超声物理学- NYSORA | 纽索拉

超声物理学

许大全

引言

超声应用允许组织结构的无创可视化。 实时超声图像是由器官表面的反射和异质组织内的散射产生的综合图像。 超声扫描是涉及操作员、患者和超声仪器的交互式过程。 尽管超声产生、传播、检测和转化为实用信息背后的物理学相当复杂,但其临床应用要简单得多。 由于超声成像在过去十年中取得了巨大进步,它可以为麻醉师提供直接可视化目标神经和相关解剖结构的机会。 超声引导下的神经阻滞是超声技术新应用的关键发展领域,已成为区域麻醉的重要组成部分。 了解本节介绍的基本超声物理学将有助于麻醉医师正确选择换能器、设置超声系统,然后获得满意的成像。

超声波的历史

1880 年,法国物理学家皮埃尔·居里和他的哥哥保罗-雅克·居里在某些晶体中发现了压电效应。 皮埃尔·居里 (Pierre Curie) 的学生保罗·朗之万 (Paul Langevin) 开发了压电材料,可以产生和接收高频机械振动(因此 声音)。 第一次世界大战期间,超声波被引入海军作为探测敌方潜艇的手段。 然而,在医学领域,超声波最初用于治疗而非诊断目的。 在 1920 年代后期,Paul Langevin 发现高功率超声波可以在骨骼中产生热量并破坏动物组织。 结果,在整个 1950 年代初期,超声被用于治疗患有梅尼埃病、帕金森病和风湿性关节炎的患者。 超声诊断应用始于医生和声纳(声音导航测距)工程师的合作。 1942 年,神经精神病学家 Karl Dussik 和他的兄弟物理学家 Friederich Dussik 将超声描述为一种医学诊断工具,可以可视化大脑和脑室中的肿瘤组织。 然而,当时超声仪器的局限性阻碍了临床应用的进一步发展,直到 1960 年代中期。 实时 B 型扫描仪于 1965 年开发,并首次引入产科。 1976 年,第一台与多普勒测量相结合的超声机上市。 在区域麻醉方面,早在 1978 年,La Grange 及其同事就率先发表了超声应用周围神经阻滞的病例系列报告。 他们简单地使用多普勒传感器定位锁骨下动脉,并对 61 名患者进行了锁骨上臂丛神经阻滞。图 1A 和 1B)。 据报道,多普勒引导导致了较高的阻滞成功率(98%),并且没有出现气胸、膈神经麻痹、血肿、抽搐、喉返神经阻滞和脊髓麻醉等并发症。 1989 年,Ting 和 Sivagnanaratnam 报道了使用 B 型超声检查来展示腋窝的解剖结构并观察腋窝臂丛神经阻滞期间局麻药的扩散情况。

图1。 A:LaGrange 早期应用多普勒超声进行锁骨上臂阻滞。 B:神经臂丛与锁骨下动脉的关系。

1994 年,Stephan Kapral 及其同事用 B 型超声系统地探查了臂丛神经。 从那时起,全球多个团队孜孜不倦地工作,以定义和改进超声成像在区域麻醉中的应用。 超声引导下的神经阻滞目前在全球许多中心常规用于区域麻醉实践。

以下是超声速览摘要:

  • 1880:皮埃尔和雅克·居里在晶体中发现了压电效应。
  • 1915:海军使用超声波探测潜艇。
  • 1920 年代:Paul Langevin 发现高功率超声波可以在骨组织中产生热量并破坏动物组织。
  • 1942:Dussik 兄弟将超声波用作诊断工具。
  • 1950 年代:超声用于治疗梅尼埃病、帕金森病和风湿性关节炎患者。
  • 1965 年:实时 B 型扫描被开发并引入产科。
  • 1978 年:La Grange 发表了第一个用于放置神经阻滞针的超声应用案例系列。
  • 1989 年:Ting 和 Sivagnanaratnam 使用超声检查来展示腋窝的解剖结构并观察腋窝阻滞期间局麻药的扩散情况。
  • 1994 年:Steven Kapral 及其同事使用 B 型超声探索了臂丛神经阻滞。

超声的定义

声音以机械纵波的形式传播,其中来回的粒子运动平行于波的传播方向。 超声波是高频声音,是指 20 kHz 以上的机械振动。 人耳可以听到频率在 20 Hz 和 20 kHz 之间的声音。 大象可以产生和检测频率低于 20 赫兹的声音,用于远距离通信; 蝙蝠和海豚发出 20 到 100 kHz 范围内的声音以进行精确导航(图 2A 和 2B)。 医学诊断常用的超声波频率在 2 到 15 MHz 之间。 但是,频率高于 100 kHz 的声音不会自然产生; 只有人类开发的设备才能产生和检测这些频率或超声波。

图2。 答:大象可以产生和检测频率低于 20 赫兹的声音,用于远距离通信。 B:蝙蝠和海豚发出 20-100 kHz 范围内的声音,用于导航和空间定位。

压电效应

超声波可以由具有压电效应的材料产生。 压电效应是一种现象,表现为响应施加在某些材料上的机械力(挤压或拉伸)而产生电荷。 相反,当对这种材料施加电场时,会产生机械变形,也称为压电效应(图3)。 天然和人造材料,包括石英晶体和陶瓷材料,都可以表现出压电特性。 最近,锆钛酸铅已被用作医学成像的压电材料。 无铅压电材料也在开发中。 单个压电材料会产生少量能量。 然而,通过在换能器中将压电元件堆叠成层,换能器可以更有效地将电能转换为机械振荡。 这些机械振动然后被转换成电能。

图3。 压电效应。 由施加在某些材料上的电场引起的机械变形和随之而来的振动会产生高频声音。

超声术语

是声波完成一个周期的时间; 周期测量单位是微秒 (µs)。 波长 是发生一个循环的空间长度; 它等于一个循环开始到结束的行程距离。 清洗频率 是每秒重复的周期数,以赫兹 (Hz) 为单位。 声速 是声波在介质中传播的速度。 它等于频率乘以波长。 速度 c 由介质的密度 ρ 和刚度 κ 决定 (c = (κ/ρ)1/2). 密度 是介质的浓度。 刚性 是材料的抗压能力。 如果刚度增加或密度降低,传播速度会增加。

在软组织中的平均传播速度为 1540 m/s(范围从 1400 到 1640 m/s)。 然而,超声波不能穿透肺或骨组织。 声阻抗 z 是声波通过介质传播的难易程度; 它等于密度 ρ 乘以声速 c (z = ρc)。 如果介质的传播速度或密度增加,则它会增加。 衰减系数 是用于估计作为超声频率函数的某些介质中的超声振幅衰减的参数。 衰减系数随频率增加而增加; 因此,衰减的实际结果是穿透率随着频率的增加而降低(图4).

超声波具有自聚焦效应,是指超声波束在超声场中一定行进距离处自然变窄。 这是一个过渡级别 近场远处的荒(田)野. 过渡级的波束宽度等于换能器直径的一半。 在两倍近场长度的距离处,光束宽度达到换能器直径。 自聚焦效应通过增加声压来放大超声信号。

图4。 某些介质中的超声振幅随超声频率的变化而减小,这种现象称为衰减系数。 (经 Hadzic A 许可改编:Hadzic 的超声引导区域麻醉的外周神经阻滞和解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

在超声成像中,空间分辨率有两个方面:轴向和横向。 轴向分辨率 是上下平面沿光束轴的最小间隔。 它由空间脉冲长度决定​​,它等于波长与脉冲内的周期数的乘积。 它可以用以下公式表示:

轴向分辨率 = 波长 λ × 每个脉冲的周期数 n ÷2

脉冲内的周期数由换能器的阻尼特性决定。 脉冲内的周期数通常由超声波机器的制造商设置在 2 到 4 之间。 例如,如果理论上使用 2 MHz 超声换能器进行扫描,轴向分辨率将在 0.8 到 1.6 mm 之间,因此无法看到 21 号针头。 对于恒定的声速,高频超声可以检测到更小的物体并提供分辨率更高的图像。 当前超声系统的轴向分辨率在 0.05 到 0.5 mm 之间。 图5 当使用三种不同的频率设置可视化直径为 0.5 毫米的物体时,显示不同分辨率的图像。

图5。 超声波频率影响成像对象的分辨率。 通过增加频率和通过聚焦减小光束宽度可以提高分辨率。 (经 Hadzic A 许可转载:Hadzic 的外周神经阻滞和超声引导区域麻醉解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

横向分辨率 是清晰度的另一个参数,用于描述两个物体之间的最小并排距离。 它由超声频率和波束宽度决定。 更高的频率具有更窄的焦点并提供更好的轴向和横向分辨率。 横向分辨率也可以通过调整焦点以减小光束宽度来提高。

时间分辨率 对于观察血管和心脏等运动物体也很重要。 与电影或卡通视频一样,人眼需要以大约每秒 25 次或更高的速度更新图像,以使超声图像看起来是连续的。 但是,提高帧速率会降低成像分辨率。 优化分辨率与帧速率的比率对于提供最佳图像至关重要。

超声波与组织的相互作用

当超声波穿过组织时,它会受到许多相互作用。 最重要的特点如下:

  • 反射
  • 分散
  • 吸收

当超声遇到不同介质之间的边界时,一部分超声被反射,另一部分被透射。 反射和透射方向分别由反射角 θr 和透射角 θt 给出(图6).

图6。 超声波通过它们传播的介质的相互作用是复杂的。 当超声遇到不同介质之间的边界时,一部分超声被反射,一部分被透射。 反射和透射方向取决于各自的反射角和透射角。 (经 Hadzic A 许可改编:Hadzic 的超声引导区域麻醉的外周神经阻滞和解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

复活 声波的反射类似于光学反射。 它的一些能量被送回它来自的介质中。 在真实反射中,反射角 θr 必须等于入射角 θi. 界面反射的强度是可变的,取决于两种亲和介质之间的阻抗差异和边界处的入射角。 如果介质阻抗相等,则没有反射(没有回声)。 如果介质阻抗之间存在显着差异,则将几乎完全反射。 例如,软组织与肺或骨骼之间的界面会导致声阻抗发生相当大的变化并产生强烈的回声。 这种反射强度也高度依赖于角度。 实际上,这意味着超声换能器必须垂直于目标神经放置,才能清楚地看到它。 跨越两种介质边界时声音方向的变化称为 折射. 如果通过第二介质的传播速度比通过第一介质的传播速度慢,则折射角小于入射角。 折射会导致图像上大血管下方出现伪影。

在超声扫描期间,必须在换能器和皮肤之间使用耦合介质,以从换能器-皮肤界面置换空气。 为此目的应用了各种凝胶和油。 此外,它们可以作为润滑剂,使平滑的扫描性能成为可能。 大多数扫描的界面有些不规则和弯曲。 如果边界尺寸明显小于波长或不平滑,则反射波将被漫射。

散射 是粗糙表面或异质介质在任何方向上的声音重定向(图7).

图7。 散射是由粗糙表面或异质介质引起的任何方向的超声波重定向。 (经 Hadzic A 许可改编:Hadzic 的超声引导区域麻醉的外周神经阻滞和解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

通常情况下,散射强度远小于镜面反射强度,与入射声波的方向相对无关; 因此,目标神经的可视化不会受到附近另一个散射的显着影响。

吸收 定义为声能直接转化为热能。 换言之,超声波扫描在组织中产生热量。 较高的频率比较低的频率以更大的速率被吸收。 然而,更高的扫描频率提供更好的轴向分辨率。 如果超声穿透不足以可视化感兴趣的结构,则选择较低的频率来增加穿透。 使用较长的波长(较低的频率)会导致较低的分辨率,因为超声成像的分辨率与成像波的波长成正比。 6 至 12 MHz 之间的频率通常为周围神经阻滞的成像提供足够的分辨率,而 2 至 5 MHz 之间的频率通常需要用于神经轴结构的成像。 在大多数临床应用中,由于分辨率不足或穿透深度不足,很少使用低于 2 MHz 或高于 15 MHz 的频率。

超声图像模式

A模式

A 模式是最古老的超声技术,发明于 1930 年。换能器将单个超声脉冲发送到介质中。 因此,创建了一个最简单的一维超声图像,在超声束遇到不同组织的边界后,在该图像上产生一系列垂直峰值。 回波尖峰之间的距离(图8) 可以通过将组织中的超声速度 (1540 m/s) 除以经过时间的一半来计算,但它提供的关于成像结构的空间关系的信息很少。 因此,A 型超声不适用于区域麻醉。

图8。 A 型超声由一维超声图像组成,显示为一系列垂直峰,对应于超声在不同组织中遇到的结构深度。 (经 Hadzic A 许可转载:Hadzic 的外周神经阻滞和超声引导局部麻醉解剖,第 2 版。纽约:McGrawHill, Inc;2011。)

B型

B 模式是该区域的二维 (2D) 图像,由 100-300 个压电元件的线性阵列同时扫描,而不是像 A 模式中的单个阵列(图9)。 来自一系列 A 扫描的回波幅度在 B 模式成像中被转换为不同亮度的点。 水平和垂直方向表示组织中的真实距离,而灰度的强度表示回波强度(图10)。 B 模式可以提供通过感兴趣区域的横截面图像,是目前区域麻醉中使用的主要模式。

图9。 B 型换能器包含并联电连接的数字压电元件。

图10。 B模式成像的一个例子。 水平和垂直方向表示距离和组织,而灰度的强度表示回波强度。 (经 Hadzic A 许可改编:Hadzic 的超声引导区域麻醉的外周神经阻滞和解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

多普勒模式

多普勒效应是基于奥地利物理学家约翰·克里斯蒂安·多普勒的工作。 该术语描述了由声源和声音接收器之间的相对运动引起的声波频率或波长的变化。 换言之,在静止位置,声音频率是恒定的。 如果声源向声音接收器移动,则必须挤压声波,并出现更高音调的声音(正多普勒频移); 如果声源远离接收器,则声波必须被拉伸,并且接收到的声音具有较低的音调(负多普勒频移)(图11)。 多普勒频移的大小取决于发射超声波束的方向与移动反射器的入射角。 90°角没有多普勒频移。 如果角度为 0° 或 180°,则可以检测到最大的多普勒频移。 在医疗环境中,多普勒频移通常落在可听范围内。

图11。 多普勒效应。 当声源远离接收器时,接收到的声音具有较低的音调,反之亦然。 (经 Hadzic A 许可改编:Hadzic 的超声引导区域麻醉的外周神经阻滞和解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

彩色多普勒产生叠加在 B 型超声图像上的多普勒频移彩色编码图。 血流方向取决于运动是朝向还是远离换能器。 按照惯例,红色和蓝色提供有关血流方向和速度的信息。 根据图左上角的颜色图(颜色条)(图12),条形顶部的红色表示流向超声探头的流量,条形底部的蓝色表示远离探头的流量。

图12 彩色多普勒产生叠加在 B 型超声图像上的多普勒形状的彩色编码图。 按照惯例,红色和蓝色提供有关血流方向和速度的信息。 (经 Hadzic A 许可改编:Hadzic 的超声引导区域麻醉的外周神经阻滞和解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

图13。 彩色多普勒模式用于检测血管的方向。

在超声引导的周围神经阻滞中,彩色多普勒模式用于检测感兴趣区域中血管(动脉与静脉)的存在和性质。 当超声波束的方向改变时,动脉血流的颜色会从蓝色变为红色,反之亦然,具体取决于所使用的约定(图 13、14A、14B 和 14C)。 能量多普勒检测血流的灵敏度是彩色多普勒的 XNUMX 倍,而且它对扫描角度的依赖性更小。 因此,功率多普勒可用于更可靠地识别较小的血管。 缺点是能量多普勒不提供关于血流方向和速度的任何信息(图15).

图14。 答:当血液流向换能器时,颈动脉显示红色。 B:颈动脉在 90°多普勒角显示模糊颜色; 在基线的两侧可以看到相同的波形。 C:当血液从换能器流出时,颈动脉显示蓝色。

图15。 尽管能量多普勒可能有助于识别较小的血管,但缺点是它不能提供有关血流方向和速度的信息。 (经 Hadzic A 许可改编:Hadzic 的超声引导区域麻醉的外周神经阻滞和解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

M模式

超声扫描中的单束可用于产生具有运动信号的图像,其中可以以波状方式描绘诸如心脏瓣膜之类的结构的运动。 M 模式广泛用于心脏和胎儿心脏成像; 然而,它目前在区域麻醉中的用途可以忽略不计(图16).

图16。 M 模式由用于产生具有运动信号的图像的单个光束组成。 结构的运动可以用波状物质来描述。 (经 Hadzic A 许可转载:Hadzic 的外周神经阻滞和超声引导区域麻醉解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

超声波仪器

超声机将换能器接收到的回波转换为可见点,这些点在超声屏幕上形成解剖图像。 每个点的亮度对应于回波强度,产生所谓的灰度图像。 两种类型的扫描换能器用于区域麻醉:线性和弯曲。 线性换能器可以产生平行的扫描线和矩形显示,称为线性扫描,而弯曲换能器产生曲线扫描和弧形图像。图 17A 和 17B)。 在临床扫描中,即使是换能器和皮肤之间的一层非常薄的空气也可能会反射几乎所有的超声波,从而阻碍任何渗透到组织中。 因此,在换能器表面和皮肤之间应用耦合介质,通常是水凝胶,以消除空气层。

目前用于局部麻醉的超声机器提供二维图像或“切片”。 最近开发了能够产生三维 (2D) 图像的机器。 从理论上讲,3D 成像应该有助于理解解剖结构和局麻药扩散的关系。 3D 超声成像主要分为三种类型:(3) Freehand 1D 是基于一组 3D 横截面超声图像,该图像由超声医师在感兴趣区域上扫描换能器获得(图 18A 和 18B)。 (2) Volume 3D 使用专用 3D 换能器提供 3D 体积图像。 换能器元件在扫描过程中自动扫过感兴趣的区域; 超声医师不需要进行手部动作(图18C)。 (3) 实时 3D 以不同角度拍摄多张图像,让超声医师实时看到 3D 模型移动。 然而,3D 成像的典型空间分辨率约为 0.34–0.5 mm。 目前,3D 成像系统仍然缺乏 2D 图像的分辨率和简单性,因此其在区域麻醉中的实际应用受到限制。

图17。 A:线性传感器给出的矩形扫描场。 B:弯曲换能器给出的弧形扫描场。 (经 Hadzic A 许可改编:Hadzic 的超声引导区域麻醉的外周神经阻滞和解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

图18。  A:手绘 3D 成像。 线性传感器产生平行扫描线和矩形显示; 线性扫描。 B:手绘 3D 成像。 弯曲的“相控阵”换能器产生曲线扫描和拱形图像。 C:通过体积 3D 成像观察到的胎儿面部。 (经 Hadzic A 许可转载:Hadzic 的外周神经阻滞和超声引导区域麻醉解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

时间增益补偿

随着深度的增加,回波的幅度呈稳定下降趋势。 发生这种情况有两个原因:首先,每次连续反射都会从脉冲中去除一定量的能量,从而减少后期回波的产生。 其次,组织吸收超声波,因此当超声波脉冲穿过组织时,能量会持续损失。 这可以通过操纵时间增益补偿 (TGC) 和压缩函数来纠正。 Gain增益 是输出与输入电功率之比; 它控制图像的亮度。 增益通常以分贝 (dB) 为单位。 增加增益不仅会放大返回信号,还会以同样的方式放大系统内的背景噪声。 TGC 是一种时间依赖性放大。 TGC 功能可用于增加来自不同组织深度的传入信号的幅度。

TGC 控件的布局因一台机器而异。 一种流行的设计是一组滑块旋钮。 滑块组中的每个旋钮控制特定深度的增益,从而在图像上实现均衡的增益比例(数字19A, 19B19C).

图19:A、B、C:时间增益补偿设置的效果。 时间增益补偿是允许对从不同深度返回的信号进行时间(深度)相关放大的功能。 (经 Hadzic A 许可改编:Hadzic 的超声引导区域麻醉的外周神经阻滞和解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

放大 是将从传感器接收到的小电压转换为适合进一步处理和存储的较大电压。 有两种放大过程被认为可以增加超声回波的幅度:线性放大和非线性放大。 目前,具有线性放大器的超声成像系统通常用于医疗诊断应用。 然而,随着传感器和反射器之间距离的增加,回波的强度呈指数衰减。 配备对数放大器的超声成像仪器可以显示比线性放大器更宽的动态范围的回波信号,显着提高屏幕上小幅度回波的灵敏度。

动态范围 是超声系统可以检测到的从最大到最小回波信号的幅度范围。 更宽/更高的动态范围呈现更多的灰度级,并创建更柔和的图像; 具有较窄/较低动态范围的图像以更高的对比度出现(图 20A 和 20B)。 就周围神经的可视化而言,小于 50 dB 或大于 100 dB 的动态范围可能太低或太高。 压缩是减小最小和最大回波电压幅度之间差异的过程; 对于最大比例等于 2,最佳压缩在 4 和 6 之间。

图20。:A:更高动态范围提供更柔和的图像。 B:由较低动态范围提供的具有更多对比度的图像。

着重

如前所述,通常使用电子手段在一定深度处缩小光束宽度并实现类似于使用凸透镜获得的聚焦效果(图21)。 有两种类型的聚焦:环形和线性。 这些在 数字22A22B

调整焦点提高了感兴趣平面上的空间分辨率,因为光束宽度是会聚的。 然而,选定深度处光束宽度的减小是以其他深度处光束宽度的退化为代价的,从而导致焦点区域下方的图像质量较差。

图21:对焦效果的演示。 可以使用电子装置来缩小特定深度处的光束宽度,从而在选定深度处产生聚焦效果和更高的分辨率。 (经 Hadzic A 许可改编:Hadzic 的超声引导区域麻醉的外周神经阻滞和解剖学,第 2 版。纽约:McGraw-Hill, Inc; 2011。)

 

图22: A: 环形聚焦是在扫描平面的各个方向上的电子聚焦,由一个环形传感器给出,该传感器包含几个同心排列的环形元件。 B:线性聚焦是沿扫描平面的两侧施加的电子聚焦。

生物效应和安全

超声应用产生生物效应的作用机制在概念上可以分为两个方面:加热和机械。 实际上,除了体外碎石术,这两种效应很少分开,单独的机械生物效应的治疗应用。 随着超声强度或频率的增加,热量的产生也会增加。 对于类似的暴露条件,骨骼中的预期温度升高明显大于软组织中的温度升高。 在体内实验中,高强度超声(通常 > 2 W/cm2)用于评估有害的生物效应; 它比治疗强度(5-20 W/cm)大 0.08 到 0.5 倍2) 和比诊断强度大 8 到 100 倍(彩色流量模式 0.25 W/cm2, B 模式扫描 0.02 W/cm2)。 动物模型(小鼠和大鼠)的报告表明,应用超声波可能会导致许多不良影响,例如胎儿体重减轻、产后死亡率、胎儿异常、组织损伤、后肢麻痹、血流停滞和肿瘤消退。 其他报道的对小鼠的不良影响是 B 细胞发育异常和排卵反应和致畸性。

一般来说,成人组织比胎儿和新生儿组织更能耐受温度升高。 现代超声波机器显示两个标准指标:热和机械。 热指数 (TI) 定义为换能器声输出功率除以将组织温度升高 1°C 所需的估计功率。 机械指数 (MI) 等于峰值稀疏压力除以脉冲带宽中心频率的平方根。 TI 和 MI 分别表示体内热和机械危害的相对可能性。 大于 1.0 的 TI 或 MI 都是危险的。

超声产生的生物效应还取决于组织暴露时间。 研究人员通常使用怀孕的小鼠暴露在最小强度为 1 W/cm 的超声波下2 60 到 420 分钟,以评估啮齿动物胎儿发生的时间依赖性不良事件。 幸运的是,超声引导下的神经阻滞只需要在短时间内对患者使用低 TI 和 MI 值。 根据迄今为止的体外和体内实验研究结果,没有证据表明在常规临床实践中使用诊断超声与任何生物风险相关。

参考文献:

  • Curie J, Curie P:Développement par pression de l'é'lectricite polaire dans les cristaux hémièdres à faces inclinées。 CR Acad Sci(巴黎)1880;91:294。
  • Langevin P:法国专利号 505,703。 17 年 1917 月 5 日提交。1920 年 XNUMX 月 XNUMX 日发布。
  • Thompson J:不受限制的 U 艇战:皇家海军几乎输掉了这场战争。 在帝国战争博物馆 1914-18 年海上战争之书。 Pan Books,2006 年,第 10 章。
  • Langévin MP:Lés ondes ultrasonores。 Rev Gen Elect 1928;23:626。
  • Ensminger D,Bond LJ:超声波:基础、技术和应用,第 3 版。 弗朗西斯集团,2012 年。
  • Dussik KT:关于使用超声波作为诊断辅助工具的可能性。 神经精神病学 1942;174:153–168。
  • Dussik KT、Dussik F、Wyt L. Auf dem Wege Zur Hyperphonographie des Gehirnes。 Med Wochenschr 1947;97:425–429。
  • Kossoff G、Robinson DE、Garrett WJ:超声波二维可视化技术。 IEEE Trans Sonics Ultrason 1965;SU12:31–37
  • Thompson HE、Holmes JH、Gottesfeld KR、Taylor ES:通过超声脉冲回波技术确定的胎儿发育。 Am J Obstet Gynecol 1965;92:44-53。
  • Advanced Technology Laboratories Inc. 为 ECHO-DOPPLER 申请的美国联邦商标注册。用于诊断医学的超声设备。 商标序列号 73085203。26 年 1976 月 XNUMX 日。
  • La Grange PDP, Foster PA, Pretorius LK:多普勒超声血流检测仪在锁骨上臂丛神经阻滞中的应用。 Br J Anesth 1978;50:965–967。
  • Ting PL,Sivagnanaratnam V:腋下臂丛神经阻滞期间局麻药扩散的超声研究。 Br J 麻醉 1978; 63:326–329。
  • Kapral S、Krafft P、Eibenberger K、Fitzgerald R、Gosch M、Weinstabl C:超声引导的锁骨上入路用于臂丛神经的区域麻醉。 Anesth Analg 1994;78:507–513。
  • Sokolov SY,发明者:指示材料缺陷的方法。 美国专利 2164125. 1937.
  • White DN:约翰·克里斯蒂安·多普勒及其影响——简史。 超声医学生物学 1982;8(6):583–591。
  • O'Brien WD Jr. 实验动物的生物效应。 在超声的生物效应中。 丘吉尔·利文斯通,1985,77-84。
  • Kerry BG、Robertson VJ、Duck FA:治疗性超声综述:生物物理效应。 物理疗法 2001;81:1351–1358。
  • 美国医学超声研究所,国家电气制造商协会:诊断超声设备的热和机械声学输出指数的实时显示标准,修订版 2。美国医学超声研究所和国家电气制造商协会,2004 年。
  • 英国医学超声学会:安全使用诊断超声设备指南。 超声 2010 年 18 月 52:59–XNUMX。
  • Ang ES Jr、Gluncic V、Duque A、Schafer ME、Rakic P:产前暴露于超声波会影响小鼠的神经元迁移。 Proc Natl Acad Sci USA 2006;103(34):12903–12910。