醫(yī)學(xué)影像成像原理復(fù)習(xí)題匯編

1、 PAGE PAGE 20 / 20名詞解釋TT影像中每個(gè)像素所對應(yīng)的物質(zhì)對XT將人體被測組織的吸收系數(shù)與水的吸收系數(shù)的相對值（重復(fù)時(shí)間）：從脈沖開始至下一次脈沖開始的時(shí)間間隔。（信噪比）：圖像中的信號(hào)能量與噪聲能量之比。（圖像存檔與傳輸系統(tǒng)）：一數(shù)字成像、計(jì)算機(jī)技術(shù)和網(wǎng)絡(luò)技術(shù)為基礎(chǔ)，以全面解決醫(yī)學(xué)影像獲取、顯示、處理、儲(chǔ)存、 傳輸和經(jīng)管為目的的綜合性規(guī)劃方案及系統(tǒng)。（pitch,P）CTCT,=360/準(zhǔn)直寬度。也即掃描時(shí)床進(jìn)速度與掃描層厚之比。陽極效應(yīng)：又稱足跟效應(yīng)，是指在通過X 線管長軸且垂直于有效焦點(diǎn)平面內(nèi)，近陽極端X 線強(qiáng)度弱，近陰極端強(qiáng)，最大值約在10處，其分布是非對稱性的，這種現(xiàn)

2、象稱為陽極效應(yīng)。陽極傾角越小，陽極效應(yīng)越明顯。自-晶格弛豫：向弛(longitudinal relaxation)或T1弛豫。指平行于外磁場Bo方向的磁化矢量的指數(shù)性恢復(fù)的過程。MRMR信號(hào)可檢測程度的指標(biāo)。簡答與分析論述題CR成像基本原理答：X 射線入射基于光激勵(lì)熒光粉的成像板產(chǎn)生一幀潛影 image）， 潛影存儲(chǔ)于成像板中。用激光激勵(lì)成像板，成像板會(huì)發(fā)射出和潛影能量分布一致的光，這些光 被捕捉后被轉(zhuǎn)換成電信號(hào)，從而潛影被轉(zhuǎn)換成可以傳輸和存儲(chǔ)的數(shù)字圖像。MRI空間分辨力優(yōu)化的方法與作用V掃描矩陣的大小決定序列中相位編碼梯度的步數(shù)及頻率編碼步數(shù)， FOV 調(diào)整層面厚度 為了盡量減小部分容積效應(yīng)

3、的影響，一般應(yīng)該選擇較薄的層面進(jìn)行掃描。NEXMRI成像過程(Bo)(RF)電磁波，使人體組織中的 氫質(zhì)子受到激勵(lì)而發(fā)生磁共振現(xiàn)象，當(dāng) RF 被接收線圈接收，再利用梯度磁場進(jìn)行空間定位，最后進(jìn)行圖像重建而成像。磁共振成像系統(tǒng)主要有哪幾部分組成？答：磁體、梯度系統(tǒng)、射頻系統(tǒng)和計(jì)算機(jī)系統(tǒng)組成。磁鐵系統(tǒng)靜磁場：又稱主磁場。NMR 產(chǎn)生xy、z三個(gè)方向的梯度場，線圈組的磁場疊加起來，可得到任意方向的梯度場。射頻系統(tǒng)射頻（RF）發(fā)生器：產(chǎn)生短而強(qiáng)的射頻場，以脈沖方式加到樣品上，使樣品中的氫核產(chǎn)生NMR現(xiàn)象。（RF）NMR信號(hào)，放大后進(jìn)入圖像處理系統(tǒng)。計(jì)算機(jī)圖像重建系統(tǒng)由射頻接收器送來的信號(hào)經(jīng) A/D 素

4、的對應(yīng)關(guān)系，經(jīng)計(jì)算機(jī)處理，得出層面圖像數(shù)據(jù)，再經(jīng)D/A 轉(zhuǎn)換器，加到圖像顯示器上， NMR的大小，用不同的灰度等級(jí)顯示出欲觀察層面的圖像。何為薄層掃描，其優(yōu)點(diǎn)是什么？5mmCTCT1.0mmCT可達(dá)0.5mm。優(yōu)點(diǎn)：減少部分容積效應(yīng)，真實(shí)反映病灶及組織器官內(nèi)部的結(jié)構(gòu)。應(yīng)用：腎臟、膽系和泌尿系的梗阻部位。較大的病灶為了觀察病變的內(nèi)部細(xì)節(jié)要加做薄層掃描，例如：肺部的大病灶了解有無鈣化。特殊的部位常薄層掃描，例如：腦垂體、腎上腺、胰腺、眼眶、內(nèi)耳。建的圖像質(zhì)量越好（注：三維圖像重建必需螺旋掃描）。CT圖像后處理三維重建技術(shù)有哪些？描述物體三維結(jié)構(gòu)的，成為基于表面的三維面繪制方法，又稱為間接繪制方法。

5、繪制方法，又稱為直接繪制方法。SE 答：來自教材SESESESE90RF脈沖，間隔TE/2 180RFTE/2時(shí)間間隔就出現(xiàn)了回波，此時(shí)90RFMz由初始的ZXY平面， 。90RFBo的不均勻性造成的質(zhì)子 脈沖可使相位離散的質(zhì)子群在 XY 平面相位重新趨向一致， BoTE時(shí)達(dá)到最大值，形成自旋回波。多回波SETR90RF脈沖后，以特定的時(shí)間間隔連續(xù)施加多個(gè)180RF脈沖，Mxy產(chǎn)生多個(gè)回波。這樣可在一次掃描中獲得多幅具有不同TEPDWIT2WI. 多回SE序列可顯著縮短成像時(shí)間，但是因?yàn)門2弛豫的作用，相繼產(chǎn)生的回波信號(hào)幅值呈SNR會(huì)逐漸降低。來自互聯(lián)網(wǎng)MRI 。RF 是一種短波電磁波，通過圍

6、繞于人體的射頻線圈發(fā)射至磁場內(nèi)。在MRI 90 180。機(jī)制 在射頻激發(fā)之后，熱平衡態(tài)的磁化向量(磁向量)M0 部分或全部被翻轉(zhuǎn)到垂直主磁場的橫平面上，產(chǎn)生了自由感應(yīng)衰減(FID)這種訊號(hào)。由于局部磁場不均勻、化學(xué)位移等等因素， 使得自旋不完全是處在預(yù)想的共振頻率上(由主磁場強(qiáng)度與核種決定)，事實(shí)上有不同的共振 頻率與旋進(jìn)速率。隨著時(shí)間，這樣的離共振現(xiàn)象使得橫磁向量不再處在同一方向上，使得橫磁向量的向量和變小，即造成訊號(hào)強(qiáng)度變小。這是自由感應(yīng)衰減(FID)的機(jī)制。自旋回波的產(chǎn)生，是額外加上一個(gè)聚焦用的射頻脈沖，傳統(tǒng)是用翻轉(zhuǎn)角180 度的脈沖。其作用(echo)一樣，而其又來自于射頻聚焦， ”“

7、。T比T?縮短掃描時(shí)間。Z軸上的分辨率。可以任意組合掃描層面的厚度。在取得同樣圖像質(zhì)量的前提下，病人接受劑量小。X線管壽命，降低運(yùn)行費(fèi)用。CT圖像的重建方法CT 有幾種。迭代法：物體，經(jīng)若干次修正后可以獲得滿意的圖像。其缺點(diǎn)在運(yùn)算工作量極大。直接反投影法：度的物體，如釘子，此物體被X 線經(jīng)各個(gè)方向掃描后產(chǎn)生許多X 線衰減的投影波形，將這些 投影波形反投影到各個(gè)X 線方向上的矩陣中，產(chǎn)生出反投影圖，將這些反投影圖相互疊加， 便出現(xiàn)一個(gè)帶有云暈狀偽影的高密度（釘子）的衰減波形直接反投影的結(jié)果，由于有這種失真存在被掃描的物體邊緣不清晰。濾波反投影法：直接反投影所產(chǎn)生的圖像邊緣的云暈狀偽影在數(shù)學(xué)上稱為

8、對原圖像的一次褶積，要去除偽影就 需要再做褶積解除，這一數(shù)學(xué)修正，它也叫濾波，就是在每一個(gè)投影波形上加上一個(gè)修正用的 經(jīng)濾波處理后，每個(gè)投影波形不僅包含了代表X線強(qiáng)度的正向脈沖，同時(shí)其相鄰二邊又加上9800機(jī)使用的重建方法就是濾波反投影法。MRSNR的掃描參數(shù)主要有哪些？R分析：任何使信號(hào)幅度提高或噪聲水平降低的技術(shù)都可使R較好的診斷圖像。R完全由序列參數(shù)所決定，常用降低噪聲的辦法來提高。 T1T2值的組織，其信號(hào)幅度均較大，有可能獲得很高的SNR。FOVSNRSNR FOV 和矩陣共同決定的SNR有很大影響。矩陣一定的情況下，增大FOVSNR提高，反之亦然。SNR也可大大提高。SNR 有關(guān)的

9、脈沖時(shí)間參數(shù)主要有TR TETR 橫向就會(huì)有更多的信號(hào)輸出，因而可提高。TE越長，SNR降低。NSA SNR MRI 掃描時(shí)，改NSASNR的改善就越明顯。信號(hào)幅度。三大類線圈中，表面線圈的SNR最高，頭線圈次之，體線圈最差。BoBo可使MRSNR。但目前此方法有限。TIMRI圖像對比度的影響？IRTI的影響，應(yīng)根據(jù)臨床需要靈活選用。例如，為了抑制TI=0.69（T1）fat的條件弛豫曲線過零點(diǎn)之值），STIR序列中所說明的那樣。如果成像的目的是為了區(qū)分那些T1值相當(dāng)接近的組織（如灰質(zhì)和白質(zhì)值就應(yīng)很長（與被區(qū)別組織的T1 平均值相當(dāng)），T1對比很強(qiáng)的圖像。R分析協(xié)調(diào)處理的四個(gè)參數(shù)的作用、方法。

10、也叫層次處理。主要用來改變影像的對比度、調(diào)節(jié)影像的整體密度。在FCR 系統(tǒng)中，它以 16 中協(xié)調(diào)曲線類型作為基礎(chǔ)，以旋轉(zhuǎn)量、旋轉(zhuǎn)中心、移動(dòng)量作為調(diào)節(jié)參數(shù)，來實(shí)現(xiàn)對對比度和光學(xué)密度的調(diào)節(jié)，從而達(dá)到影像的最佳顯示?？s和放大的程度。為協(xié)調(diào)曲線的中心密度，其值依照醫(yī)學(xué)影像的診斷要求設(shè)定為0.3-2.6。GC 即改變了曲線的密度中心，針織可由正像變成負(fù)像，或相反。調(diào)整GCROI 清晰的顯示。旋轉(zhuǎn)量（GA）亦稱轉(zhuǎn)換灰度量，主要用來改變影像的對比度。協(xié)調(diào)曲線移動(dòng)量（GS）亦稱灰度曲線平移。用于改變整幅影像的密度。借助這四個(gè)參數(shù)可以獲得適用于診斷目的的影像對比度、總體光學(xué)密度及黑白反轉(zhuǎn)的效果等。選擇題1CT的

11、全稱，正確的是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 DE2CT誕生的年份是A、1895B、1967C、1971D、1972E、1979CT的發(fā)明人是A、考邁克 B、萊德雷 CD、亨斯菲爾德E、維廉康拉德倫琴CT與傳統(tǒng)X線檢查相比，相同點(diǎn)是A、成像原理B、成像方式C、成像能源D、圖像顯示E、檢查方法與X最主要的優(yōu)點(diǎn)是ABC、X線輻射劑量較小DE、無層面外組織結(jié)構(gòu)干擾重疊CT與常規(guī)X線檢查相比，突出的特點(diǎn)是A、曝光時(shí)間短 BCD、病變定位定性明確 E與傳統(tǒng)X的主要優(yōu)點(diǎn)是A、偽影減少B、病人劑量減少 CDECT的主要優(yōu)點(diǎn)是A、密度分辨率高B、可作三維重組C、射線劑量較常規(guī)X線少

12、D、主要用于人體任何部位的檢查EMRI檢查利用X線的成像方式是A、衰減射線轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)后成像B、利用衰減射線直接曝光成像C、衰減射線轉(zhuǎn)換成可見光后成像 D、利用衰減射線產(chǎn)生的熒光成像 EB型題-檢查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-片攝影相比，常規(guī)體層攝影A、CormackB、Computed Tomography C、AmbroseD、McRobert CT發(fā)明者獲得的獎(jiǎng)項(xiàng)名稱CT圖像重建理論研究學(xué)者CT的英文全稱A、無層面外結(jié)構(gòu)干擾的斷面圖像B、空間分辨率高CD、CT成像的優(yōu)點(diǎn)E、內(nèi)臟觀察顯示直觀 15成像源對人體

13、無損傷片攝影的優(yōu)點(diǎn)A、膠片B、線圈 CD、數(shù)字圖像E、模擬圖像CT的成像介質(zhì)CT的成像方式片攝影的成像方式CT掃描圖像密度分辨率高的主要原因是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 ECT的成像原理主要是利用了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、X線的吸收衰減B、計(jì)算機(jī)圖像重建 CD、原始掃描數(shù)據(jù)的比值 ECT成像過程有關(guān)的敘述是A、日常質(zhì)量控制掃描程序 B、陣列處理機(jī)的圖像重建 CD、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)

14、換為可見光24CT 值的公式是根據(jù)A、水的質(zhì)量衰減系數(shù)BC、水的電子密度DECT值的敘述，錯(cuò)誤的是A、CTCT數(shù)B、CT值不是一個(gè)絕對值C、CTHUD、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(gè)像素值CT檢查技術(shù)，表示病變密度大小的是AB、照片透光度 C、照片阻光率D、CT值E、亮度值CT值的敘述，錯(cuò)誤的是A、CTCT數(shù)B、CTHUC、CT值不是一個(gè)絕對值D、CTmAs大小變化E、CT值是重建圖像中的一個(gè)像素值空氣的線衰減系數(shù)是A、0B、1 C、10 D、E、1000CT值定義公式中的常數(shù)應(yīng)該是A、500 B、1000 C、2000 、1000 E、CT值的單位是A、C、W D、

15、L 、CT值通常是AB、500HU C、0HUD、500HU E答案：CT“0”時(shí)，其建立依據(jù)是A、水 BCD、致密骨E、軟組織CT“0”的物質(zhì)是ABC、空氣 D、脂肪 E、水CT值主要與下述那一項(xiàng)有關(guān)A、原子序數(shù)B、氫濃度 CDE、X線的線性衰減系數(shù)CT值的公式是根據(jù)ABC、水的電子密度DECT值標(biāo)尺的范圍是A、30711001 B、40951001 C、20002000 D、10001000 E、500500CT值標(biāo)尺的規(guī)定，腦灰、白質(zhì)吸收系數(shù)差為A、B、C、5 D、1E 、 0.5 38顯示器所表現(xiàn)的亮度信號(hào)等級(jí)差別稱A、窗寬BCDE、CT值標(biāo)度CT值增加ABCD、圖像先亮后暗 E、圖像

16、變灰CT值增加，圖像亮度的變化是A、降低B、增加C、不變D、變灰E、先亮后暗CT圖像中從白到黑的灰度影像，稱為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CT掃描架的敘述，錯(cuò)誤的是A、轉(zhuǎn)動(dòng)部分裝有X線管B、檢測器及其相關(guān)部件在轉(zhuǎn)動(dòng)部分 CD、低壓滑環(huán)方式的高壓發(fā)生器進(jìn)入轉(zhuǎn)動(dòng)部分 E、X 43關(guān)于 CT 掃描架的敘述，錯(cuò)誤的是A、掃描架中間開有掃描孔B、固定部分設(shè)轉(zhuǎn)動(dòng)驅(qū)動(dòng)裝置C、轉(zhuǎn)動(dòng)驅(qū)動(dòng)裝置有皮帶方式D、有線性電機(jī)直接驅(qū)動(dòng)方式E、磁懸浮使掃描架沒有軸承CT掃描床面的敘述，錯(cuò)誤的是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(jìn)入掃描孔CT掃

17、描特點(diǎn)的闡述，錯(cuò)誤的是A、CTMRI低B、CT掃描可獲取斷面圖像CCT密度分辨率有關(guān)D、CT空間分辨率比常規(guī)X線攝影高E、CT密度分辨率比常規(guī)X線檢查高CT掃描數(shù)據(jù)采集基本部件的敘述，正確的是A 線球管B、探測器陣列，計(jì)算機(jī) CD、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)的主要部件是A、探測器B、模/數(shù)轉(zhuǎn)換器C、邏輯放大器D、輸入/輸出系統(tǒng)E、信號(hào)傳送系統(tǒng)數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的物理位置是位于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 DE最早期 CT（第一代）掃描時(shí)間長的主要原因是A、球管功率太小B、計(jì)算機(jī)速度慢C、病人體型較胖D220伏電壓E、束窄X線，需多次平移掃描

18、架是雙方向旋轉(zhuǎn)掃描的CT是（A）AB、螺旋 CT C、ECTD、熱 CT ECT掃描使用較高的千伏值的優(yōu)點(diǎn)是A、減輕高壓發(fā)生器的負(fù)載 BCD、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ACTB、螺旋 CT C、滑環(huán) CT DE、多層螺旋 CT53CT掃描時(shí)X射線管發(fā)出的是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(qiáng)度與原射線的關(guān)系，正確的是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 DE、透射線強(qiáng)度是原射線強(qiáng)度的一半55CT中，X射線通過病人后的衰減定律是A、對數(shù)衰減定律 B、Ra

19、ymond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(guān)系最小的條件是（A） A、空氣厚薄B、原子序數(shù)大小 CD、光子能量高低 E、組織密度大小X入射線的字母表示方法，正確的是A、d B、e- C、ln D、dXE、I0關(guān)于像素的敘述，正確的是A、像素就是體素B、探測器陣列中的一個(gè)單元 C、圖像重建中的一個(gè)容積素 DECT掃描中，像素尺寸與矩陣大小的關(guān)系是A、成反比 B、成正比 CDEFOV24cm512矩陣成像，所得像素大小約是、0.25mm B、0.5mm 、0.75mm 、1.09mm 、1.25mmCT“的含義是A、圖像采集的速度B、

20、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(hào)D、經(jīng)計(jì)算機(jī)校正后的數(shù)字信號(hào)E、由探測器接收的衰減數(shù)據(jù)CT圖像重建技術(shù)的解釋，不妥的是A、是通過過濾函數(shù)的計(jì)算來完成的BCT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E64CT的圖像重建中，采用大矩陣的意義是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CT圖像形成所采用的方式是A、透射成像

21、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A、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A、利用X 線直接成像B、由探測器直接成像 CDIP板讀取計(jì)算機(jī)掃描成像E、X數(shù)轉(zhuǎn)換后計(jì)算機(jī)重建成像512210242圖像相比AFOV決定B4C2D、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(gè)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E70CTFOV是指A、興趣區(qū) B、掃描野 CDE、激光膠片的分辨力71CT“的含義是A、長和寬等分的方陣B、一幅低噪

22、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 E72512512表示方式，代表的是A、像素B、矩陣C、體素D、視野E、灰階CT采用的圖像重建算法是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CT圖像重建的計(jì)算機(jī)又被稱為A、服務(wù)器B、陣列處理器C、圖像處理機(jī)D、圖形工作站E、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A、迭代法B、分解法C、線性疊加法 DECT圖像重建預(yù)處理的方法是AB、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CD、濾過反投影 E、逐次近似法CT圖像重建預(yù)處理方法

23、CT圖像的重建算法CT圖像重建算法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成像不夠清晰的重建方法分辨率下降、實(shí)際層厚增加的預(yù)處理方法重建耗時(shí)最長的重建方法CT圖像的后處理技術(shù)A、三維重組 B、CT值測量C、距離測量 D、圖像重建 ECT的窗寬、窗位的敘述，錯(cuò)誤的是A、它能抑制無用的信息B、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“的含義是ACTBCTCCTDCTE、圖像顯示的對比度范圍值最小的像素在圖像上表現(xiàn)為ABC、灰 DE關(guān)于窗寬內(nèi)容的敘述，錯(cuò)誤的是ACT值的范圍

24、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D16CT值ECT值大于窗寬規(guī)定范圍時(shí)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A、窗位B、窗寬C、非線性窗D、連續(xù)灰階E、西格瑪窗CT“的含義是ACTBCTCCTDCTE、圖像顯示的對比度范圍100CT值的顯示范圍是A、5050B、50150 C、50150D、100200E、150150下述關(guān)于圖像后處理放大的敘述，正確的是A、后處理放大等于放大掃描BC、CT的圖像放大有三種方式D、后處理放大同時(shí)需要兩幅圖像E、電子放大屬于軟件功能的放大CT圖像后處理技術(shù)的方法是A、圖像減影 B、放大掃描 CD、CT值測量E多方位重組的主

25、要缺點(diǎn)是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ABCD、像素?cái)?shù) E、比特?cái)?shù)CT圖像對比度的方法表示灰階數(shù)量的方法# CT物理參數(shù)的術(shù)語中，不包括A、層厚 B、線性 C、密度 D、噪聲 ECT影像物理參數(shù)的是A、層厚B、CTC、重建算法 DE、對比度分辨率CT值均勻性和偏差的是A、水模 BC、膠片密度儀D、分辨率體模E、射線劑量儀CT噪聲的敘述，正確的是AB、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DE、噪聲是一種外界干擾因素CT噪聲無關(guān)的因素有A、X線劑量BCD、探測器的靈敏度E、FOVCT噪聲測量方法是ACT值

26、直方圖分析B、采用等效體模測量 C、采用水模掃描測量 DE、根據(jù)曝光量(kVmAs)計(jì)算CT圖像對比度的方法之一是（）A、增加 kVp B、增加 mACD、降低窗寬E、降低窗位空間分辨率又稱為A、空間響應(yīng)函數(shù)B、對比分辨率 CD、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 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)CT空間分辨率的單位是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 M(LP/cm)E、線對數(shù)/平方厘 M(LP/cm2)表示空間分辨

27、率的單位是A、kVpB、mAs C、D、E、HuCT空間分辨率的主要因素AB、物體的大小 C、重建算法DECT檢查中，可改善空間分辨率的方法是A200mA500mAB512210242 C5mm10mmD1s2sE120kVp140kVpCT的掃描野不變，矩陣增加，結(jié)果是AB、圖像中的偽影增加 CDECT圖像空間分辨力的主要因素是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(cuò)誤的是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密度分辨率又稱為A、密度函數(shù) BC、密度響應(yīng)曲線 DECT密度分辨率測試的敘述，正確的是A、可使用星卡測試BLP/cm表示C、使用高分辨率測試板測試D、是與偽影有關(guān)的一種參數(shù)測試E、以能分辨出對比度差為 0.