1、名詞解釋1. CT值：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。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2. TR (重復時間)：從90脈沖開始至下一次 90脈沖開始的時間間隔。3. SNR(信噪比)：圖像中的信號能量與噪聲能量之比。4. PACS圖像存檔與傳輸系統)：是適應醫學影像領域數字化、網絡化、信息化發展勢的要求，一數字成像、計算機技術和網絡技術為基礎，以全面解決醫學影像獲取、顯示、處理、儲存、傳輸和管理為目的的綜合性規劃方案及系統。5螺距：(pitch,P )有關螺旋CT的一個概念。對單層螺旋 CT,各廠家對此定義是統一的，即 螺距=球管旋轉36

2、0度的進床距離/準直寬度。也即掃描時床進速度與掃描層厚之比。6陽極效應：又稱足跟效應，是指在通過X線管長軸且垂直于有效焦點平面內，近陽極端X線強度弱，近陰極端強，最大值約在10處，其分布是非對稱性的， 這種現象稱為陽極效應。 陽極傾角越小，陽極效應越明顯。7. 自 旋-晶格弛豫：(spinLatticerelaxation)艾稱縱 I口也龜(Iongitudinalrelaxation) 或T1弛豫。指平行于外磁場 Bo方向的磁化矢量的指數性恢復的過程。8靈敏度：(Sensitivity )也稱敏感度，在 MR范疇內，是反映磁性核的 MR信號可檢測程度 的指標。簡答與分析論述題1分析CR成像基

3、本原理答：X射線入射基于光激勵熒光粉(PSP的成像板(IP)產生一幀潛影(late nt image ), 潛影存儲于成像板中。用激光激勵成像板，成像板會發射出和潛影能量分布一致的光，這些 光被捕捉后被轉換成電信號，從而潛影被轉換成可以傳輸和存儲的數字圖像。2. 分析MRI空間分辨力優化的方法與作用答：調整掃描矩陣、FOV掃描矩陣的大小決定序列中相位編碼梯度的步數及頻率編碼步數， 即數據的采樣點數。FOV 定時，相位編碼步數越多，體素的尺寸就越小，圖像分辨力就越 高。調整層面厚度 為了盡量減小部分容積效應的影響，一般應該選擇較薄的層面進行掃描。增加NEX3簡述MRI成像過程答：通過對靜磁場(B

4、o)中的人體施加某種特定頻率的射頻脈沖(RF)電磁波，使人體組織中的氫質子受到激勵而發生磁共振現象，當RF脈沖中止后，氫質子在弛豫過程中發射出射頻信號，被接收線圈接收，再利用梯度磁場進行空間定位，最后進行圖像重建而成像。4磁共振成像系統主要有哪幾部分組成？ 答：磁體、梯度系統、射頻系統和計算機系統組成。磁鐵系統 靜磁場：又稱主磁場。 梯度場：用來產生并控制磁場中的梯度，以實現NMR言號的空間編碼。這個系統有三組線圈，產生x、y、z三個方向的梯度場，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 射頻(RF)發生器：產生短而強的射頻場，以脈沖方式加到樣品上，使樣品中的氫核產生 NMF現象

5、。 射頻(RF)接收器：接收 NMR言號，放大后進入圖像處理系統。計算機圖像重建系統由射頻接收器送來的信號經A/D轉換器，把模擬信號轉換成數學信號，根據與觀察層面各體素的對應關系，經計算機處理，得出層面圖像數據，再經 D/A 轉換器，加到圖像顯示器上，按NMR的大小，用不同的灰度等級顯示出欲觀察層面的圖像。5. 何為薄層掃描，其優點是什么？答：薄層掃描：指掃描層厚w 5mm 般CT或單層螺旋CT可達1.0mm,多層螺旋CT可達0.5mm。 優點：減少部分容積效應，真實反映病灶及組織器官內部的結構。應用：在普通掃描的基礎上局部做薄層掃描用于檢查較小的病灶和較小的組織器官，例如：肝臟、腎臟、膽系和

6、泌尿系的梗阻部位。較大的病灶為了觀察病變的內部細節要加做薄層掃描， 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、內耳。重建冠狀面和矢狀面圖像及三維圖像時，為了獲取較好的圖像質量，必需薄層掃描，越薄 重建的圖像質量越好(注：三維圖像重建必需螺旋掃描) 。6常用的CT圖像后處理三維重建技術有哪些？答：面繪制方法： 是基于二維圖像邊緣或輪廓線提取，通過幾何單元拼接擬合物體表面來描述物體三維結構的，成為基于表面的三維面繪制方法，又稱為間接繪制方法。體繪制方法： 是直接應用視覺原理， 將體素投影到顯示平面的方法， 稱為基于體數據的體 繪制方法，又稱為直接繪制方

7、法。7分析說明SE序列的形成過程答：來自教材SE序列包括單回波 SE序列和多回波SE序列。單回波SE序列先發射一個 90 RF脈沖，間隔 TE/2時間后再發射一個 180 RF復相脈沖，此后再經 TE/2時間間隔就出現了回波，此時即 可測量回波信號的強度。90 RF脈沖用以激發氫質子，使 Mz由初始的Z軸翻轉到XY平面，凈磁化矢量變為 Mxy。90 RF脈沖中止后，Mz逐步恢復；Mxy由于Bo的不均勻性造成的質子 旋進失相位而有大變小，180 RF脈沖可使相位離散的質子群在 XY平面相位重新趨向一致， 克服了 Bo的不均勻性，Mxy有零又逐漸恢復，在 TE時達到最大值，形成自旋回波。多回波SE

8、序列是在一個 TR周期中，于90 RF脈沖后，以特定的時間間隔連續施加多個180 RF脈沖，可使Mxy產生多個回波。這樣可在一次掃描中獲得多幅具有不同TE值得PDWI和T2WI.多回波SE序列可顯著縮短成像時間，但是因為T2弛豫的作用，相繼產生的回波信號幅值呈指數性衰減，圖像 SNR會逐漸降低。來自互聯網MRI的成像能量是射頻脈沖(radiofrequencepulse, RF)。RF是一種短波電磁波， 通過圍繞于人體的射頻線圈發射至磁場內。在 MRI 中施加脈沖的順序是先給 90 度脈沖，爾后給予 180 度脈沖，稱之為自旋回波序列 (spin echosequence， SE)。機制在射頻

9、激發之后，熱平衡態的磁化向量(磁向量)M0部分或全部被翻轉到垂直主磁場的橫平面上，產生了自由感應衰減 (FID) 這種訊號。由于局部磁場不均勻、化學位移等等因素， 使得自旋不完全是處在預想的共振頻率上 (由主磁場強度與核種決定 )，事實上有不同的共振 頻率與旋進速率。隨著時間，這樣的離共振現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，即造成訊號強度變小。這是自由感應衰減(FID) 的機制。自旋回波的產生，是額外加上一個聚焦用的射頻脈沖，傳統是用翻轉角180度的脈沖。其作用在于將不同旋進速率的自旋一下子反轉，變成跑得快的在后，跑得慢的在前。隨著時間， 跑得快的漸漸追上跑得慢的，

10、則橫磁向量漸漸排在一起；當排在同一方向上時，可以發現此 時自旋訊號強度達到最高峰。 整段過程訊號慢慢回復，到達最高峰，再慢慢消逝；相對于自由感應衰減是一激發就出現的 自旋反應訊號， 其與激發當下隔了一段時間， 像個回音 (echo) 一樣，而其又來自于射頻聚焦， 故應稱為“射頻回訊” ，但因歷史因素，多稱為“自旋回波” 。8. MSCT：匕SSCT擁有哪些優點?縮短掃描時間。圖像質量提高，尤其在 Z軸上的分辨率。可以任意組合掃描層面的厚度。在取得同樣圖像質量的前提下，病人接受劑量小。延長了 X 線管壽命，降低運行費用。9臨床常用的CT圖像的重建方法CT圖像的重建過程就是圖像處理機解方程的過程，

11、理論上的方法很多， 但實際使用最多的只有幾種。迭代法： 這是一種代數重建技術，用一系列的近似計算以逐漸逼近的方式來獲得圖像，在圖像重建開 始以前，假定圖像是均勻密度的，重建圖像的每一步都是將上一步重建圖像的計算投影與實 際測量所得的投影進行匕較，用實際投影與計算投影之差來修正圖像。每一步都使圖像更接 近原來物體，經若干次修正后可以獲得滿意的圖像。其缺點在運算工作量極大。直接反投影法： 直接反投影法也稱累加法，是最簡單，最老式的方法。如在一個低密度的區域中，有一個高 密度的物體，如釘子，此物體被 X線經各個方向掃描后產生許多 X線衰減的投影波形，將這 些投影波形反投影到各個 X線方向上的矩陣中，

12、產生出反投影圖，將這些反投影圖相互疊加， 便出現一個帶有云暈狀偽影的高密度(釘子)的重建圖像，云暈狀偽影的出現是因為把有拖 影的衰減波形直接反投影的結果，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： 直接反投影所產生的圖像邊緣的云暈狀偽影在數學上稱為對原圖像的一次褶積，要去除偽影 就需要再做褶積解除，這一數學修正，它也叫濾波，就是在每一個投影波形上加上一個修正 用的函數波形，這有二種方法，一種是褶積處理在空城中濾波，另一種是富里葉轉換在頻域 中濾波，經濾波處理后，每個投影波形不僅包含了代表X線強度的正向脈沖，同時其相鄰二邊又加上了反向的修正脈沖。將這些濾波函數與投影波形相加，云暈狀

13、陰影就被抵消掉了。 抵消得越徹底， 反投影后的重建圖像就越接近原來物體。 9800 機使用的重建方法就是濾波反 投影法。10影響MR圖像SNR的掃描參數主要有哪些？SNR分析：任何使信號幅度提高或噪聲水平降低的技術都可使SNR得到改善，從而取得質量較好的診斷圖像。SNF完全由序列參數所決定，常用降低噪聲的辦法來提高SNR組織特性：MR的信號強度在某種程度上還與被檢組織本身的特性有關，高質子密度的組織、具有短 T1 和長 T2 值的組織，其信號幅度均較大，有可能獲得很高的SNR。體素：在掃描序列中，體素的大小及形狀是由掃描矩陣，FOV層厚、層間距等參數確定的。改變矩陣將直接影響到 SNR矩陣變大

14、時SNR降低。體素的大小又是由 FOV和矩陣共同決定 的，因此，FOV的選擇對SNR有很大影響。矩陣一定的情況下，增大 FOV使 SNR提高，反之 亦然。隨著層厚的增加，圖像的 SNR也可大大提高。時間參數：與 SNR有關的脈沖時間參數主要有 TR和TE。TR延長，下一周期再行激勵時在 橫向就會有更多的信號輸出，因而可提高SNR TE越長，SNR降低。信號平均次數：信號平均次數或NSA是與SNR關系極為密切的掃描參數。MRI掃描時，改變NSA是改變某一掃描序列重復執行的次數，NSA選得越大SNR勺改善就越明顯。射頻線圈：減少位于線圈敏感區內的組織就能降低噪聲，只要是線圈貼近被檢部位就可提 高信

15、號幅度。三大類線圈中，表面線圈的SNF最高，頭線圈次之，體線圈最差。靜磁場強度：熱平衡時核系統高低能級上的核素差隨Bo的增強而增加，顯然，加大 Bo可使MR信號增大，因而提高 SNR但目前此方法有限。11簡述TI對MRI圖像對比度的影響？在 IR 序列中，圖像的對比度主要受 TI 的影響，應根據臨床需要靈活選用。例如，為了抑制 脂肪信號， TI 取值應非常短，并使之滿足 TI=0.69 （T1）fat 的條件（ T1 弛豫曲線過零點之 值），正如在STIR序列中所說明的那樣。 如果成像的目的是為了區分那些T1值相當接近的組織（如灰質和白質） ， T1 值就應很長（與被區別組織的 T1 平均值相

16、當），這樣就可產生 T1 對 比很強的圖像。12. CR圖像處理中協調處理的作用是什么？分析協調處理的四個參數的作用、方法。也叫層次處理。主要用來改變影像的對比度、調節影像的整體密度。在FCR系統中，它以16中協調曲線類型作為基礎，以旋轉量、旋轉中心、移動量作為調節參數，來實現對對比度和 光學密度的調節，從而達到影像的最佳顯示。協調曲線類型（GT協調曲線是一組非線性的轉換曲線，其作用是顯示灰階范圍內各段被 壓縮和放大的程度。旋轉中心（GC為協調曲線的中心密度，其值依照醫學影像的診斷要求設定為0.3-2.6。改變GC即改變了曲線的密度中心，針織可由正像變成負像，或相反。調整GC可得到ROI清晰的

17、顯示。旋轉量（GA亦稱轉換灰度量，主要用來改變影像的對比度。協調曲線移動量（GS）亦稱灰度曲線平移。用于改變整幅影像的密度。 借助這四個參數可以獲得適用于診斷目的的影像對比度、 總體光學密度及黑白反轉的效果等。選擇題1 . CT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2 . CT誕生的年份是（D）A、1895 年B、1967 年C、1971 年D、1972 年E、1979 年3. CT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4. CT與傳統X線檢查相比，相同點

18、是（C）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6. CT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8. CT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

19、的檢查E、定位、定性準確性高于 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10 與屏-片攝影相比，CT檢查（D）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11與屏 -片攝影相比，常規體層攝影（E）A、CormackB、Computed TomographyC、AmbroseD、McRobertE、Houndfield12. CT發明者獲得的獎項名稱（D）

20、13. CT圖像重建理論研究學者（A）14. CT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17. CT的成像介質（C）18. CT的成像方式（D）19. 屏- 片攝影的成像方式（ E）20. 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21. CT的成像原理主要是利用了（B）A、探測

21、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、激光相機的成像性能22. CT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） （ BDEA、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、

22、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值是重建圖像中的一個像素值26. CT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、100029. CT值定義公式中的常數（k）應該是（B）A、500B、1000C、2000D、- 1000E、+10

23、0030. CT值的單位是（B）A、KWB、HUC、WD、LE、CM31 .水的CT值通常是（C）A、 1000HUB、 500HUC、0HUD、 500HUE、 1000HU答案：32. CT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33. CT值為“ 0”的物質是（E）A、軟組織B、致密骨C、空氣D、脂肪E、水34. CT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

24、值標尺的范圍是（D）A、+ 3071 一1001B、+ 4095 1001C、2000 2000D、1000 1000E、 500 50037. 根據亨斯菲爾德 CT值標尺的規定，腦灰、白質吸收系數差為（E）A、20B、10C、5D、1E、0.5 38. 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40. CT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41. CT圖像中從白到黑的灰度影像，稱為

25、（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.

26、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，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

27、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、ECTD、熱 CTE、多層CT51. CT掃描使用較高的千伏值的優點是（3） （ BCEA、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CT53.

28、CT掃描時X射線管發出的是（E）A、3射線B、散射線C、一束丫射線D、混合能譜射線E、近似單一能譜射線54. X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

29、（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59. CT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、指數關系60. 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、0.75mmD、1.09mmE、1.25mm61. CT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

30、E、表示X線通過病人衰減的一組數據62. CT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64. 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E、減少病人的輻射劑量65. CT圖像形

31、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66. CT的成像方式是（日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67. CT的成像方式是（日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 5122 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69. CT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

32、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70. CT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71. 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72. 512X 512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

33、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C)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（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

34、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85. CT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C

35、T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88. CT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、西格瑪窗89. CT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.

36、窗寬窗位均選為 100,則CT值的顯示范圍是（C）A、50 50B、 50 150C、50 150D、100 200E、150 15091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） （ACDA、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

37、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

38、100 .與CT噪聲無關的因素有（巳A、X線劑量B、掃描層厚C、重建算法D、探測器的靈敏度E、FOV101 . CT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（kV X mAs）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、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

39、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、HuCT空間分辨率的主要因素B)107. 下述哪一項不是影響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108 . 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51

40、22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140kVp109. CT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E)(mm表示E)(mr)表示113 .關于CT密度分辨率測