1、醫學影像成像原理 試題庫李月卿第三章 CT成像一、專業名詞解釋與翻譯1窗口技術：window technology是顯示數字圖像的一種重要方法。即選擇適當的窗寬和窗位來觀察圖像，使病變部位明顯地顯示出來。2窗寬：window width，WW表示數字圖像所顯示信號強度值的范圍。(圖像顯示過程中代表所顯示信號強度值的范圍。)3窗位：window level，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。)4投影：projection檢測器接收透過受檢層面后出射的X線束的強度（I）稱為投影。（CT掃描裝置掃

2、描完一個層面后，獲得一個方向上的一組吸收系數之和的數值與X線束掃描位置的曲線，這個曲線稱作X線束經被測人體吸收后在該方向上的投影，投影上各點數值稱為投影值。）5CT值：computed tomography numberCT影像中每個像素所對應的物質對X線線性平均衰減量大小的表示。以水的衰減系數作為基準，CT值定義為將人體被測組織的吸收系數與水的吸收系數的相對值，用公式表示為：6采集時間：acquisition time即成像時間或掃描時間，指獲取一幅圖像所花費的時間。7半程掃描時間：half-scan time是指X線管掃描移動角度在210240時的掃描時間。8全程掃描：full-scan是

3、指為了獲取比較高質量的CT圖像進行360的掃描。9最大密度投影：maximum intensity projection，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度值進行投影，最大強度代表最大CT值，故一般稱為最大密度投影。10最小密度投影：minimum intensity projection，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行投影重建圖像。11空間分辨力：spatial resolution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，鑒別其微細結構的能力。12對比度分辨力：contrast resolution是在ROI內觀察細

4、節與背景之間具有低對比度時，將一定大小的細節部分從背景中鑒別出來的能力。13密度分辨力：density resolution分辨人體組織密度差異的能力(分辨人體內組織密度細小的變化的能力)。14多層螺旋CT：multislice CT，MSCT多層面螺旋CT機X線管旋轉一圈可以同時獲得多幅圖像，檢測器在Z軸方向的數目已從一排增加到幾排直至幾十排，又稱多排檢測器CT（multirow detector CT）。二、問答題1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線的衰減服從指數規律。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

5、種物質成分和不同的密度構成的，所以各點對X線的吸收系數是不同的。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l足夠小，使得每個體素均勻，每個體素的吸收系數為常值，如果X線的入射強度I0、透射強度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之和12n就可計算出來。為了建立CT圖像，必須先求出每個體素的吸收系數1、2、3n。為求出n個吸收系數，需要建立如上式那樣n個或n個以上的獨立方程。CT成像裝置從不同方向上進行多次掃描，來獲取足夠的數據建立求解吸收系數的方程。吸收系數是一個物理量，它是CT影像中每個像素所對應的物質對X線線性平均衰減量大小的表

6、示。實際應用中均以水的衰減系數為基準，故CT值定義為將人體被測組織的吸收系數i與水的吸收系數w的相對值表示：再將圖像面上各像素的CT值轉換為灰度，就得到圖像面上的灰度分布，就是CT影像。CT圖像的本質是衰減系數成像。通過計算機對獲取的投影值進行一定的算法處理，可求解出各個體素的衰減系數值，獲得衰減系數值的二維分布（衰減系數矩陣）。再按CT值的定義，把各個體素的衰減系數值轉換為對應像素的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。2簡述CT成像技術的物理原理，并畫圖說明（10分）。評分標準：(1)吸收系數、

7、CT值、灰度 各2分；(2)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線的衰減服從指數規律。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成分和不同的密度構成的，所以各點對X線的吸收系數是不同的。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l足夠小，使得每個體素均勻，每個體素的吸收系數為常值，如果X線的入射強度I0、透射強度I和體素的厚度l均為已知，沿著X線通過路徑上的吸收系數之和12n就可計算出來。為了建立CT圖像，必須先求出每個體素的吸收系數1、2、3 n 。為求出n個吸收系數，需要建立如上式那樣n個或n個以

8、上的獨立方程。因此，CT成像裝置要從不同方向上進行多次掃描，來獲取足夠的數據建立求解吸收系數的方程。吸收系數是一個物理量，CT影像中每個像素所對應的物質對X線線性平均衰減量大小的表示。實際應用中，均以水的衰減系數為基準，故CT值定義為將人體被測組織的吸收系數i 與水的吸收系數w的相對值，用公式表示為：再將圖像面上各像素的CT值轉換為灰度，就得到圖像面上的灰度分布，就是CT影像。3簡述常規CT掃描方式 (10分)。評分標準：五種掃描方式及解釋每種2分。答：(1)單束平移-旋轉方式：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（T-R

9、）掃描運動。這種掃描首先進行同步平移直線掃描，平移掃描完一個指定層面后，同步掃描系統轉過一個角度，然后再對同一指定層面進行同步平移直線掃描。如此進行下去，直到掃描系統旋轉到與初始位置成180角為止。(2)窄扇形束平移-旋轉方式：掃描裝置由一個X線管和630個檢測器組成同步掃描系統。此種掃描進行時，X線管發出一張角為315的扇形X線束，630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據，這樣就可以減少每個方向上平移的次數和增大掃描系統每次旋轉的角度，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-旋轉方

10、式：掃描裝置由一個X線管和250700個檢測器（檢測器陣列）組成，后者排成一個彼此無空隙的、可在掃描架內滑動的緊密圓弧形。X線管發出張角為3040，能覆蓋整個受檢體的寬扇形線束。(4)寬扇形束靜止-旋轉掃描方式：掃描裝置由一個X線管和6002000個檢測器組成。這些檢測器在掃描架內排列成固定靜止的檢測器環，X線管發出3050寬扇形X線束進行旋轉掃描。靜止-旋轉掃描方式又分為兩種，一種是X線管旋轉軌道設置在固定檢測器圓環內的普通S-R方式；另一種是將X線管旋轉軌道設置在檢測器環外的章動-旋轉（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

11、形X線管、一組864個固定檢測器陣列和一個采樣、整理、數據顯示的計算機系統構成。大型的X線管內從電子槍發射出的電子束經過兩次磁偏轉高速的撞擊在X線管的很大的圓環形靶上，產生不同方位的扇形X線束，通過適當的準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上，便可檢出來自不同方位上的投影值。4用四個體素（設，）矩陣，敘述CT反投影法圖像重建方法及缺點(10分)。答：反投影法是利用投影數值近似地復制出吸收系數的二維分布。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上，各個方向上投影值反投影后，在影像處進行疊加，從而推斷出原圖像。對四體素矩陣作0o、45o、

12、90o、135o投影（掃描），再將投影值反投回原矩陣的對應位置（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值解出，其過程如下圖所示。5用四個體素（設，）矩陣，敘述CT反投影法圖像重建方法及缺點 (10分)。評分標準：反投影法文字敘述： 4分；圖 示 ： 4分；缺 點 ： 2分。答：反投影法是利用投影數值近似地復制出吸收系數的二維分布。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上，各個方向上投影值反投影后，在影像處進行疊加，從而推斷出原圖像。對四體素矩陣作0o、45o、90o、135o投影（掃描），再將投影值反投回原矩陣的對應位置上，即可將原矩陣中的四體素的特征參數值

13、解出，其過程如下圖所示。缺點：產生圖像的邊緣失銳，反投影圖像會出現圖像的偽影。7簡述CT圖像重建方法并分析其利蔽 (15分)。評分標準：4種方法各2分，利蔽分析2分。答：（1）反投影法（總和法）：是利用投影數值近似地復制出吸收系數的二維分布。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上，各個方向上投影值反投影后，在影像處進行疊加，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，中心處吸收系數值最大，離中心越遠值越低，產生圖像的邊緣失銳。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，存在吸收系數極不均勻的部分時，反投影圖像會出現圖像的偽

14、影。（2）傅里葉變換重建方法：對于每次測得的投影數據先作一維傅里葉變換，根據中心切片定理，可將此變換結果看成二維頻域中同樣角度下過原點的直線上的值。在不同投影角度下所得的一維變換函數可在頻域中構成完整的二維傅里葉變換函數，將此二維變換函數進行逆變換，就得到了所要求的空間域中的密度函數。傅里葉變換的方法重建圖像時，投影函數的一維傅里葉變換在頻域中表現為極坐標的形式，把極坐標形式的數據通過插補運算轉換為直角坐標形式的數據時，計算的工作量比較大。此外，在極坐標形式的頻域數據中，離原點較遠的頻率較高的部分數據比較稀疏，當這些位置上的數據轉換到直角坐標下時，需經過插補，這將引入一定程度的誤差。也就是在重

15、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。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（一維函數）后，對其作濾波處理，得到一個經過修正的投影函數。然后再將此修正后的投影函數作反投影運算，得出所需的密度函數。濾波反投影法在實現圖像重建時，只需作一維的傅里葉變換。由于避免了費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：卷積反投影函數可寫成卷積的形式，表明在頻域中所作的濾波運算可以等效地在時域中用卷積運算來完成。將投影函數g(R)與|的逆傅里葉變換式進行卷積，同樣可以得到所需要

16、的修正過的反投影函數。這種用卷積方法修正投影函數，然后再作反投影重建圖像的方法稱為卷積反投影法。卷積函數的選擇是卷積反投影方法中的關鍵問題。在實際的系統中選擇卷積函數時還要考慮到許多其他的因素，包括系統的帶寬、SNR與分辨力等。三、選擇題1CT的全稱，正確的是（B）A、計算機掃描攝影B、計算機體層攝影C、計算機輔助斷層攝影D、計算機橫斷面體層掃描E、計算機橫斷面軸向體層攝影2CT誕生的年份是（D）A、1895年B、1967年C、1971年D、1972年E、1979年3CT的發明人是（D）A、考邁克B、萊德雷C、安博若斯D、亨斯菲爾德E、維廉康拉德倫琴4CT與傳統X線檢查相比，相同點是（C）A、

17、成像原理B、成像方式C、成像能源D、圖像顯示E、檢查方法5與X線體層攝影比較，CT最主要的優點是（E）A、采用激光相機拍照B、病人擺位置較簡便C、X線輻射劑量較小D、可使用對比劑增強E、無層面外組織結構干擾重疊6CT與常規X線檢查相比，突出的特點是（C）A、曝光時間短B、空間分辨力高C、密度分辨力高D、病變定位定性明確E、適于全身各部位檢查7與傳統X線體層相比，CT的主要優點是（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8CT的主要優點是（A）A、密度分辨率高B、可作三維重組C、射線劑量較常規X線少D、主要用于人體任何部位的檢查E、定位、定性準確性高

18、于MRI檢查9與屏-片攝影相比，CT利用X線的成像方式是（A）A、衰減射線轉換成數字信號后成像B、利用衰減射線直接曝光成像C、衰減射線轉換成可見光后成像D、利用衰減射線產生的熒光成像E、利用衰減射線轉換成電信號成像B型題A、空間分辨率高B、單幅圖像的表面劑量低C、單幅圖像的球管熱量低D、低對比度分辨率高E、指定層面冠狀面成像10與屏-片攝影相比，CT檢查（D）11與屏-片攝影相比，常規體層攝影（E）A、CormackB、Computed TomographyC、AmbroseD、McRobertE、Houndfield12CT發明者獲得的獎項名稱（D）13CT圖像重建理論研究學者（A）14CT

19、的英文全稱（B）A、無層面外結構干擾的斷面圖像B、空間分辨率高C、采用可見光成像D、CT成像的優點E、內臟觀察顯示直觀15成像源對人體無損傷（C）16屏-片攝影的優點（B）A、膠片B、線圈C、探測器D、數字圖像E、模擬圖像17CT的成像介質（C）18CT的成像方式（D）19屏-片攝影的成像方式（E）20CT掃描圖像密度分辨率高的主要原因是（E）A、使用了高頻發生器B、采用了大功率的X線管C、由計算機進行圖像重建D、原發射線經過有效濾過E、射線束準直精確散射線少21CT的成像原理主要是利用了（B）A、探測器的光電轉換功能B、物質對X線的吸收衰減C、模數轉換器的轉換功能D、計算機的圖像重建速度E、

20、激光相機的成像性能22CT成像的物理基礎是（A）A、X線的吸收衰減B、計算機圖像重建C、像素的分布與大小D、原始掃描數據的比值E、圖像的灰度和矩陣大小23下述與CT成像過程有關的敘述是（3）（BDE）A、日常質量控制掃描程序B、陣列處理機的圖像重建C、防止球管老化的升溫掃描D、數據采集系統進行模數轉換E、探測器將X射線轉換為可見光24計算CT值的公式是根據（B）A、水的質量衰減系數B、水的線性衰減系數C、水的電子密度D、水的質量密度E、水的分子成份25關于CT值的敘述，錯誤的是（D）A、CT值又稱為CT數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

21、值是重建圖像中的一個像素值26CT檢查技術，表示病變密度大小的是（D）A、照片測試密度B、照片透光度C、照片阻光率D、CT值E、亮度值27關于CT值的敘述，錯誤的是（D）A、CT值又稱為CT數B、CT值的單位是HUC、CT值不是一個絕對值D、CT值隨mAs大小變化E、CT值是重建圖像中的一個像素值28空氣的線衰減系數是（A）A、0B、1C、10D、100E、100029CT值定義公式中的常數（k）應該是（B）A、500B、1000C、2000D、1000E、+100030CT值的單位是（B）A、KWB、HUC、WD、LE、CM31水的CT值通常是（C）A、1000HUB、500HUC、0HUD

22、、500HUE、1000HU答案：32CT值為“0”時，其建立依據是（A）A、水B、空氣C、脂肪D、致密骨E、軟組織33CT值為“0”的物質是（E）A、軟組織B、致密骨C、空氣D、脂肪E、水34CT值主要與下述那一項有關（E）A、原子序數B、氫濃度C、物質密度D、光學密度E、X線的線性衰減系數35計算CT值的公式是根據（B）A、水的質量衰減系數B、水的線性衰減系數C、水的電子密度D、水的質量密度E、水的分子成份36亨斯菲爾德CT值標尺的范圍是（D）A、30711001B、40951001C、20002000D、10001000E、50050037根據亨斯菲爾德CT值標尺的規定，腦灰、白質吸收系

23、數差為（E）A、20B、10C、5D、1E、0.538顯示器所表現的亮度信號等級差別稱（C）A、窗寬B、窗位C、灰階D、視野E、CT值標度39像素的亮度與CT值有關，CT值增加（B）A、圖像的亮度降低B、圖像的亮度增加C、圖像的亮度不變D、圖像先亮后暗E、圖像變灰40CT值增加，圖像亮度的變化是（B）A、降低B、增加C、不變D、變灰E、先亮后暗41CT圖像中從白到黑的灰度影像，稱為（D）A、密度分辨率高B、空間分辨率高C、窗寬窗位D、灰階E、噪聲42關于CT掃描架的敘述，錯誤的是（E）A、轉動部分裝有X線管B、檢測器及其相關部件在轉動部分C、掃描架內分為固定部分和轉動部分D、低壓滑環方式的高壓

24、發生器進入轉動部分E、X線管散熱油循環泵與熱交換器在固定部分43關于CT掃描架的敘述，錯誤的是（E）A、掃描架中間開有掃描孔B、固定部分設轉動驅動裝置C、轉動驅動裝置有皮帶方式D、有線性電機直接驅動方式E、磁懸浮使掃描架沒有軸承44關于CT掃描床面的敘述，錯誤的是（C）A、要較少吸收X線B、不能含金屬材料C、可以有邊框D、有較大承重能力E、用于輸送病人進入掃描孔45關于CT掃描特點的闡述，錯誤的是（D）A、CT密度分辨率比MRI低B、CT掃描可獲取斷面圖像C、層厚與CT密度分辨率有關D、CT空間分辨率比常規X線攝影高E、CT密度分辨率比常規X線檢查高46下述關于CT掃描數據采集基本部件的敘述，

25、正確的是（C）A、激光相機，X線球管B、探測器陣列，計算機C、探測器陣列，X線球管D、數據采集系統，計算機E、高頻發生器，探測器47數據采集系統（DAS）的主要部件是（B）A、探測器B、模/數轉換器C、邏輯放大器D、輸入/輸出系統E、信號傳送系統48數據采集系統的物理位置是位于（D）A、球管與病人之間B、病人與探測器之間C、球管與探測器之間D、探測器與計算機之間E、計算機與顯示屏之間49最早期CT（第一代）掃描時間長的主要原因是（E）A、球管功率太小B、計算機速度慢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50掃描架是雙方向旋轉掃描的CT是（A）A、非螺旋CTB、螺旋CTC

26、、ECTD、熱CTE、多層CT51CT掃描使用較高的千伏值的優點是（3）（BCE）A、減輕高壓發生器的負載B、降低骨骼軟組織對比度差C、減少光子的吸收衰減系數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52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CTD、電子束CTE、多層螺旋CT53CT掃描時X射線管發出的是（E）A、射線B、散射線C、一束射線D、混合能譜射線E、近似單一能譜射線54X射線通過病人后，透射線強度與原射線的關系，正確的是（A）A、指數衰減關系B、線性衰減關系C、與距離平方成正比D、康普頓散射效應關系E、透射線強度是原射線強度的一半55在

27、CT中，X射線通過病人后的衰減定律是（E）A、對數衰減定律B、Raymond定律C、Hu衰減定律D、線性衰減定律E、Lambert Beer定律56下述與射線衰減關系最小的條件是（A）A、空氣厚薄B、原子序數大小C、物體內行進距離D、光子能量高低E、組織密度大小57下述X入射線的字母表示方法，正確的是（E）A、dB、e-C、lnD、dXE、I058關于像素的敘述，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、圖像灰階標尺中的一個刻度E、二維圖像中的一個基本單元59CT掃描中，像素尺寸與矩陣大小的關系是（A）A、成反比B、成正比C、函數關系D、對數關系E、

28、指數關系60FOV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、0.75mmD、1.09mmE、1.25mm61CT術語“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據62CT圖像重建采用的是（D）A、掃描的解剖結構信息B、未經處理的原始數據C、經計算機校正后的模擬信號D、經計算機校正后的數字信號E、由探測器接收的衰減數據63關于CT圖像重建技術的解釋，不妥的是（B）A、是通過過濾函數的計算來完成的B、過濾函數是CT機內固定的算法不可改變C、適當

29、的過濾函數的選擇可提高圖像質量D、過濾函數影響圖像空間分辨率與密度分辨率E、根據觀察組織的對比和診斷需選擇不同的過濾函數64CT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E、減少病人的輻射劑量65CT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、數據重建E、光電轉換66CT的成像方式是（E）A、透射成像B、熒光成像C、銀鹽成像D、光電轉換E、數據重建67CT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IP板讀取計算機掃描成像E、X線經模/數轉換后計算機重建成像68一幅5

30、122矩陣的圖像與10242圖像相比（B）A、像素數增加由FOV決定B、像素數增加4倍C、像素數增加2倍D、密度分辨率改善E、圖像噪聲降低69CT中體素與像素區別的敘述，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，像素屬于數字圖像70CT掃描中常用的FOV是指（B）A、興趣區B、掃描野C、矩陣大小D、灰階標尺E、激光膠片的分辨力71CT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

31、列的陣列72512512表示方式，代表的是（B）A、像素B、矩陣C、體素D、視野E、灰階73第一代CT采用的圖像重建算法是（E）A、傅立葉轉換法B、替代分析法C、濾過反投影法D、反投影法E、迭代法74專用于CT圖像重建的計算機又被稱為（B）A、服務器B、陣列處理器C、圖像處理機D、圖形工作站E、大型計算機75利用射線投影累加值計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76單層螺旋CT圖像重建預處理的方法是（B）A、卷積后投影法B、線性內插法C、邊緣增強法D、長軸內插法E、交迭采樣法A、扇形束濾過反投影法B、360線性內插C、付立葉

32、轉換法D、濾過反投影E、逐次近似法77早期單層螺旋CT圖像重建預處理方法（B）78目前采用非螺旋CT圖像的重建算法（D）79多層螺旋CT圖像重建算法（A）A、反投影法B、迭代法C、360線性內插D、優化采樣掃描E、二維傅立葉重建80成像不夠清晰的重建方法（A）81分辨率下降、實際層厚增加的預處理方法（C）82重建耗時最長的重建方法（B）83下述那一項不屬于CT圖像的后處理技術（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84關于CT的窗寬、窗位的敘述，錯誤的是（C）A、它能抑制無用的信息B、它能增強顯示有用的信息C、增加窗寬可使圖像的信息量增加D、窗寬窗位的調節并不能增

33、加圖像本身的信息E、窗寬窗位是CT中一項重要的圖像處理技術85CT術語“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CT值D、窗寬下限的CT值E、圖像顯示的對比度范圍86根據窗口技術原理，CT值最小的像素在圖像上表現為（E）A、白色B、灰白C、灰D、深灰E、黑色87關于窗寬內容的敘述，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值大于窗寬規定范圍時呈現白色88CT圖像中，連續變化灰階的數值范圍被稱為（B）A、窗位B、窗寬C、非線性窗D、連續灰階E、西格

34、瑪窗89CT術語“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CT值D、窗寬下限的CT值E、圖像顯示的對比度范圍90窗寬窗位均選為100，則CT值的顯示范圍是（C）A、5050B、50150C、50150D、100200E、15015091下述關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92下述屬于CT圖像后處理技術的方法是（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93多方位重組的主要缺點

35、是（A）A、成像質量與橫斷面有關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、雙窗設置B、窗寬調節C、窗位調節D、像素數E、比特數94增大或減小CT圖像對比度的方法（B）95表示灰階數量的方法（E）# 96表征CT物理參數的術語中，不包括（C）A、層厚B、線性C、密度D、噪聲E、一致性97不屬于CT影像物理參數的是（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98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99關于CT噪聲的敘述，正確的是（A）A、噪聲的大小與掃描層厚有關B、CT的圖像質

36、量與噪聲無關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E、噪聲是一種外界干擾因素100與CT噪聲無關的因素有（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、FOV101CT噪聲測量方法是（C）A、用CT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、用調制傳遞函數測量E、根據曝光量(kVmAs)計算102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D、降低窗寬E、降低窗位103空間分辨率又稱為（E）A、空間響應函數B、對比分辨率C、調制傳遞函數D、點分布函數E、高對比度分辨率104對空間分辨率的論述，正確的是（B）A、

37、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105表示CT空間分辨率的單位是（D）A、半值全寬B、對比度指數C、百分線對數(LP%)D、線對數/厘米(LP/cm)E、線對數/平方厘米(LP/cm2)106表示空間分辨率的單位是（C）A、kVpB、mAsC、LP/cmD、mg/mlE、Hu107下述哪一項不是影響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108CT檢查中，可改善空間分辨率的方法是（B）A

38、、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140kVp109CT的掃描野不變，矩陣增加，結果是（D）A、圖像細節可見度下降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110決定CT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111關于密度分辨率的解釋，錯誤的是（A）A、與噪聲無關B、與X線劑量有關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，可提高密度分辨率112密度分辨率又稱為（D）A、密度函數B、密度可見度C、密度響應曲線D、低對比度分辨率E、高對比度分辨率113關于CT密度分辨率測試的敘述，正確的是（E）A、可使用星卡測試B、以能分辨出LP