醫(yī)學(xué)影像成像原理試題庫完整

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李月卿第三章CT成像一、專業(yè)名詞解釋與翻譯.窗口技術(shù)：windowtechnology是顯示數(shù)字圖像的一種重要方法。即選擇適當(dāng)?shù)拇皩捄痛拔粊碛^察圖像，使病變部位明顯地顯示出來。.窗寬：windowwidth,WW表示數(shù)字圖像所顯示信號強(qiáng)度值的范圍。（圖像顯示過程中代表所顯示信號強(qiáng)度值的范圍。）.窗位：windowlevel,WL又稱窗水平，是圖像顯示過程中代表圖像灰階的中心位置。（放大的灰度范圍的平均值,所放大灰度范圍的灰度中心值，即顯示器所顯示的中心CT值。）.投影：projection檢測器接收透過受檢層面后出射的X線束的強(qiáng)度（I）稱為投影。（CT掃描裝置掃描完一個層面后，獲得一個方向上的一組吸收系數(shù)之和的數(shù)值與X線束掃描位置的曲線，這個曲線稱作X線束經(jīng)被測人體吸收后在該方向上的投影,投影上各點(diǎn)數(shù)值稱為投影值。）.CT值：computedtomographynumberCT影像中每個像素所對應(yīng)的物質(zhì)對X線線性平均衰減量大小的表示。以水的衰減系數(shù)作為基準(zhǔn)，加值定義為將人體被測組織的吸收系數(shù)從與水的吸收系數(shù)x從的相對值，用公式表示為：N—NCT值=X-^―xK從w.采集時間：acquisitiontime即成像時間或掃描時間,指獲取一幅圖像所花費(fèi)的時間。.半程掃描時間：half-scantime是指X線管掃描移動角度在210°?240°時的掃描時間。.全程掃描：full-scan是指為了獲取比較高質(zhì)量的CT圖像進(jìn)行360°的掃描。.最大密度投影：maximumintensityprojection,MIP是將徑線所通過的容積組織或物體中每個像素的最大強(qiáng)度值進(jìn)行投影，最大強(qiáng)度代表最大加值，故一般稱為最大密度投影。.最小密度投影：minimumintensityprojection,MinIP是在某一平面方向上對所選取的三維組織層塊中的最小密度進(jìn)行投影重建圖像。.空間分辨力：spatialresolution是指在某物體間對X線吸收具有高的差異、形成高對比的條件下,鑒別其微細(xì)結(jié)構(gòu)的能力。.對比度分辨力：contrastresolution是在ROI內(nèi)觀察細(xì)節(jié)與背景之間具有低對比度時，將一定大小的細(xì)節(jié)部分從背景中鑒別出來的能力。.密度分辨力：densityresolution分辨人體組織密度差異的能力（分辨人體內(nèi)組織密度細(xì)小的變化的能力）。.多層螺旋CT:multisliceCT,MSCT多層面螺旋CT機(jī)X線管旋轉(zhuǎn)一圈可以同時獲得多幅圖像，檢測器在Z軸方向的數(shù)目已從一排增加到幾排直至幾十排，又稱多排檢測器CT（multirowdetectorCT）。二、問答題.簡述CT成像原理，并畫圖說明（10分）。答：在CT成像中物體對X線的吸收起主要作用，在一均勻物體中，X線的衰減服從指數(shù)規(guī)律。在X線穿透人體器官或組織時，由于人體器官或組織是由多種物質(zhì)成分和不同的密度構(gòu)成的，所以各點(diǎn)對X線的吸收系數(shù)是不同的。將沿著X線束通過的物體分割成許多小單元體（體素），令每個體素的厚度相等（l）。設(shè)l足夠小，使得每個體素均勻，每個體素的吸收系數(shù)為常值，如果X線的入射強(qiáng)度10、透射強(qiáng)度I和物體體素的厚度l均為已知，沿著X線通過路徑上的吸收系數(shù)之和七+也+……+也就可計(jì)算出來。為了建立CT圖像，必須先求出每個體素的吸收系數(shù)U1、U2、U3uno為求出n個吸收系數(shù)，需要建立如上式那樣n個或n個以上的獨(dú)立方程。CT成像裝置從不同方向上進(jìn)行多次掃描，來獲取足夠的數(shù)據(jù)建立求解吸收系數(shù)的方程。吸收系數(shù)是一個物理量，它是CT影像中每個像素所對應(yīng)的物質(zhì)對X線線性平均衰減量大小的表示。實(shí)際應(yīng)用中均以水的衰減系數(shù)為基準(zhǔn)，故CT值定義為將人體被測組織的吸收系數(shù)匕與水的吸收系數(shù)uw的相對值表示：CT=5<*1000U再將圖像面上各像素的CT值轉(zhuǎn)換為灰度，就得到圖像面上的灰度分布，就是CT影像。{CT圖像的本質(zhì)是衰減系數(shù)U成像。通過計(jì)算機(jī)對獲取的投影值進(jìn)行一定的算法處理，可求解出各個體素的衰減系數(shù)值，獲得衰減系數(shù)值的二維分布（衰減系數(shù)矩陣）。再按CT值的定義，把各個體素的衰減系數(shù)值轉(zhuǎn)換為對應(yīng)像素的CT值，得到CT值的二維分布（CT值矩陣）。然后，圖像面上各像素的CT值轉(zhuǎn)換為灰度，就得到圖像面上的灰度分布，此灰度分布就是CT影像。}圖6I成像系統(tǒng) 匕川算以.簡述CT成像技術(shù)的物理原理，并畫圖說明（10分）。評分標(biāo)準(zhǔn)：⑴吸收系數(shù)、CT值、灰度各2分；⑵圖 每個2分。答：在CT成像中物體對X線的吸收起主要作用，在一均勻物體中，X線的衰減服從指數(shù)規(guī)律。在X線穿透人體器官或組織時，由于人體器官或組織是由多種物質(zhì)成分和不同的密度構(gòu)成的，所以各點(diǎn)對X線的吸收系數(shù)是不同的。將沿著X線束通過的物體分割成許多小單元體（體素），令每個體素的厚度相等（I）。設(shè)I足夠小，使得每個體素均勻，每個體素的吸收系數(shù)為常值，如果X線的入射強(qiáng)度10、透射強(qiáng)度I和體素的厚度I均為已知，沿著X線通過路徑上的吸收系數(shù)之和U1+U2++5就可計(jì)算出來。為了建立CT圖像，必須先求出每個體素的吸收系數(shù)u1、u2、U3un。為求出n個吸收系數(shù)，需要建立如上式那樣n個或n個以上的獨(dú)立方程。因此，CT成像裝置要從不同方向上進(jìn)行多次掃描，來獲取足夠的數(shù)據(jù)建立求解吸收系數(shù)的方程。吸收系數(shù)是一個物理量，CT影像中每個像素所對應(yīng)的物質(zhì)對X線線性平均衰減量大小的表示。實(shí)際應(yīng)用中，均以水的衰減系數(shù)為基準(zhǔn)，故加值定義為將人體被測組織的吸收系數(shù)ui與水的吸收系數(shù)u的相對值，用公式表示為：CT二巴二-^wX1000N再將圖像面上各像素的CT值轉(zhuǎn)換為灰度，就得到圖像面上的灰度分布，就是CT影像。mJ""匕我產(chǎn)行九黃曲數(shù)南栗餐.簡述常規(guī)CT掃描方式（10分）。評分標(biāo)準(zhǔn)：五種掃描方式及解釋每種2分。答：（1）單束平移-旋轉(zhuǎn)方式：掃描裝置由一個X線管和一個檢測器組成，X線束被準(zhǔn)直成筆直單線束形式,X線管和檢測器圍繞受檢體作同步平移-旋轉(zhuǎn)（T-R）掃描運(yùn)動。這種掃描首先進(jìn)行同步平移直線掃描，平移掃描完一個指定層面后，同步掃描系統(tǒng)轉(zhuǎn)過一個角度，然后再對同一指定層面進(jìn)行同步平移直線掃描。如此進(jìn)行下去，直到掃描系統(tǒng)旋轉(zhuǎn)到與初始位置成180°角為止。（2）窄扇形束平移-旋轉(zhuǎn)方式：掃描裝置由一個X線管和6~30個檢測器組成同步掃描系統(tǒng)。此種掃描進(jìn)行時，X線管發(fā)出一張角為3°~15°的扇形X線束，6?30個檢測器同時采樣，并采用T-R掃描方式。由于一次X線投照的扇形束同時被多個檢測器檢測，故一次掃描能同時獲取多個掃描數(shù)據(jù)，這樣就可以減少每個方向上平移的次數(shù)和增大掃描系統(tǒng)每次旋轉(zhuǎn)的角度，使掃描采樣的速度加快，從而使重建圖像的速度加快。（3）寬扇形束旋轉(zhuǎn)-旋轉(zhuǎn)方式：掃描裝置由一個X線管和250?700個檢測器（檢測器陣列）組成，后者排成一個被此無空隙的、可在掃描架內(nèi)滑動的緊密圓弧形。X線管發(fā)出張角為30°?40°,能覆蓋整個受檢體的寬扇形線束。（4）寬扇形束靜止-旋轉(zhuǎn)掃描方式：掃描裝置由一個X線管和600—2000個檢測器組成。這些檢測器在掃描架內(nèi)排列成固定靜止的檢測器環(huán)，X線管發(fā)出30°~50°寬扇形X線束進(jìn)行旋轉(zhuǎn)掃描。靜止-旋轉(zhuǎn)掃描方式又分為兩種,一種是X線管旋轉(zhuǎn)軌道設(shè)置在固定檢測器圓環(huán)內(nèi)的普通S-R方式；另一種是將X線管旋轉(zhuǎn)軌道設(shè)置在檢測器環(huán)外的章動-旋轉(zhuǎn)（N-R）掃描方式。（5）電子束掃描：第五代CT掃描方式，也稱超高速掃描。電子束CT由一個特殊制造的大型鐘形X線管、一組864個固定檢測器陣列和一個采樣、整理、數(shù)據(jù)顯示的計(jì)算機(jī)系統(tǒng)構(gòu)成。大型的X線管內(nèi)從電子槍發(fā)射出的電子束經(jīng)過兩次磁偏轉(zhuǎn)高速的撞擊在X線管的很大的圓環(huán)形靶上，產(chǎn)生不同方位的扇形X線束，通過適當(dāng)?shù)臏?zhǔn)直器后投照在受檢體上。扇形束透射受檢體后被衰減的X線束再投照在靜止的檢測器環(huán)上，便可檢出來自不同方位上的投影值。.用四個體素（設(shè)日=1,日=2,從=3,1 2 3從=4）矩陣，敘述CT反投影法圖像重建方法及缺4點(diǎn)（10分）。答：反投影法是利用投影數(shù)值近似地復(fù)制出吸收系數(shù)的二維分布。它的基本原理是將所測得的投影值按其原路徑平均地分配到每一點(diǎn)上，各個方向上投影值反投影后，在影像處進(jìn)行疊加，從而推斷出原圖像。對四體素矩陣作0。、45。、90。、135。投影（掃描），再將投影值反投回原矩陣的對應(yīng)位置（掃描過的各個體素）上，即可將原矩陣中的四體素的特征參數(shù)目值解出，其過程如下圖所示。1國/田k目4田S溫口―＞耳32鼻口P9IJ ：1 4圖6-%四體素知.降的反投影法圖像重建.用四個體素（設(shè)日=2,日=4,從=6,1 2 3日=8）矩陣，敘述CT反投影法圖像重建方法及缺4點(diǎn)（10分）。評分標(biāo)準(zhǔn)：①反投影法文字?jǐn)⑹觯?分；②圖示 ：4分；③缺點(diǎn) ： 2分。答：反投影法是利用投影數(shù)值近似地復(fù)制出吸收系數(shù)的二維分布。它的基本原理是將所測得的投影值按其原路徑平均地分配到每一點(diǎn)上，各個方向上投影值反投影后，在影像處進(jìn)行疊加，從而推斷出原圖像。對四體素矩陣作0八45。、90o、135o投影（掃描），再將投影值反投回原矩陣的對應(yīng)位置上，即可將原矩陣中的四體素的特征參數(shù)目值解出，其過程如下圖所示。由…葉E0/FF1-FTH\IjIEI網(wǎng)6恪國體素矩即的反投影法網(wǎng)像田建缺點(diǎn)：產(chǎn)生圖像的邊緣失銳，反投影圖像會出現(xiàn)圖像的偽影。7.簡述CT圖像重建方法并分析其利蔽（15分）。評分標(biāo)準(zhǔn)：4種方法各2分，利蔽分析2分。答：（1）反投影法（總和法）：是利用投影數(shù)值近似地復(fù)制出吸收系數(shù)的二維分布。它的基本原理是將所測得的投影值按其原路徑平均地分配到每一點(diǎn)上，各個方向上投影值反投影后，在影像處進(jìn)行疊加，從而推斷出原圖像。正方形物體反投影法重建的物體圖像不是正方形，變成了“星”狀物，中心處吸收系數(shù)N值最大，離中心越遠(yuǎn)N值越低,產(chǎn)生圖像的邊緣失銳。反投影法會造成影像邊緣的不清晰。如果在一均勻的組織密度內(nèi)，存在吸收系數(shù)極不均勻的部分時，反投影圖像會出現(xiàn)圖像的偽影。（2）傅里葉變換重建方法：對于每次測得的投影數(shù)據(jù)先作一維傅里葉變換，根據(jù)中心切片定理，可將此變換結(jié)果看成二維頻域中同樣角度下過原點(diǎn)的直線上的值。在不同投影角度下所得的一維變換函數(shù)可在頻域中構(gòu)成完整的二維傅里葉變換函數(shù)，將此二維變換函數(shù)進(jìn)行逆變換，就得到了所要求的空間域中的密度函數(shù)。傅里葉變換的方法重建圖像時，投影函數(shù)的一維傅里葉變換在頻域中表現(xiàn)為極坐標(biāo)的形式，把極坐標(biāo)形式的數(shù)據(jù)通過插補(bǔ)運(yùn)算轉(zhuǎn)換為直角坐標(biāo)形式的數(shù)據(jù)時，計(jì)算的工作量比較大。此外，在極坐標(biāo)形式的頻域數(shù)據(jù)中，離原點(diǎn)較遠(yuǎn)的頻率較高的部分?jǐn)?shù)據(jù)比較稀疏，當(dāng)這些位置上的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換到直角坐標(biāo)下時，需經(jīng)過插補(bǔ)，這將引入一定程度的誤差。也就是在重建的圖像中，高頻分量可能會有較明顯的失真。（3）濾波反投影重建方法：采用先修正、再反投影的做法，得到原始的密度函數(shù)。濾波反投影重建圖像的基本做法是:在某一投影角下取得投影函數(shù)（一維函數(shù)）后，對其作濾波處理，得到一個經(jīng)過修正的投影函數(shù)。然后再將此修正后的投影函數(shù)作反投影運(yùn)算，得出所需的密度函數(shù)。濾波反投影法在實(shí)現(xiàn)圖像重建時，只需作一維的傅里葉變換。由于避免了費(fèi)時的二維傅里葉變換，濾波反投影法明顯地縮短了圖像重建的時間。（4）卷積反投影法：卷積反投影函數(shù)可寫成卷積的形式，表明在頻域中所作的濾波運(yùn)算可以等效地在時域中用卷積運(yùn)算來完成。將投影函數(shù)g/R）與|P|的逆傅里葉變換式進(jìn)行卷積，同樣可以得到所需要的修正過的反投影函數(shù)g'（R）。這種用卷積方法0修正投影函數(shù)，然后再作反投影重建圖像的方法稱為卷積反投影法。卷積函數(shù)的選擇是卷積反投影方法中的關(guān)鍵問題。在實(shí)際的系統(tǒng)中選擇卷積函數(shù)時還要考慮到許多其他的因素，包括系統(tǒng)的帶寬、SNR與分辨力等。三、選擇題1.CT的全稱，正確的是（B）A、計(jì)算機(jī)掃描攝影B、計(jì)算機(jī)體層攝影C、計(jì)算機(jī)輔助斷層攝影D、計(jì)算機(jī)橫斷面體層掃描B、空間分辨力高配密度分辨力高D、病變定位定性明確E、計(jì)算機(jī)橫斷面軸向體層攝影E、適于全身各部位檢查CT誕生的年份是（D）1895年1967年1971年1972年1979年7.與傳統(tǒng)X線體層相比，CT的主要優(yōu)點(diǎn)是（C）A、偽影減少B、病人劑量減少C、對比分辨率改善D、空間分辨率提高E、圖像采集速度快3.CT的發(fā)明人是（D）8.CT的主要優(yōu)點(diǎn)是（A）A、考邁克人、密度分辨率高8、萊德雷8、可作三維重組C、安博若斯C、射線劑量較常規(guī)X線少口、亨斯菲爾德口、主要用于人體任何部位的檢查E、維廉?康拉德?倫琴￡、定位、定性準(zhǔn)確性高于MRI檢查4.CT與傳統(tǒng)X線檢查相比，相同點(diǎn)是（C）A、成像原理B、成像方式9.與屏-片攝影相比，CT利用X線的成像方式是（A）A、衰減射線轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號后成像B、利用衰減射線直接曝光成像C、成像能源C、衰減射線轉(zhuǎn)換成可見光后成像D、圖像顯示E、檢查方法D、利用衰減射線產(chǎn)生的熒光成像E、利用衰減射線轉(zhuǎn)換成電信號成像5.與X線體層攝影比較，CT最主要的優(yōu)點(diǎn)是（E）A、采用激光相機(jī)拍照B型題A、空間分辨率高B、病人擺位置較簡便B、單幅圖像的表面劑量低C、X線輻射劑量較小C、單幅圖像的球管熱量低口、可使用對比劑增強(qiáng)D、低對比度分辨率高E、無層面外組織結(jié)構(gòu)干擾重疊E、指定層面冠狀面成像10.與屏-片攝影相比，CT檢查（D）6.CT與常規(guī)X線檢查相比，突出的特點(diǎn)是（C）A、曝光時間短11.與屏-片攝影相比，常規(guī)體層攝影（E）A、CormackB、ComputedTomographyC、AmbroseD、McRobertE、HoundfieldCT發(fā)明者獲得的獎項(xiàng)名稱（D）CT圖像重建理論研究學(xué)者（A）CT的英文全稱（B）A、無層面外結(jié)構(gòu)干擾的斷面圖像B、空間分辨率高C、采用可見光成像D、CT成像的優(yōu)點(diǎn)￡、內(nèi)臟觀察顯示直觀成像源對人體無損傷（C）屏-片攝影的優(yōu)點(diǎn)（B）A、膠片8、線圈C、探測器口、數(shù)字圖像E、模擬圖像CT的成像介質(zhì)（C）CT的成像方式（D）屏-片攝影的成像方式（E）CT掃描圖像密度分辨率高的主要原因是（E）A、使用了高頻發(fā)生器B、采用了大功率的X線管C、由計(jì)算機(jī)進(jìn)行圖像重建D、原發(fā)射線經(jīng)過有效濾過E、射線束準(zhǔn)直精確散射線少CT的成像原理主要是利用了8）A、探測器的光電轉(zhuǎn)換功能B、物質(zhì)對X線的吸收衰減C、模數(shù)轉(zhuǎn)換器的轉(zhuǎn)換功能D、計(jì)算機(jī)的圖像重建速度E、激光相機(jī)的成像性能CT成像的物理基礎(chǔ)是（A）A、X線的吸收衰減B、計(jì)算機(jī)圖像重建C、像素的分布與大小D、原始掃描數(shù)據(jù)的比值E、圖像的灰度和矩陣大小下述與CT成像過程有關(guān)的敘述是（3）（BDE）A、日常質(zhì)量控制掃描程序B、陣列處理機(jī)的圖像重建C、防止球管老化的升溫掃描D、數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換E、探測器將X射線轉(zhuǎn)換為可見光計(jì)算CT值的公式是根據(jù)（B）A、水的質(zhì)量衰減系數(shù)B、水的線性衰減系數(shù)C、水的電子密度D、水的質(zhì)量密度E、水的分子成份關(guān)于CT值的敘述，錯誤的是（D）A、CT值又稱為CT數(shù)B、CT值不是一個絕對值C、CT值的表示單位是HUD、CT值隨入射X線量的大小變化E、CT值是重建圖像中的一個像素值CT檢查技術(shù)，表示病變密度大小的是（D）A、照片測試密度B、照片透光度B、－500HUC、照片阻光率C、0HUD、CT值D、＋500HUE、亮度值27.關(guān)于CT值的敘述，錯誤的是（D）E、＋1000HU答案：A、CT值又稱為CT數(shù)32.CT值為“0”時，其建立依據(jù)是（A）B、CT值的單位是HUA、水C、CT值不是一個絕對值B、空氣D、CT值隨mAs大小變化C、脂肪E、CT值是重建圖像中的一個像素值28.空氣的線衰減系數(shù)是（A）口、致密骨E、軟組織A、033.CT值為“0”的物質(zhì)是（E）B、1A、軟組織C、108、致密骨D、100C、空氣E、100029.8值定義公式中的常數(shù)（k）應(yīng)該是（B）D、脂肪E、水A、50034.CT值主要與下述那一項(xiàng)有關(guān)（E）B、1000A、原子序數(shù)C、2000B、氫濃度D、-1000C、物質(zhì)密度E、+100030.CT值的單位是（B）D、光學(xué)密度E、X線的線性衰減系數(shù)A、KW35.計(jì)算CT值的公式是根據(jù)（B）B、HUA、水的質(zhì)量衰減系數(shù)C、WB、水的線性衰減系數(shù)D、LC、水的電子密度E、CM31.水的CT值通常是（C）D、水的質(zhì)量密度E、水的分子成份A、－1000HU36.亨斯菲爾德CT值標(biāo)尺的范圍是（D）A、+3071?—100141.CT圖像中從白到黑的灰度影像，稱為（D）B、+4095?—1001人、密度分辨率高C、+2000?—2000B、空間分辨率高D、+1000?—1000C、囪寬囪彳位E、+500?―500D、灰階E、噪聲37.根據(jù)亨斯菲爾德CT值標(biāo)尺的規(guī)定，腦灰、白質(zhì)吸收系數(shù)差為（E）42.關(guān)于CT掃描架的敘述，錯誤的是（E）A、20％A、轉(zhuǎn)動部分裝有X線管B、10％B、檢測器及其相關(guān)部件在轉(zhuǎn)動部分C、5％C、掃描架內(nèi)分為固定部分和轉(zhuǎn)動部分D、1％口、低壓滑環(huán)方式的高壓發(fā)生器進(jìn)入轉(zhuǎn)動部分E、0.5％E、X線管散熱油循環(huán)泵與熱交換器在固定部分38.顯示器所表現(xiàn)的亮度信號等級差別稱（C）A、窗寬43.關(guān)于CT掃描架的敘述，錯誤的是（E）A、掃描架中間開有掃描孔B、窗位8、固定部分設(shè)轉(zhuǎn)動驅(qū)動裝置C、灰階C、轉(zhuǎn)動驅(qū)動裝置有皮帶方式D、視野D、有線性電機(jī)直接驅(qū)動方式E、CT值標(biāo)度E、磁懸浮使掃描架沒有軸承39.像素的亮度與CT值有關(guān)，CT值增加（B）A、圖像的亮度降低44.關(guān)于CT掃描床面的敘述，錯誤的是（C）A、要較少吸收X線B、圖像的亮度增加C、圖像的亮度不變B、不能含金屬材料C、可以有邊框D、圖像先亮后暗D、有較大承重能力E、圖像變灰E、用于輸送病人進(jìn)入掃描孔40.CT值增加，圖像亮度的變化是（B）人、降低B、增加45.關(guān)于CT掃描特點(diǎn)的闡述，錯誤的是（D）A、加密度分辨率比MRI低B、CT掃描可獲取斷面圖像C、不變C、層厚與加密度分辨率有關(guān)D、變灰D、CT空間分辨率比常規(guī)X線攝影高E、先亮后暗E、加密度分辨率比常規(guī)X線檢查高.下述關(guān)于CT掃描數(shù)據(jù)采集基本部件的敘述，正確的是⑹A、激光相機(jī)，X線球管B、探測器陣列，計(jì)算機(jī)C、探測器陣列，X線球管D、數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，計(jì)算機(jī)E、高頻發(fā)生器，探測器.數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)（DAS）的主要部件是（B）A、探測器8、模/數(shù)轉(zhuǎn)換器C、邏輯放大器D、輸入/輸出系統(tǒng)E、信號傳送系統(tǒng).CT掃描使用較高的千伏值的優(yōu)點(diǎn)是（3）（BCE）A、減輕高壓發(fā)生器的負(fù)載8、降低骨骼軟組織對比度差5減少光子的吸收衰減系數(shù)D、提高X射線的輻射總量增E、增加穿透率，提高射線利用率.能用于心臟及大血管檢查的專用CT是（D）A、普通CTB、螺旋CTC、滑環(huán)CTD、電子束CTE、多層螺旋CT48.數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的物理位置是位于（D）人球管與病人之間B、病人與探測器之間5球管與探測器之間D、探測器與計(jì)算機(jī)之間E、計(jì)算機(jī)與顯示屏之間53.CT掃描時X射線管發(fā)出的是（E）A、3射線B、散射線C、一束Y射線D、混合能譜射線E、近似單一能譜射線.最早期CT（第一代）掃描時間長的主要原因是（E）入球管功率太小B、計(jì)算機(jī)速度慢C、病人體型較胖D、采用了220伏電壓E、束窄X線，需多次平移.掃描架是雙方向旋轉(zhuǎn)掃描的CT是（A）A、非螺旋CTB、螺旋CTC、ECTX射線通過病人后，透射線強(qiáng)度與原射線的關(guān)系，正確的是（A）A、指數(shù)衰減關(guān)系B、線性衰減關(guān)系C、與距離平方成正比D、康普頓散射效應(yīng)關(guān)系E、透射線強(qiáng)度是原射線強(qiáng)度的一半在CT中，X射線通過病人后的衰減定律是（E）A、對數(shù)衰減定律B、Raymond定律D、熱CT C、Hu衰減定律E、多層CT D、線性衰減定律D、1.09mmE、D、1.09mm下述與射線衰減關(guān)系最小的條件是（A）A、空氣厚薄B、原子序數(shù)大小C、物體內(nèi)行進(jìn)距離D、光子能量高低E、組織密度大小下述X入射線的字母表示方法，正確的是（E）A、UdB、e-C、lnD、dXE、I0關(guān)于像素的敘述，正確的是（E）A、像素就是體素B、探測器陣列中的一個單元C、圖像重建中的一個容積素D、圖像灰階標(biāo)尺中的一個刻度E、二維圖像中的一個基本單元CT掃描中，像素尺寸與矩陣大小的關(guān)系是（A）A、成反比B、成正比C、函數(shù)關(guān)系D、對數(shù)關(guān)系E、指數(shù)關(guān)系FOV為24cm時，如使用512矩陣成像，所得像素大小約是（B）A、0.25mmB、0.5mmC、0.75mmE、1.25mmCT術(shù)語“投影”的含義是（E）A、圖像采集的速度B、圖像重建的算法C、病人身上投射的X射束線大小D、病人身上投射的X射束線形狀E、表示X線通過病人衰減的一組數(shù)據(jù)CT圖像重建采用的是（D）A、掃描的解剖結(jié)構(gòu)信息B、未經(jīng)處理的原始數(shù)據(jù)C、經(jīng)計(jì)算機(jī)校正后的模擬信號D、經(jīng)計(jì)算機(jī)校正后的數(shù)字信號E、由探測器接收的衰減數(shù)據(jù)關(guān)于CT圖像重建技術(shù)的解釋，不妥的是（B）A、是通過過濾函數(shù)的計(jì)算來完成的B、過濾函數(shù)是CT機(jī)內(nèi)固定的算法不可改變C、適當(dāng)?shù)倪^濾函數(shù)的選擇可提高圖像質(zhì)量D、過濾函數(shù)影響圖像空間分辨率與密度分辨率E、根據(jù)觀察組織的對比和診斷需選擇不同的過濾函數(shù)CT的圖像重建中，采用大矩陣的意義是（C）A、降低噪聲B、改善密度分辨率C、提高空間分辨率D、圖像處理較容易￡、減少病人的輻射劑量CT圖像形成所采用的方式是（D）A、透射成像B、熒光成像C、銀鹽成像D、數(shù)據(jù)重建E、光電轉(zhuǎn)換CT的成像方式是（E）人、透射成像B、熒光成像C、銀鹽成像D、光電轉(zhuǎn)換E、數(shù)據(jù)重建CT的成像方式是（E）A、利用X線直接成像B、由探測器直接成像C、由非晶硒板直接成像D、經(jīng)IP板讀取計(jì)算機(jī)掃描成像E、X線經(jīng)模/數(shù)轉(zhuǎn)換后計(jì)算機(jī)重建成像一幅5122矩陣的圖像與10242圖像相比（B）A、像素?cái)?shù)增加由FOV決定B、像素?cái)?shù)增加4倍C、像素?cái)?shù)增加2倍口、密度分辨率改善E、圖像噪聲降低CT中體素與像素區(qū)別的敘述，正確的是（D）A、體素與像素的尺寸一致B、體素是圖像重建過程中的產(chǎn)物C、矩陣中的一個小方格，被稱為體素D、體素是三維的概念，像素是二維的概念E、體素只有模擬圖像才有，像素屬于數(shù)字圖像CT掃描中常用的FOV是指（B）人、興趣區(qū)B、掃描野C、矩陣大小D、灰階標(biāo)尺E、激光膠片的分辨力CT中的“矩陣”的含義是（E）A、長和寬等分的方陣B、一幅低噪聲的圖像C、探測器橫豎排列的方式D、一幅正確窗寬、窗位的圖像E、像素以橫行、豎列排列的陣列512X512表示方式，代表的是（B）A、像素B、矩陣C、體素D、視野E、灰階.第一代CT采用的圖像重建算法是（E）A、傅立葉轉(zhuǎn)換法B、替代分析法C、濾過反投影法D、反投影法E、迭代法.專用于CT圖像重建的計(jì)算機(jī)又被稱為（B）A、服務(wù)器B、陣列處理器C、圖像處理機(jī)D、圖形工作站￡、大型計(jì)算機(jī).利用射線投影累加值計(jì)算像素吸收值的圖像重建方法被稱為（C）A、迭代法B、分解法C、線性疊加法D、二維傅立葉法E、卷積后投影法.單層螺旋CT圖像重建預(yù)處理的方法是（B）A、卷積后投影法B、線性內(nèi)插法C、邊緣增強(qiáng)法D、長軸內(nèi)插法E、交迭采樣法A、扇形束濾過反投影法B、360°線性內(nèi)插5付立葉轉(zhuǎn)換法D、濾過反投影E、逐次近似法.早期單層螺旋CT圖像重建預(yù)處理方法（B）.目前采用非螺旋CT圖像的重建算法（D）.多層螺旋CT圖像重建算法（A）A、反投影法B、迭代法C、360°線性內(nèi)插D、優(yōu)化采樣掃描E、二維傅立葉重建.成像不夠清晰的重建方法（A）.分辨率下降、實(shí)際層厚增加的預(yù)處理方法（C）.重建耗時最長的重建方法（B）.下述那一項(xiàng)不屬于CT圖像的后處理技術(shù)（D）A、三維重組B、CT值測量C、距離測量D、圖像重建E、多平面重組.關(guān)于CT的窗寬、窗位的敘述，錯誤的是（C）人、它能抑制無用的信息8、它能增強(qiáng)顯示有用的信息C、增加窗寬可使圖像的信息量增加D、窗寬窗位的調(diào)節(jié)并不能增加圖像本身的信息E、窗寬窗位是CT中一項(xiàng)重要的圖像處理技術(shù).CT術(shù)語“窗位”的含義是（A）A、窗寬中心的CT值B、窗寬兩端的CT值C、窗寬上限的斜值D、窗寬下限的斜值E、圖像顯示的對比度范圍.根據(jù)窗口技術(shù)原理，倒值最小的像素在圖像上表現(xiàn)為（E）A、白色B、灰白C、灰D、深灰E、黑色.關(guān)于窗寬內(nèi)容的敘述，錯誤的是（C）A、窗寬決定顯示CT值的范圍B、窗寬可改變圖像中的密度差C、窗寬大，圖像中組織密度對比提高D、窗寬除以16等于每個灰階包含的CT值E、組織的CT值大于窗寬規(guī)定范圍時呈現(xiàn)白色.CT圖像中，連續(xù)變化灰階的數(shù)值范圍被稱為（B）A、窗位B、窗寬C、非線性窗D、連續(xù)灰階E、西格瑪窗.CT術(shù)語“窗位”的含義是（A）A、窗寬中心的CT值B、窗寬兩端的CT值C、窗寬上限的斜值D、窗寬下限的斜值E、圖像顯示的對比度范圍.窗寬窗位均選為100,則CT值的顯示范圍是（C）A、50?-50B、一50?一15050?150100?200E、150?―150.下述關(guān)于圖像后處理放大的敘述，正確的是（E）A、后處理放大等于放大掃描B、電子放大不受放大倍數(shù)限制C、CT的圖像放大有三種方式D、后處理放大同時需要兩幅圖像E、電子放大屬于軟件功能的放大.下述屬于CT圖像后處理技術(shù)的方法是（3）（ACD）A、圖像減影B、放大掃描C、多方位重組D、CT值測量E、濾過后投影.多方位重組的主要缺點(diǎn)是（A）A、成像質(zhì)量與橫斷面有關(guān)B、病人接收的劑量較多C、后處理速度較慢D、三維顯示效果不好E、易受骨骼等的干擾A、雙窗設(shè)置B、窗寬調(diào)節(jié)C、窗位調(diào)節(jié)D、像素?cái)?shù)￡、比特?cái)?shù).增大或減小CT圖像對比度的方法（B）.表示灰階數(shù)量的方法（E）####96.表征CT物理參數(shù)的術(shù)語中，不包括（C）A、層厚B、線性C、密度D、噪聲E、一致性.不屬于CT影像物理參數(shù)的是（C）A、層厚B、CT值C、重建算法D、空間分辨率E、對比度分辨率.能測量CT值均勻性和偏差的是（A）A、水模B、示波器C、膠片密度儀D、分辨率體模E、射線劑量儀.關(guān)于CT噪聲的敘述，正確的是（A）A、噪聲的大小與掃描層厚有關(guān)B、CT的圖像質(zhì)量與噪聲無關(guān)C、噪聲不受X線照射劑量的影響D、噪聲與激光膠片上的曝光量有關(guān)E、噪聲是一種外界干擾因素.與CT噪聲無關(guān)的因素有（E）A、X線劑量B、掃描層厚C、重建算法D、探測器的靈敏度E、FOV.CT噪聲測量方法是（C）A、用斜值直方圖分析B、采用等效體模測量C、采用水模掃描測量D、用調(diào)制傳遞函數(shù)測量E、根據(jù)曝光量（kVXmAs）計(jì)算.增加CT圖像對比度的方法之一是。A、增加kVpB、增加mAC、延長掃描時間口、降低窗寬￡、降低窗位.空間分辨率又稱為（E）A、空間響應(yīng)函數(shù)B、對比分辨率C、調(diào)制傳遞函數(shù)D、點(diǎn)分布函數(shù)E、高對比度分辨率.對空間分辨率的論述，正確的是（B）A、CT的空間分辨率高于普通X線檢查B、CT的空間分辨率有一定的極限C、CT的空間分辨率對一臺機(jī)器而言是一個定值D、CT的空間分辨率隨著X線劑量增加而增加E、CT的空間分辨率與探測器大小無關(guān).表示CT空間分辨率的單位是（D）A、半值全寬B、對比度指數(shù)C、百分線對數(shù)（LP%）D、線對數(shù)/厘米（LP/cm）E、線對數(shù)/平方厘米（LP/cm2）.表示空間分辨率的單位是（C）A、kVpB、mAsC、LP/cmD、mg/mlE、Hu.下述哪一項(xiàng)不是影響CT空間分辨率的主要因素（B）A、射線束的寬度B、物體的大小C、重建算法D、重建矩陣E、掃描層厚.CT檢查中，可改善空間分辨率的方法是（B）A、毫安從200mA增加到500mAB、重建矩陣從5122增加到10242C、掃描層厚從5mm增加到10mmD、掃描時間從1s增加到2sE、千伏從120kVp增加到140kVp.CT的掃描野不變，矩陣增加，結(jié)果是（D）A、圖像細(xì)節(jié)可見度下降B、圖像中的偽影增加C、圖像密度分辨力增加D、圖像空間分辨力增加E、病人接受更多的輻射.決定行圖像空間分辨力的主要因素是（C）A、掃描方式B、有效視野C、重建矩陣D、顯示矩陣E、探測器的靈敏度.關(guān)于密度分辨率的解釋，錯誤的是（A）A、與噪聲無關(guān)B、與X線劑量有關(guān)C、又稱低對比度分辨率D、表示能分辨組織之間最小密度差別的能力E、增加探測吸收的光子數(shù)，可提高密度分辨率.密度分辨率又稱為（D）人、密度函數(shù)8、密度可見度5密度響應(yīng)曲線