第二章

超声影像学基础

一、超声物理学

（一）声波的基本特征

声波是由物体的机械振动所产生，作为一种波，声波的几种特征对于理解它的属性非常重要。首先，声波是一种机械能的形式，因而我们可研究声波的强度，也可研究声波在介质中传播时的扩散和衰减。其次，声波同光一样，是以波的形式传播，波可用频率和波长来表示。声波在穿过界面时也同样具有波的特性：反射和折射。第三，声波的传播需要介质，它不能在真空中传播，但可以在介质（如人体组织）中传播。

（二）超声波的主要物理学特征及其在超声影像学中的意义

超声波作为一种波，具有频率、声速和波长几个特性。

（1）　频率：

是指在单位时间内介质质点完成全振动的次数。单位是：s ^-1 ，或称Hz，人耳可以听到的声音振动频率是15～20 000Hz之间，超过人耳听阈的高限20kHz的声波叫超声波。医用诊断的超声波频率一般为1M～30MHz，应用在腹部和盆腔超声频率多在2.5M～7.0MHz范围，大多数的内镜超声频率在5M～30MHz。超声波频率决定着声束的穿透力和影像的质量。

（2）　声速：

是指超声波每秒钟传播的距离。它与介质的密度和弹性有密切关系。超声波在水及人体大多数软组织中的传播速度相差不大，平均为1540m/s左右，如水为1483m/s，脂肪组织为1470m/s，肾脏为1560m/s，肝脏为1570m/s等。我们测量超声波在不同组织中传播的时间，并根据时间计算组织的大小，也就是首先假设了超声波在这些组织中的传播速度是相等的 ^[1-4] ，这是目前各种超声诊断仪测量大小的基础。

（3）　波长：

是指在振动的一个周期内波所传播的距离。超声波的波长通常非常小，一般小于1mm。波长、频率和声速之间有如下公式：

其中λ是波长，C是声速，F是频率。由于声速是常数，所以波长和频率是呈反比的。仪器的最高分辨率相当于半波长，频率越高，波长越短，分辨率越高，但穿透力越差。反之，频率越低，波长越长，分辨率越低，但穿透力越强。因而选择合适的换能器的超声频率、波长决定超声影像的质量。

当超声换能器发射出的超声波进入组织，超声波被反射形成回声（反射波）返回换能器，换能器作为接收装置侦测回声，这些回声经过处理形成影像。既然各种组织中声速是相近的，超声波从换能器发出、被目标反射、并回到换能器所需要的时间与换能器和目标之间的距离是相关的。从目标反射回来的多束声波经过收集（不同的反射时间代表不同回声的对应深度）、处理形成二维超声影像。

超声波的反射使我们能够得到超声影像。没有反射，从探头发出的声波就不能返回形成影像。反射的发生与组织的声阻抗密切相关，声阻抗（Z）主要反映介质的密度与弹性，它的值等于介质密度（ρ）与超声速度（C）的乘积，Z=ρ∗C。所以不同类型的组织声阻抗不同。当声波入射到两种不同声阻抗的组织的界面上，并且该界面的长度大于波长时，声束的一部分穿过界面进入第二种组织，称为透射，而另一部分会在这个界面上返回，这种现象称为反射。反射多少，透射多少，取决于两种组织声阻抗的差异（图2-1）。两种组织声阻抗的差异越小，在界面上反射的声波越少，透射的声波越多。通常人体大多组织内部的声阻抗变化很小，所以反射的声波也很少。而人体内两种组织间的声阻抗差异则较大，所以反射的声波较多，透射的声波较少。

如果界面两侧组织的声阻抗差别大，回声就强，如果声阻抗差别小，回声就弱

组织和界面对声波的反射影响图像质量。当两种界面的声阻抗差异特别大时，声波绝大多数被反射，其后方就不能形成影像，因为只有极少的声波通过界面。这种情况一般发生在气体与软组织间的界面，因而我们无法用超声显示肺、气管和含气的胃肠道。这就是为什么EUS需要注水并排除胃肠道气体之后才能较好地进行检查的原因。

超声耦合剂能提高声波在界面的透射力。体表超声用的超声胶就是耦合剂，使探头与皮肤良好接触，减少附着气体的影响，减少被皮肤反射回来的声波。在EUS中，水和水囊起到同样的作用，水作为耦合剂，使换能器发出的声波更好地穿过消化道黏膜。如果没有水这种耦合剂，胃肠道气体常常使换能器与黏膜之间的声阻抗差异过大，此时绝大部分的声波被反射，只有很少的声波能进入黏膜组织，不足以形成组织的超声影像。

当声波在界面反射时，入射角与反射角相等，这一原理对影像的质量非常重要，当声波垂直入射组织时，反射波也垂直返回换能器，从而得到理想的影像。如果声束不垂直入射界面，声束会以与入射角相同的角度反射，但这些反射波不能直接回到换能器，而是反射至周围的组织中，声波在周围组织中散射。人体大多数组织存在许多不规则的界面，声波穿过时就会向许多方向发生不规则的反射和折射的现象，称为散射。这些声波不断散射，最终回到换能器，组织中声波的散射决定了各种组织有不同的内部回声，如正常肝脏的内部回声较为均匀（图2-2）。

当声波入射到界面上的声束与界面不垂直时，则透射过界面的声束方向会发生改变，这种现象称为折射。折射的方向取决于声波在不同组织中的速度，超声波在多数组织中传播的速度是接近的，所以折射的现象并不明显。当声波通过声速差别很大的组织界面时就可发生折射，形成超声伪像。

声波还可以用能量学的物理量来描述。声波的能量用振幅或强度来表示，与声音的响亮程度有关，同样超声波也可用振幅和强度来描述其能量。声强的单位通常用分贝（dB）表示。当声波通过组织时要损失一定的能量，这种现象称为衰减。反射、散射和组织的吸收都使能量衰减，组织吸收是一小部分能量被转化为热量。吸收的多少取决于介质的黏度和声波的频率，缺少黏性的物质（如液体）比黏性组织（如软组织或骨）吸收得少。

液体几乎不吸收声能，这一特点很有意义。内镜超声探头水囊中的水及注入消化道内的水都是良好的声学耦合剂，因为水吸收声能极少，声波在水中衰减很少，从而更易于显示深部的组织和病变。在体表超声检查时嘱患者饮水和憋尿也是同样的原理。

骨组织（如椎骨、肋骨）吸收声能明显，超声波很难穿透。胆结石和肾结石也能明显吸收和衰减超声。超声波很难通过结石，这样就产生了结石的声像特征：声影（图2-3）。

超声波的频率也能影响其衰减。在软组织中，超声波的频率与组织的吸收成正比，频率越高，组织吸收量越大，所以高频率的探头不能够显示较深层的组织。对于电子内镜超声来讲，5MHz换能器能显示约8cm深的组织，而10MHz换能器只能显示约6cm深的组织（图2-4，图2-5）。

肝脏组织中存在较多的界面，使声波在组织中不断散射，回声最终回到换能器，形成肝脏组织的均匀回声（探头置于胃体部扫查显示肝脏，5MHz）

胆管末端小结石使后方出现声影（箭头指示）

（A）5MHz显示肝左叶的图像分辨率相对较低，图像质量粗糙，但可显示达7cm的深度；（B）10MHz显示的图像分辨率较高，图像质量细腻，但肝左叶前部显示不理想

（A）脂肪肝由于肝内脂肪弥漫性浸润，致声束衰减和散射明显增加，后方声能衰减，成像不清，在5MHz下可勉强显示8～9cm的深度；（B）而10MHz虽然图像细腻，但只能显示5cm的深度

二、超声影像的形成

（一）二维超声影像

超声显像的仪器一般是由换能器（探头）和主机两大部分组成，主机由发射电路、接收电路和显示系统等几部分组成。换能器由具有压电效应的天然或人工材料制成的压电晶片所构成，其内加电压后，产生振动的薄膜借助于逆压电效应，沿一定方向发出相应频率的超声波。换能器在非常短的时间内将超声波入射至组织（约0.00 001秒），超声波在人体组织中以平均约1540m/s的速度传播，由于不同脏器或同一脏器内的组织结构存在一定的声阻抗差异，超声波在不同声阻抗的界面产生反射，反射回来的声波被换能器接收，换能器内的晶片借助于正压电效应，晶片振动产生电信号，这些被换能器接收回的微弱高频带电信号经主机增益和滤波等复杂处理，反射波返回换能器所需的时间代表着反射界面与换能器的距离。在图像上相应的位置以不同辉度的像素表示界面反射信号的强弱，运用连续方式扫描显示脏器的切面图像，这就是二维超声显像的一般原理。此外电子探头内镜超声还会用到超声多普勒频谱和彩色多普勒血流图。前者利用超声多普勒效应，以多种方式显示多普勒频移，通过分析多普勒频谱及其音频信号，了解血流动力学的变化，对心血管和其他脏器的生理与病理作出判断。后者采用自相关技术获得并处理血流多普勒信息，经过彩色编码，实时叠加到二维灰阶图像上，形成彩色多普勒血流图，不同的色彩代表血流的不同方向和速度，血流朝向换能器时显示为红色，血流背离换能器时显示为蓝色，可直观地显示心脏及血管内的血流。

实时的声像图能够显示内脏器官的运动，这要求声像图合成必须快速，当声像图的刷新低于16帧/秒时一般人眼就会有闪烁的感觉，检查者容易出现视觉疲劳。一帧声像图由一系列不同辉度的像素形成的垂直像线组成。像线的密度越高，声像图的质量就越佳。但像线的密度越高，声像图的刷新时间越长，刷新率越低。一般的超声机都可调节像线密度，使图像更清晰或更稳定。由于深层组织的回声需要更长的时间进行处理，所以当检查深层组织时，将降低声像图刷新率。

内镜超声换能器有两类：机械换能器和电子换能器。前者是将换能器安于转子上，由马达带动转子转动，通过换能器的转动，发射超声波和接收超声波，形成一环形切面的声像图。电子换能器是由很多晶片排列成线状的阵列，在电子开关的控制下按一定的时序和编组进行声波的发射和接收，从而形成线阵或扇形的声像图。

新的多层探头技术，扩展了探头的频率范围，同一设备可以有不同的超声频率，电子内镜超声探头可以在5MHz到10MHz之间切换。这一技术将使我们能根据不同的观察深度选择不同的频率，观察深层组织选择较低的超声频率，观察浅层组织选择较高的超声频率以提高声像图的质量。

（二）数字化超声技术

近年来，作为超声发展史上的里程碑——已应用于体表超声检查的全数字超宽频探头技术也同样应用于内镜超声，这将会大大提高超声图像质量。数字超声是基于个人计算机系统，其核心技术是数字声束发生器，能实时控制声学的各种参数，是技术上的重大突破，与传统的模拟技术相比，能大量快速处理超声的信息，不仅精确，而且重复性好。最新的超声影像技术使其能发出很窄的声束波形，调整探头的不同晶片，在发射信号时不断切换频率、振幅、波形，使焦点的范围扩展到从近场到远场，从而得到具有良好对比的超声图像，并使不同深度的声像图都能有良好的轴向分辨率和侧向分辨率。

数字影像在图像处理上可以通过算法消除图像的斑点，使图像更均质，减少噪声。数字滤过算法还能提高多普勒的敏感性，减少运动伪影，使在EUS下血流图像更容易识别。

基于个人计算机的数字超声系统，预装了Windows NT4.0 Embeded版（或Windows XP Embeded版本），集超声机与影像工作站于一体，提供了良好的图像管理和网络传输功能。

（三）三维超声影像

三维超声是随计算机处理技术的发展而迅速发展起来的新型超声成像技术，其临床应用价值已被越来越多的人所认识。目前的三维超声显像是基于计算机图形学而进行的物体立体模型重建。当前多采用体元模型的总体显示法，即利用总体结构内的全部信息建立一个具有实体感的三维图像，显示组织结构的所有灰阶信息。具体有以下两种成像方式：

1.表面成像提取组织结构的表面灰阶信息，然后采取表面拟合的方式进行图像重组。

2.透明成像该技术采用透明算法实现三维重建，淡化组织结构的灰阶信息，使之呈透明显示。该方法使重建结构具有透明感和立体感，从而显示实质性脏器内部结构的空间位置关系。（图2-6）

Pentax超声内镜显示胃间质瘤的三维结构

三维内镜超声的应用对于消化道肿瘤的来源和浸润深度具有重要意义，尤其是三维超声能显示进入瘤体内的滋养血管、周围被压迫移位或变窄的血管，准确了解肿瘤的整体形态，这些较二维图像增加的信息往往是临床医师术前制定手术方案所需了解的。

（四）二次谐波成像

传统超声成像方法采用基波成像（fundamental imaging，FI），即接收声波频率与探头发射频率一致。早些时候提出二次谐波成像（second harmonic imaging，SHI）技术，主要是对血液中造影剂微气泡敏感，回声更强，而对组织的敏感性相对较弱，从而便于研究心肌及脏器造影剂的灌注情况。最近开发出自然组织谐波成像技术（native tissue harmonic imaging，NTHI），与造影技术被称为21世纪超声发展的又一里程碑，它融合了多种现代超声技术，如超宽频探头，宽频全数字声束形成器和信号处理技术等。

探头以低频率发射基波，基波在体内传播过程中，使介质中每个质点发生位移，产生与基波频率呈非线性关系的振动波，其中整倍于基波频率的振动波称为谐波（harmonic），2倍于基波频率的振动波为二次谐波。二次谐波成像时探头接收频率是发射频率的2倍，即发射频率为5MHz，则接收频率为10MHz。谐波中带有丰富的组织结构信息，可用于成像，以显示组织结构特征，但二次谐波信号通常较微弱，在常规超声成像过程中被忽略。在组织谐波成像技术中，探头只接收组织振动所产生的二次谐波信号，并对其进行放大成像，因此可降低噪声伪像，提高对比度，明显增强图像分辨力和清晰度，从而提高诊断率。其原理在于：①二次谐波的宽度窄，可提高侧向分辨率；②随着二次谐波的增加，反射脉冲的长度逐渐减小，使轴向分辨力提高；③主声束的二次谐波高于旁瓣，使谐波图像中杂波簇（cluster）减小，因旁瓣作用随谐波的增加而减少。利用人体回声信号的二次谐波成分构成人体器官的图像，又可分为对比（造影）谐波成像（contrast harmonic imaging，CHI）和组织谐波成像（tissue harmonic imaging，THI）两种。对比谐波成像需静脉注射造影剂，谐波频率能量来自于造影剂微气泡产生的散射；而组织谐波成像中，谐波频率能量由超声波在组织中传播时逐渐产生，虽声能强度小于前者，但无需注射造影剂，简便易行。这些技术已较广泛应用于体表超声，目前也开始应用于内镜超声检查，其临床意义亟待我们去探索。

（五）弹性成像

内镜超声弹性成像（EUS elastography）是近年来开始发展的一种新的技术，即通过EUS检查反映组织的弹性情况。其原理是通过对生物组织加压使其变形，由于组织的软硬度及弹性存在差异，在相同压力作用下，质地软、弹性大的组织加压后形变大，质地硬、弹性小的组织加压后形变小，这种因加压变形所产生的组织位移速度差异经量化分析后可转化为不同的彩色图像，弹性大的组织显示为红色，弹性小的组织显示为蓝色，弹性程度中等的组织显示为绿色，从红色至蓝色的渐变代表组织质地从软到硬的变化。有些疾病可导致组织硬度改变，根据组织弹性差异不同，EUS弹性成像在鉴别良恶性淋巴结、肝脏或胰腺局灶病变等方面有一定辅助作用（详见第十章）。

三、超声机基本功能的调节及其对声像图的影响

超声机有较多种功能调节，内镜超声医生应当了解这些功能调节对声像图的影响。

（一）　方向（oriention）

方向指超声图像的上下左右代表人体的方位。对于环扫超声内镜，通常为从超声内镜的头端向超声内镜的尾侧观察，形成的纵隔等处的声像图与CT图像的方位比较相似。不同的是，由于超声内镜的镜身可以旋转，在超声机上也可以将超声图像旋转方向，一般将椎骨所在方向视为6点处，12点处代表患者的前方，声像图9点对应于患者的右侧，声像图的3点对应于患者的左侧。

对于线阵式超声内镜影像的方向，目前国内外尚未统一标准。欧洲专家习惯于采用图像向左，即声像图的左侧代表探头的尾侧，右侧代表探头的头侧。一些美国学者和我们国内学者习惯于图像向右，即声像图的左侧代表探头的头侧，右侧代表探头的尾侧。前者的理由是图像向左时，声像图的左侧常常代表患者的头侧，右侧代表患者的足侧，这种情况与腹部超声的习惯一致。后者的理由是，在进行EUS操作时，操作者站在诊床的右侧（而腹部超声时操作者是站在左侧的），进、退内镜和穿刺针的操作方向与超声上显示的方向一致，由于纵轴超声内镜本身就是为穿刺介入设计的，这种一致性比较重要，所以我们倾向于采用图像向右的显示方式。无论向左向右，应当按个人的习惯选择，以不影响诊治工作准确性为原则。尽管国际上许多学者的报告和论文采用图像向左的显示方式，本书仍坚持采用超声图像向右的显示方式。

（二）　增益（gain）

增益是指回声信号的放大程度（输入、输出功率增大的比率）。调节增益可以控制整个切面声像图的回声强度。增益调节过高，噪声和伪像的干扰也增加，必然影响图像的清晰度；增益调节过低，部分声像信息会显示不清，造成漏诊。对不同人或同一个人的不同器官进行检查时应随时调节。一般应当将增益从高向低调，调节至干扰刚好消失的水平。大多超声机还有深度增益补偿功能，它是用来调节补偿声束在人体内因距离出现的回声衰减，以获得最佳图像。一般采用分段调节方式，每段控制一定深度范围的灵敏度。

（三）　深度（depth）

深度是用来调节声像图显示组织的深度，对深度的调节有两个主要限制：①由于超声对组织的穿透力有限，声像图调节过深没有意义；②声像图调节过深，图像的刷新率会大大降低。

（四）　焦距（focus）

焦距是指在声像图中影像最清晰的位置。多数超声机还提供了多点聚焦，能提高图像精度，但多点聚焦较单点聚焦图像刷新率低。

此外，超声机还有许多其他调节功能，如对比、亮度等，同样对声像图的效果有重要影响。另外较高的频率能得到较佳的图像分辨率，但其穿透力差，深层组织显示不良。因而应当选择能够显示目标深度的最适频率。

四、伪像

熟悉超声效应和伪像对防止误诊、漏诊至关重要。常见的超声效应和伪像有以下几种：

（一）多重反射

多重反射发生在反射波返回换能器过程中，反射波遇到强反射界面，反射波再次被反射，向远离探头的方向传播，而这种来回反射的波可反复发生几次，声像图中出现等距离的多条回声 ^{[1，2，5-7]} （图2-7）。多出现于胆囊底、大囊肿、大血管的前壁、超声内镜的水囊、充水的胃等，可被误诊为壁的增厚、分泌物或肿瘤等。识别的方法：①转动探头，改变声束的入射角。②加压，增加探头对组织的压力，多重反射的距离会缩短，甚至接近融合。

（A）由于食管壁及心脏的多重反射，左心房腔内可见多条线状回声（Pentax EG3630UR）；（B）由于食管壁及血管壁的多重反射，胸主动脉管腔内可见多条线状回声（Pentax EG3630U）

（二）旁瓣伪像

换能器所发射的声束呈花瓣状，中心为主瓣，周围出现若干声强较低的旁瓣。主瓣扫查时，旁瓣亦同时在扫查成像。当旁瓣扫查的图像重叠在主瓣图上时则形成各种虚线或虚图，称旁瓣效应，常在胆囊、膀胱、膈、主动脉等处发生，表现为液性暗区内的“薄纱状”声像（图2-8）。前面已经提到，应用组织谐波成像技术有助于消除旁瓣伪像。发生在胆囊的旁瓣伪像，要注意与泥沙样结石区别。

（A）胆囊内可见细小回声光点，调整探头角度或应用组织谐波成像可减弱；（B）胸主动脉的暗区内可见两片“薄纱状”的回声（箭头指示）；（C）应用组织谐波成像，旁瓣伪像和多重反射都明显减弱，有助于消除这些干扰

（三）振铃伪像

振铃伪像与多重反射类似，超声在靶结构内部长时间来回反射振荡，回声持续返回换能器 ^[10] ，在声像图上形成“彗星尾征”（图2-9），通常发生在金属物、含气体的肺、胃肠道等。这一特征也可以用来发现胆道和胆囊内积气。

胃后壁见两个含气的区域——十二指肠，后方可见“彗星尾”

（四）声影

声影一般发生在超声波遇到高反射和高吸收的物体时。超声波在高反射和高吸收的条件下，物体的后方会出现回声低弱甚至接近无回声的平直条状区（图2-3，图2-10），常见于骨骼、结石、钙化灶等。声影的强弱有时还取决于超声的频率 ^{[1，5，8-10]} ，超声的频率越高，吸收率越高，声影越明显。利用组织谐波功能可以减弱声影，利于显示结石或钙化的轮廓。

声影有助于确定诊断。例如，胆囊内可移动的强回声如伴有声影几乎可以肯定是胆囊结石，如果在这种情况下没有声影则可能提示是胆泥或血块。

（五）后方回声增强（后壁增强效应）

超声波通过声波衰减特别低的区域时，超声波衰减极少，其后方因超声机深度增益补偿的作用而较同等深度的周围组织明亮，称为后方回声增强 ^{[1，5，8-10]} （图2-11），一般出现在囊肿、脓肿及其他液性区的后壁，偶尔某些低回声病变如淋巴瘤等，也可能因衰减很少而发生后方回声增强。

椎骨对超声衰减明显，后方显示为声影；椎骨是EUS检查重要的定位标志

胰腺假性囊肿后方见回声增强（后壁增强效应）

（六）部分容积效应

用超声波检查组织器官时，当邻近的两种结构并列于声束下，在屏幕上显示出两者互相重叠的声像，称部分容积效应 ^{[1，2，4-6，8，9]} （图2-12）。　可见于液性病灶，如小的囊肿因部分容积效应常可显示其内部有细小回声，而需与实质性病灶鉴别（图2-13）。我们可以将病灶置于超声焦距区，因超声焦距区的声束最窄，可减少部分容积效应。

超声声束的宽度大于囊肿，使囊肿显示为低回声，需与实质性病灶鉴别

（七）折射声影

超声波通过圆形病灶的纤维包膜时，由于纤维包膜的声速明显高于软组织，当入射角大于临界角时会产生全反射，病灶两侧后方出现声影（图2-14）。这提示病灶具有声速较高的外壁。在胆囊的超声切面中，胆囊底及胆囊颈部常伴折射声影，初学者易误诊为结石。

胰尾部很薄的小囊肿（粗箭头指示）显示为低回声，与之邻近的脾静脉（细箭头指示）呈无回声

（八）镜面伪像

一些高反射的界面（如膈）可起到声学镜面的作用。当声波被声学镜面反射后遇到界面，声波被反射后再通过镜面再次被反射回探头，就产生了镜面伪像（图2-15，视频2-1）。通常发生在大而光滑的界面上，常见于膈肌附近。一个病变可在膈肌的两侧同时显示，如同水中倒影。膈肌浅侧的一处为实影，深侧的一处为虚影。

显示胃底的黏膜下肿瘤，在膈肌的另一侧可以见到虚影（箭头）

（刘文　孙思予）

参考文献

1.Burns P.Ultrasound imaging and Doppler：principles and instrumentation//Resnick M，Rfikin MD.Ultrasonography of the Urinary Tract.3rd ed.Baltimore：Williams＆Wilkins，1991：1-33.

2.Curry RTS，Dowdey JE，Murry RC.Ultrasound//Christensen’s Physics of Diagnostic Radiology.4th ed.Philadelphia：Lea and Febiger，1990：323-371.

3.Sprawls P.Ultrasound imaging//Physical Principles of Medical Imaging.Maryland：Aspen Publishers，Inc，1989：389-406.

4.Zagzebski JA.Physics and instrumentation in Doppler and B mode ultrasonography//Introduction to Vascular Ultrasonography.3rd ed.Philadephia：W B Saunders，1992：19-44.

5.Burns PN.Principles of Doppler and color flow.Radiol Med，1993，85（5 Suppl 1）：3-16.

6.Kremkau FW，Taylor KJ.Artifacts in ultrasound imaging.JUltrasound Med，1986，5：227-237.

7.Laing FC.Commonly encountered artifacts in clinical ultrasound.Semin.Ultrasound，1983，4：27-43.

8.Herring DS，Bjornton G.Physics，facts，and artifacts of diagnostic ultrasound.Semin Vet Med Surg（Small Anim），1989，4（1）：2-12.

9.McDicken WN.Diagnostic Ultrasonic Principles in Use of Instruments.New York：John Wiley and Sons，1981.

10.Sanders RC.Atlas of Ultrasonographic Artifacts and Variants.Chicago：Medical Publishers，Inc，1986.

11.Sprawls P.Ultrasound productions and interactions//Sprawls P.Physical Principles of Medical Imaging.Maryland：Aspen Publishers Inc，1989：23-45.