CT技术原理及应用课件

CT技术原理及应用CT技术原理及应用起源1917年奥地利数学家J.Radon发表论文“由给定的流型上的函数积分确定函数”，被视为层析技术的起源。JohannRadon,UberdieBestimmungvonFunktionendurchihreIntegralwertelangsgewisserMannigfaltigkeiten.BertichteSachsischederWissenchaften,Leipzig,Mathematische-physikalischeKlasse,1917,(69):262-2671963年，美国物理学家A.M.Cormack建立了现代投影图像精确重建的数学方法。其首次提出在医学成像中应用Radon的理论，发展了从X射线投影数据重建图像的解析数学方法。A.M.Cormack,RepresentationofaFunctionbyitsLineIntegrals,withSomeRadiologicalApplications,J.Appl.Phys.,1963,(45):2722起源1917年奥地利数学家J.Radon发表论文“由给定起源1971年10月，英国的N．Hounsfield博士，首次设计成功可用于临床的断层摄影装置，并将其安装在伦敦的一家医院中，次年正式发表了人体头部的CT影像，标志着实用化的CT机的诞生HounsfieldGN.Computerizedtransverseaxialscanning(tomography)I.Descriptionofsystem,Br.J.Radiol.1973,46:1016-10221974年，美国George

Town医学中心的工程师莱德雷（Ledley）设计出了全身CT扫描仪，并安装在美国乔治镇大学医疗中心。使CT不仅可用于颅脑，而且还可用于全身各个部位的影像学检查。起源1971年10月，英国的N．Hounsfield博士起源1979年，Hounsfield和Cormack荣获诺贝尔医学生理学奖。起源基本原理CT的基本原理即由投影重建图像包含投影与重建两个部分基本原理CT的基本原理基本原理投影即沿探测射线的路径对被测对象积分的过程基本原理投影即沿探测射线的路径对被测对象积分的过程基本原理由Radon的论文“由给定的流型上的函数积分确定函数”即由多方向的积分投影来重建被积函数基本原理由Radon的论文“由给定的流型上的函数积分确定函数基本原理CT的基本原理，即由投影重建图像投影，即Radon变换重建，即Radon逆变换基本原理CT的基本原理，即由投影重建图像发展与应用按应用探测射线的不同可划分为X射线CT中子CT超声波CT地震波CT……按探测方式不同可分为透射CT发射CT反射CT三维CT……发展与应用按应用探测射线的不同可划分为X射线CTX射线CT是利用围绕被测对象扫描时得到的大量射线吸收数据来重建其断层图像的装置。当一束射线通过被测对象的一个断层时，沿射线路径的总的衰减系数为体素衰减系数的线积分，它可用一探测器进行测量。探测器将射线强度转换成电信号，经过数字化后由计算机处理。通过围绕人体的脏器在不同角度上进行多次测量，计算出与人体某一层面上每个体素相关的吸收系数，并将该层面的二维吸收系数矩阵存储到计算机中，所显示的图像上每个象素的灰度即为层面上相应体素的吸收系数的量度，从而得到断层面上衰减系数的分布的信息。由于CT技术得到的是人体的脏器一个断层面的图像，因此称为断层照相。X射线CTX射线CT是利用围绕被测对象扫描时得到的大量射线吸I0

:入射X-射线强度;I

:输出X-射线强度；

:组织的线性衰减系数;x:组织的厚度。X射线CTmx朗伯定律X射线CTmx朗伯定律X射线CT射线束通过非均匀介质：xµ1µ2µnI0IX射线CT射线束通过非均匀介质：xµ1µ2µnI0I传统X射线装置二维X光片、纵向信息重叠；图像后处理应用少；密度分辨率低，不能区别软组的细节；空间分辨率高；X射线CT

图像重建，三维断层、图像清晰；通过图像后处理，可获得多平面图像；密度分辨率高，对软组织分辨率能力高；空间分辨率较低；X射线CT传统X射线装置X射线CTX射线CTX射线CTX射线CTX射线CTX射线CTX射线CT第一代CT机采取旋转／平移方式进行扫描和收集信息。首先X线管和相对应的探测器作第一次同步平行移动。然后，环绕患者旋转1度并准备第二次扫描。周而复始，直到在180度范围内完成全部数据采集。由于采用笔形X线束和只有1－2个探测器，所采数据少，因而每扫一层所需时间长，图像质量差。X射线CT第一代CT机采取旋转／平移方式进行扫描和收集信息。X射线CT第二代CT机是在第一代CT的基础上发展而来，为平移/旋转式。X线束改为扇形，探测器增多至30个，扩大了扫描范围，增多了采集的数据。旋转角度由10增至230，缩短了扫描时间，图像质量有所提高，但仍不能完全避免患者生理运动所引起的伪影（Artifact）X射线CT第二代CT机是在第一代CT的基础上发展而来，为平移X射线CT第三代CT机的主要特点是控测器激增至300－800个，并与相对的X线管只作旋转运动（rotate/rotatemode）。能收集较多的数据，扫描时间在5s以内，使伪影大为减少，图像质量明显提高。X射线CT第三代CT机的主要特点是控测器激增至300－800X射线CT第四代CT机的特点是控测器进一步增加，高达1000－2400个并环状排列而固定不动，只有X线管围绕患者旋转，即旋转／固定式（rotate/stationarymode）。它和第三代机的扫描切层都薄，扫描速度都快，图像质量都高。X射线CT第四代CT机的特点是控测器进一步增加，高达1000X射线CTX光球管高压发生器探测器数据采集系统X射线CTX光球管高压发生器探测器数据采集系统X射线CT第五代CT特点是扫描时间缩短到50ms，因而解决了心脏扫描。其中主要结构是一个电子枪，所产生的电子束（Electronbeam）射向一个环形钨靶，环形排列的探测器收集信息。X射线CT第五代CT特点是扫描时间缩短到50ms，因而解决了X射线CT螺旋CTX射线CT螺旋CTX射线CT多层螺旋CT对于CT技术的要求就是在最短的时间内，得到最清晰图像的同时，尽可能地加大检查范围。在螺旋CT中采用多排探测器阵列。将单排探测器（900个左右的探测器单位）改进为几排甚至几十排探测器，即多层螺旋CT在Z轴方向上有数万个探测器呈二维阵列。X射线CT多层螺旋CTX射线CT特点旋转一周可以获得多个断层的图像成像速度快，能包容较大范围进行容积扫描。1990螺旋CT问世19922层螺旋CT问世19984层螺旋CT问世200216层螺旋CT问世200432层螺旋CT问世200564/128层螺旋CT问世X射线CT特点X射线CTMed.ReviewNo.66X射线CTMed.ReviewNo.66发射断层CTECT与通常CT的不同之处是射线源在成像体的内部。ECT成像是先让人体接受某种放射性药物，这些药物聚集在人体某个脏器中或参与体内某种代谢过程，再对脏器组织中的放射性核素的浓度分布和代谢进行成像。利用ECT不仅可得人体脏器的解剖图像，还可得到生理，生化，病理过程及功能图像。发射断层CTECT与通常CT的不同之处是射线源在成像发射断层CTECT单电子发射CTSPECT正电子CTPET发射断层CTECT单电子发射CTSPECT单电子发射CTSPECT放射性药物在人体内衰变发射出单一方向上的单个光子使用γ射线照相机在外部围绕人体旋转，依次获取不同方向上的收集γ射线成像由CT重建理论进行断层图像重建单电子发射CTSPECT放射性药物在人体内衰变发射出单正电子CTPET正电子从被标记的化合物中发出并与一个电子产生湮灭产生两个向相反方向发射的γ光子，每一个都具有511keV的固定能量，被两个相对的探测器同时接收b+b-~1-3mm511KeV511KeV正电子CTPET正电子从被标记的化合物中发出并与一个电子PET装置的原理图

正电子CTPETPET装置的原理图正电子CTPET核磁共振基本原理核磁共振现象来源于原子核的自旋角动量在外加磁场作用下的进动。根据量子力学原理，原子核与电子一样，也具有自旋角动量，其自旋角动量的具体数值由原子核的自旋量子数决定，实验结果显示，不同类型的原子核自旋量子数也不同：质量数和质子数均为偶数的原子核，自旋量子数为0

质量数为奇数的原子核，自旋量子数为半整数

质量数为偶数，质子数为奇数的原子核，自旋量子数为整数

核磁共振基本原理核磁共振现象来源于原子核的自旋角动量在核磁共振基本原理由于原子核携带电荷，当原子核自旋时，会由自旋产生一个磁矩，这一磁矩的方向与原子核的自旋方向相同，大小与原子核的自旋角动量成正比。将原子核置于外加磁场中，若原子核磁矩与外加磁场方向不同，则原子核磁矩会绕外磁场方向旋转，这一现象类似陀螺在旋转过程中转动轴的摆动，称为进动。进动具有能量也具有一定的频率。原子核进动的频率由外加磁场的强度和原子核本身的性质决定，也就是说，对于某一特定原子，在一定强度的的外加磁场中，其原子核自旋进动的频率是固定不变的。

核磁共振基本原理由于原子核携带电荷，当原子核自旋时，会核磁共振基本原理原子核磁矩方向的量子化原子核发生进动的能量与磁场、原子核磁矩、以及磁矩与磁场的夹角相关，根据量子力学原理，原子核磁矩与外加磁场之间的夹角并不是连续分布的，而是由原子核的磁量子数决定的，原子核磁矩的方向只能在这些磁量子数之间跳跃，而不能平滑的变化，这样就形成了一系列的能级。核磁共振基本原理原子核磁矩方向的量子化核磁共振基本原理能级跃迁当原子核在外加磁场中接受其他来源的能量输入后，就会发生能级跃迁，也就是原子核磁矩与外加磁场的夹角会发生变化。这种能级跃迁是获取核磁共振信号的基础。核磁共振基本原理能级跃迁核磁共振基本原理共振吸收外加射频场的频率与原子核自旋进动的频率相同的时候，射频场的能量才能够有效地被原子核吸收，为能级跃迁提供助力。因此某种特定的原子核，在给定的外加磁场中，只吸收某一特定频率射频场提供的能量，这样就形成了一个核磁共振信号.

核磁共振基本原理共振吸收核磁共振基本原理保持磁场不变，调节入射电磁波的频率核磁共振频谱学NMR调节外加电场强度核磁共振成像MRI核磁共振探测MRS核磁共振基本原理保持磁场不变，调节入射电磁波的频率核磁共振基本原理将人体置于特殊的磁场中，用无线电射频脉冲激发人体内氢原子核，引起氢原子核共振，并吸收能量。核磁共振基本原理将人体置于特殊的磁场中，用无线电射频脉核磁共振基本原理在停止射频脉冲后，氢原子核按特定频率发出射电信号，并将吸收的能量释放出来，被体外的接受器收录核磁共振基本原理在停止射频脉冲后，氢原子核按特定频率发核磁共振成像MRIMRI技术是核磁共振在医学领域的应用。人体内含有非常丰富的水，不同的组织，水的含量也各不相同，如果能够探测到这些水的分布信息，就能够绘制出一幅比较完整的人体内部结构图像。核磁共振成像技术就是通过识别水分子中氢原子信号的分布来推测水分子在人体内的分布，进而探测人体内部结构的技术。

核磁共振成像MRIMRI技术是核磁共振在医学领域的应用核磁共振成像MRI核磁共振成像技术还可以与X射线断层成像技术（CT）结合为临床诊断和生理学、医学研究提供重要数据。不须注射药物到人体内部。相较于其它造影方法(如PET或SPECT)，是较安全的造影方法。不具放射性。因为MRI利用磁场的改变控制影像，所以不需要放射性药物或仪器的协助，可用于小孩、幼儿、或是关于发育的研究。影像取得时间短。影像分辨率高。空间分辨率可达1-2mm，时间分辨率可达0.1sec。可用于小结构、短时间的变化。核磁共振成像MRI核磁共振成像技术还可以与X射线断层成核磁共振成像MRI核磁共振成像MRI核磁共振探测MRS核磁共振探测是MRI技术在地质勘探领域的延伸，通过对地层中水分布信息的探测，可以确定某一地层下是否有地下水存在，地下水位的高度、含水层的含水量和孔隙率等地层结构信息。目前核磁共振探测技术已经成为传统的钻探探测技术的补充手段，并且应用于滑坡等地质灾害的预防工作中，但是相对于传统的钻探探测，核磁共振探测设备购买、运行和维护费用非常高昂，这严重地限制了MRS技术在地质科学中的应用。

核磁共振探测MRS核磁共振探测是MRI技术在地质勘探超声CTUCT以超声波为信号检测手段利用被测介质对入射声波的吸收、散射效应以及被测介质的不连续性(或不均匀性)引起声波传播速度、幅度、相位等变化从不同的角度和方位进行扫描测量，从而获得管道或过程容器截面的投影数据，最后，重建截面介质分布图象超声CTUCT以超声波为信号检测手段超声诊断医学诊断中的超声回波扫描技术多普勒超声诊断技术超声诊断医学诊断中的超声超声诊断回波扫描技术的超声诊断技术的基本原理是利用超声波在组织界面处产生的反射回波形成的图像或信号来鉴别和诊断疾病。主要用于解剖学范畴的检测和诊断，目的是了解器官的形态学和组织学方面的状况与变化。A型M型B型超声诊断回波扫描技术的超声诊断技术的基本原理超声诊断A型超声诊断使用单声束来探测人体，每遇到一个界面，产生一个回声，该回声在示波器的屏幕上以波的形式显示，界面两侧介质的声阻抗差愈大，其回声的波幅愈高；反之，界面两侧介质的声阻抗差愈小，其回声的波幅愈低。若超声波在没有界面的均匀介质中传播，即声阻抗差为零时则呈现无回声的平段。根据回声波幅的高低、多少、形状等对组织状态作为判断。单晶片发射，单声束进入人体，只能获取一条线上的探测信息能准确地显示人体组织内各部位间的距离超声诊断A型超声诊断A型超声示意图距离振幅A型超声实例超声诊断A型超声示意图距离振幅A型超声实例超声诊断超声诊断M型超声诊断M型超声是辉度调制型中的一个特殊类型，主要用于心脏及大血管检查，早期将之称为M型超声心动图。探头位置固定，心脏有规律地收缩和舒张，心脏各层组织和探头间的距离便发生节律性的改变。所描记的是声束所经心脏各层组织结构的运动轨迹。单晶片发射，单声束进入人体，只能获得一条线上的回波信息；可看出各部位间在一定时间内相互的位移关系，即心动状态。超声诊断M型超声诊断超声诊断机理：以单声束取样，获得活动界面回声，再以慢扫描方式展开特点：一维－时间运动曲线图用途：分析心脏和大血管的运动幅度超声诊断机理：超声诊断超声诊断超声诊断B型超声诊断原理与A型相同将回声信号显示为光点，回声的强弱以点的灰（亮）度显示。声阻抗相差越大，反射越强，产生的回声信号越亮，反之越弱，产生的回声信号越暗，当探头在体表快速顺序移动，则产生一行行亮点，组成一个平面，即显示一个断面的图象，称为二维切面图象。医生根据声像图所得之人体信息诊断疾病，而不是像A型超声那样根据波型所反映的人体信息诊病。超声诊断B型超声诊断超声诊断B型超声具有如下特点：它将从人体反射回来的回波信号以光点形式组成切面图像。此种图像与人体的解剖结构极其相似，故能直观地显示脏器的大小、形态、内部结构，并可将实质性、液性或含气性组织区分开来。超声的传播速度快，成像速度快，每次扫描即产生一幅图像，快速地重复扫描。产生众多的图像组合起来便构成了实时动态图像。因而能够实时地观察心脏的运动功能、胎心搏动，以及胃肠蠕动等。由于人体内组织的密度不同，相邻两种组织的声阻抗也不同，当声阻抗差达千分之一时，两组织界面便会产生回声反射，从而将两组织区分开来。超声对软组织的这种分辨力是X射线的100倍以上。超声诊断B型超声具有如下特点：它将从人体反射回来的回波信号以机理：不同的光点反映回声变化，用切面显示正常组织与异常组织特点：二维断面图像，灰阶/彩阶实时显示，直观用途：及其广泛

超声诊断机理：超声诊断肝脏B超心脏B超超声诊断肝脏B超心脏B超超声诊断超声诊断基于多普勒原理的超声诊断技术利用运动物体反射声波时造成的频率偏移现象来获取人体的运动信息.主要用于了解体内器官的功能状况及血液动力学方面的生理病理状况，如用于测定血液流速，心脏运动状况及血管是否存在拴塞等。超声多普勒技术主要由于心血管疾病的诊断中。脉冲多普勒超声连续多普勒超声彩色多普勒超声超声诊断基于多普勒原理的超声诊断技术超声诊断脉冲波多普勒超声由同一个（或一组）晶片发射并接收超声波的，它用较少的时间发射，而用更多的时间接收。采用深度选通（或距离选通）技术，可进行定点血流测定，具有很高的距离分辨力，也可对定点血流的性质做出准确的分析。超声诊断脉冲波多普勒超声超声诊断连续多普勒超声采用两个（或两组）晶片，由其中一组连续地发射超声，而由另一组连续地接收回波。遇到活动目标（如红细胞），反射回来的超声已是改变了频率的连续超声，它被双片探头的另一片所接收并转为电信号。此信号与仪器的高频振荡器产生的信号混频以后，经高频放大器放大，然后解调取出差频信号。此差频信号含有活动目标速度的信息。它具有很高的速度分辨力，能够检测到很高速的血流，这是它的主要的优点。而其最主要的缺点是缺乏距离分辨能力。超声诊断连续多普勒超声超声诊断彩色多普勒超声其原理与脉冲多普勒和连续多普勒相同将所得的血流信息经相位检测、自相关处理、彩色灰阶编码，把平均血流速度资料以彩色显示，并将其组合，叠加显示在B型灰阶图像上。它较直观地显示血流，对血流的性质和流速在心脏、血管内的分布较脉冲多普勒更快、更直观地显示。对左向右分流血流以及瓣口返流血流的显示有独到的优越性。但对血流的定量不如脉冲波和连续波多普勒。超声诊断彩色多普勒超声超声诊断机理：利用Doppler原理对心血管内血流进行探测分析频谱多普勒（PW+CW）以频谱曲线显示，检测血流动力学参数

彩色多普勒血流显像（CDFI）

彩色编码实时显示血流方向、速度及血流性质超声诊断机理：利用Doppler原理对心血管内血流进行探测分二尖瓣血流CDFI二尖瓣血流－PW超声诊断二尖瓣血流CDFI二尖瓣血流－PW超声诊断超声CTUCT反射式超声CT反射式成像系统则是通过测定反向散射波从而获得待测截面的反射率分布透射式超声CT透射式成像系统通过探测不同介质对超声波衰减系数的分布来得到管道的截面图像TOF(TimeofFlight)TOF方法则通过测定超声波从发射源到接收器的传播时间，可以得到被测介质密度分布及被测介质径向流速分布。超声CTUCT反射式超声CT超声CTUCTTOF(TimeofFlight)以度越时间作为投影数据Δt=t1-t2Cw为超声波为物体在介质中的速度，C(x,y)为物体断面上的速度分布物体断面上的折射系数为n（x,y）=Cw/C(x,y)超声CTUCTTOF(TimeofFligh超声CTUCT透射式超声CT超声衰减系数层析成像完全类似于X射线CT的成像原理不同在于，超声穿越物体时的衰减系数是一个与发射频率有关的量，当采用低兆赫超声且穿越介质为软组织时，衰减系数与发射频率之间近似为线性关系当发射中心频率，沿探测路径的线积分称为综合衰减系数超声CTUCT透射式超声CT超声CTUCT超声在传输过程中会产生折射，衍射，散射等现象，实际传输中不沿直线路径传输在反演过程中不完全适用X射线CT技术的层析重建算法射线追踪方法衍射层析成像基于精确场描述的层析成像超声CTUCT超声在传输过程中会产生折射，衍射，散中子CTX射线与原子核的外层电子发生作用，可以穿透相对厚度相对较小的物体X射线在高密度的材料中衰减更快X射线的吸收系数随着原子序数的增加而不断增加中子与原子核的核子发生反应，除几种元素，如氢、锂、硼、镉以外，中子的吸收系数远远低于X射线中子具有在大部分重金属中更强的穿透能力具有能够区分轻材料和金属的能力中子CTX射线与原子核的外层电子发生作用，可以穿透相对厚度相中子CT在材料科学中，中子照相用于检查飞机零件的腐蚀状况，以及水在混凝土中的渗透情况。在核工程中，利用成像技术来检查氢化锆包壳管，钚针，检查放射性废料和核弹头。在生物学中，观察到水在植物和木头中的渗透。中子照相在发现材料中的气孔、裂缝和轻微的缺陷方面性能优异。最重要的是，中子照相是一种无损成像的方法。中子CT在材料科学中，中子照相用于检查飞机零件的腐蚀状况，以地震CTSCT以地震波为探测源自然地震人造地震以探测点接收到的地震波走时数据为投影构建地幔或整个地球的模型，这些模型对认识地球的内部结构、运动及演化动力学将起到关键性的作用地震CTSCT以地震波为探测源地震CTSCT一次较大的地震激发的地震波，可以在很长的距离上观测到，结果发现在1040突然消失了，到了1430重又出现！也就是说，1040到1430“销声匿迹”。这是因为地球内存在一个速度很低的“核”，“影区”就是地核的影子。地震CTSCT一次较大的地震激发的地震波，可以在很过程层析成像PT使用与X射线CT相同的数学原理—Radon变换测试对象是石油、化工、冶金、动力等工业领域中的气液两相流或多相流的过程参数二维或三维分布问题过程层析成像PT使用与X射线CT相同的数学原理—Rado过程层析成像PTPT技术与医学CT的不同之处PT技术所检测的物场常常具有强非线性和复杂性，造成PT技术的图像重建比医学CT的图像重建困难得多。PT系统所能采集的投影数据有限，进一步增加了图像重建的难度。PT系统所检测的物场往往处于高速变化状态，为做到实时动态成像，数据采集要求比医学CT快得多，图像重建算法的实时性要求也高得多。PT系统中的传感器及数据采集系统要安装在工业现场，这要求其不仅要与检测对象的几何、机械、物理特性相适应，而且还要适应恶劣的现场环境(如静电、电磁干扰、振动以及电压波动等)。PT技术一般还要求能够通过所采集的数据以及重建的图像进行有关物场特征参数的提取，如流型辨识、空隙率计算、流速流量测量等等。PT系统是适应工业现场应用的智能化过程参数在线实时监测系统。过程层析成像PTPT技术与医学CT的不同之处过程层析成像PT根据探测手段的不同包含核子PT光学PT电学PT微波PT核磁共振PT声学PT过程层析成像PT根据探测手段的不同包含过程层析成像PT电学PT安装于工艺管道或反应设备上在交变电压或电流的激励下，形成以不同观测角度扫描被测场的敏感场电容CT阻抗CT电磁感应CT过程层析成像PT电学PT电容CTECT电容层析成像技术是根据被测物质各相具有不同的介电常数当各相组分分布或浓度发生变化时，将引起混和流体等价介电常数发生变化，从而使测量电极对间的电容值发生变化采用阵列式电容传感器，各电极之间相互组合的多个测量值便可反映多相流体的浓度以及在管截面上的相分布情况，以这些电容测量值作为投影数据，通过一定的图像重建算法，便可重建出被测物场的浓度分布图像。电容CTECT电容层析成像技术是根据被测物质各相具电容CTECT如果ECT装置有8个电极，则一个完整测量过程为电极1被选为公共电极（源电极），分别对1-2，1-3，1-4，…，1-8之间的电容进行测量。选择电极2作为公共电极，对2-3，2-4，…，2-8的电容进行测量。依次类推直至电极对7-8，因此，8极板ECT系统可以获得28个独立测量值电容CTECT如果ECT装置有8个电极，则一个完整电容CTECT沿工业管道布置，探测流体截面分布外置式与被测流体不接触，无侵扰，但受管壁电容影响内置式与被测流体接触，但无管壁电容影响无隔离电极式结构简单，但相邻电极本体电容大有隔离电极式相邻电极本体电容较小，但结构复杂电容CTECT沿工业管道布置，探测流体截面分布电容CTECT为使每对电极构成电容测量敏感区汇聚在两电极之间的一狭窄区域，以提高成像系统分辨率，测量过程中闲置电极接地，形成被测电极的屏蔽环，使敏感区汇聚效果更好。ECT中极板的数目是影响重建图像分辨率的重要参量，极板数目越多，分辨率越高，但极板有效面积随数目的增加而减小，电极间的边缘效应增加，进一步导致场的不均匀性。ECT的本质是基于静电场的测量，电力线的疏密程度与测量的灵敏度有直接的关系，一般靠近电极的区域灵敏度比中心高，得到的数据很不精确，很难重建出高质量的图像，当被测媒质的浓度很低时，ECT的这一弱点表现得更为明显。电容CTECT为使每对电极构成电容测量敏感区汇聚在电容CTECT与X射线CT相比，ECT具有成本低响应速度快无辐射等优点在工业过程控制领域获得了广泛的应用气液两相流空隙率测量、流型识别、流化床可视化管内气力输送火焰燃烧监测电容CTECT与X射线CT相比，ECT具有阻抗CTEITEIT的结构与ECT大致相同EIT成像技术是根据敏感场的电导率(或电阻率)分布获得物场的分布信息通过给激励电极施加激励电流，在被测区域内建立敏感场，当场内电导率分布变化时，导致场内电势分布变化，从而场域边界上的测量电压发生变化，通过图像重建算法，可以重建出场内的电导率分布。阻抗CTEITEIT的结构与ECT大致相同阻抗CTEITEIT成像应用领域较为广泛气液两相流空隙率测量流型识别气液混合过程环境监测等多领域阻抗CTEITEIT成像应用领域较为广泛阻抗CTEIT美国劳伦斯利弗摩尔国家实验室，在拉斯维加斯Yucca山脉的现场条件下，运用EIT技术监测在加热状态下水分在多孔性岩石材料中的转移(输运)现象，从而为证实Yucca山脉作为核废料贮存场所的超长期安全性计算机仿真模型的正确性提供依据英国UMIST的学者采用16x4层电极的EIT系统在直径为1.5米的搅拌器上进行实验，其目的是为三维搅拌容器中气/液混合过程提供强有力的定性和定量解释，并且开发出适用于金属容器的EIT系统阻抗CTEIT美国劳伦斯利弗摩尔国家实验室，在拉斯维阻抗CTEIT易受高频噪声干扰；成像效果不理想；该技术为软场检测，检测电流并非按照检测电极的路径流动，而总是沿电阻最小的路径流动。成像算法中大多假定扰动是小扰动，但在工业过程中常常无法满足。侵入式电极极易受被检测介质影响；重建图像与电极放置的位置及其表面与媒质的接触电阻有关，因此测量结果可变并且重复性差阻抗CTEIT易受高频噪声干扰；电磁感应CTEMT激励线圈中通入的交流电流在空间产生一个交变的磁场，检测线圈以感应的方式得到物场空间边界处磁场的分布信息，即获得一个观测角度的投影信号通过对激励电路的控制，可得到多个不同观测角度下的投影数据。当物场空间存在导电性和(或)导磁性物质时，磁场的分布随被测区域内导电率和导磁率分布改变，此时获得的投影数据反映了被测区域内的介质分布情况电磁感应CTEMT激励线圈中通入的交流电流在空间产电磁感应CTEMT电磁层析成像技术可适用于被测对象的分布可由导电率和(或)导磁率确定的场合金属矿石的输送和精选、化工过程分离食品和药物生产过程中的异物检测高速旋转机械在线安全检测两相流或多相流中具有导电性组分的检测。电磁感应CTEMT电磁层析成像技术可适用于被测对象CT技术原理及应用CT技术原理及应用起源1917年奥地利数学家J.Radon发表论文“由给定的流型上的函数积分确定函数”，被视为层析技术的起源。JohannRadon,UberdieBestimmungvonFunktionendurchihreIntegralwertelangsgewisserMannigfaltigkeiten.BertichteSachsischederWissenchaften,Leipzig,Mathematische-physikalischeKlasse,1917,(69):262-2671963年，美国物理学家A.M.Cormack建立了现代投影图像精确重建的数学方法。其首次提出在医学成像中应用Radon的理论，发展了从X射线投影数据重建图像的解析数学方法。A.M.Cormack,RepresentationofaFunctionbyitsLineIntegrals,withSomeRadiologicalApplications,J.Appl.Phys.,1963,(45):2722起源1917年奥地利数学家J.Radon发表论文“由给定起源1971年10月，英国的N．Hounsfield博士，首次设计成功可用于临床的断层摄影装置，并将其安装在伦敦的一家医院中，次年正式发表了人体头部的CT影像，标志着实用化的CT机的诞生HounsfieldGN.Computerizedtransverseaxialscanning(tomography)I.Descriptionofsystem,Br.J.Radiol.1973,46:1016-10221974年，美国George

Town医学中心的工程师莱德雷（Ledley）设计出了全身CT扫描仪，并安装在美国乔治镇大学医疗中心。使CT不仅可用于颅脑，而且还可用于全身各个部位的影像学检查。起源1971年10月，英国的N．Hounsfield博士起源1979年，Hounsfield和Cormack荣获诺贝尔医学生理学奖。起源基本原理CT的基本原理即由投影重建图像包含投影与重建两个部分基本原理CT的基本原理基本原理投影即沿探测射线的路径对被测对象积分的过程基本原理投影即沿探测射线的路径对被测对象积分的过程基本原理由Radon的论文“由给定的流型上的函数积分确定函数”即由多方向的积分投影来重建被积函数基本原理由Radon的论文“由给定的流型上的函数积分确定函数基本原理CT的基本原理，即由投影重建图像投影，即Radon变换重建，即Radon逆变换基本原理CT的基本原理，即由投影重建图像发展与应用按应用探测射线的不同可划分为X射线CT中子CT超声波CT地震波CT……按探测方式不同可分为透射CT发射CT反射CT三维CT……发展与应用按应用探测射线的不同可划分为X射线CTX射线CT是利用围绕被测对象扫描时得到的大量射线吸收数据来重建其断层图像的装置。当一束射线通过被测对象的一个断层时，沿射线路径的总的衰减系数为体素衰减系数的线积分，它可用一探测器进行测量。探测器将射线强度转换成电信号，经过数字化后由计算机处理。通过围绕人体的脏器在不同角度上进行多次测量，计算出与人体某一层面上每个体素相关的吸收系数，并将该层面的二维吸收系数矩阵存储到计算机中，所显示的图像上每个象素的灰度即为层面上相应体素的吸收系数的量度，从而得到断层面上衰减系数的分布的信息。由于CT技术得到的是人体的脏器一个断层面的图像，因此称为断层照相。X射线CTX射线CT是利用围绕被测对象扫描时得到的大量射线吸I0

:入射X-射线强度;I

:输出X-射线强度；

:组织的线性衰减系数;x:组织的厚度。X射线CTmx朗伯定律X射线CTmx朗伯定律X射线CT射线束通过非均匀介质：xµ1µ2µnI0IX射线CT射线束通过非均匀介质：xµ1µ2µnI0I传统X射线装置二维X光片、纵向信息重叠；图像后处理应用少；密度分辨率低，不能区别软组的细节；空间分辨率高；X射线CT

图像重建，三维断层、图像清晰；通过图像后处理，可获得多平面图像；密度分辨率高，对软组织分辨率能力高；空间分辨率较低；X射线CT传统X射线装置X射线CTX射线CTX射线CTX射线CTX射线CTX射线CTX射线CT第一代CT机采取旋转／平移方式进行扫描和收集信息。首先X线管和相对应的探测器作第一次同步平行移动。然后，环绕患者旋转1度并准备第二次扫描。周而复始，直到在180度范围内完成全部数据采集。由于采用笔形X线束和只有1－2个探测器，所采数据少，因而每扫一层所需时间长，图像质量差。X射线CT第一代CT机采取旋转／平移方式进行扫描和收集信息。X射线CT第二代CT机是在第一代CT的基础上发展而来，为平移/旋转式。X线束改为扇形，探测器增多至30个，扩大了扫描范围，增多了采集的数据。旋转角度由10增至230，缩短了扫描时间，图像质量有所提高，但仍不能完全避免患者生理运动所引起的伪影（Artifact）X射线CT第二代CT机是在第一代CT的基础上发展而来，为平移X射线CT第三代CT机的主要特点是控测器激增至300－800个，并与相对的X线管只作旋转运动（rotate/rotatemode）。能收集较多的数据，扫描时间在5s以内，使伪影大为减少，图像质量明显提高。X射线CT第三代CT机的主要特点是控测器激增至300－800X射线CT第四代CT机的特点是控测器进一步增加，高达1000－2400个并环状排列而固定不动，只有X线管围绕患者旋转，即旋转／固定式（rotate/stationarymode）。它和第三代机的扫描切层都薄，扫描速度都快，图像质量都高。X射线CT第四代CT机的特点是控测器进一步增加，高达1000X射线CTX光球管高压发生器探测器数据采集系统X射线CTX光球管高压发生器探测器数据采集系统X射线CT第五代CT特点是扫描时间缩短到50ms，因而解决了心脏扫描。其中主要结构是一个电子枪，所产生的电子束（Electronbeam）射向一个环形钨靶，环形排列的探测器收集信息。X射线CT第五代CT特点是扫描时间缩短到50ms，因而解决了X射线CT螺旋CTX射线CT螺旋CTX射线CT多层螺旋CT对于CT技术的要求就是在最短的时间内，得到最清晰图像的同时，尽可能地加大检查范围。在螺旋CT中采用多排探测器阵列。将单排探测器（900个左右的探测器单位）改进为几排甚至几十排探测器，即多层螺旋CT在Z轴方向上有数万个探测器呈二维阵列。X射线CT多层螺旋CTX射线CT特点旋转一周可以获得多个断层的图像成像速度快，能包容较大范围进行容积扫描。1990螺旋CT问世19922层螺旋CT问世19984层螺旋CT问世200216层螺旋CT问世200432层螺旋CT问世200564/128层螺旋CT问世X射线CT特点X射线CTMed.ReviewNo.66X射线CTMed.ReviewNo.66发射断层CTECT与通常CT的不同之处是射线源在成像体的内部。ECT成像是先让人体接受某种放射性药物，这些药物聚集在人体某个脏器中或参与体内某种代谢过程，再对脏器组织中的放射性核素的浓度分布和代谢进行成像。利用ECT不仅可得人体脏器的解剖图像，还可得到生理，生化，病理过程及功能图像。发射断层CTECT与通常CT的不同之处是射线源在成像发射断层CTECT单电子发射CTSPECT正电子CTPET发射断层CTECT单电子发射CTSPECT单电子发射CTSPECT放射性药物在人体内衰变发射出单一方向上的单个光子使用γ射线照相机在外部围绕人体旋转，依次获取不同方向上的收集γ射线成像由CT重建理论进行断层图像重建单电子发射CTSPECT放射性药物在人体内衰变发射出单正电子CTPET正电子从被标记的化合物中发出并与一个电子产生湮灭产生两个向相反方向发射的γ光子，每一个都具有511keV的固定能量，被两个相对的探测器同时接收b+b-~1-3mm511KeV511KeV正电子CTPET正电子从被标记的化合物中发出并与一个电子PET装置的原理图

正电子CTPETPET装置的原理图正电子CTPET核磁共振基本原理核磁共振现象来源于原子核的自旋角动量在外加磁场作用下的进动。根据量子力学原理，原子核与电子一样，也具有自旋角动量，其自旋角动量的具体数值由原子核的自旋量子数决定，实验结果显示，不同类型的原子核自旋量子数也不同：质量数和质子数均为偶数的原子核，自旋量子数为0

质量数为奇数的原子核，自旋量子数为半整数

质量数为偶数，质子数为奇数的原子核，自旋量子数为整数

核磁共振基本原理核磁共振现象来源于原子核的自旋角动量在核磁共振基本原理由于原子核携带电荷，当原子核自旋时，会由自旋产生一个磁矩，这一磁矩的方向与原子核的自旋方向相同，大小与原子核的自旋角动量成正比。将原子核置于外加磁场中，若原子核磁矩与外加磁场方向不同，则原子核磁矩会绕外磁场方向旋转，这一现象类似陀螺在旋转过程中转动轴的摆动，称为进动。进动具有能量也具有一定的频率。原子核进动的频率由外加磁场的强度和原子核本身的性质决定，也就是说，对于某一特定原子，在一定强度的的外加磁场中，其原子核自旋进动的频率是固定不变的。

核磁共振基本原理由于原子核携带电荷，当原子核自旋时，会核磁共振基本原理原子核磁矩方向的量子化原子核发生进动的能量与磁场、原子核磁矩、以及磁矩与磁场的夹角相关，根据量子力学原理，原子核磁矩与外加磁场之间的夹角并不是连续分布的，而是由原子核的磁量子数决定的，原子核磁矩的方向只能在这些磁量子数之间跳跃，而不能平滑的变化，这样就形成了一系列的能级。核磁共振基本原理原子核磁矩方向的量子化核磁共振基本原理能级跃迁当原子核在外加磁场中接受其他来源的能量输入后，就会发生能级跃迁，也就是原子核磁矩与外加磁场的夹角会发生变化。这种能级跃迁是获取核磁共振信号的基础。核磁共振基本原理能级跃迁核磁共振基本原理共振吸收外加射频场的频率与原子核自旋进动的频率相同的时候，射频场的能量才能够有效地被原子核吸收，为能级跃迁提供助力。因此某种特定的原子核，在给定的外加磁场中，只吸收某一特定频率射频场提供的能量，这样就形成了一个核磁共振信号.

核磁共振基本原理共振吸收核磁共振基本原理保持磁场不变，调节入射电磁波的频率核磁共振频谱学NMR调节外加电场强度核磁共振成像MRI核磁共振探测MRS核磁共振基本原理保持磁场不变，调节入射电磁波的频率核磁共振基本原理将人体置于特殊的磁场中，用无线电射频脉冲激发人体内氢原子核，引起氢原子核共振，并吸收能量。核磁共振基本原理将人体置于特殊的磁场中，用无线电射频脉核磁共振基本原理在停止射频脉冲后，氢原子核按特定频率发出射电信号，并将吸收的能量释放出来，被体外的接受器收录核磁共振基本原理在停止射频脉冲后，氢原子核按特定频率发核磁共振成像MRIMRI技术是核磁共振在医学领域的应用。人体内含有非常丰富的水，不同的组织，水的含量也各不相同，如果能够探测到这些水的分布信息，就能够绘制出一幅比较完整的人体内部结构图像。核磁共振成像技术就是通过识别水分子中氢原子信号的分布来推测水分子在人体内的分布，进而探测人体内部结构的技术。

核磁共振成像MRIMRI技术是核磁共振在医学领域的应用核磁共振成像MRI核磁共振成像技术还可以与X射线断层成像技术（CT）结合为临床诊断和生理学、医学研究提供重要数据。不须注射药物到人体内部。相较于其它造影方法(如PET或SPECT)，是较安全的造影方法。不具放射性。因为MRI利用磁场的改变控制影像，所以不需要放射性药物或仪器的协助，可用于小孩、幼儿、或是关于发育的研究。影像取得时间短。影像分辨率高。空间分辨率可达1-2mm，时间分辨率可达0.1sec。可用于小结构、短时间的变化。核磁共振成像MRI核磁共振成像技术还可以与X射线断层成核磁共振成像MRI核磁共振成像MRI核磁共振探测MRS核磁共振探测是MRI技术在地质勘探领域的延伸，通过对地层中水分布信息的探测，可以确定某一地层下是否有地下水存在，地下水位的高度、含水层的含水量和孔隙率等地层结构信息。目前核磁共振探测技术已经成为传统的钻探探测技术的补充手段，并且应用于滑坡等地质灾害的预防工作中，但是相对于传统的钻探探测，核磁共振探测设备购买、运行和维护费用非常高昂，这严重地限制了MRS技术在地质科学中的应用。

核磁共振探测MRS核磁共振探测是MRI技术在地质勘探超声CTUCT以超声波为信号检测手段利用被测介质对入射声波的吸收、散射效应以及被测介质的不连续性(或不均匀性)引起声波传播速度、幅度、相位等变化从不同的角度和方位进行扫描测量，从而获得管道或过程容器截面的投影数据，最后，重建截面介质分布图象超声CTUCT以超声波为信号检测手段超声诊断医学诊断中的超声回波扫描技术多普勒超声诊断技术超声诊断医学诊断中的超声超声诊断回波扫描技术的超声诊断技术的基本原理是利用超声波在组织界面处产生的反射回波形成的图像或信号来鉴别和诊断疾病。主要用于解剖学范畴的检测和诊断，目的是了解器官的形态学和组织学方面的状况与变化。A型M型B型超声诊断回波扫描技术的超声诊断技术的基本原理超声诊断A型超声诊断使用单声束来探测人体，每遇到一个界面，产生一个回声，该回声在示波器的屏幕上以波的形式显示，界面两侧介质的声阻抗差愈大，其回声的波幅愈高；反之，界面两侧介质的声阻抗差愈小，其回声的波幅愈低。若超声波在没有界面的均匀介质中传播，即声阻抗差为零时则呈现无回声的平段。根据回声波幅的高低、多少、形状等对组织状态作为判断。单晶片发射，单声束进入人体，只能获取一条线上的探测信息能准确地显示人体组织内各部位间的距离超声诊断A型超声诊断A型超声示意图距离振幅A型超声实例超声诊断A型超声示意图距离振幅A型超声实例超声诊断超声诊断M型超声诊断M型超声是辉度调制型中的一个特殊类型，主要用于心脏及大血管检查，早期将之称为M型超声心动图。探头位置固定，心脏有规律地收缩和舒张，心脏各层组织和探头间的距离便发生节律性的改变。所描记的是声束所经心脏各层组织结构的运动轨迹。单晶片发射，单声束进入人体，只能获得一条线上的回波信息；可看出各部位间在一定时间内相互的位移关系，即心动状态。超声诊断M型超声诊断超声诊断机理：以单声束取样，获得活动界面回声，再以慢扫描方式展开特点：一维－时间运动曲线图用途：分析心脏和大血管的运动幅度超声诊断机理：超声诊断超声诊断超声诊断B型超声诊断原理与A型相同将回声信号显示为光点，回声的强弱以点的灰（亮）度显示。声阻抗相差越大，反射越强，产生的回声信号越亮，反之越弱，产生的回声信号越暗，当探头在体表快速顺序移动，则产生一行行亮点，组成一个平面，即显示一个断面的图象，称为二维切面图象。医生根据声像图所得之人体信息诊断疾病，而不是像A型超声那样根据波型所反映的人体信息诊病。超声诊断B型超声诊断超声诊断B型超声具有如下特点：它将从人体反射回来的回波信号以光点形式组成切面图像。此种图像与人体的解剖结构极其相似，故能直观地显示脏器的大小、形态、内部结构，并可将实质性、液性或含气性组织区分开来。超声的传播速度快，成像速度快，每次扫描即产生一幅图像，快速地重复扫描。产生众多的图像组合起来便构成了实时动态图像。因而能够实时地观察心脏的运动功能、胎心搏动，以及胃肠蠕动等。由于人体内组织的密度不同，相邻两种组织的声阻抗也不同，当声阻抗差达千分之一时，两组织界面便会产生回声反射，从而将两组织区分开来。超声对软组织的这种分辨力是X射线的100倍以上。超声诊断B型超声具有如下特点：它将从人体反射回来的回波信号以机理：不同的光点反映回声变化，用切面显示正常组织与异常组织特点：二维断面图像，灰阶/彩阶实时显示，直观用途：及其广泛

超声诊断机理：超声诊断肝脏B超心脏B超超声诊断肝脏B超心脏B超超声诊断超声诊断基于多普勒原理的超声诊断技术利用运动物体反射声波时造成的频率偏移现象来获取人体的运动信息.主要用于了解体内器官的功能状况及血液动力学方面的生理病理状况，如用于测定血液流速，心脏运动状况及血管是否存在拴塞等。超声多普勒技术主要由于心血管疾病的诊断中。脉冲多普勒超声连续多普勒超声彩色多普勒超声超声诊断基于多普勒原理的超声诊断技术超声诊断脉冲波多普勒超声由同一个（或一组）晶片发射并接收超声波的，它用较少的时间发射，而用更多的时间接收。采用深度选通（或距离选通）技术，可进行定点血流测定，具有很高的距离分辨力，也可对定点血流的性质做出准确的分析。超声诊断脉冲波多普勒超声超声诊断连续多普勒超声采用两个（或两组）晶片，由其中一组连续地发射超声，而由另一组连续地接收回波。遇到活动目标（如红细胞），反射回来的超声已是改变了频率的连续超声，它被双片探头的另一片所接收并转为电信号。此信号与仪器的高频振荡器产生的信号混频以后，经高频放大器放大，然后解调取出差频信号。此差频信号含有活动目标速度的信息。它具有很高的速度分辨力，能够检测到很高速的血流，这是它的主要的优点。而其最主要的缺点是缺乏距离分辨能力。超声诊断连续多普勒超声超声诊断彩色多普勒超声其原理与脉冲多普勒和连续多普勒相同将所得的血流信息经相位检测、自相关处理、彩色灰阶编码，把平均血流速度资料以彩色显示，并将其组合，叠加显示在B型灰阶图像上。它较直观地显示血流，对血流的性质和流速在心脏、血管内的分布较脉冲多普勒更快、更直观地显示。对左向右分流血流以及瓣口返流血流的显示有独到的优越性。但对血流的定量不如脉冲波和连续波多普勒。超声诊断彩色多普勒超声超声诊断机理：利用Doppler原理对心血管内血流进行探测分析频谱多普勒（PW+CW）以频谱曲线显示，检测血流动力学参数

彩色多普勒血流显像（CDFI）

彩色编码实时显示血流方向、速度及血流性质超声诊断机理：利用Doppler原理对心血管内血流进行探测分二尖瓣血流CDFI二尖瓣血流－PW超声诊断二尖瓣血流CDFI二尖瓣血流－PW超声诊断超声CTUCT反射式超声CT反射式成像系统则是通过测定反向散射波从而获得待测截面的反射率分布透射式超声CT透射式成像系统通过探测不同介质对超声波衰减系数的分布来得到管道的截面图像TOF(TimeofFlight)TOF方法则通过测定超声波从发射源到接收器的传播时间，可以得到被测介质密度分布及被测介质径向流速分布。超声CTUCT反射式超声CT超声CTUCTTOF(TimeofFlight)以度越时间作为投影数据Δt=t1-t2Cw为超声波为物体在介质中的速度，C(x,y)为物体断面上的速度分布物体断面上的折射系数为n（x,y）=Cw/C(x,y)超声CTUCTTOF(TimeofFligh超声CTUCT透射式超声CT超声衰减系数层析成像完全类似于X射线CT的成像原理不同在于，超声穿越物体时的衰减系数是一个与发射频率有关的量，当采用低兆赫超声且穿越介质为软组织时，衰减系数与发射频率之间近似为线性关系当发射中心频率，沿探测路径的线积分称为综合衰减系数超声CTUCT透射式超声CT超声CTUCT超声在传输过程中会产生折射，衍射，散射等现象，实际传输中不沿直线路径传输在反演过程中不完全适用X射线CT技术的层析重建算法射线追踪方法衍射层析成像基于精确场描述的层析成像超声CTUCT超声在传输过程中会产生折射，衍射，散中子CTX射线与原子核的外层电子发生作用，可以穿透相对厚度相对较小的物体X射线在高密度的材料中衰减更快X射线的吸收系数随着原子序数的增加而不断增加中子与原子核的核子发生反应，除几种元素，如氢、锂、硼、镉以外，中子的吸收系数远远低于X射线中子具有在大部分重金属中更强的穿透能力具有能够区分轻材料和金属的能力中子CTX射线与原子核的外层电子发生作用，可以穿透相对厚度相中子CT在材料科学中，中子照相用于检查飞机零件的腐蚀状况，以及水在混凝土中的渗透情况。在核工程中，利用成像技术来检查氢化锆包壳管，钚针，检查放射性废料和核弹头。在生物学中，观察到水在植物和木头中的渗透。中子照相在发现材料中的气孔、裂缝和轻微的缺陷方面性能优异。最重要的是，中子照相是一种无损成像的方法。中子CT在材料科学中，中子照相用于检查飞机零件的腐蚀状况，以地震CTSCT以地震波为探测源自然地震人造地震以探测点接收到的地震波走时数据为投影构建地幔或整个地球的模型，这些模型对认识地球的内部结构、运动及演化动力学将起到关键性的作用地震CTSCT以地震波为探测源地震CTSCT一次较大的地震激发的地震波，可以在很长的距离上观测到，结果发现在1040突然消失了，到了1430重又出现！也就是说，1040到1430“销声匿迹”。这是因为地球内存在一个速度很低的“核”，“影区”就是地核的影子。地震CTSCT一次较大的地震激发的地震波，可以在很过程层析成像PT使用与X射线CT相同的数学原理—Radon变换测试对象是石油、化工、冶金、动力等工业领域中的气液两相流或多相流的过程参数二维或三维分布问题过程层析成像PT使用与X射线CT相同的数学原理—Rado过程层析成像PTPT技术与医学CT的不同之处PT技术所检测的物场常常具有强非线性和复杂性，造成PT技术的图像重建比医学CT的图像重建困难得多。PT系统所能采集的投影数据有限，进一步增加了图像重建的难度。PT系统所检测的物场往往处于高速变化状态，为做到实时动态成像，数据采集要求比医学CT快得多，图像重建算法的实时性要求也高得多。PT系统中的传感器及数据采集系统要安装在工业现场，这要求其不仅要与