duplex 초음파검사의 기본원리 · 영상의 하나의 scan line이 만들어 지고, 다음...

대한뇌졸중학회 추계보수교육 ■ 87

2008년 대한뇌졸중학회 추계보수교육

Duplex 초음파검사의 기본원리 원광대학교 의과대학 산본병원 신경과학교실, 인암뇌신경연구센터

이 성 익

서 론

Ultrasound(US)는 진단적뿐만 아니라 치료적 목적으로 활발히 이용되고 연구되는 분야이다.

Ultrasonography(USG)는 검사 비용이 비교적 싸고, 사용하기 쉽고 인체에 미치는 해가 거의

없다. Duplex USG는 US를 이용해 해부학적인 영상을 제공하는 Brightness mode(B-mode)

영상과 혈류속도측정이 가능한 Doppler검사를 동시에 수행하는 것을 의미한다.1,2) 하지만 Duplex

USG는 US가 가지고 있는 물리적인 특성으로 인해 필연적으로 많은 artifact를 가지며 혈류속

도측정값에서도 오차가 발생한다. 이 같은 한계를 극복하기 위해서는 US가 조직을 지나가며 나

타내는 반응과 함께 그 반응이 USG에 어떻게 사용이 되는가에 대한 이해가 선행되어야 한다.

1. Ultrasound란 무엇인가

US는 사람이 들을 수 없는 고 주파수(frequency)의 소리(sound)를 의미한다. 일반적으로 사

람이 들을 수 있는 소리의 주파수대(가청주파수)는 20~20,000 Hz이지만, 진단적 목적으로 사

용하는 US는 2~15 MHz를 이용한다. 물리적으로는 US는 소리와 차이가 없고, 어떤 medium

으로 퍼져나가는 압력의 변화로 정의한다(Fig. 1). 소리가 공기라는 medium을 통해서 퍼져나가

는 압력의 변화를 귀의 고막을 통해 감지하는 것이라면, USG는 인간이 들을 수 없는 고 주파수

US를 아주 짧은 시간 동안(pulsed wave) 인체 내로 발사한 후 돌아오는 echo의 물리학적인 특

성을 분석하여 필요한 정보를 얻는 것이다.

US는 1초 동안 반복되는 cycle의 수인 주파수로 구분을 하며, 하나의 cycle이 완성하는데 걸

리는 시간을 period, 하나의 cycle이 한번 이루어지는 동안 지나가는 거리를 wavelength라고

Fig. 1. Sound is a travelling pressure variation. Region of com-pression(dark) and rarefaction(white) is traveling along with thehigh- and low-pressure regions of the wave.

Propagation

Rarefaction Compression Pressure

maximum

Zero

Pressure minimum

1 cycle Wavelength

Amplitude

이성익：Duplex 초음파검사의 기본원리

88 ■ 대한뇌졸중학회 추계보수교육

한다(Fig. 1, Table 1). 일반적으로 2 MHz에 가까울수록 저 주파수(low frequency), 15 MHz

에 가까울수록 고 주파수로 편의상 분류한다.

2. Ultrasound의 속도

US는 주파수에 상관없이 일정한 속도를 가지고 있으며, 속도는 medium의 밀도(density)에

의해 결정된다(Table 2). 일반적으로 밀도가 높을수록 즉, 딱딱할수록 빠른 속도를, 밀도가 낮을

수록 느린 속도를 가진다. 예를 들어 뼈(bone)는 다른 soft tissue에 비해 US가 빠른 속도로 통

과하고, air는 상대적으로 느린 속도로 지나간다. US는 인체를 구성하는 조직에 따라 서로 다

른 속도를 가지고 있지만 뼈를 제외하고는 큰 차이가 없어 USG에서는 soft tissue의 평균인

1,540 m/sec(1.540 mm/μsec)를 US의 속도로 사용한다(Table 2).

즉, 인체 내에서 속도를 1,540 m/sec로 가정하면,

US가 1 cm를 진행하는데 걸리는 시간=1/0.154 μsec

US가 1 cm를 진행하는데 걸리는 시간=6.49 μsec

US가 1 cm를 왕복하는데 걸리는 시간=6.49×2=13 μsec

라는 시간차가 발사된 US와 돌아오는 echo 사이에 존재하다. 위의 개념은 USG에 US가 지나

가면서 만들어내는 echo의 위치를 잡는 기본적인 개념이 된다.

Soft tissue내의 US의 wavelength는 속도 1,540,000 mm/sec를 주파수로 나눈 값으로 결

정되며, wavelength가 짧을수록, 즉 고 주파수 US 일수록 좋은 해상도의 B-mode 영상을 얻

을 수 있다.

Table 1. Common ultrasound periods and wavelengths in soft tissue

Frequency(MHz) Period(μs) Wavelength(mm)*

02.0 0.50 0.77

03.5 0.29 0.44

05.0 0.20 0.31

07.5 0.13 0.21

10.0 0.10 0.15

15.0 0.07 0.10 *Assuming a soft tissue propagation speed of 1,540 m/sec Table 2. Speed of sound and acoustic impedance of some com-mon biological materials

Material Speed(m/s) Acoustic impedance(rayls)

Air 1,330 0.0004×106

Aqueous humor 1,500 1.50×106

Blood 1,570 1.61×106

Bone 3,500 7.80×106

Brain 1,540 1.58×106

CSF 1,510 -

Fat 1,450 1.38×106

Lens of eye 1,620 1.84×106

Muscle 1,580 1.70×106

Skin 1,600 -

Vitreous humour 1,520 1.52×106

Soft tissue average 1,540 1.63×106



3. Attenuation과 주파수

Attenuation이란 US가 medium을 지나가면서 원래의 강도(intensity)가 줄어드는 것을 의미

하며, decibels(dB)이란 단위를 사용한다. Attenuation 과정은 반사(reflection)외에 absorption

과 scattering이란 2가지 기전으로 설명할 수 있으며, 대부분의 soft tissue에서는 absorption을

통해 attenuation이 이루어지고, 대부분 열로 전환된다. Scattering은 주로 wavelength 이하의

작은 크기를 가진 물체와 만날 때 발생하며, 특정한 방향성 없이 흩어지는 것을 의미한다. 주로

혈관 내의 적혈구에 의한 attenuation의 과정에서 일어나는 현상이다.

Attenuation은 medium의 종류 따라 다르며(attenuation coefficient, Table 3), 일반적으로

MHz에 비례한다. 이 attenuation 정도는 dB이란 단위를 사용하고 다음과 같이 정의한다.

Attenuation(dB)=-10 log10(IX/IO)

IX=final intensity.

IO=initial intensity.

3 dB은 처음 intensity의 1/2, 10 dB은 1/10, 30 dB은 1/1,000만 남아있게 된다. 이러한 at-tenuation은 MHz에 비례하기 때문에, 2 MHz에서 1.4 dBcm-1라면 10 MHz에서는 7 dBcm-1

를 갖는다. 따라서 저 주파수 US는 고 주파수에 비해 에너지는 적게 잃으면서 더 깊이 통과할

수 있다.

USG에서 사용하는 주파수대의 US는 soft tissue내에서 attenuation이 심하게 발생하여 대

개 수 centimeter 이상 진행하면 미미한 정도의 US만이 남아 있게 된다. Transcranial Dop-pler(TCD)와 같이 비교적 attenuation coefficient가 큰 skull을 통과해야 하는 경우에는 2

MHz의 저 주파수 US를 사용해야 하며, 경동맥 duplex USG과 같이 비교적 얕은 곳을 검사한

다면 고 주파수 US를 이용해도 된다. 물은 Attenuation coefficient가 0.002 dBcm-1로 적어서

비교적 멀리까지 통과할 수 있으며, 이는 잠수함에서 소나(Sonar, sound navigation and ranging)

란 장비로 음파를 이용한 탐지가 가능한 이유이다.

4. Ultrasound와 echo의 생성

US가 균일한 medium을 통과한다면 반사(reflection)되지도 않고 scattering도 일어나지 않

는다. 그렇지만 인체 내에서는 반사도 일어나고 scattering이 일어나기 때문에 이 과정에서 echo

가 형성이 되고, 다시 transducer를 통해 들어가서 USG를 구성하는 정보를 제공한다. US가 반사

되려면 수직으로 어떠한 interface를 만난다고 가정할 때, 인접한 두 medium사이에 acoustic im-pedance가 존재해야 가능하다. Acoustic impedance는 medium의 밀도와 속도에 의해 결정된다.

Table 3. Attenuation coefficients for some biological materialsat 1 MHz. The values at a higher frequency may be obtained ap-proximately by multiplying by the frequency in MHz

Materials Attenuation coefficient(dB cm-1)

Blood 0.2

Bone 10

Brain(adult) 0.8

Brain(infant) 0.3

Fat 0.6

Muscle 1.5

Water 0.002

Soft tissue average 0.7



두 medium사이의 acoustic impedance가 클수록 반사되는 echo가 강해지며, 적을수록 미미

하다. Transducer를 떠난 US가 인체로 들어오기 전에 공기 층을 통과해야 하는 경우 acoustic

impedance차가 커서 대부분이 통과하지 못하고 반사된다. 이런 현상을 막기 위해 transducer

와 인체 사이에 gel을 사용하여 acoustic impedance의 차이를 줄여 US의 인체 내 통과를 도와

주게 된다. 반사 혹은 attenuation이

심하게 발생하는 calcified plaque

의 경우 B-mode 영상에서 plaque

뒤로 검은 음영의 그림자를 보이는

post-acoustic(echogenic) shado-wing(PAS)이 나타난다(Fig. 2).

5. B-mode영상과 Pulse-echo

technique

USG의 transducer는 아주 짧은

시간 동안 US를 발사한 후 돌아오

는 echo를 수집하는 시간을 갖는다.

이때 만들어지는 짧은 US를 pulse

라고 하고 B-mode검사에서는 대

개 2~3개의 cycle을 가진 pulse

를 이용한다(Fig. 3).3)

B-mode 영상의 B는 brightness

를 의미하며, Pulse-echo technique

이란 transducer를 나온 US pulse

가 soft tissue를 지나가면서 발생한

echo의 진폭과 왕복시간을 계산하

여 점의 형태의 brightness로 환산

하여 적절한 깊이로 위치시켜서 하

나의 scan line을 표현하는 것을 의

미하며, 해부학적인 영상을 제공한다

(Fig. 4). 하나의 pulse가 지나가면

서 일정시간이 경과하면 B-mode

영상의 하나의 scan line이 만들어

지고, 다음 pulse는 약간 다른 방향

으로 발사한 후 이웃한 scan line을

만들어 낸다.

Pulse와 다음 pulse의 시간간격

을 pulse repetition period(PRP)

라고 하고, Pulse repetition fre-quency(PRF)는 transducer에서

1초에 발사되는 pulse의 수를 의미

Fig. 2. Post acoustic(echogenic) Shadowing(PAS) is produced by plaque in B-mode image of common carotid artery.

Wavelength, λ

SPL=2λ

Pressure amplitude

Resting or Ambient pressure

Transducer

A

Regions of rarefaction

Regions of compression Regions of

ambient pressure B

Fig. 3. A：A Diagram shows an ultrasound pulse that was gene-rated by a transducer and consists of two wave cycles. The spa-tial pulse length(SPL) in this case is equal to twice the ultrasound wavelength. B：A Diagram shows tall “elements” of the tissue medium along with the regions that are compressed and rare-fied by the pressure oscillations of the ultrasound pulse(dashed line). Regions beyond the extent of the ultrasound pulse are at ambient pressure.



한다. 예를 들면, 10 cm 깊이까지 관

찰하고자 할 때, pulse를 발사하고 최

소한 130 μsec(PRP)를 기다린 후

다음 pulse를 발사해야 하므로, PRF

는 7.7 kHz 이하가 되어야만 range

ambiguity없이 원하는 깊이까지 관

찰이 가능하다. 만약 B-mode영상

이 300개의 scan line으로 구성되어

있다면, 1초에 25개의 B-mode영상

을 만들 수 있다. 이와 같이 PRF는

B-mode영상의 temporal resolu-tion을 결정할 뿐만 아니라, Doppler

검사에서도 aliasing artifact를 유발

하는 주요 결정 인자가 된다.

PRF(Hz)/number of scan lines of 1 B-mode image=Frame rate(/sec)

Attenuation coefficient, 진행 깊이와 주파수에 의해 결정이 되는 attenuation 정도는 수 cen-timeter만 진행해도 상당한 부분의 원래 강도를 잃게 된다. 간(liver)에서처럼 균일한 조직의 깊

은 곳에서, 약화된 US에 의해 만들어진 echo는 얕은 곳에 있는 조직에서 발생하는 echo의 강

도에 비해 훨씬 약할 수 밖에 없다. 따라서, 이러한 attenuation에 의한 균일한 조직의 echoge-nicity 변화를 극복하기 위해 시간대 별로 돌아오는 echo의 증폭(amplification) 정도를 달리하

는 방법을 쓴다. 이를 time-gain compensation이라고 하며 양질의 B-mode영상을 얻기 위해

꼭 필요한 과정이다(Fig. 5).

Fig. 4. Sequence of pulse-echo technique diagrams show the propagation of an ultrasound pulse(yellow descending arrow) along on particular beam line(dotted line). Echoes(blue ascending arrows) are gene-rated by reflections of the pulse from structures in the tissue medium all along this path, and echoes travel back to the transducer.

Fig. 5. B-mode transverse images of common carotid artery(C)and jugular vein(J) show less compensated by time(left) and compensated image(right). Time-gain compensation is neededto overcome the attenuation of ultrasound transmitted in deepplace.



6. B-mode영상의 resolution

Resolution이란 영상이 얼마나 정확하게 표현할 수 있는 정도를 의미한다. 크게 spatial과 tem-poral resolution으로 나누어질 수 있으며, temporal resolution은 앞서 기술한 대로 PRF에 의

해 결정된다. Spatial resolution의 경우, 해상도를 좌우하는 요소로 wavelength 외에도 beam

width가 있다. Wavelength는 작을수록 세밀한 axial resolution을 갖는다고 앞서 기술하였으나,

정확하게는 pulse의 spatial pulse length(SPL)에 의해 결정이 되고 SPL/2 이상 간격을 두고

떨어져 있는 물체만 구분될 수 있다(Fig. 6). B-mode image에 사용되는 pulse는 보통 2~3개

의 cycle로 이루어져 있고, 따라서

spatial pulse length도 2~3개의

wavelength값을 갖는다.

Beam width는 초음파의 trans-ducer에서 발사되는 US의 폭을 의

미하며 lateral resolution을 결정한

다. Transducer를 떠난 beam은 처

음에는 점점 좁아지다가(near zone,

near field, Fresnel zone) 가장 정점

(focal region)을 지난 이후로는 점

점 넓어지며(far zone, far field, Fra-unhofer zone), 좁아질 때까지의 거

리를 near zone length(NZL)라고

하며, 넓은 aperture, high frequen-cy일수록 NZL는 길어진다(Fig. 7).

Lateral resolution은 beam width

가 좁아진 NZL범위 내에서 점점 좋

아지다, far zone에서는 점점 떨어진

다. Focusing이라고 하는 것은 NZL

를 조절하여, lateral resolution이 검

사자가 관심을 가지고 관찰해야 하는

위치에서 가장 좋게 하는 과정을 의

미한다. 이러한 NZL를 조절하기 위

해 lens를 사용하여 beam을 굴절

시키거나(Fig. 7B), 처음부터 curved

element들을 이용하거나 (Fig. 7C)

혹은 element들에서 beam을 발생

시킬 때 각 element들 간의 시간차

를 두어서 NZL를 조절하는 phasing

이란 기법을 사용하여 조절할 수 있

다(Fig. 8).

Transducer는 piezoelectrical

element들의 묶음(array)으로 구

3.0 MHz

7.5 MHz 0.63 mm

1.53 mm

0.5 mm cyst

Time A Time B Time C

Spatial Maximum Transducer Wavelength pulse length* axial resolution

3.0 MHz 0.51 MHz 1.53 MHz 0.765 MHz 7.5 MHz 0.21 MHz 0.63 MHz 0.315 MHz

*Assumes 3 wavelengths/pulse

Axial resolution

Fig. 6. High frequency transducer produces pulsed ultrasoundwith short spatial pulse lengh(SPL). Pulse with SPL 0.63mm by 7.5 MHx transducer makes two different echoes between differentwalls of 0.5 mm cyct wall, but SPL 1.53 mm pulse by 3.0 MHz m-akes only one echo. Maximal axial resolution is SPL/2.

Fig, 7. Diagrams show the ultrasound beam profiles from an un-focused transducer(A), a mechanically focused transducer withacoustic lens(B), and a mechanically focused transducer with curved piezoelectric elements(C). Lateral resolution is the best at focal region(FR). NZ：near zone, FZ：far zone.

NZ

FZ

FR

A B C



성되어 있고, 이러한 array의 모양에 따라 curvilinear, linear, vector로 구분되고, beam의 방향

이 다르므로 array에 따라 B-mode영상의 모양이 바뀐다(Fig. 9). Phasing이 가능한 transducer

를 phased array라고 하고, 현대적인 초음파 검사장비는 대부분 phased array이며, carotid du-plex에서는 linear(phased) array(Figs. 8, 9)의 사용이 권장이 되며,4) 좁은 insonation window

를 가질 수 밖에 없는 transcranial color Doppler나 echocardiography는 몇 개의 piezoelectri-cal element들에서 phasing으로 beam의 방향을 달리하는 vector array를 사용한다(Fig. 9).

7. Doppler principle과 Aliasing

흔히 duplex USG라고 하는 것은 B-mode영상과 Doppler검사를 동시에 수행하는 것을 의

미한다. 만약 일정한 주파수의 소리를 만드는 source가 한 방향으로 움직일 때 source에서 발

생하는 원래 주파수는 관찰자의 위치에 따라 주파수가 다르게 감지될 수 있다(Fig. 10). 1842년

오스트리아의 물리학자 Christian Doppler가 이 현상을 발견하여 보고하였고, 현재는 Doppler

effect라 하고 이러한 주파수의 변화를 Doppler shift라고 한다. 이러한 Doppler effect는 움직

이는 물체에 의한 반사되는 US의 echo에도 동일하게 나타나고, Doppler shift는 scatterer의

Individual Piezoelectric

elements

US beam Line #1

#2

#3

A

Synchronous beam Focused beam

Beam Steering

Steering and focusing B

Fig. 8. A：Linear-phased array(transducer) consists of many piezoelectric elements. Transducer produces ul-trasound pulse by stimulating one group of piezoelectrical elements. Another pulse is produced at neighboringgroup of elements after pulse repetition period. B：Time delay(phasing) between individual element make focusing and beam steering possible.

A B C

Fig. 9. Photographs show ultrasound transducers with curvilinear(A), linear(B), and vecter(C) arrays along withsample image(field of view).



속도가 빠를수록, US의 주파수가 높을수록 비례해서 발생한다. 다음과 같은 공식으로 Doppler

shift를 구할 수 있다.

Doppler shift=received frequency-source frequency

Doppler shift=source frequency[2×scatterer speed/

Doppler shift=(propagation speed-scatterer speed)]

일반적으로 다가오는 물체의 의한 주파수의 증가를 positive Doppler shift, 그 반대 경우를

negative Doppler shift라고 한다. Color Doppler는 이러한 positive와 negative Doppler shift

의 색깔을 구분하여 표현하고, Power Doppler는 positive 혹은 negative에 상관없이 강도만을

표현한다(Fig. 11).

위 공식에서 scatterer speed는 혈관내의 적혈구의 속도를 의미하며, 생리학적 범위에서 US

의 속도 1,540 m/sec에 비해 미미하기 때문에 무시하고, 혈류속도는 다음과 같은 공식으로 단

순화한다.

Scatterer speed(cm/s)=77×Doppler shift(kHz)/

Scatterer speed(cm/s)=[source frequency(MHz)×cosine Doppler angle]

Doppler angle이란 beam의 운동방향과 알고자 하는 scatterer 운동방향(혈류흐름방향)이 이

루는 각을 의미한다(Fig. 12). 이는 Doppler effect를 이용한 혈류속도의 측정에서 중요한 교정

인자로, 그 각도가 클수록 cosine값이 작아져서, 작은 Doppler shift도 빠른 속도로 환산이 될

수 있고, 따라서 Doppler angle이 크게 되면, 측정값 자체의 정확성이 떨어진다. 예를 들면, 같

Longer wavelength

Lower frequency

Shorter wanelength

Higher frequency

Fig. 10. Doppler effect by moving source. The source of soundmoves to the right, the frequency of the waves in the direction ishigher than in opposite direction.

Fig. 11. B-mode images with superimposed Color Doppler(left) and power Doppler(right) of the jugular vein(J) and common carotid artery(C). Red-color of the common carotid artery means negative Doppler shiftin here.



은 Doppler shift를 혈류속도로 환산할 때, Doppler angle을 60도로 교정을 하면 cosine 60°은

1/2이므로, Doppler angle이 0도일 때에(cosine 0°=1) 비해 2배의 속도를 갖는 것으로 계산된

다. 일반적으로 60도 이하를 권장하고,5,6) 0도에 가까울수록 정확한 측정값으로 여겨진다. TCD

상에서는 이러한 Doppler angle을 가름할 B-mode영상이 없으므로, 이를 0도로 가정하고 측정

하지만, duplex USG에서는 Doppler angle의 근사치를 B-mode영상으로 알 수 있으므로 교정

할 수 있고, 이 과정을 angle correction이라고 한다 (Fig. 13).

Pulsed US를 이용하여 올바르게 측정할 수 있는 Doppler shift의 범위는 PRF에 의해 결정된

다. 이 한계를 Nyquist limit이라고 한다.

Nyquist limit=PRF/2

Nyquist limit을 벗어나는 Doppler shift는 정확하게 측정이 되지 않는데, 이런 현상을 alia-sing이라고 한다. Aliasing을 피하기 위한 방법으로 PRF를 증가시켜 Nysquist limit을 증가시키

거나, Doppler검사에 사용하는 주파수를 낮추거나 혹은 baseline의 위치를 조정하여 측정값이

잘리지 않도록 조정하는 방법 등이 있다.

이는 pulsed wave를 이용해 scatterer velocity 측정할 때, Doppler shift를 주파수변화를 직

접 보는 것이 아니라 phase의 변화만을 보기 때문에 생기는 현상이다. 이에 대한 보다 자세한

설명은 뒤의 참고문헌을 참조하기를 권장한다.

Transducer (frequency f)

Doppler frequency (f d)=2. ft. V. cosθc

fd - doppler shift c - is speed of sound in tissue ft - transmited beam V - velocity of the bllod O - angle of incidence between

the ultrasoundbeam and the direction of the flow

beam

θ

Fig. 12. Doppler equation relates the Doppler shift to the blood velocity, the frequency and Doppler angle. Doppler angle bet-ween direction of blood and ultrasound could be measured onB-mode image.

Fig. 13. Duplex ultrasonography of the common carotid artery shows that angle correction is needed to esti-mate accurate blood velocity. Between the white thin-line and arrow is Doppler angle to be corrected. Ap-propriate angle correction is done in the left is 60° and inappropriate correction in the right is 30°. The Cor-rected blood velocities are shown in the left upper of the image.



결 론

Duplex USG는 US의 다양한 물리적 특성과 변수를 단순화시키고 극복하여, B-mode영상을

구현하고 Doppler검사를 통해 혈류속도를 계산해 낸다. 따라서 여러 가지 검사결과에 영향을 줄

수 있는 변수를 검사자 스스로 조절하여 최상의 질을 구현할 수 있어야 한다. 여기서 설명한 물

리학적인 개념은 저자의 물리학적인 이해의 한계로 인해, 기본적인 개념위주로 기술해 놓았다. 최

근의 초음파검사장비는 여러 가지 기술적인 발전을 통해 harmonic 영상과 compound 영상과

같은 세밀한 영상을 제공하고 있지만 기본적인 원리는 여기서 설명한 원리에서 벗어나지 않는다.

컴퓨터 계산과 장비가 발전함에 따라 여러 가지 획기적인 시도가 US를 이용하여 많이 시도되고

있으며, 앞으로 US를 이용한 어떠한 검사가 임상에서 사용될지 기대된다.

중심 단어：Ultrasound·Duplex ultrasonography·기본 원리.

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Fig. 14. Aliasing artifacts(round circles) in pulsed Doppler spectral display and color-Doppler of duplex ultra-sonography in the stenosed internal carotid artery. Pulse repetition frequency(PRP) of pulsed Doppler spec-trum is 20.3 kHz(arrow). To avoid Aliasing, increasing PRP could be considered.

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