医学影像成像原理试题库

1、试题库?医学影像成像原理?李月卿第三章CT成像一、专业名词解释与译1 窗口技术：window technology是显示数字图像的一种重要方法.即选择适当的窗宽和 窗位来观察图像,使病变部位明显地显示岀来.2. 窗宽：window width , WW表示数字图像所显示信号强度值的范围.图像显示过程中代表所显示信号强度值的范围.3. 窗位：window level, WL又称窗水平,是图像显示过程中代表图像灰阶的中央位 置.放大的灰度范围的平均值,所放大灰度范围的灰 度中央值,即显示器所显示的中央CT值.4 .投影：projection检测器接收透过受检层而后岀射的X线束的强度I称 为投影.CT扫描装置扫描完一个层面后,获得一个方 向上的一组吸收系数之和的数值与X线束扫描位置的曲 线,这个曲线称作X线束经被测人体吸收后在该方向上 的投影,投影上各点数值称为投影值.5. CT 值：computed tomography numberCT影像中每个像素所对应的物质对X线线性平均衰减量 大小的表示.以水的衰减系数作为基准,CT值定义为 将人体被测组织的吸收系数X与水的吸收系数W的相对 值,用

2、公式表示为：CT 值WK-bW6. 采集时间：acquisition time即成像时间或扫描时间,指获取一幅图像所花费的时间.7. 半程扫描时间：half-sca n time是指X线管扫描移动角度在210.240.时的扫描时间.8. 全程扫描：full-scan是指为了获取比拟高质量的CT图 像进行360.的扫描.9. 最大密度投影： maximum intensity projection,MIP是将径线所通过的容积组织或物体中每个像素的最大强 度值进行投影,最大强度代表最大CT值,故一般称为 最大密度投影.10. 最小密度投影： minimum intensity projection,MinIP是在某一平而方向上对所选取的三维组织层块中的最小密度进行投影重建图像.11. 空间分辨力：spatial resoluti on是指在某物体间对X线吸收具有高的差异、形成高比照 的条件下,鉴别其微细结构的水平.12. 比照度分辨力：con trast resolution是在R0I内观察细节与背景之间具有低比照度时,将一定大小的细节局部从背景中鉴别岀来的水平.13. 密度分辨力：den

3、 sity resolution分辨人体组织密度差异的水平分辨人体内组织密度细小的变化的水平.14. 多层螺旋 CT： multislice CT, MSCT多层而螺旋CT机X线管旋转一圈可以同时获得多幅图 像,检测器在Z轴方向的数目己从一排增加到几排直至 几十排,又称多排检测器CT multirow detector CT .二、问做题1简述CT成像原理,并画图说明10分.答：在CT成像中物体对X线的吸收起主要作用,在一均 匀物体中,X线的衰减服从指数规律.在X线穿透人体 器官或组织时,由于人体器官或组织是由多种 物质成分 和不同的密度构成的,所以各点对X线的吸收系数是不 同的.将沿着X线束通过的物体分割成许多小单元体体素,令每个体素的厚度相等.设丨足够小,使得 每个体素均匀,每个体素的吸收系数为常值,如果X线 的入射强度I.、透射强度I和物体 体素的厚度丨均为己 知,沿着X线通过路径上的吸收系数之和口+氏+ e 就可计算岀来.为了建立CT图像,必须先求岀每个体素的吸收系数 e氏、国eo为求岀n个吸收系数,需要建立如上式那样n个或n个以上的独立方程.CT成 像装 置从不同方向上进行屡

4、次扫描,来获取足够的数据建立 求解吸收系数的方程.吸收系数是一个物理量,它是CT影像中每个像素 所对应的物质对X线线性平均衰减量大小的表示. 实际应用中均以水的衰减系数为基准,故CT值定义 为将人体被测组织的吸收系数e与水的吸收系数e的相对值表示：CTewIOOOW再将图像而上各像素的CT值转换为灰度,就得到图 像而上的灰度分布,就是CT影像.CT图像的本质是衰减系数e成像.通过计算机对获 取的投影值进行一定的算法处理,可求解出各个体素的 衰减系数值,获得衰减系数值的二维分布衰减系数矩 阵.再按CT值的定义,把各个体素的衰减系数值转换 为对应像素的CT值,得到CT值的二维分布CT值矩 阵.然后,图像面上各像素的CT值转换为灰度,就得 到图像而上的灰度分布,此灰度分布就是CT影像. 2简述CT成像技术的物理原理,并画图说明10分. 评分标准：1吸收系数、CT值、灰度各2分；图每个2分.答：在CT成像中物体对X线的吸收起主要作用,在一均 匀物体中,X线的衰减服从指数规律.在X线穿透人体 器官或组织时,由于人体器官或组织是由多种 物质成分 和不同的密度构成的,所以各点对X线的吸收系数是不 同

5、的.将沿着X线束通过的物体分割成许多小单元体体素,令每个体素的厚度相等I.设I足够小,使得每个体素均匀,每个体素的吸收系数为常 值,如果X线的入射强度1.、透射强度I和体素的厚度I均为己知,沿着X线通过路径上的吸收系数 之和+ e+ + e就可计算岀来.为了建立CT图像,必须先求岀每个体素的吸收系 数e、e、ee.为求岀n个吸收系数,需要建立如上式那样n个或n个以上的独立方程.因此,CT 成像装置要从不同方向上进行屡次扫描,来获取足够的 数据建立求解吸收系数的方程.吸收系数是一个物理量,CT影像中每个像素所对应 的物质对X线线性平均衰减量大小的表示.实际应用 中,均以水的衰减系数为基准,故CT值定义为将人体 被测组织的吸收系数e与水的吸收系数pw的相对值,用 公式表示为：CTw1000W再将图像面上各像素的CT值转换为灰度,就得到 图像而上的灰度分布,就是CT影像.3 简述常规CT扫描方式10分.评分标准：五种扫描方式及解释每种2分.答：1单束平移旋转方式：扫描装置由一个X线管 和一个检测器组成,X线束被准直成笔直单线束形式,X 线管和检测器围绕受检体作同步平移旋转T-R扫描运动.这种

6、扫描首先进行同步平移直线扫 描,平移扫描完一个指定层面后,同步扫描系统转过一 个角度,然后再对同一指定层面进行同步平移直线扫 描.如此进行下去,直到扫描系统旋转到与初始位置成 180.角为止.2窄扇形束平移旋转方式：扫描装置由一个X线 管和630个检测器组成同步扫描系统.此种扫描 进行 时,X线管发岀一张角为3.15.的扇形X线束,6 30个检测器同时采样,并采用R扫描方式.由于一次 X线投照的扇形束同时被多个检测器检测,故一次扫描能 同时获取多个扫描数据,这样就可以减少每个方向上平 移的次数和增大扫描系统每次旋转的角度,使扫描采样 的速度加快,从而使重建图像的速度加快.3宽扇形束旋转旋转方式：扫描装置由一个X线管和250700个检测器检测器阵列组成,后者 排 成一个彼此无空隙的、可在扫描架内滑动的紧密圆弧 形.X线管发岀张角为30.40.能覆盖整个受检体的 宽扇形线束.4宽扇形束静止旋转扫描方式：扫描装置由 一个X线管和6002000个检测器组成.这些检测器在 扫描架内排列成固定静止的检测器环,X线管发岀30 50.宽扇形X线束进行旋转扫描.静止旋转扫描方式又分为两种,一种是X线管旋

7、转 轨道设置在固定检测器圆环内的普通SR方式；另一种 是将X线管旋转轨道设置在检测器环外的章动旋转N-R扫描方式.5电子束扫描：第五代CT扫描方式,也称 超高速扫描.电子束CT由一个特殊制造的大型钟形X线 管、 一组864个固定检测器阵列和一个采样、整理、数据显 示的计算机系统构成.大型的X线管内从电子枪发射岀 的电子束经过两次磁偏转高速的撞击在X线管的很大的 圆环形靶上,产生不同方位的扇形X线 束,通过适当的 准直器后投照在受检体上.扇形束透射受检体后被衰减 的X线束再投照在静止的检测器环 上,便可检岀来自不 同方位上的投影值.4.用四个体素设11, 2 2 ,33 ,44 矩阵,表达CT反投影法图像重建方法及缺点10分.答：反投影法是利用投影数值近似地复 制岀吸收系数的二维分布.它的根本原理是将所测得的 投影值按其原路径平均地分配到每一点上,各个方向上 投影值反投影后,在影像处进行叠加,从而推断岀原图 像.对四体素矩阵作丨、45.、90.、135.投影扫 描,再将投影值反投回原矩阵的对应位置扫描过的 各个体素上,即可将原矩阵中的四体素的特征参数值 解岀,其过程如下列图所示.48 矩

8、阵,表达CT反投影法图像重建方法及缺点10分.评分标准：反投影法文字表达：4分； 图示：4分； 缺点：2分.答：反投影法是利用投影数值近似地复制岀吸收系数的 二维分布.它的根本原理是将所测得的投影值按其原路 径平均地分配到每一点上,各个方向上投影值反投影 后,在影像处进行叠加,从而推断岀原图像.对四体素矩阵作0、45、90.、135投影扫 描,再将投影值反投回原矩阵的对应位置上,即可将 原矩阵中的四体素的特征参数值解岀,其过程如下列图 所示.缺点：产生图像的边缘失锐,反投影图像会岀现图像的 伪影.7. 简述CT图像重建方法并分析其利蔽15分.评分标准：4种方法各2分,利蔽分析2分.答：1反投影法总和法：是利用投影数值近似 地复制岀吸收系数的二维分布.它的根本原理是将所测 得的投影值按其原路径平均地分配到每一点上,各个方 向上投影值反投影后,在影像处进行叠加,从而推断岀 原图像.正方形物体反投影法重建的物体图像不是正方 形,变成了 “星状物,中央处吸收系数 值最大,离中 心越远 值越低,产生图像的边缘 失锐.反投影法会造成影像边缘的不清楚.如果在一均匀的组 织密度内,存在吸收系数极不均匀

9、的局部时,反投影图 像会岀现图像的伪影.5.用四个体素设丨2,24,36 ,2傅里叶变换重建方法：对于每次测得的投影 数据先作一维傅里叶变换,根据中央切片定理,可将此 变换结果看成二维频域中同样角度下过原点的直线上的值.在不同投影角度下所得的一维变换函数可在 频域中构成完整的二维傅里叶变换函数,将此二维变换 函数进行逆变换,就得到了所要求的空间域中的密度函 数.傅里叶变换的方法重建图像时,投影函数的一维傅 里叶变换在频域中表现为极坐标的形式,把极坐标形式 的数据通过插补运算转换为直角坐标形式的数据时,计 算的工作量比拟大.此外,在极坐标形式的频域数据 中,离原点较远的频率较高的局部数据比拟稀疏,当这 些位置上的数据转换到直角坐标下时,需经 过插补,这 将引入一定程度的误差.也就是在重建的图像中,高频 分量可能会有较明显的失真.3滤波反投影重建方法：采用先修正、再反 投 影的做法,得到原始的密度函数.滤波反投影重建图像 的基木做法是：在某一投影角下取得投影函数一维函 数后,对其作滤波处理,得到一个经过修正的投影函 数.然后再将此修正后的投影函数作反投影运算,得出 所需的密度函数.滤波反投影法在实现图像重建时,只需作一维的傅 里叶变换.由于预防了费时的二维傅里叶变换,滤波反 投影法明显地缩短了图像重建的时间.4卷积反投影法：卷积反投影函数可写成卷积 的形式,说明在频域中所作的滤波运算可以等效地在时 域中用卷积运算来完成.将投影函数ge R与P的逆 傅里叶变换式进行卷积,同样可以得到所需要的修正过 的反投影函数g R o这种用卷积方法

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