這篇文章給大家聊聊關于CT設備DAS，以及CT選型參數指什么對應的知識點，希望對各位有所幫助，不要忘了收藏本站哦。

本文目錄

1. CT選型參數指什么
2. PET-CT的原理

一、CT選型參數指什么

CT選型參數指電流互感器的型號和主要參數。

一、電流互感器型號：

第一字母：L—電流互感器

第二字母：A—穿墻式；Z—支柱式；M—母線式；D—單匝貫穿式；V—結構倒置式；J—零序

接地檢測用；W—抗污穢；R—繞組裸露式

第三字母：Z—環氧樹脂澆注式；C—瓷絕緣；Q—氣體絕緣介質；W—與微機保護專用

第四字母：B—帶保護級；C—差動保護；D—D級；Q—加強型；J—加強型ZG

第五數字：電壓等級產品序號

二、主要技術要求

1、額定容量：額定二次電流通過二次額定負荷時所消耗的視在功率。額定容量可以用視在功率V.A表示，也可以用二次額定負荷阻抗Ω表示。

2、一次額定電流：允許通過電流互感器一次繞組的用電負荷電流。用于電力系統的電流互感器一次額定電流為5～25000A，用于試驗設備的精密電流互感器為 0.1～50000A。

電流互感器可在一次額定電流下長期運行，負荷電流超過額定電流值時叫做過負荷，電流互感器長期過負荷運行，會燒壞繞組或減少使用壽命。

3、二次額定電流：允許通過電流互感器二次繞組的一次感應電流。

4、額定電流比（變比）：一次額定電流與二次額定電流之比。

5、額定電壓：一次繞組長期對地能夠承受的最大電壓（有效值以kV為單位），應不低于所接線路的額定相電壓。電流互感器的額定電壓分為0.5，3，6，10，35，110，220，330，500kV等幾種電壓等級。

6、10%倍數：在指定的二次負荷和任意功率因數下，電流互感器的電流誤差為－10%時，一次電流對其額定值的倍數。10%倍數是與繼電保護有關的技術指標。

7、準確度等級：表示互感器本身誤差的等級。電流互感器的準確度等級分為0.001～1多種級別，與原來相比準確度提高很大。用于發電廠、變電站、用電單位配電控制盤上的電氣儀表一般采用0.5級或0.2級；用于設備、線路的繼電保護一般不低于1級。

8、比差：互感器的誤差包括比差和角差兩部分。比值誤差簡稱比差，一般用符號f表示，它等于實際的二次電流與折算到二次側的一次電流的差值，與折算到二次側的一次電流的比值，以百分數表示。

9、角差：相角誤差簡稱角差，一般用符號δ表示，它是旋轉180°后的二次電流向量與一次電流向量之間的相位差。規定二次電流向量超前于一次電流向量δ為正值，反之為負值，用分（’）為計算單位。

10、熱穩定及動穩定倍數：電力系統故障時，電流互感器受到由于短路電流引起的巨大電流的熱效應和電動力作用，電流互感器應該有能夠承受而不致受到破壞的能力，這種承受的能力用熱穩定和動穩定倍數表示。

熱穩定倍數是指熱穩定電流1s內不致使電流互感器的發熱超過允許限度的電流與電流互感器的額定電流之比。動穩定倍數是電流互感器所能承受的最大電流瞬時值與其額定電流之比。

擴展資料：

1、變比

應根據一次負荷計算電流IC選擇電流互感器變比。電流互感器一次側額定電流標準比（如20、30、40、50、75）等多種規格，二次側額定電流通常為1A或5A。其中2×a/C表示同一臺產品有兩種電流比，通過改變產品的連接片接線方式實現，當串聯時，電流比為a/c，并聯時電流比為2×a/C。

一般情況下，計量用電流互感器變流比的選擇應使其一次額定電流I1n不小于線路中的負荷電流（即計算IC）。如線路中負荷計算電流為350A，則電流互感器的變流比應選擇400/5。保護用的電流互感器為保證其準確度要求，可以將變比選得大一些。

2、準確級

應根據測量準確度要求選擇電流互感器的準確級并進行校驗。準確級選擇的原則：計費計量用的電流互感器其準確級不低于0．5級；用于監視各進出線回路中負荷電流大小的電流表應選用1．0—3．0級電流互感器。

為了保證準確度誤差不超過規定值，一般還校驗電流互感器二次負荷（伏安），互感器二次負荷S2不大于額定負荷S2n，所選準確度才能得到保證。準確度校驗公式：S2≤S2n。

參考資料來源：百度百科——電流互感器

二、PET-CT的原理

一、PET顯像的基本原理

PET是英文 Positron Emission Tomography的縮寫。其臨床顯像過程為：將發射正電子的放射性核素（如F－18等）標記到能夠參與人體組織血流或代謝過程的化合物上，將標有帶正電子化合物的放射性核素注射到受檢者體內。讓受檢者在PET的有效視野范圍內進行 PET顯像。放射核素發射出的正電子在體內移動大約1mm后與組織中的負電子結合發生湮滅輻射。產生兩個能量相等（511 KeV）、

方向相反的γ光子。由于兩個光子在體內的路徑不同，到達兩個探測器的時間也有一定差別，如果在規定的時間窗內（一般為 0－15 us），探頭系統探測到兩個互成180度（士0．25度）的光子時。即為一個符合事件，探測器便分別送出一個時間脈沖，脈沖處理器將脈沖變為方波，符合電路對其進行數據分類后，送人工作站進行圖像重建。便得到人體各部位橫斷面、冠狀斷面和矢狀斷面的影像。

PET系統的主要部件包括機架、環形探測器、符合電路、檢查床及工作站等。探測系統是整個正電子發射顯像系統中的主要部分，它采用的塊狀探測結構有利于消除散射、提高計數率。許多塊結構組成一個環，再由數十個環構成整個探測器。每個塊結構由大約36個鍺酸鉍（BGO）小晶體組成，晶體之后又帶有2對（4個）光電倍增管（PMT）（請看圖1）。BGO晶體將高能光子轉換為可見光．PMT將光信號轉換成電信號，電信號再被轉換成時間脈沖信號，探頭層間符合線路對每個探頭信號的時間耦合性進行檢驗判定，排除其它來源射線的干擾，經運算給出正電子的位置，計算機采用散射、偶然符合信號校正及光子飛行時間計算等技術，完成圖像重建。重建后的圖像將PET的整體分辨率提高到2 mm左右。

PET采用符合探測技術進行電子準直校正，大大減少了隨機符合事件和本底，電子準直器具有非常高的靈敏度（沒有鉛屏蔽的影響）和分辨率。另外．BGO晶體的大小與靈敏度成正相關性。塊狀結構的PET探頭。能進行2D或3D采集。2D采集是在環與環之間隔置鉛板或鎢板，以減少散射對圖像質量的影響 2D圖像重建時只對臨近幾個環（一般2－3個環）內的計數進行符合計算，其分辨率高，計數率低；3D數據采集則不同。取消了環與環之間的間隔，在所有環內進行符合計算，明顯地提高了計數率，但散射嚴重，圖像分辨率也較低，且數據重組時要進行大量的數據運算。兩種采集方法的另一個重要區別是靈敏度不同，3D采集的靈敏度在視野中心為最高。

二、多層螺旋CT的工作原理

CT的基本原理是圖像重建，根據人體各種組織（包括正常和異常組織）對X射線吸收不等這一特性，將人體某一選定層面分成許多立方體小塊（也稱體素）X射線穿過體素后，測得的密度或灰度值稱為象素。X射線束穿過選定層面，探測器接收到沿X射線束方向排列的各體素吸收X射線后衰減值的總和，為已知值，形成該總量的各體素X射線衰減值為未知值，當X射線發生源和探測器圍繞人體做圓弧或圓周相對運動時。用迭代方法

求出每一體素的X射線衰減值并進行圖像重建，得到該層面不同密度組織的黑白圖像。

螺旋CT突破了傳統CT的設計，采用滑環技術，將電源電纜和一些信號線與固定機架內不同金屬環相連運動的X射線管和探測器滑動電刷與金屬環導聯。球管和探測器不受電纜長度限制，沿人體長軸連續勻速旋轉，掃描床同步勻速遞進（傳統 CT掃描床在掃描時靜止不動），掃描軌跡呈螺旋狀前進，可快速、不間斷地完成容積掃描。

多層螺旋CT的特點是探測器多層排列。是高速度、高空間分辨率的最佳結合。多層螺旋CT的寬探測器采用高效固體稀土陶瓷材料制成。每個單元只有 0．5、1或 1.25 mm厚，最多也只有5 mm厚薄層掃描探測器的光電轉換效率高達99%能連續接收X射線信號。余輝極短，且穩定性好。多層螺旋CT能高速完成較大范圍的容積掃描，圖像質量好，成像速度快，具有很高的縱向分辨率和很好的時間分辨率。大大拓寬了CT的應

用范圍，與單層螺旋CT相比。采集同樣體積的數據，掃描時間大為縮短，在不增加X射線劑量的情況下，每15 S左右就能掃描一個部位；5S內可完成層厚為3 mm的整個胸部掃描；采用較大的螺距 P值，一次屏氣20 S，可以完成體部掃描；同樣層厚，同樣時間內，掃描范圍增大4倍。掃描的單位時間覆蓋率明顯提高，病人接受的射線劑量明顯減少，x線球管的使用壽命明顯延長，同時，節省了對比劑用量，提高了低對比分辨率和空間分辨率，明顯減少了噪聲、偽影及硬化效應。另外，還可根據不同層厚需要自動調節X射線錐形線束的寬度，經過準直的X射線束聚焦在相應數目的探測器上探測器通過電子開關與四個數據采集系統（DAS）相連。每個DAS能獨立采集完成一套圖像，按照DAS與探測器匹配方式不同。通過電子切換可以選擇性地獲得1層、2層或4層圖像，每層厚度可自由選擇（0.5、1.0、1.25 mm或 5、10 mm。采集的數據既可做常規圖像顯示，也可在工作站進行后處理，完成三維立體重建、多層面重建、器官表面重建等，并能實時或近于實時顯示。另外．不同角度的旋轉、不同顏色的標記，使圖像更具立體感更直觀、逼真。仿真內窺鏡、三維CT血管造影技術也更加成熟和快捷。

三、 PET－CT的圖像融合

PET與CT兩種不同成像原理的設備同機組合，不是其功能的簡單相加。而是在此基礎上進行圖像融合，融合后的圖像既有精細的解剖結構又有豐富的生理．生化功能信息能為確定和查找腫瘤及其它病灶的精確位置定量、定性診斷提供依據。并可用X線對核醫學圖像進行衰減校正。

PET－CT的核心是融合，圖像融合是指將相同或不同成像方式的圖像經過一定的變換處理使它們的空間位置和空間坐標達到匹配，圖像融臺處理系統利用各自成像方式的特點對兩種圖像進行空間配準與結合，將影像數據注冊后合成為一個單一的影像。 PET－CT同機融合（又叫硬件融合、非影像對位）具有相同的定位坐標系統，病人掃描時不必改變位置，即可進行 PET－CT同機采集，避免了由于病人移位所造成的誤差。采集后兩種圖像不必進行對位、轉換及配準，計算機圖像融合軟件便可方便地進行

2D、3D的精確融合，融合后的圖像同時顯示出人體解剖結構和器官的代謝活動，大大簡化了整個圖像融合過程中的技術難度、避免了復雜的標記方法和采集后的大量運算，并在一定程度上解決了時間、空間的配準問題，圖像可靠性大大提高。

PET在成像過程中由于受康普頓效應、散射、偶然符合事件、死時間等衰減因素的影響，采集的數據與實際情況并不一致，圖像質量失真，必須采用有效措施進行校正，才能得到更真實的醫學影像。同位素校正得到的穿透圖像系統分辨率一般為12 mm、而 X線方法的穿透圖像系統分辨率為1mm左右圖像信息量遠大于同位素方法。用 CT圖像對 PET進行衰減校正使 PET圖像的清晰度大為提高，圖像質量明顯優于同位素穿透源校正的效果（請看圖2），分辨率提高了 25%以上，校正效率提高了 30%，且易于操作。校正后的 PET圖像與 CT圖像進行融合，經信息互補后得到更多的解剖結構和生理功能關系的信息對于腫瘤病人手術和放射治療定位具有極其重要的臨床意義。

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