第四章 第一節 數字圖像的特徵
1、傳統 X線透視螢光屏影像、 I.I-TV 影像、普通 X 線照片以及 CT 多幅相機照片均是由模擬量構成的圖像，即屬於模擬影像。（連續的）
2、將模擬量轉換為數位訊號的介質為模 / 數轉換器（ ADC）。
3、模 / 數轉換器把模擬量通過採樣轉換成離散的數字量，該過程稱為數位化。
4、數字影像是將模擬影像分解成有限個小區域，每個小區域中圖像密度的平均值用一個整數表示。
5、數位化圖像是由許多不同密度的點組成的，點與點之間的位置關係相對固定，點與點之間的密度是一均值。
6、模擬信號可以轉換成數位訊號，數位訊號也可以轉換成模擬信號，兩者是可逆的。
7、將數位訊號轉換成模擬信號需要使用數 / 模轉換器（ DAC），它能把離散的數字量轉換成模擬量。
8、數字圖像的密度解析度高。
9、屏片組合系統的密度解析度只能達到 2^6灰階， 而數字圖像的密度解析度可達到 2^10 ～ 2^12 ，甚至 16 位灰階。
10、數字圖像可進行後處理。圖像後處理是數字圖像的最大特點。
11、數字圖像可以存儲在磁碟、磁帶、光碟及各種記憶卡中，並可隨時進行調閱、傳輸。可通過 PACS網絡實現遠程會診。
12、矩陣表示一個橫成行、縱成列的數字方陣。
13、矩陣有影像矩陣和顯示矩陣之分。
14、影像矩陣指 CT 重建得到的影像或 CR、 DR採集到的每幅影像所用矩陣；顯示矩陣是指顯示器上顯示的影像矩陣。
15、像素又稱像元，指組成圖像矩陣中的基本單元。像素是一個二維概念。像素大小可由像素尺寸表示。
16、數字圖像是用數字陣列表示的圖像，陣列中的每一個元素稱為像素，像素是組成數字圖像的基本元素。
17、數字圖像是由有限個像素點組成的，構成數字圖像的所有像素構成了矩陣。
18、矩陣大小能表示構成一幅圖像的像素數量多少。
19、像素大小＝視野大小 / 矩陣大小
20、當視野大小固定時，矩陣越大，像素尺寸越小；矩陣不變時，視野增大，像素尺寸隨之增大。
21、數字圖像是將一幅圖像分成有限個被稱為像素的小區域，每個像素中的灰度值用一個整數表示。
22、一幅圖像中包含的像素數目等於圖像矩陣行與列數的乘積。
23、如果構成圖像的像素數量少，像素的尺寸大，可觀察到的原始圖像細節較少，圖像的空間解析度低；反之，像素數量多，圖像的空間解析度高。
24、描述一幅圖像需要的像素數量是由每個像素的大小和整個圖像的尺寸決定的。
25、在空間解析度一定的條件下，圖像大比圖像小需要的像素多，每個單獨像素的大小決定圖像空間解析度。
26、若圖像矩陣大小固定，視野增加時，圖像空間解析度降低。
27、灰度級數影響著數字圖像的密度解析度。
28、量化後的灰度級的數量由 2^N決定， N是二進位數的位數，稱為位，用來表示每個像素的灰度精度。
29、由探測器即 X 線接收器直接接收到的信號，經放大後再通過模 / 數轉換所得到的數據稱為原始數據。
30、用原始數據經計算而得到影像數據的過程稱為重建。
31、採集時間指獲取一幅圖像的原始數據所花費的時間。
32、重建時間係指計算機用原始數據重建成影像數據矩陣所需要的時間。
33、重建時間與重建矩陣的大小和比特值有關，重建矩陣大或比特值大，所需的重建時間要長。
34、濾波函數又稱重建算法，是指 CT 影像重建時所採用的數學處理方法。
35、在 X線數字成像中，影像上觀察到的亮度水平中隨機出現的波動稱為噪聲。
36、噪聲的幅值大小相同，但出現的位置隨機，這類噪聲屬於椒鹽噪聲。
37、圖像中的每一點都存在噪聲，但噪聲的幅值大小是隨機分布的，這類噪聲屬於高斯噪聲。
38、在照片或顯示器上所呈現的黑白圖像上的各點表現出不同深度灰色。把白色與黑色之間分成若干級，稱為「灰度等級」，表現的亮度（或灰度）信號的等級差別稱為灰階。
39、比特值的大小決定著圖像的密度解析度，比特值越大，密度解析度越高。
40、偽影是指在成像過程中產生的錯誤圖像特徵。
41、量子檢出效率描述了與空間解析度相關的信息探測效率，與圖像質量成正比。
42、量子檢出效率與患者所受輻射劑量成反比。
43、軟體包括管理程序、數據獲取程序、數據處理程序，以及顯示程序。
第四章 第二節 數字圖像的形成
1、數字 X 線影像的形成過程大體都要經過信息採集、量化、轉換和圖像顯示的過程。
2、採樣將模擬信號分解成離散分布的樣本值信號。
3、相鄰兩個採樣點之間的間隔稱為採樣間隔。
4、對大小相同的圖像而言，採樣間隔越小，圖像的像素數越多。
5、單個像素麵積越小，圖像空間解析度越高，越能準確表現原圖像，但信息容量也增加。
6、當採樣間隔＞採樣點大小時，採樣點排列不連續，圖像噪聲增加。當採樣間隔＜採樣點大小時，圖像噪聲特性得以改善，但模糊度增加。
7、採樣頻率必須為原始圖像信息中所包含的最高頻率的 2 倍以上，即滿足「採樣定理」。
練習題：
保證圖像不失真的採樣頻率，最低應為原始圖像最高頻率的（ C）
A、 1 倍
B、 1.5 倍
C、 2 倍
D、 2.5 倍
E、 3 倍
8、如果不能滿足採樣定理，採樣後信號的頻率就會重疊，即高於採樣頻率一半的頻率成分將重建成低於採樣頻率一半的信號。這種頻譜的重疊導致的失真稱為混疊偽影。
9、對含 10kHz 頻率成分的信號，採樣頻率必須在 20kHz 以上。
練習題：
數字 X線攝影中，對 30Hz 頻率成分的信號，為避免出現混疊偽影，採樣頻率至少為（ E）
A、 15Hz
B、 30Hz
C、 40Hz
D、 50Hz
E、 60Hz
10、量化是指將連續變化的灰度或密度等模擬信息，轉化成離散的數字信息的過程。
11、採樣將圖像分解成時間、空間上離散分布的像素，但像素的值仍是連續值。
12、量化後的信號數值為整數值，其所取的數值決定了數字圖像的灰度值，並且與原始信號的強度成正比，灰度值的總和稱為灰階。
13、通常要求噪聲小、信噪比高的成像系統能達到 12bit （ 4096 灰階）。
14、量化的級數越多，數位化過程帶來的誤差就越小，信號表現能力越高，但圖像數據量增加。
練習題：
量化是指將連續變化的灰度或密度等模擬信息，轉化成離散的數字信息的過程，有關量化的描述，正確的是（ E）
A、量化級數越多，數據量越小，量化過程誤差越小
B、量化級數越多，數據量越小，量化過程誤差越大
C、量化級數越少，數據量越大，量化過程誤差越小
D、量化級數越多，數據量越大，量化過程誤差越大
E、量化級數越多，數據量越大，量化過程誤差越小
15、量化的級數越少，數位化過程的誤差越大，可出現偽輪廓狀偽影。
練習題：
數字圖像量化的級數越少，可出現（ C）
A、混疊偽影
B、放射狀偽影
C、偽輪廓偽影
D、化學位移偽影
E、卷褶偽影
16、採樣過程決定了數字圖像的空間解析度，量化過程決定了數字圖像的密度解析度。
17、採樣與量化都需要藉助模 / 數轉換器完成。因此模 / 數轉換器是實現圖像數位化的核心部件。
第四章 第三節 數字圖像的處理
1、以觀察正常組織或病變組織為目的的圖像密度、對比度調節技術稱為窗口技術，包括窗寬和窗位。
2、窗寬是指顯示圖像時所選用的灰度級範圍，即一張影像中所見到的密度範圍。
3、窗寬大小直接影響圖像對比度和清晰度。
4、窗寬窄，則顯示的灰階範圍小，圖像對比度強，適用於顯示組織密度差別較小的組織。反之，當窗寬大時，適用於顯示組織密度差別較大的結構。
5、在 CT圖像中，窗寬是圖像中 CT 值顯示範圍， CT值範圍內組織以不同模擬灰度顯示為影像， CT 值範圍外組織則顯示為白色或黑色。
6、人體組織的 CT值範圍是 2000 個 HU單位，即人體組織的 CT 圖像是用 2000 個灰度值表示的，而人眼通常只能分辨出 16 個灰度等級。
7、只有相鄰組織 CT值至少相差 125HU，人眼才能將兩者區別開來。
8、窗位是指對應灰度級的中心位置。
9、在窗口技術中，窗寬不變，窗位變大，則圖像變暗；若窗位不變，則窗寬增大，圖像對比度下降。
10、當窗寬和窗位確定後，圖像中可以顯示的 CT 值範圍計算公式為：窗位 ±（窗寬 /2 ）。
11、平板探測器寬闊的動態範圍是組織均衡化和無縫拼接功能的基礎。
練習題：
平板探測器（ DR）寬闊的動態範圍是下列哪項的基礎（ B）
A、雙能量減影
B、組織均衡化
C、體層合成
D、時間減影
E、骨密度測量
12、從對 X線的最低反應閾值到 X 線最高飽和閾值在≤ 60μR 與≥13000μR 之間。
13、組織均衡化技術是將 DR圖像分解成不同密度區域的圖像進行數位化處理，然後再將分別處理的圖像進行加權整合，得到一幅新的圖像。
14、組織均衡功能可以使我們在一次曝光中獲取被照體組織部位的大量信息，無需調整窗寬、窗位，組織均衡功能使整個視野內高密度組織和低密度組織同時得到良好的顯示。
練習題：
無需調整窗寬 / 窗位就能使高密度和低密度組織同時得到良好的顯示功能的是（ B）
A、雙能量減影
B、組織均衡化
C、體層合成
D、時間減影
E、骨密度測量
15、多平面重組（ MPR）是通過薄層的容積採集獲取數據，經計算機處理獲得多方位、多平面影像。
16、多平面重組的方法是在斷層掃描基礎上，將一組橫斷面圖像的數據通過後處理使體素重新排列，使其顯示為任意斷面方向的二維影像。
17、多平面重組適用於顯示全身各個系統組織器官的形態學改變以及病灶大小、病灶形態、毗鄰關係等，可以得到組織器官或病灶的三維立體效果。
18、通過多平面重組後可以得到三維立體效果的圖像，但這些重組圖像的顯示方式仍為二維。
19、曲面重組（ CPR）是多平面重組的一種特殊形式，可以在一個指定的參考平面上由操作者沿感興趣器官畫一條曲線，並沿該曲線做三維曲面圖像重組，從而獲得曲面重組圖像。
20、曲面重組對於所勾畫曲線的準確與否依賴性很大，有時會造成人為偽像，同時由於存在變形操作。曲面圖像不能真實準確地反映器官的空間位置和毗鄰關係。
21、沿冠狀動脈走形勾畫的曲面重組，可以顯示管腔內部結構及血管鄰近結構，反映血管全程的展開圖像，評估病變在血管全程的具體部位，並且可以觀察管壁增厚、鈣化，判斷斑塊性質及管腔的狹窄程度。
22、表面陰影顯示（ SSD）是在三維容積數據中包含的物質表面上，依照光學模型確定的算法，給物質表面附加明、暗不同的陰影，再將三維物體沿視線呈現在二維平面上，其圖像富有立體感、真實感，可逼真地顯示被照體的空間解剖結構。
23、表面陰影顯示的技術方法是採用閾值法成像，選擇的閾值過低，則圖像噪聲增加，使靶器官顯示受到影響，選擇的閾值過高，又會造成細小管腔的假性狹窄徵象。
24、表面陰影顯示只能顯示物體表面特徵，不能顯示物體內部結構，也不能提供物體的密度信息和 CT值，因此不能區分血管壁上的鈣化和碘對比劑。
25、表面陰影顯示對於體積、距離、角度的測量準確，可以用於制訂治療計劃、實施模擬手術等。
26、顱骨的表面陰影顯示對於顱骨修補術和頜面部畸形的整形手術有幫助。
27、最大強度投影（ MIP）的空間分辨力高，組織結構缺失少，可以得到任意層面、任意方位的二維圖像，臨床上常用於相對高密度組織和結構。
28、最大強度投影可以顯示解剖構成複雜的部位、病變侵及範圍毗鄰關係，能顯示血管壁鈣化和碘對比劑充盈的血管腔。但是，當鈣化圍繞血管全周時，可以因遮擋效果而影響血管腔的顯示。
29、冠狀動脈 CTA圖像中，最大強度投影圖像可以將不在同一平面的結構作為一個整體顯示，不丟失任何信息，真實反映冠狀動脈整體。
30、CT 肺動脈圖像的最大強度投影處理可以用於診斷肺動脈栓塞，明確病變範圍和毗鄰關係。
31、容積再現（ VRT）是採用掃描容積數據的所有體素，並通過計算機重組重新投影，並以二維圖像的形式顯示。
32、容積再現法的主要優點是：能同時顯示被照體組織的空間結構和密度信息，對於腫瘤組織與血管空間關係顯示良好。但是，容積再現圖像是直接對體素數據進行的顯示，不能進行體積和面積測量，並且運算數據量大，顯示速度慢。
33、冠狀動脈 CTA圖像中，容積在現圖像可以立體直觀地顯示冠狀動脈起源、走行及大血管的位置關係，可以觀察管壁鈣化，管腔狹窄，冠狀動脈支架形態位置、搭橋術後橋血管位置、走行， VR冠狀動脈血管樹還可以充分顯示冠狀動脈，任意角度旋轉，對於診斷、教學以及患者存檔有重要價值等。缺點是無法準確評估血管狹窄程度以及血管壁病變。
34、仿真內鏡（ VE）是在 CT 採集容積數據後，在受檢器官的腔內選擇觀測者的視點行進路線，由計算機保存這一系列行進路線中的圖像，按電影序列回放的圖像處理技術。
35、從 CT 掃描到仿真內鏡顯示有四個主要步驟，即：數據採集、圖像預處理、三維再現、仿真內鏡顯示。
36、臨床常用的有支氣管仿真內鏡成像，結腸仿真內鏡成像，胃腸道中空器官仿真內鏡成像等。
37、仿真內鏡的技術優勢是可以將圖像快速連續電影回放產生如同內鏡直視的效果，但不能觀察炎症充血水腫病變，不易發現扁平病變、對漸進性狹窄的觀察有局限性，並且掃描前的準備工作對圖像質量有決定性影響。
練習題：
A、多平面重組（ MPR）
B、表面影像顯示（ SSD）
C、最大密度投影（ MIP）
D、容積再現法（ VRT）
E、仿真內鏡成像（ VE）
①模擬管道器官如胃腸道、呼吸道等內表面的三維立體圖像，後處理為（E）
②外傷引發的多發頜面部骨折， CT檢查首選的後處理為（B）
③顯示組織密度接近的多層次組織的空間立體關係，選擇的後處理為（B）
第四章 第四節 數字圖像評價
1、數字圖像質量評價方法可從三個方面入手：主觀評價，客觀評價，綜合評價。
2、影像質量的主觀評價是指通過人的視覺在信號檢出識別過程中，根據心理學規律以心理學水平進行的評價。
3、主觀評價也稱為視覺評價，其評價結果受評價者主觀因素影響，不同觀察者得到的評價結果可能不盡相同。
4、主觀評價結果既可以定量表示，也可以定性表示，對 2 名及以上評價者參與的主觀評價結果應該用統計學方法做一致性分析。
5、主觀評價法可以分為：對比度清晰度曲線法，模糊數學評價法，觀察者操作特性曲線法。
練習題：
模糊數學評價法屬於（ B）
A、客觀評價法
B、主觀評價法
C、物理評價法
D、綜合評價法
E、臨床評價法
6、影像質量的客觀評價是指對影響影像質量的參數，以物理量水平進行的評價。包括調製傳遞函數和量子檢出率。
7、影像質量的綜合評價概念是 1995 年歐共體在「放射診斷影像質量標準」中提出的，即以診斷學要求為依據，以物理參數為客觀手段，以滿足診斷要求的技術條件為保證，同時充分考慮降低輻射劑量的評價方法。
練習題：
照片綜合評價方法四項要素中不包括（ D）
A、以診斷學要求為依據
B、以物理參數為客觀手段
C、以成像技術條件為保證
D、以最佳的對比度為前提
E、符合診斷學要求的最低劑量
8、調製傳遞函數（ MTF）是描繪不同空間頻率下成像系統細節分辨力的函數，是成像系統解析度特性的重要參量。
練習題：
調製傳遞函數表達的影像質量特徵是（ C）
A、最大密度
B、最小密度
C、頻率特性
D、噪聲特性
E、平均斜率
9、醫學影像學中的空間頻率是以每毫米長度上的線對數表示。
10、信息接受介質在某一頻率下響應特性的定量表示即為頻率響應函數，不同空間頻率的響應函數統稱為調製傳遞函數。
11、調製傳遞函數的值域為 [0 ， 1] 。
12、量子檢出率（ DQE）是指成像系統中輸出信號和輸入信號之比。DQE涵蓋了 MTF、噪聲、對比度性能，是評價成像系統綜合性能的重要參量。
13、直接轉換型平板探測器，在高空間解析度時， DQE值比間接轉換型平板探測器高。
14、乳腺數字 X線攝影所用平板探測器為非晶硒材料的直接轉換型。
15、觀察者操作特性曲線也稱為 ROC曲線。
16、判斷為真陽性圖像數量與實際有信號圖像數量的比值稱為真陽性率，也稱為敏感度；判斷為真陰性圖像數量與實際沒有信號圖像數量的比值稱為真陰性率，也稱為特異度。
17、ROC曲線曲線下面積越大，診斷準確性越高。
第四章 第五節 計算機輔助診斷
1、1966 年， Ledley 首次提出計算機輔助診斷（ computer aided diagnosis ， CAD）並應用於臨床放射診斷。
2、數字乳腺 X 線攝影（ digital mammography ， DM）。
3、 CAD技術利用工作站對獲得的醫學圖像進行圖像分割、病變特徵的提取、模式識別等處理，進而得到有價值的診斷信息。
4、乳腺癌發病率居女性腫瘤的第一位。
5、 CAD技術主要通過計算機將乳腺攝影圖像與計算機資料庫中的正常乳腺進行比較，最後計算機將其認為異常的部位勾畫出來，供放射科醫生參考。
6、 CAD技術對於乳腺癌診斷的敏感性較高，但特異性低，常有假陽性出現。
7、腫塊的自動檢測和分類的步驟為：原始圖像→預處理→特徵提取→分類→良性 / 惡性 / 正常。
8、精確的診斷依賴於鑑別圖像中面積較小、對比度低的物體，這對於早期微小癌灶的診斷尤為重要。
9、一般有兩種方法用於增強 X線圖像的特徵，一是增強對比度，二是去除背景噪聲。
10、去除背景噪聲通過均值濾波和中值濾波達到降低噪聲的目的。
11、對分割得到的區域進行特徵參數的計算，所選擇的參數應該具有以下的特點：①可識別性；②可靠性；③獨立性；④數目少。
12、利用圖像信噪比處理方法時，先對胸片數位化，然後對所得的數據進行空間平均，得到有效的像素值，形成 1024×1024 大小的矩陣（如果是數位化攝片，這步可省去），分別將圖像信噪比最大化和最小化，並保持背景一致，得到兩幅圖像，然後再將兩幅圖像差分處理，再用閾值函數分析可疑結節的面積、周長、增長率等，力圖通過消除肺部正常解剖結構影以期達到突出可疑結節的目的。這種方法對周圍肺結節檢測較好，對於中間肺野和側面肺野效果不佳。
任何一項工作，不管是個人或群體去進行，都需要反覆操作、辛勤勞動才能完成。每一次具體實踐的過程中，都會有成績與失誤、經驗與教訓，及時總結就會及時取得經驗教訓，提高認識和工作技能。