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现代医学影像学汇总
现代医学影像学
第一章US成像
第一章 US成像
超声（Ultrasound，简称US）医学是声学、医学、光学及电子学相结合的学科。
凡研究高于可听声频率的声学技术在医学领域中的应用即超声医学。
包括超声诊断学、超声治疗学和生物医学超声工程，所以超声医学具有医、理、工三结合的特点，涉及的内容广泛，在预防、诊断、治疗疾病中有很高的价值。
20世纪50年代建立，70年代广泛发展应用的超声诊断技术，总的发展趋势是从静态向动态图像（快速成像）发展，从黑白向彩色图像过渡，从二维图像向三维图像迈进，从反射法向透射法探索，以求得到专一性、特异性的超声信号，达到定量化、特异性诊断的目的。
近三十年来，医学超声诊断技术发生了一次又一次革命性的飞跃，80年代介入性超声逐渐普及，体腔探头和术中探头的应用扩大了诊断范围，也提高了诊断水平，90年代的血管内超声、三维成像、新型声学造影剂的应用使超声诊断又上了一个新台阶。
其发展速度令人惊叹，目前已成为临床多种疾病诊断的首选方法，并成为一种非常重要的多种参数的系列诊断技术。
第一节 基本原理和设备
一、声波
能够在听觉器官引起声音感觉的波动称为声波。
人类能够感觉的声波频率范围约在20-20000HZ。
频率超过20000HZ，人的感觉器官感觉不到的声波，叫做超声波。
声波的基本物理性质如下：
（一）声波的频率、周期和速度
声源振动产生声波，声波有纵波、横波和表面波三种形式。
而纵波是一种疏密波，就像一根弹簧上产生的波。
用于人体诊断的超声波是声源振动在弹性介质中产生的纵波。
声波在介质中传播，介质中质点在平衡位置来回振动一次，就完成一次全振动，一次全振动所需要的时间称振动周期（T）。
在单位时间内全振动的次数称为频率（f），频率的单位是赫兹（HZ）。
f=1/T，声波在介质中以一定速度传播，质点振动一周，波动就前进一个波长（λ）。
波速（C）=λ/T或C=f•λ。
（二）声阻抗
声波在媒介中传播，其传播速度与媒质密度有关。
在密度较大介质中的声速比密度较小介质中的声速要快。
在弹性较大的介质中声速比弹性较小的介质中要快。
这就引出了声阻抗的定义，声阻抗为介质密度（ρ）和声速（C）的乘积。
用字母Z表示，Z=ρ•C。
二、超声波
超声波就是频率大于20KHZ，人耳感觉不到的声波，它也是纵波，可以在固体、液体和气体中传播，并且具有与声波相同的物理性质。
但是由于超声波频率高，波长短，还具有一些自身的特性。
（一）束射性
超声波具有束射性。
这一点与一般声波不同，而与光的性质相似，即可集中向一个方向传播，有较强的方向性，由换能器发出的超声波呈窄束的圆柱形分布，故称超声束。
（二）反射和折射
当一束超声波入射到比自身波长大很多倍的两种介质的交界面上时，就会发生反射和折射。
反射遵循反射定律，折射遵循折射定律。
由于入射角等于反射角，因此超声波探查疾病时要求声束尽量与组织界面垂直。
超声波的反射还与界面两边的声阻抗有关，两介质声阻抗差越大，入射超声束反射越强。
声阻抗差越小反射越弱。
穿过大界面的透射声，可能沿入射声束的方向继续进行，亦可能偏离入射声束的方向而传播，后一种现象称超声折射，是由于两种介质内声速的不同所致。
（三）散射与衍射
超声波在介质内传播过程中，如果所遇到的物体界面直径大于超声波的波长则发生反射，如果直径小于波长，超声波的传播方向将发生偏离，在绕过物体以后又以原来的方向传播，此时反射回波很少，这种现象叫衍射。
因此波长越短超声波的分辨力越好。
如果物体直径大大小于超声波长的微粒，在通过这种微粒时大部分超声波继续向前传播，小部分超声波能量被微粒向四面八方辐射，这种现象称为散射。
（四）超声波的衰减
超声波在介质中传播时，入射超声能量会随着传播距离的增加而逐渐减小，这种现象称作超声波的衰减。
衰减有以下两个原因：
（1）超声波在介质中传播时，声能转变成热能，这叫吸收；
（2）介质对超声波的反射、散射使得入射超声波的能量向其他方向转移，而返回的超声波能量越来越小。
三、多普勒超声基本原理
（一）多普勒效应
多普勒效应是奥地利物理学家克里斯汀•约翰•多普勒于1842年首次提出来的。
描述了光源与接收器之间相对运动时，光波频率升高或降低的现象。
这种相对运动引起的接收频率与发射频率之间的差别称为多普勒频移或多普勒效应。
声波同样具有多普勒效应的特点，多普勒超声最适合对运动流体做检测，所以多普勒超声对心脏及大血管血流的检测尤为重要。
（二）多普勒超声心动图的基本方式
1脉冲式多普勒（PW）
2连续式多普勒（CW）
3彩色多普勒血流显像（CDFI）
四、超声诊断仪
（一）A型超声诊断仪
A超是一种幅度调制型，是国内早期最普及最基本的一类超声诊断仪，目前已基本淘汰。
（二）M型超声诊断仪
M超是采用辉度调制，以亮度反映回声强弱，M型显示体内各层组织对于体表（探头）的距离随时间变化的曲线，是反映一维的空间结构，因M型超声多用来探测心脏，故常称为M型超声心动图，目前一般作为二维彩色多普勒超声心动图仪的一种显示模式设置于仪器上。
（三）B型超声诊断仪
B型显示是利用A型和M型显示技术发展起来的，它将A型的幅度调制显示改为辉度调制显示，亮度随着回声信号大小而变化，反映人体组织二维切面断层图像。
B型显示的实时切面图像，真实性强，直观性好，容易掌握。
它只有20多年历史，但发展十分迅速，仪器不断更新换代，近年每年都有改进的新型B型仪出现，B型仪已成为超声诊断最基本最重要的设备。
目前较常用的B型超声显像方式有：
扫查方式：
线型（直线）扫查、扇形扫查、梯形扫查、弧形扫查、径向扫查、圆周扫查、复合扫查；扫查的驱动方式：
手动扫查、机械扫查、电子扫查、复合扫查。
（四）D型超声诊断仪
超声多普勒诊断仪简称D型超声诊断仪，这类仪器是利用多普勒效应原理，对运动的脏器和血流进行探测。
在心血管疾病诊断中必不可少，目前用于心血管诊断的超声仪均配有多普勒，分脉冲式多普勒和连续式多普勒。
近年来许多新课题离不开多普勒原理，如外周血管、人体内部器官的血管以及新生肿瘤内部的血供探查等等，所以现在彩超基本上均配备多普勒显示模式。
（五）彩色多普勒血流显像仪
彩色多普勒血流显像简称彩超，包括二维切面显像和彩色显像两部分。
高质量的彩色显示要求有满意的黑白结构显像和清晰的彩色血流显像。
在显示二维切面的基础上，打开“彩色血流显像”开关，彩色血流的信号将自动叠加于黑白的二维结构显示上，可根据需要选用速度显示、方差显示或功率显示。
目前国际市场上彩超的种类及型号繁多，档次开发日新月异，更具高信息量、高分辨率、高自动化、范围广、简便实用等特点。
第二节 图像特点
不同类型的超声仪有不同的图像特点，因B型超声是最重要的诊断方法，故对其图像特点做以下介绍：
一、切面声像图的回声描述
1回声强弱的描述：
根据图像中不同灰阶将回声信号分为强回声、等回声、低回声和无回声。
而回声强弱或高低的标准一般以该脏器正常回声为标准或将病变部位回声与周围正常脏器回声强度的比较来确定。
如液体为无回声，结石气体或钙化为强回声等。
正常人体软组织的内部回声由强到弱排列如下：
肾窦＞胎盘＞胰腺＞肝脏＞脾脏＞肾皮质＞皮下脂肪＞肾髓质＞脑＞静脉血＞胆液和尿液。
2回声分布的描述：
按图像中光点的分布情况分为均匀或不均匀，密集或稀疏。
在病灶部的回声分布可用“均质”或“非均匀”表述。
3回声形态的描述：
光团：
回声光点聚集呈明亮的结团状，有一定的边界。
光斑：
回声光点聚集呈明亮的小片状，边界清楚。
光点：
回声呈细小点状。
光环：
显示圆形或类圆形的回声环。
光带：
显示形状似条带样回声。
4某些特殊征象的描述：
即将某些病变声像图形象化地命名为某征，用以强调这些征象，常用的有“靶环”征、“牛眼”征、“驼峰”征、“双筒枪”征等。
5彩色多普勒血流显象还可对脏器内或肿块内、外及外周血管的分布、走向、多少、粗细、形态以及血流速度等多项参数加以显示，多普勒及彩色血流的图像特点见心血管一章。
二、超声图像的常见伪像
1多次反射
超声垂直照射到平整的界面而形成声波在探头与界面之间来回反射，出现等距离的多条回声，强度渐次减弱，尤其与薄层气体所构成的界面上，如肝左叶与胃内气体之间、膀胱回声前部分的细小回声。
2多次内部混响
超声在靶内来回反射，形成彗星尾征，如子宫内节育环。
3切片厚度伪像又称部分容积效应。
因声束宽度较宽（即超声切面图的切片厚度较厚）引起。
如胆囊内假胆泥样图像。
4旁瓣伪像
由声束主瓣外的旁瓣反射造成，在结石和肠气等强回声两侧呈现“狗耳”样或称“披纱”样图像。
5声影
由于前方有强反射或声衰减很大的物质存在，以致在其后方出现声束不能到达的区域即纵条状无回声区称为声影区，利用声影可识别结石、钙化灶和骨骼等。
6折射声影
超声从低声速介质进入高声速介质，在入射角超过临界角时，产生全反射，以致其后方出现声影，见于球形结构的两侧后方或器官的两侧边缘，又称边缘声影。
7镜面伪像
超声束投射到表面平滑的人体强回声大界面如横膈面上时，犹如光投射到平面镜上一样，产生相似的实、虚两图像，如横膈两侧出现对称的两个肿块回声。
第三节 检查技术
一、装置
1实时线阵超声诊断仪：
适用于一般的腹部检查，可有多种不同频率探头。
主要缺点是探头与人体接触面较大，检查时需要大的透声窗才能使声束有效地经过检查目标。
2实时扇型超声诊断仪：
心脏探查最常用，探头小，便于肋间扫查，缺点是近场视野小。
3实时凸阵超声诊断仪：
凸阵探头具有比扇型探头近场视野大，又比线阵探头远场视野广的优点。
4彩色和频谱多普勒超声诊断仪：
用于探查心血管、各种器官及病变相关血管，外周血管的血流速度、血流量等血流动力学改变。
二、探测前准备
一般不必作探测前准备，在探测易受消化道气体干扰的深部器官时，需空腹检查或作更严格的肠道准备。
胆囊检查需前晚进清淡饮食，当天禁早餐；妇产科和膀胱前列腺检查要求充盈膀胱；经直肠检查前需排便或灌肠；某些特殊检查另有特别的检查前准备要求，将在具体章节中介绍。
三、探测方法和体位
（一）探测方法
1直接探测法：
探头与受检者皮肤或粘膜等直接接触，是常规采用的探测方法。
2间接探测法：
探头与人体之间灌入液体或插入水囊、Proxon耦合（延迟）块等使超声从发射到进入人体有一个时间上的延迟。
目的有三：
①使被检部位落入聚集区，增加分辨力；②使表面不平整的部位得到耦合；③使娇嫩的被检组织（如角膜）不受擦伤。
（二）体位
超声探测的体位因探测部位需要不同，可采用各种体位，如仰卧位、左右侧卧位、俯卧位、坐位、立位、截石位、膝胸位等等，无一定限制。
将在各论中分别介绍。
第四节 诊断与临床应用
一、B型超声检测技术的临床应用
超声诊断基础着眼于详尽的观察与分析。
捕捉各种特征，综合分析病因，研究各种生理情况下的改变，以及结合其他形式进行诊断。
（一）超声图像观察
1脏器外形及大小、柔度或可动度 各种脏器均有其自然的解剖形态及大小尺寸。
观察脏器的轮廓有无形态失常，肿块的形状、位置、大小、数目、范围等，腹腔脏器的活动度等。
2病灶边缘回声 发现病灶后，观察病灶的边缘回声，有无包膜，是否光滑，壁的厚薄，以及周边是否有晕圈等。
3后壁及后方回声 由于人体各种正常组织和病变组织对声能吸收衰减不同，故表现后方不同的回声。
如含液性的囊肿或脓肿，则出现后壁回声“增强”；而钙化、结石、气体等，则其后方形成“声影”。
某些酷似液性病灶的均匀实质性病灶，后方则无回声增强效应。
4内部结构特征 可分为结构如常，正常结构消失，界面的增多或减少、界面散射点的大小与均匀度的不同以及其他各种不同类型的异常回声等。
5周邻关系 根据局部解剖关系判断病变与周邻脏器的连续性，有无压迫、粘连或浸润。
6功能性检测 如应用脂餐试验观察胆囊的收缩功能。
空腹饮水后，测定胃的排空功能及收缩蠕动状态等。
（二）常见的病理性图像特点
1囊性与实质性病变
超声对液体与实质组织有着显著的图像差别，因而很好鉴别。
2均质性与非均质性病变
均质性病变呈均匀一致的低回声、等回声或强回声，非均质性病变则呈复杂的回声结构。
3钙化性与含气性病变
钙化性病变图像稳定，声影清晰，含气性病变图像不稳定，声影混浑。
4炎性与纤维化病变
急性炎症早期以水肿为主，局部回声减低，脏器肿胀，经线值增大；慢性炎症纤维组织增加，回声增粗增多。
纤维化病变多呈强回声，按其病变程度不同而表现不同。
如血吸虫肝纤维化呈典型的“地图”样改变。
5良性与恶性病变
一般而言，良性病变质地均匀、界面单一故回声均匀、规则。
恶性病变因生长快，伴出血，变性，瘤内组织界面复杂不均匀，表现为不规则的回声结构。
如
（1）肿瘤边缘：
①有：
良性或恶性未向外伸展；②假边缘：
光晕圈，水牛眼；③规则：
良性、恶性均可；④分界截然：
良性为多；⑤不规则，伪足伸展：
恶性为多。
（2）内部回声：
①均匀：
良性较大；②不均：
恶性较大。
（3）内部其他结构：
①正常：
多为良性；②异常：
多为恶性。
（4）后方回声：
①正常或增强：
多为良性；②正常或减弱：
多为恶性。
（5）侵入或转移：
阻塞或侵入管道、邻近组织及/或脏器扩散或转移者考虑为恶性。
二、超声多普勒检测技术的临床应用
超声多普勒是近年来迅速发展的一种检测技术，随着电子学的进步，此法在临床上得到日益广泛的应用，对心脏疾病、周围血管疾患实质器官的血流灌注、小器官血流供应、占位性病变血供情况及胎儿血液循环的检查上具有重大的价值。
（一）鉴别液性暗区的性质
在切面超声显像图上常见有各种形式的液性暗区，可分别代表脓腔、积液、胆汁、尿液、羊水或血液等，一般情况下根据解剖部位、周围轮廓、径线长短及连续关系等，其性质易于区分，但有时因断面复杂，暗区较多，在鉴别时很困难。
进行多普勒检查时因动脉、静脉及静止的液腔有明显的不同，对鉴别性质有很大帮助。
如肝内胆管高度扩张时，某一断面很难区分门静脉与扩张的胆管，彩色血流显像加上去，门静脉有彩色血流显示并有典型门静脉频谱，而胆管无血流显示。
再如诊断下肢深静脉血栓时，首先要用彩色多普勒鉴别并行的两条血管哪一条为动脉，哪一条为静脉，然后再行进一步追踪检查。
（二）鉴别器官及病变组织的血供
彩色多普勒血流显像及能量图可以清晰显示脏器的正常血供，当有病变或新生占位性病灶出现时，通过血流显示可以做出具有重要意义的鉴别诊断。
甲亢病人甲状腺血供异常丰富，呈典型特征的“火海”征；肝脏肿瘤如原发性肝癌则可探及肿瘤内部及周边血供丰富，并见动脉频谱；如血管瘤则血流很少，无动脉频谱。
（三）探测血流速度
人体任何一条血管及心瓣膜口的血流速度都有一定的正常范围，如二尖瓣口舒张期峰值速度60cm/s～130cm/s，门静脉右支主干的峰值速度在18cm/s左右。
血流速度参数有峰值速度、加速度、减速度、平均速度、速度积分等，通过以上参数可对血流动力学异常做出判断。
（四）估计压力差
利用数学公式-简化的伯努利方程：
P1-P2＝4V2（P1、P2分别代表所测瓣口前后的压力，V为通过瓣口时的血流速度），可以测出瓣口前后的压力差，间接反映血流是否通畅，有无狭窄，并可通过测三尖瓣返流速度推算肺动脉压力。
（五）测量血流量
血流通过某一管腔时，其血流量（Q）与血流速度（V）快慢、管腔面积（A）大小及血流时间（T）长短有密切关系，Q＝V•A•T。
根据以上公式，大部分彩色多普勒血流显像仪在描记血流频谱轮廓并标志管腔两侧壁的位置后，均能自动计算血流量，对临床帮助很大。
第二章CT成像
第二章 CT成像
自1895年伦琴发现X线以来，X线就被广泛应用于医学影像诊断。
随着科学技
术的不断发展，医学影像诊断的技术和设备也不断改进和提高，特别是1969年Hounsfield等发明的电子计算机断层扫描（ComputedTomography,简称CT）的问世，使医学影像诊断水平有了突破性进展。
随着电子技术以及其它技术的发展，CT装置由头颅CT逐步发展至全身CT，从而开始了全身各个系统的CT检查；由第一、二代CT发展至高分辨率的第三、四、五代CT，使人体各部的骨、软骨、软组织等诸细微结构甚至支气管内、结肠内等腔内结构均能很好地被展现。
CT检查安全、简便、迅速、无痛苦。
CT图像是断层图像，密度分辨率高，解剖关系清楚，病变显示良好，对病变的检出率和诊断的准确率均较高。
此外，可以获悉不同正常组织和病变组织的X线吸收系数，以进行定量分析。
因此，CT得到越来越广泛的临床应用。
第一节 基本原理和设备
一、CT基本原理
CT是用高度准直的X线束围绕身体某一个部位作一个断面的扫描，扫描过程中由灵敏的、动态范围很大的检测器记录下大量的衰减信息，再由快速的模数转换器将模拟量转换成数字量，然后输入电子计算机，高速计算出该断层面上各点的X线衰减数值，由这些数据组成矩阵图像，再由图像显示器将不同的数据用不同的灰度等级显示出来，这样横断面上的诸解剖结构就由电视显示器清晰地显示出来了。
（一）成像原理
CT采用的能量是X线。
X线穿射人体后的衰减遵循指数衰减规律：
I=I0e-μd
式中I0为入射X线强度，I为通过物体衰减后的X线强度，d为物体厚度，μ为物体的线性衰减系数。
如果已知I0和d，测I后便可知该物体的μ值。
μ值与X线能量和该物体的原子序数，电子密度有关。
X线穿射人体经部分吸收后为检测器所接收，检测器接收X射线的强弱取决于人体断面内的组织密度。
如组织为骨，则吸收较多的X线，检测器将测得一个比较弱的信号。
反之，如组织为脂肪、气腔等，吸收较少的X线，检测器将测得比较强的信号。
不同组织对X线吸收不同的性质可用组织的吸收系数（亦称衰减系数）μ来表现。
沿着X射线束通过的路径上，物质的密度和组成等都是不均匀的，为便于分析，可将目标分割成许多小部分象素，每个象素的长度为W，W应足够小，使得每个小单元均可假定为单质均匀密度体，因而每个小单元衰减系数可以假定为常值。
设第一个小单元入射的X线强度为I0时，可求出透过此小单元的射线强度为：
I1=I0e-μ1W
式中μ1为第一个小单元的衰减系数。
对于第二个小单元来说，I1便是入射线的强度，设第二个小单元的衰减系数为μ2，射线经第二次穿射后的强度为I2，则
I2=I1e-μ2W
将I2的表达式代入上式：
I2=（I1e-μ1W）e-μ2W=I0e-（μ1W+μ2W）=I0e-W（μ1+μ2）
将此过程继续下去，则最后一个小单元穿射后的X线强度为：
In=I0e-W（μ1+μ2+μ3+……+μn）
式中μn是第n个小单元的衰减系数，将方程中的未知数移至左边，得
μ1+μ2+μ3+……+μn=1/W•In•I0/In
这个方程式表明，如果入射X线强度I0穿透强度In，物质的长度总量W均为已知，那么沿着入射X线通过途径上衰减系数之和（μ1+μ2+μ3+……+μn）就可以计算出来。
为了建立CT图像，就必须求出每个小单元的衰减系数μ1、μ2、μ3、……μn。
也就是说，CT建立图像的过程就是求每个小单元衰减系数的过程，上述方程式就是CT建立图像的基本方程。
N个未知的衰减系数不可能由一次穿射而获得，因为一个方程式不可能解出多个未知数。
但从不同方向上进行多次的穿射，就可以收集足够多的数据，从而建立起足够数量的方程式。
如果把断面等分成512×512个单元，X线在每个角度上投影512次，这样每一个角度上可建得512×512个方程式，求得512×512个单元所对应的衰减系数。
然后由电子计算机求解这些方程式，从而得出每个小单元的衰减系数。
CT机的象素越小，检测器数目越多，计算机所测出的衰减系数就越多越精确，从而可以建立清晰的图像，以满足医学诊断上的需要。
（二）图像的重建
用来进行CT图像重建的数学运算处理方法，直接关系到图像质量和重建时间。
图像重建有多种方法，包括①直接投射法；②迭代法；③解析法。
而解析法是目前CT图像重建技术中应用最广泛的方法，它的基础是富里叶变换投影定理，即一个投影的一维富里叶变换是图像的二维富里叶变换在中心线的值，具体有以下三种方法：
1二维富里叶变换重建法 这种方法是先把扫描测得的投影值变换到频域，然后利用映照变换为二维直角坐标系统，最后利用二维富里叶变换反演到真实空间得出重建图像。
2空间滤波反射投影法 先把扫描测得的投影值直接进行反投影，形成带有星状模糊的图像，然后利用二维富里叶变换到频域，再行二维滤波，最后利用二维富里叶逆变换反演到真实空间，得到修正后的重建图像。
3褶积反投影法 首先把滤波函数和投影函数进行褶积运算，再使之反投影，以得到重建图像。
此法比前几种重建法简单，无需进行富里叶变换，因而也快得多。
此外，这种方法重建的图像质量较高，因此是目前最广泛应用的方法。
二、影像CT成像的因素
（一）窗宽与窗位 CT检查中，无论是矩阵图像或矩阵数字都是CT值的代表，而CT值又是从人体不同组织、器官吸收X线后的衰减系数μ值换算而来的。
CT值=[（μ-μw）/μw]•α
μ和μw分别为受测物体和水的衰减系数，α为各厂商所选定的标度因素。
当α为500和1000时，标出的CT值分别标为EMI单位或Hounsfield单位（Hu）。
一个EMICT值相当于两个HounsfieldCT值。
正常人体不同组织、器官的CT值常在一定范围内变化，不同机器所测得也可略有差异（表1-2-1，表1-2-2）。
表1-2-1 人体组织、器官的CT值
组织类型 标准值（Hu） 范围（Hu）
肝脾肾胰肌 肉甲状腺脂 肪脑白质脑灰质密质骨疏质骨钙 化 65±545±530±1040±1045±570±10-65±1030±236±4>250130±100>60 45～7535～5520～4025～5535～5050～80-50～-10028～3232～40
表1-2-2人体内各液体的CT值
人体内液体 标准值（Hu）
脑脊液血 液凝固血（新鲜）凝固血（陈旧）血 浆渗出液（蛋白>30g/L）漏出液（蛋白<30g/L） 5±455±580±1045±1527±2＞18±2＜18±2
目前绝大多数的CT扫描机具有1000或2000以上的CT值的变化范围。
在多数情况下实际所需了解的只是一个较小范围的组织吸收X线值的变化，例如大多数颅内病变CT值的变化都包括在-20至+100Hu之间。
但是，有时欲了解一个较宽范围的组织吸收X线值的变化，例如作胸部CT扫描，拟同时了解肺和其他软组织的情况时就是如此。
这就要求检查者选择显示的CT值的范围和范围的中点，这个范围即所谓的窗宽，这个范围的中点即所谓的窗位。
在CT的黑白显示器上，根据医生的习惯，往往将高CT值显示为淡色即白色，低CT值显示为深色即逐渐加深直至黑色。
显示器具有一定数量的灰度等级（如16或64等）。
由于人眼只能分辨有限数量的灰度等级，根据拟显示结构CT值的变化范围来确定窗宽和窗位是相当重要的。
每一灰度等级所包括的CT值范围随窗宽的加宽而增大，并随其宽度变窄而变小。
每一灰度等级所包括CT值的范围，可用灰度级数除窗宽而算出。
窗位即窗宽所表示CT值范围的中点，只有窗位选择恰当才能更好地显示不同密度的组织。
例如显示器上窗宽选择为100，而窗位为0，则CT值介于-50至+50Hu之间者呈现为不同的灰度，而CT值小于-50和小于+50Hu者分别显示为黑色和白色。
（二）噪声与伪影 扫描噪声即光子噪声，为穿透人体后到达检测器的光子数量有限，且其在矩阵内各图像点（象素）上的分布不是绝对均匀所造成。
所以均质的组织或水在各图像点上的CT值不是相等的，而是在一定范围内呈常态曲线分布的。
为减少噪声必须增加X线剂量，噪声减半需增加约4倍的X线量。
组织噪声为各种组织（如脂肪组织和脑组织）的平均
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