查可能要持续近一个小时。即使如此，早在1975年末，梅奥诊所的气脑成像量就基本降为了零。
随着大脑CT扫描的成功，人们自然而然地考虑将这项技术推广到身体的其他部位。1974年2月，Robert Ledley博士在乔治敦大学医学中心制造并安装了第一台全身CT扫描仪：自动计算机轴向扫描仪（The Automatic Computerized Transverse Axial scanner）。它在概念上与EMI Mark I扫描仪非常相似，X射线束从左到右穿过病人，然后机架根据扫描模式旋转1°或2°，然后射线管再次穿过病人。这种设计被称为第一代CT几何结构，用两束笔形射线沿Z轴照射两个探测器。在投入使用的第一年，共对1100名患者进行了扫描，其中116名患者接受了头部以外部位的扫描。
四代CT扫描仪几何图形示意图。第一代和第二代通常被称为平移/旋转几何形状，因为球管首先在患者身上平移，然后机架绕患者旋转。第三代通常被称为旋转几何体，因为球管和探测器阵列都围绕患者旋转。第四代通常被称为旋转/静止几何结构，因为球管绕患者旋转，而探测器环保持静止。
为了对躯干进行良好的成像，不仅要考虑呼吸伪影，还要考虑心脏和肠道等部位的不自主运动，因此需要较短的扫描时间。为了达到更快的扫描速度，笔形X射线束被拓宽成扇形，由一组30°的探测器进行检测。由于横向覆盖范围更广，只需将机架增加18个10°，就能在20秒内完成一次扫描（一个切面）。被称为第二代扫描仪的CT很快实现了为患者省去不必要手术的能力，早期的经验表明，CT技术提供的诊断信息非常有说服力，当与其他临床数据相关联时，即可决定对一些患者进行非手术治疗。为了更快地在一个角度对患者进行数百次测量，X射线管在患者身上的平移被更大的角度覆盖范围（30°-40°）和在患者身上的同步测量所取代。由于X射线管和探测器阵列一起围绕患者旋转，因此被称为第三代扫描仪几何结构，也称为旋转-旋转几何结构。这种几何结构在诞生之初受到环状伪影的困扰，因为探测器的任何缺陷都会在图像平面上映射出一个环。为了避免这一问题，第四代几何技术（称为旋转静止技术）将X射线°环形内旋转。虽然这解决了环状伪影的问题，但由于X射线束的射线以许多不同的角度撞击探测器，因此无法使用平面内反散射格栅。而且这种方法成本高昂，因为探测器仍然是CT扫描仪中成本最高的部件之一。由于其机械结构简单、成本相对较低、采集速度快以及与反散射格栅兼容，现代CT扫描仪都是基于第三代几何结构。
第五代系统同时使用固定探测器阵列和固定X射线源。该系统也称为电子束CT，电子枪发射的电子束通过磁力快速扫过患者周围固定的钨阳极。该系统沿纵轴配备了多个探测器阵列，可在50ms内对心脏的多个层面进行成像。更高的空间分辨率单层扫描的采集时间可短至100ms，这为胸部的单次屏气成像和无需镇静剂的幼儿成像铺平了道路（参见XI区：）。肺动脉成像和冠状动脉钙化扫描这两项目前已成为常规应用的技术，是电子束CT系统的首次应用，该系统由发明者Doug Boyd博士创立的Imatron公司独家生产，后被西门子收购，商品名为Evolution。心脏CT成像技术于1982年首次投入商业应用，电子束CT可在短短50ms内完成整个左心室的成像。然而，这项技术的广泛应用受到了限制。
（A）第五代几何图形，也称为电子束CT，使用静止/静止几何图形。（B）该系统的侧视图显示了扫描仪后面的电子加速器。
电子束CT的速度对主要CT扫描仪制造商提出了挑战，他们试图进一步缩短扫描时间，1989年的RSNA会议上，西门子首次展示了螺旋CT。该技术使用滑环在旋转的X射线管和探测器与固定的机架外壳之间传输电源和数据。螺旋CT于1990年投入商业应用，可在屏气状态下获取大量数据，并将X射线s。使用螺旋CT进行CT血管造影可以显示血管，而不会出现步进采集时出现的采集平面间的错位。
螺旋CT推出近十年后，多排探测器CT（MDCT）问世，沿Z轴方向有多排探测器。第一代系统有四个数据通道，通过不同的探测器组合，在一次旋转中获取四幅标称1mm、2.5mm、3.75mm或5mm的图像。这使得主动脉等解剖结构的Z轴覆盖范围更长，并导致了从主动脉弓到足部血管的血管造影的兴起。
（A，B）单探测器与多探测器行CT（A）和单探测器与多探测器行螺旋CT（B）的示意图。（C）每次旋转的Z轴覆盖范围稳步增加，例如从单个10mm图像增加到不同厚度的多个图像。
引入MDCT后，沿Z轴的切面数量从4个增加到8个、16个、64个、128个，最终达到320个探测器通道。只需一次屏气，就能以各向同性的空间分辨率对整个成人从头到脚进行扫描。或者，只需旋转一次机架，就能扫描整个器官，探测器覆盖范围更广。这对心脏成像尤其有利；在一次心跳中对心脏成像可以避免许多运动伪影，包括心律失常造成的运动伪影。探测器技术的这些进步给X射线管带来了压力，需要更高的管电流和更短的旋转时间。随着技术的进步，亚秒级旋转已成为常态。如今，商用全身扫描仪的机架旋转时间短至0.23秒。
所有上述技术进步都提高了心脏CT的质量和稳定性，同时降低了相关辐射剂量。最初的有效剂量约为20mSv，而现在的剂量已可低于1mSv。心脏CT使用少于360°的投影数据提供心脏的静态成像。在机架中心，单源扫描仪的时间分辨率约为机架旋转时间的二分之一。
从工程角度看，将旋转时间缩短到0.5s以下越来越困难，虽然扫描时间在继续缩短，但缩短的幅度越来越小。为了实现快于100ms的时间分辨率（这是电子束CT设定的基准，它是第一台对冠状动脉进行成像的商用CT扫描仪）多扇区重建已投入商用。在这种方法中，来自多个心动周期的投影数据被用来提高与心脏重建相关的时间分辨率。利用数据冗余或通过分析伪影来减少运动伪影的运动补偿算法也已开发出来（参见XI区：）。另外，双源扫描仪几何结构使用两个源和两个探测器阵列，相距约90°，可将心脏CT的时间分辨率提高两倍（参见XI区：）。如今的双源CT系统每幅图像的时间分辨率可达66ms。一种专用的心脏CT系统也有两个X射线管，但位于相同的X-Y位置，只有一个探测器。该系统的机架旋转时间为0.24s，时间分辨率为120ms。该系统视野小（25cm），探测器宽度为14cm，锥束伪影低。无论采用哪种技术，冠状动脉CTA都已成为胸痛患者的一线诊断检查（参见XI区：）。
（A）双源CT几何结构和（B，C）双源“Flash”扫描模式的示意图，其中（B）心脏在（C）单台架旋转（250ms）中沿Z轴通过一系列图像成像，每个图像在时间上与先前图像略有偏移。C中的虚线表示沿Z轴的不同图像；时间沿着B中的心脏虚拟渲染的纵轴向前移动，并且在C中的图中从左向右移动。
通过回顾性心电门控，可获得整个心动周期的数据，从而提供四维（3D加时间）CT，并量化心脏容积和功能，还获得了心肌应变等高级指标。计算流体动力学已被用于评估部分血流储备，从而提供冠状动脉狭窄的血流动力学意义；对心室内血流动力学的评估正处于早期发展阶段（参见XI区：；）。宽覆盖探测器和穿梭模式可评估灌注情况，包括心肌缺血的心脏灌注（参见XI区：）、中风患者的大脑灌注（参见XI区：）以及肿瘤治疗监测的灌注（参见XI区：；）。
2001年左右，一篇关于CT剂量可能会增加儿童长期患癌风险的理论文章将医学影像的辐射问题推到了风口浪尖（参见XI区：）。专业协会、临床实践、研究人员、政府组织和行业开始认真关注降低CT成像的相关剂量。新技术和剂量管理策略的引入将重点放在自动曝光控制系统上，该系统可根据特定患者的体型和诊断任务调整应用剂量。这些系统依靠用户定义的参数来显示所需的图像质量，并通过CT定位图来测量患者的大小（即衰减）。学习使用这些系统有时很困难，因为每个主要制造商使用的算法和定义差异很大。一旦系统确定了应用的剂量，管电流就会自动调节，有时在X-Y平面上，有时在Z轴方向上，有时在这两个方向上。这将增加较厚身体区域和投影的管电流，减少较薄区域的管电流，从而使典型剂量减少20%-40%。对于心脏CT，心电信号会根据心动周期中的相关阶段调制管电流。例如，这可能包括在心脏运动较多的收缩期调低显像管电流；有关管电流调制的进一步回顾，参见XI区：。
（A）管电流角调制和Z轴调制示意图，根据患者厚度改变管电流。（B）上胸（C，95mA）、中胸（D，101mA）、肝脏（E，369mA）和骨盆（F，205mA）水平的扫描投影射线照片和（C–F）轴向CT图像显示了与体型变化相关的管电流变化。
决定患者所受剂量的另一个关键参数是管电压（kV）。这决定了X射线束的能量分布，不仅影响剂量，还影响图像的对比度和噪声。为了减少儿童（相对较小）的剂量数控加工，人们开始质疑始终使用120kV是否明智。当时，X射线管可以在较低的管电压设置下提供所需的剂量。这样做有双重效果：一是减少了剂量（相同的管电流），二是增加了碘和骨信号，因为光束的平均能量更接近这些材料的k边界。在某些情况下，为了在较低的管电压下获得足够的剂量分切机，必须增加所需的管电流，X射线管和发生器的功率也随之增加，因此在现代CT系统中，大多数正常体型的成年人可以在100kV下进行扫描。
管电压自动选择技术已被应用到多个商用系统中。据报道，在血管造影等高碘信号的应用中，剂量可减少40%-50%，而在不使用碘造影剂的情况下，剂量的减少则微乎其微。使用管电流调制和管电压优化可以非常有效地根据特定病人和特定诊断任务调整剂量。
除了优化X射线技术因素外，减少剂量的其他硬件步骤还包括使用更多尺寸的光束整形过滤器（参见XI区：），以及在螺旋采集的起始和停止位置对光束进行准直。最终结果是CT剂量水平不断降低。冠状动脉CT成像从众多剂量降低和管理技术中获益最多，随着MDCT和亚秒级机架旋转时间的引入，心脏CT在21世纪初得到了更广泛的应用。在4排螺旋CT时代，CT冠状动脉造影的有效剂量约为10-12mSv，有报道称有效剂量高达18mSv。随着大螺距双源CT和容积（宽覆盖）CT以及基于心电门控的管电流调节技术的出现，CT冠状动脉造影的剂量水平显著下降，据报道有效剂量可以低于1 mSv（参见XI区：）。
作为对CT数据采集变化的补充副密封，投影数据重建为图像的方式也备受关注。迭代重建所涉及的过程在各制造商之间相似，但采用的是各种制造商特有的方法：初始重建图像的合成正向投影（初始猜测）与测量数据进行比较，并以迭代方式对重建图像进行修改，以减少噪声机床，在某些情况下，还能锐化细节或减少伪影（参见XI区：）。这一过程打破了滤波反投影重建所观察到的噪声与剂量之间的传统关系，形成了一种非线性关系，即重建算法对空间分辨率的影响取决于成像对象的对比度。对于高对比度结构（如血管），可以有效去除噪声而不会模糊血管。然而，对于对比度较低的物体（如肝脏病变），解剖结构的边缘会变得模糊，通常会降低低对比度检测任务的效果（参见XI区：）。
美国放射学会CT剂量指数登记处收集了美国各地的数据，以评估剂量水平的趋势。诊断参考水平和可达到剂量水平被用来表示所收集数据的第75百分位数和第50百分位数（参见XI区：）。这使得CT剂量持续下降。但必须注意的是，剂量有可能降低过多，导致图像的诊断信息减少。为确定放射医师在剂量减少时的诊断性能而进行的研究表明，对于低对比度检测任务，如肝脏转移，使用迭代重建积极减少剂量也会降低观察者的性能。
MDCT技术提供的各向同性空间分辨率促进了多种三维可视化技术的发展。这些三维技术改善了一些血管和非血管应用的解剖可视化，特别是在复杂解剖中确定空间关系。最大密度投影通过图像体积投射出衰减值最高的体素，这对血管成像和小结节检测非常有用。与此相反，最小密度投影会将衰减值最低的体素投射到图像体积中，这对气道异常、胆道和胰管非常有用（参见XI区：）。表面遮盖重建会选择最靠近虚拟观察者的体积表层衰减值，并生成阴影表面的外观。虚拟内窥镜是表面遮盖重建的一种变体，可提供腔内视图，在虚拟结肠镜检查中应用最为广泛，是结肠镜检查结肠癌筛查的有效替代方法。容积渲染是当前的三维可视化标准，它使用局部照明模型和光线投射法从数据体积中生成三维图像。图像投射到二维显示器上，并进行实时处理（参见XI区：）。电影渲染起源于动画电影行业，使用全局照明模型和路径追踪方法提供逼真的三维图像（参见XI区：）。
三维模型还可用于3D打印，提供针对患者的个性化解剖模型。这些三维打印模型可用于规划手术或干预、模拟和设备台架测试、创建定制设备和生物材料，以及教育医生和患者（参见XI区：）。
结合现实和虚拟环境的扩展现实技术正在兴起，其中虚拟现实技术可创建一个完全沉浸式的模拟三维环境，可使用手控器与之互动，而增强现实技术则可将虚拟三维物体叠加到现实环境中。这些技术在规划手术和干预方面大有可为，包括先天性心脏病。
不同材料的X射线衰减会随照射X射线的能量而改变。在最初的著作中，Hounsfield设想了将骨和碘分离的能力，但几十年后，双能量CT才得以普及（参见XI区：）。双能CT为传统的灰阶解剖成像提供了新的功能，包括材料区分和材料量化。物质区分的例子包括区分尿酸性尿路结石和非尿酸性结石，以及痛风和假性痛风（参见XI区：）。材料量化的例子包括能够量化组织、器官或血管中碘化造影剂的浓度。此外，创建虚拟单色图像可增强碘化造影剂信号或减少金属伪影。其他应用还包括从给定材料中减去信号，创建虚拟平扫或去钙图像，分别去除碘或钙信号。获取双能量数据的方法有很多，例如在两个不同的管电压下获取两个扫描，一个紧接着另一个（慢速kV切换），在管电压在较低（如80kV）和较高（如140kV）设置之间快速切换时获取一个扫描（kV快速切换），双源CT、双层探测器CT和双光束滤过CT（参见XI区：）。
虽然有多种获取双能量CT数据的方法，但光子计数CT(PCCT)能够同时获取两组以上的能量数据。自1971年CT成像问世以来，临床CT扫描仪一直使用闪烁探测器，这种探测器使用两步检测过程，会丢失单个光子的信息。而使用PCCT时，只需一步就能将X射线能量直接转换成电信号。如果PCCT有一个以上的能量阈值，则可以保留单个光子的信息，并计算不同能量区的X射线数量。此外，PCCT还能抑制电子噪声、提高辐射剂量效率、增加碘信号并提高空间分辨率（参见XI区：）。目前，有两家制造商提供商用PCCT系统（一个全身设备和一个便携式头部设备），另有三家制造商的设备正在进行临床测试。
（A，B）（A）闪烁能量积分探测器和（B）能量分辨光子计数CT（PCCT）示意图。（C，D）用能量积分检测器CT（C）相对于PCCT（D）获得的内耳的样本图像证明了PCCT的分辨率提高。箭头表示人工镫骨。（E，F）与PCCT（F）相比，用能量积分检测器CT（E）获得的下肢钙化血管的样本图像显示了PCCT的分辨率提高，这大大减少了钙华。箭和箭头指向钙化的动脉，这些动脉在E中看起来完全闭塞，但显示出与F中钙化不同的管腔。
PCCT一些最有前景的应用涉及解剖学成像，其精湛的空间分辨率增加了临床价值。在颞骨平扫成像中，对尸体标本和人体的研究表明，内耳重要结构的可视化得到了改善。锡过滤的使用虽然不是PCCT的新技术，但在使用PCCT进行颞骨和鼻窦成像时，总剂量最多可减少85%。在肌肉骨骼成像中，与使用能量积分探测器的CT相比，在尸体标本和患者中观察到的图像噪声更低、骨信噪比更高、边缘更清晰。使用PCCT，可以获得脊椎、肩膀和骨盆等身体大部位110μm的空间分辨率。对于四肢等较小的身体部位，由于无需使用后准直滤波器来获取图像添加剂，辐射剂量至少可减少两倍。事实证明，PCCT空间分辨率的提高也增强了放射医师对大关节和小关节关键解剖结构以及多发性骨髓瘤病变评估的信心（参见XI区：）。
PCCT在心血管CT应用方面也具有优势，尤其是在小血管方面。由于空间分辨率提高，钙化现象减少，从而可以更好地评估存在密集钙化和支架的管腔狭窄情况。最后，PCCT空间分辨率的提高已被证明有利于胸部CT的应用，可提高肺间质疾病和小支气管的清晰度。与使用能量积分探测器的传统CT相比，PCCT显著提高了读者对成像结果中玻璃样混浊、网状结构的信心。研究还表明，在降低患者辐射剂量的同时，还能保持检测间质性肺病的灵敏度。在增强CT中，辐射剂量同样可以减少，同时提高肺实质、血管和转移灶的对比噪声比（参见XI区：）。
人工智能（AI）是另一项不断发展的技术，几乎影响着CT成像的方方面面（参见XI区：）。人工智能可用于实现CT数据采集过程的自动化，例如通过使用光学和红外顶置摄像头的数据以及人工智能算法来确定患者在机架架上的中心位置，并设置特定区域扫描的起始和结束位置，从而实现患者定位。人工智能算法还能确定造影剂给药后的最佳触发延迟时间（参见XI区：）。
人工智能技术还能生成图像，如深度学习重建，或修改图像，如CT去噪（基于图像的降噪）。通过在低剂量CT图像上进行训练，卷积神经网络可以快速实现显著的噪声抑制，而迭代重建则不同，在迭代重建中，最复杂的模型需要的重建时间太长，在临床环境中不实用。早期证据显示，与迭代重建一样，人工智能重建和去噪也能保持高对比度的空间分辨率，但会模糊低对比度物体的边缘，从而在许多临床应用中减少辐射剂量（参见XI区：）。
（A）用于CT图像去噪和（B，C）样本输入（B）和输出（C）图像的卷积神经网络示意图。
最后，目前正在研究的技术显示出进一步提高CT图像质量或减少CT辐射剂量的巨大前景。例如，稀疏采样CT利用人工智能从采样不足的数据中重建图像，可减少辐射剂量、采集时间和条纹伪影。此外，人工智能还可用于从标准分辨率采集数据生成高分辨率图像。
人工智能还将在自动化临床任务（包括常规任务和复杂任务）方面发挥重要作用。这包括耗时任务的自动化，如分割和量化。例如，在冠状动脉CT中，人工智能将在改进动脉分割和冠状动脉血流储备等特性的定量评估方面发挥作用（参见XI区：）。随着多能CT的使用越来越多，用于分割正常或病理组织的人工智能算法将与先进的降噪材料分解分析相结合，自动生成材料浓度的定量图。分类任务，如尿路结石类型或冠状动脉斑块的特征描述，将增强常规解释。这特别适用于根据肺栓塞等紧急发现对CT研究进行分流。
人工智能的另一个用途是机会性筛查，即利用CT中通常未报告的丰富数据。对人体成分分析、冠状动脉钙、心外膜脂肪、肝脏脂肪和脊椎骨矿物质密度等重要风险预测指标的测量将成为CT检查的常规部分，为个性化预防保健实践提供丰富的数据源。已经有报道称，人工智能方法可从非定点胸部CT检查中确定冠状动脉钙评分。最后，人工智能驱动的成像数据，无论有无临床信息，都能提供预后信息和风险分层，有助于对患者进行个性化精准管理。例如，冠状动脉斑块和狭窄的数据有助于预测心肌梗死。
由于CT值具有明确的物理意义，如像素亮度（即Hounsfield单位），因此将CT数据与人工智能结合使用非常理想。卷积核因制造商和型号而异，在确定CT图像的空间分辨率和噪声特性方面发挥着重要作用。CT图像的这种机型特异性一直是广泛应用定量CT方法（例如，对来自不同型号扫描仪的图像使用相同的计算算法）所面临的挑战。使用人工智能可以克服这些差异，使放射组学模型在不同型号的扫描仪上都能工作。放射组学将继续用于发现CT数据的意义--人类读者无法直观看出的意义。特别是在超高分辨率CT和1024或2048矩阵大小的情况下，数据集的大小将继续增加，模式识别工具（基于传统机器学习技术和人工智能）的数量也将继续增加。超高分辨率成像可通过小尺寸探测器和紧凑型焦点在临床上实现。将图像转化为可挖掘的数据是PCCT带来的更令人兴奋的机遇之一圆锥螺旋扭转弹簧，因为这些数据从根本上来说更具定量性和可重复性（参见XI区：）。大数据和生物信息学专家将继续融入临床放射学团队。
自20世纪70年代发明以来，CT经历了无数次技术发展和创新，使其成为医学实践中不可或缺的工具。在世纪之交的一次邮件调查中，医生们被要求就20世纪最重要的医学发明或创新发表意见；CT与MRI并列第一。不可否认的是，CT所提供的人体详细视图已经使医学发生了巨大变化。这一巨大成就反映了由发明家、工程师、医生和科学家组成的非凡生态系统，是他们推动了CT及其临床功能的发展。
20世纪80年代，随着磁共振的临床应用，有人感叹CT已死。显然，事实并非如此。每一代新技术不仅提高了CT的速度和空间分辨率纪念品，还实现了新的临床应用并减少了辐射和造影剂剂量。50多年来，CT技术一直是这一历程的重要组成部分。
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