醫(yī)學(xué)影像成像原理試題庫(kù)

1、醫(yī)學(xué)影像成像原理試題庫(kù)李月卿第三章 CT 成像一、專業(yè)名詞解釋與翻譯window technology半程掃描時(shí)間half-scan timeX 間。full-scan是顯示數(shù)字圖像的一種重要方法。即選擇適當(dāng)?shù)拇皩捠侵笧榱双@取比較高質(zhì)量的CT 圖像進(jìn)行 360的掃和窗位來(lái)觀察圖像，使病變部位明顯地顯示出來(lái)。 描。window widtWW表示數(shù)字圖像所顯示信號(hào)強(qiáng)度值的范圍。圖像顯示過程中代表所顯示信號(hào)強(qiáng)度值的范) 。window levlWLT )檢測(cè)器接收透過受檢層面后出射X 稱為投影 X 線束經(jīng)被測(cè)人體吸收后在值。CT tomography numberCT 影像中每個(gè)像素所對(duì)應(yīng)的物質(zhì)X

2、T值定義為將人體被測(cè)組織的吸收系與水的吸收系x數(shù) 的 相 對(duì) 值 ， 用 公 式 表 示 為 ：maximumy MIP強(qiáng)度值進(jìn)行投影，最大強(qiáng)度代表最CT 值，故一般 稱為最大密度投影。最小密度投影my MinIP是在某一平面方向上對(duì)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。spatial resolutionX 比的條件下，鑒別其微細(xì)結(jié)構(gòu)的能力。對(duì)比度分辨力contrast resolution是在ROI內(nèi)觀察細(xì)節(jié)與背景之間具有低對(duì)比度一定大小的細(xì)節(jié)部分從背景中鑒別出來(lái)的能力。density resolution分辨人體組織密度差異的能分辨人體內(nèi)組織密度wCT 值 w Kxxw細(xì)小的

3、變化的能。采集時(shí)間acquisition time1多層螺multislice CMSCTCT 機(jī)X 線管旋轉(zhuǎn)一圈可以同時(shí)獲得多幅間。圖像檢測(cè)器Z 軸方向的數(shù)目已從一排增加到幾排1直至幾十排，又稱多排檢測(cè) detector 。二、問答題CT 成像原理，并畫圖說(shuō)(10 。在CT X 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(shí)，由于人體器官或組織是由多種簡(jiǎn)述CT0X 線的吸收系數(shù)是不同的X 多小單元體（令每個(gè)體素的厚度相)。設(shè)l X為常值，如果 線的入射強(qiáng)度I 、透射強(qiáng)度I 和物體X0lX 線通過路徑上的吸收分。評(píng)分標(biāo)準(zhǔn)：吸收系數(shù)CT 值、灰度各2 分；圖每個(gè)2 分。在CT

4、X 一均勻物體中X 線的衰減服從指數(shù)規(guī)律在X 線穿 就可計(jì)算出來(lái)。透人體器官或組織時(shí)，由于人體器官或組織是由多種12n為了建立CT 圖像，必須先求出每個(gè)體素的吸收系數(shù) 、 、 。為求出n 個(gè)吸收系數(shù)，需要X 線的吸收系數(shù)是不同的X 線束通過的物體分割成許123n建立如上式那n 個(gè)或n 個(gè)以上的獨(dú)立方程CT成多小單元體（體令每個(gè)體素的厚度相。設(shè)l像裝置從不同方向上進(jìn)行多次掃描，來(lái)獲取足夠的數(shù)足夠小，使得每個(gè)體素均勻，每個(gè)體素的吸收系數(shù)為據(jù)建立求解吸收系數(shù)的方程。吸收系數(shù)是一個(gè)物理量，它CT 影像中每個(gè)像常值，如果 線的入射強(qiáng)度I 、透射強(qiáng)度I 和體素的X0X厚度l 均為已知，沿著X 線通過路徑上

5、的吸收系數(shù)之X 線線性平均衰減量大小的表示。和 就可計(jì)算出來(lái)。12n123n實(shí)際應(yīng)用中均以水的衰減系數(shù)為基準(zhǔn)T值定義為了建CT 圖像，必須先求出每個(gè)體素的吸收123n為將人體被測(cè)組織的吸收系系數(shù) 。為求出n 個(gè)吸收系數(shù)，需要CT iiw 1000建立如上式那樣n 個(gè)或n 個(gè)以上的獨(dú)立方程。因此，w CT 值轉(zhuǎn)換為灰度，就得到圖像面上的灰度分布，就CT 影像。CT 成像。通過計(jì)算機(jī)CT 成像裝置要從不同方向上進(jìn)行多次掃描，來(lái)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(gè)物理量CT影像中每個(gè)像素所X T 減系數(shù)矩陣CT 系數(shù)值轉(zhuǎn)換為對(duì)應(yīng)像素CT 值，得到CT 值的二維分布值矩陣。然后，圖像面

6、上各像素CT 值將人體被測(cè)組織的吸收系相對(duì)值，用公式表示為CTi w 1000CT w 換為灰度，就得轉(zhuǎn)換為灰度，就得到圖像面上的灰度分布，此灰度分到圖像面上的灰度分布，就CT CT 23簡(jiǎn)述常規(guī)CT 掃描方式(10 分)。五種掃描方式及解釋每2 分。X 線管X 旋轉(zhuǎn)3050寬扇形X 線束進(jìn)行旋轉(zhuǎn)掃描。旋轉(zhuǎn)掃描方式又分為兩種，一種X 線管-R方式； X-旋轉(zhuǎn)（N-R）掃描方式。第五代CT掃描方式，也稱超高CT由一個(gè)特殊制造的大型鐘X線管864 數(shù)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)高速的撞管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(cè)器

7、環(huán)上，掃描運(yùn)動(dòng)。這種掃描首先進(jìn)行同步平移直線掃描，平便可檢出來(lái)自不同方位上的投影值。移掃描完一個(gè)指定層面后，同步掃描系統(tǒng)轉(zhuǎn)過一個(gè)角度，然后再對(duì)同一指定層面進(jìn)行同步平移直線掃描。4用四個(gè)體素（設(shè)1 ， 2 ， 3 ，123如此進(jìn)行下去，直到掃描系統(tǒng)旋轉(zhuǎn)到與初始位置成X線管和X 315X 線束， 個(gè)檢測(cè)器同時(shí)采樣，并采掃描方式。由于X 線投照的扇形束同時(shí)被多個(gè)檢測(cè)器檢 4 4 ）CT (10 。反投影法是利用投影數(shù)值近似地復(fù)制出吸收系數(shù)4913o 投影（掃描，再將一次掃描能同時(shí)獲取多個(gè)掃描數(shù)據(jù)，這樣就可以減少投影值反投回原矩陣的對(duì)應(yīng)加快。X（檢測(cè)器陣列X 掃描裝置由一個(gè)X 線管和6002000個(gè)檢

8、測(cè)器組成。這些檢測(cè)器在掃描架內(nèi)排列成固定靜止的檢測(cè)器環(huán)X 線管發(fā)出5用四個(gè)體素（設(shè) 2， 4， 6 ，12338CT反投影法圖像重建方法及缺4點(diǎn) (10分)。4 分；圖 示：4分；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)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(shí)，投影函數(shù)的一維四體素矩陣4913o投影（掃描，再將域數(shù)據(jù)中，離原點(diǎn)較遠(yuǎn)的頻率較高的部分?jǐn)?shù)據(jù)比較稀投影值反投回原矩陣的對(duì)應(yīng)位置上，即可將原矩

9、陣中疏，當(dāng)這些位置上的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換到直角坐標(biāo)下時(shí)，需經(jīng)的四體素的特征參數(shù) 值解出，其過程如下圖所示。缺點(diǎn)：產(chǎn)生圖像的邊緣失銳，反投影圖像會(huì)出現(xiàn)圖像的偽影。簡(jiǎn)述CT(1522分。）反投影法（是利用投影數(shù)值近似過插補(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(huì)有較明顯的失真。濾波反投影重建方法采用先修正、再反 維函數(shù)）后，對(duì)其作濾波處理，得到一個(gè)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(shí)，只需作一維的傅里葉變換。由于避免了費(fèi)時(shí)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(shí)間。卷積反投影函數(shù)可寫成卷 地復(fù)制出吸收

10、系數(shù)的二維分布。它的基本原理是將所在時(shí)域中用卷積運(yùn)算來(lái)完成。將投影函數(shù)g(R)與|測(cè)得的投影值按其原路徑平均地分配到每一點(diǎn)上，各的逆傅里葉變換式進(jìn)行卷積，同樣可以得到所需要的g(R。這種用卷積方法修正推斷出原圖像。正方形物體反投影法重建的物體圖像投影函數(shù)，然后再作反投影重建圖像的方法稱為卷積 值最 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。組織密度內(nèi)，存在吸收系數(shù)極不均勻的部分時(shí)，反投的因素，包括系統(tǒng)的帶寬SNR與分辨力等。影圖像會(huì)出現(xiàn)圖像的偽影。傅里葉變換重建方法對(duì)于每次測(cè)得的投三、選擇題影數(shù)據(jù)先作一維傅里葉變換，根據(jù)中心切片定理，可CT的全稱，正確的是）4 PAGE PAGE

11、17A、計(jì)算機(jī)掃描攝影B、計(jì)算機(jī)體層攝影、計(jì)算機(jī)輔助斷層攝影 E、計(jì)算機(jī)橫斷面軸向體層攝影CT 誕生的年份是A1895年B、1967 年C、1971 年D、1972 年E、1979 年CT 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線體層攝影比較CT最主要的優(yōu)點(diǎn)是 、采用激光相機(jī)拍照B、病人擺位置較簡(jiǎn)便C、X 線輻射劑量較小D、可使用對(duì)比劑增強(qiáng)E、無(wú)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 EXCT的主要優(yōu)點(diǎn)是

12、 、偽影減少B、病人劑量減少C、對(duì)比分辨率改善D、空間分辨率提高E、圖像采集速度快CT的主要優(yōu)點(diǎn)是 、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、主要用于人體任何部位的檢查 、定位、定性準(zhǔn)確性高M(jìn)RI 片攝影相比CT利用X線的成像方式 、衰減射線轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)后成像、利用衰減射線直接曝光成像 、衰減射線轉(zhuǎn)換成可見光后成像E、利用衰減射線轉(zhuǎn)換成電信號(hào)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(duì)比度分辨率高E、指定層面冠狀面成像CT檢查）CormackComputed Tomography AmbroseD、McRobertE、Houndfiel

13、dCT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(wú)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1成像源對(duì)人體無(wú)損傷片攝影的優(yōu)點(diǎn)）、膠片 、線圈 D、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 、使用了高頻發(fā)生器X 線管、由計(jì)算機(jī)進(jìn)行圖像重建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）A、探測(cè)器的光電轉(zhuǎn)換功能B、物質(zhì)對(duì)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 X線的吸收衰減、計(jì)算機(jī)圖像重建 、原始掃描數(shù)據(jù)的比值

14、CT成像過程有關(guān)的敘述是 、日常質(zhì)量控制掃描程序、陣列處理機(jī)的圖像重建 、數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換 X CT值的公式是根據(jù) 、水的質(zhì)量衰減系數(shù)、水的電子密度、水的分子成份CT 的是CTCT數(shù)CT 值不是一個(gè)絕對(duì)值CT D、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）、照片透光度 、照片阻光率 CT值E、亮度值CT 的是CTCT數(shù)B、CT 值的單位是HUC、CT 值不是一個(gè)絕對(duì)值D、CT 值隨mAs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A0B、1 C、10D、100 E、1000CT值定義公式中的常數(shù)）應(yīng)該是 500B 、 1000 C 、

15、2000 D、1000 E、+1000CT 值的單位是A、KWBHUCW D、L E水的CT值通常是）0HU答案：CT時(shí)，其建立依據(jù)是 、水、空氣 、脂肪 、軟組織CT的物質(zhì)是 、軟組織、空氣 、脂肪 、水CT值主要與下述那一項(xiàng)有關(guān) 、原子序數(shù)、氫濃度 、物質(zhì)密度E、X 線的線性衰減系數(shù)CT值的公式是根據(jù) 、水的質(zhì)量衰減系數(shù)、水的電子密度、水的分子成份CT值標(biāo)尺的范圍是 CT 吸收系數(shù)差為）顯示器所表現(xiàn)的亮度信號(hào)等級(jí)差別稱A、窗寬B、窗位C、灰階D、視野E、CT 值標(biāo)度CT 值增加、圖像的亮度降低、圖像先亮后暗 、圖像變灰CT 、降低B、增加C、不變D、變灰E、先亮后暗CT 、密度分辨率高B、

16、空間分辨率高C、窗寬窗位D、灰階E、噪聲CT 的是X線管B、檢測(cè)器及其相關(guān)部件在轉(zhuǎn)動(dòng)部分C、掃描架內(nèi)分為固定部分和轉(zhuǎn)動(dòng)部分、低壓滑環(huán)方式的高壓發(fā)生器進(jìn)入轉(zhuǎn)動(dòng)部分 X CT 的是、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 掃描床面的敘述的是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 掃描特點(diǎn)的闡述的是CTMRI低B、CT 掃描可獲取斷面圖像C、層厚與CT 密度分辨率有關(guān)CT X CT X 線檢查高CT 確的是X線球管 、探測(cè)器陣列，計(jì)算機(jī)X、高頻發(fā)生器，探測(cè)器數(shù)據(jù)采集

17、系統(tǒng)DA）的主要部件是 、探測(cè)器數(shù)轉(zhuǎn)換器 、邏輯放大器 、信號(hào)傳送系統(tǒng) 、球管與病人之間、病人與探測(cè)器之間 、球管與探測(cè)器之間 、計(jì)算機(jī)與顯示屏之間第一代）掃描時(shí)間長(zhǎng)的主要原因是（E）A、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CT 是CTB、螺旋CT C、ECT、熱CT CT 、減輕高壓發(fā)生器的負(fù)載B、降低骨骼軟組織對(duì)比度差C、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CT 是CTB、螺旋CT C、滑環(huán)CTCT CTX射線管發(fā)出的是 射線B、散射線C、一

18、束 射線D、混合能譜射線E、近似單一能譜射線射線通過病人后正確的是）A、指數(shù)衰減關(guān)系B、線性衰減關(guān)系、與距離平方成正比 E、透射線強(qiáng)度是原射線強(qiáng)度的一半在CTX 、對(duì)數(shù)衰減定律B、Raymond定律Hu 衰減定律E、Lambert Beer定律 、空氣厚薄、原子序數(shù)大小 、光子能量高低 、組織密度大小X ln E I0 、像素就是體素、探測(cè)器陣列中的一個(gè)單元 、圖像重建中的一個(gè)容積素 、二維圖像中的一個(gè)基本單元CT A、成反比B、成正比 C、函數(shù)關(guān)系DE、指數(shù)關(guān)系FOV為24cm512矩陣成像，所得素大小約是）A、0.25mm0.5mm 0.75mm 1.25mmCT的含義是 、圖像采集的速度

19、B、圖像重建的算法X 射束線大小X 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 、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(cè)器接收的衰減數(shù)據(jù)CT 圖像重建技術(shù)的解釋的是、是通過過濾函數(shù)的計(jì)算來(lái)完成的CT 、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(duì)比和診斷需選擇不同的過濾函數(shù)CT 、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

20、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 X線直接成像、由探測(cè)器直接成像 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5121022圖像相比 FOV決定B、像素?cái)?shù)增加4 倍C、像素?cái)?shù)增加2 倍D、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 、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E、體素只有模擬圖像才有，像素屬于數(shù)字圖像CTFOV是指、興趣區(qū) 、掃描野 、矩陣大小E、激光膠片的分辨力CT的含義是 、長(zhǎng)和寬等分的方陣B、一

21、幅低噪聲的圖像C、探測(cè)器橫豎排列的方式、一幅正確窗寬、窗位的圖像 72512512 表示方式，代表的是A、像素B、矩陣C、體素DE、灰階CT采用的圖像重建算法是 、傅立葉轉(zhuǎn)換法、替代分析法 、反投影法E、迭代法CT 、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、線性疊加法 、卷積后投影法CT圖像重建預(yù)處理的方法是 、卷積后投影法B、線性內(nèi)插法C、邊緣增強(qiáng)法D、長(zhǎng)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、濾過反投影 、逐次近似法CT圖像重建預(yù)處理方法）CT圖像的重建算法）CT圖像重

22、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、二維傅立葉重建8成像不分辨率下降、實(shí)際層厚增加的預(yù)處理方）CT圖像的后處理技術(shù) 、三維重組B、CT 值測(cè)量、距離測(cè)量 、圖像重建 CT錯(cuò)誤A、它能抑制無(wú)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 CT值CT值CT值CTE、圖像顯示的對(duì)比度范圍根據(jù)窗口技術(shù)原理CT表現(xiàn)為、灰白、灰 、黑色關(guān)于窗寬內(nèi)容的敘述的是CT值的范圍B、窗寬可改變圖像中的密度差、窗寬大，圖像中組織密度對(duì)比提高 16 CT E、組織的CT 值

23、大于窗寬規(guī)定范圍時(shí)呈現(xiàn)白色CT（B）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 CT值CT值CT值CTE、圖像顯示的對(duì)比度范圍CT值的顯示范圍是（C）A、5050B、50150 C、50150D、100200E、150150 、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(shí)需要兩幅圖像E、電子放大屬于軟件功能的放大CT 、圖像減影、放大掃描 CT 值測(cè)量、濾過后投影 、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、窗寬調(diào)節(jié)、窗位調(diào)節(jié)、像素?cái)?shù) 、比特?cái)?shù)CT圖像對(duì)比度的

24、方法）表示灰階數(shù)量的方法）#CT 物理參數(shù)的術(shù)語(yǔ)中、層厚、線性 、密度 、噪聲 不屬于CT影像物理參數(shù)的是 、層厚B、CT 值、重建算法 E、對(duì)比度分辨率CT值均勻性和偏差的是 、水模B、示波器C、膠片密度儀D、分辨率體模E、射線劑量?jī)x關(guān)于CT 噪聲的敘述，正確的是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(wú)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與CT 無(wú)關(guān)的因素有AX線劑量B、掃描層厚C、重建算法D、探測(cè)器的靈敏度E、FOVCT噪聲測(cè)量方法是 、用CT值直方圖分析、采用等效體模測(cè)量 、采用水模掃描測(cè)量 E、根據(jù)曝光量(kVmAs)計(jì)算CT 圖像對(duì)比度的方

25、法之一是kVpB、增加mA、降低窗寬、降低窗位空間分辨率又稱為 、空間響應(yīng)函數(shù)、對(duì)比分辨率 、點(diǎn)分布函數(shù)E、高對(duì)比度分辨率 CT的空間分辨率高于普X線檢查B、CT 的空間分辨率有一定的極限CT CT X 線劑量增加而增加E、CT 的空間分辨率與探測(cè)器大小無(wú)關(guān)CT空間分辨率的單位是 、半值全寬B、對(duì)比度指數(shù)(LP%) E、線對(duì)數(shù)/平方厘米(LP/cm2) kVpmAs HuCT空間分辨率的主要因素（B）、物體的大小 、重建算法、掃描層厚CT 200mA增加到500mA 5mm 增加到1s增加到2sE、千伏從120kVp增加到140kVpCT 的掃描野不變，矩陣增加，結(jié)果是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DE、病人接受更多的輻射決定CT 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(cè)器的靈敏度關(guān)于密度分辨率