JP6890677B2 - ３ｄボリューム内に埋め込まれ、ｍｐｒ図の十字線に結合された仮想光源 - Google Patents

Description

本発明は、３次元超音波イメージングに関し、詳細には、対応する３次元超音波画像内に埋め込まれた仮想光源位置マーカへの、ＭＰＲ図の十字線の結合に関する。

４０年以上にわたり、超音波診断イメージングは、２次元（２Ｄ）のイメージングに支配されてきた。Ｂアームシステムから始まり、次いで機械的に振動するトランスデューサ、そして最後に電子的に操作されるビームアレイプローブへと、超音波イメージングは、静的２Ｄイメージングから高品質のリアルタイムイメージングに進化してきた。そのため、超音波検査技師は、２Ｄ画像を使って身体中をナビゲートし、２Ｄ画像で診断すべき病理を認識することに慣れていた。約１５年前、超音波は、リアルタイムのフェーズド３次元（３Ｄ）イメージングにより、進化に向けた新たな一歩を踏み出した。解剖学の３Ｄ画像は、２Ｄ画像よりも多くの診断情報を提供するにもかかわらず、解剖学の２Ｄの図を見ることにしか慣れていない多くの超音波検査技師には馴染みがなかった。３Ｄ超音波技術は継続的に採用されているが、超音波ボリューム画像の３Ｄナビゲーションは、３Ｄ機能が長年にわたり市場に出回っているにもかかわらず、多くの超音波検査技師及び医師にとって困難なままである。３Ｄボリュームのナビゲーションによって臨床医を支援するために、３Ｄ画像データを、３Ｄ画像及びより馴染みのある２Ｄ画像の両方で提示する閲覧形式が開発された。超音波システムは、３Ｄボリューム画像の表示に加えて、３Ｄボリューム内の交差する（通常は直交する）平面の３つの２Ｄ画像も表示する。したがって、臨床医は、馴染みがないと思われる３Ｄボリューム画像内で解剖学的構造を見つける場合、関心のある解剖学的構造と交差する１つ又は複数の２Ｄ画像の平面を配置し、より馴染みのある２Ｄの図で解剖学的構造を視覚化することができる。３つの２Ｄ平面はすべて画像ボリューム内の１点で交差するため、臨床医は、この交点を３Ｄボリューム内の対象物上に配置し、それによって３つの相異なる切断面の図で対象物の解剖学的構造を視覚化することができる。しかし、この２Ｄ−３Ｄ視覚化技法の組合せが広く使用されているにもかかわらず、多くの臨床医にとって３Ｄ画像ナビゲーションは依然として課題である。特に１つの問題は、２Ｄ画像の１つで特定された点を、３Ｄボリューム表示内の位置で参照することである。

したがって、臨床医が３Ｄボリューム画像をナビゲートするのをさらに支援するイメージングツールを提供することが望ましい。

本発明の原理に従って、画像ディスプレイが、３Ｄボリューム画像、及び画像ボリュームの１つ又は複数の交差する２Ｄ平面画像の図を有する、超音波診断イメージングシステム及び表示技法を説明する。位置マーカ又は十字線は、空間の同じ点に対応する各２Ｄ画像内に存在し、ボリューム画像内の空間の同じ点にも存在する。ただし、ボリューム画像内の位置マーカは十字線ではなく、２Ｄ画像の位置マーカ又は十字線に空間的に結合された仮想光源である。位置マーカ又は十字線及び仮想光源を再配置することができ、それらは空間的に結合されており、その結果２Ｄ画像内で位置マーカ又は十字線を再配置すると、ボリューム画像内での仮想光源の対応する再配置がもたらされることになり、且つ／又はその逆ももたらされる。

本発明の原理に従って構成された超音波システムを、構成図の形で示す図である。 図１のボリュームレンダラによって実行されるレンダリングプロセスの図である。 ３Ｄボリューム画像内の仮想光源位置マーカに位置的に結合された平面画像内の十字線を有する、３つの２Ｄ平面画像及び対応する３Ｄボリューム画像を示す図である。 ３Ｄボリューム画像内の仮想光源の位置の変化で生じる、解剖学的照明の変化の効果を示す図である。

最初に図１を参照して、本発明の原理に従って構成される超音波システムを、構成図の形で示す。この実施態様では、超音波プローブは、２次元アレイトランスデューサ５００及びマイクロビーム形成器５０２を備える。マイクロビーム形成器は、アレイトランスデューサ５００の素子（「パッチ」）のアレイに印加される信号を制御する回路を内蔵し、それぞれのアレイの素子によって受信されるエコー信号のいくつかの処理を行い、部分的にビーム形成された信号を生成する。プローブ内でのマイクロビーム形成は、プローブと超音波システムとの間のケーブル５０３内の導体の数を削減するので有利であり、米国特許第５，９９７，４７９号（Ｓａｖｏｒｄ等）及び米国特許第６，４３６，０４８号（Ｐｅｓｑｕｅ）に記載されている。

プローブは、超音波システムのスキャナサブシステム３１０に結合される。スキャナは、ユーザ制御部６０に応答して、送信ビームのタイミング、周波数、方向、及び集束に関してプローブに指示する制御信号をマイクロビーム形成器５０２に供給する、ビーム形成器コントローラ３１２を備える。ビーム形成器コントローラは、アナログからデジタルへの（Ａ／Ｄ）変換器３１６及びビーム形成器１１６へ結合されることにより、受信エコー信号のビーム形成も制御する。プローブで受信されたエコー信号は、スキャナ内のプリアンプ及びＴＧＣ（時間利得制御）回路３１４で増幅され、次いでＡ／Ｄ変換器３１６でデジタル化される。次いで、デジタル化されたエコー信号は、ビーム形成器１１６によって完全にコヒーレントなビームに形成される。エコー信号は、デジタルフィルタ処理、Ｂモード検出、及びドップラ処理を実行し、高調波分離、周波数又は空間合成によるスペックル低減、及び他の望ましい画像処理など、他の信号処理機能も実行することができる、信号プロセッサ３１８によって処理される。

スキャナサブシステム３１０で生成されたエコー信号は、所望の画像形式で表示するためにエコー信号を処理するデジタルディスプレイサブシステム３２０に結合される。エコー信号は、エコー信号をサンプリングし、ビームのセグメントを完全なライン信号に継ぎ合わせ、信号対ノイズの改善又は流れの連続性のためにライン信号を平均化する画像ラインプロセッサ３２２によって処理される。画像ラインは、当技術分野で知られているように、Ｒ−θ座標から直交座標への変換を実行する走査変換器３２４によって所望の画像形式に走査変換される。走査変換器はまた、受信したエコー信号とビームとの間の画像領域を補間によって埋める。各ビームからの個々の画像ピクセル値は、走査されている３Ｄボリューム内のｘ、ｙ、及びｚ座標位置に従ってアドレス指定可能な３Ｄメモリ３２６に格納される。３Ｄメモリに格納された３Ｄ画像データから生成された最終画像には、画像と共に表示されるべきグラフィックが重ね合わされる。こうしたグラフィックは、患者識別情報の入力及び表示、若しくは例えばカーソルの移動に対して、又は以下に説明する十字線形グラフィックの形の位置マーカに対して、ユーザ制御部に応答するグラフィック発生器３３２によって生成される。

リアルタイムのボリュームイメージングの場合、表示サブシステム３２０は、３Ｄデータセット又は１組の空間的に分離された２Ｄ画像を３Ｄメモリから受信し、それをリアルタイムの３次元画像にレンダリングするボリュームレンダラ３２８も備える。３Ｄ画像データセットからのボリュームのレンダリングはよく知られており、走査された３Ｄ物体の特定の図を、コンピュータモニタなどの２次元閲覧媒体上での表示に好適な２Ｄ画像の図に変換するよう機能する。ボリュームのレンダリングプロセスを図２に示す。ブロック２００は、３Ｄメモリ３２６に格納され、ｘ、ｙ、及びｚ座標でアドレス指定可能な画像データを表し、ここでは走査画像平面の画像データのブロックとして空間的に配置される。この例では、画像データは、アレイトランスデューサ５００を使って、画像平面２０２、画像平面２０４など、連続した平面を走査することによって取得された。ｘ、ｙ画像データの画像平面は、図面ではｚ次元に積み重ねて示されており、それによってデータのｚ座標を提供する。ボリュームのレンダリングは、閲覧者Ｄによるボリュームの特定の閲覧方向での、ボリューム２００を貫通する多数の平行な仮想線７０の投影である、レイキャスティングを用いて実行される。仮想線７０に沿って出くわすピクセルは、所望のレンダリングアルゴリズム（例えば、表面レンダリング、最大値レンダリング、平均値レンダリング）に従って蓄積され、投影面７２にレンダリングされる２Ｄ画像の１つのピクセル値を生成する。図２の例では、仮想投影線７０は、ブロック２００の解剖学的画像データセットを通過するときに、組織ピクセルｔ及び血液ピクセルｂと交差する。線７０は、平面２０２上の組織ピクセル２０２ｔと交差し、次いで平面２０４上の組織ピクセル２０４ｔと交差することが分かる。次いで、線７０は、平面２１０、２１２、及び２１４上でそれぞれ、血管１２６ｖの３つの血液ピクセル２１０ｂ、２１２ｂ、及び２１４ｂと交差する。次いで、投影線は、平面２０６及び２０８上の組織ピクセル２０６ｔ及び２０８ｔと交差する。交差したピクセル値は、選択したレンダリングアルゴリズムに従って処理される。レンダリングされる画像にとって望ましい画像ピクセル密度を生成するのに必要な、十分な仮想投影線に対してプロセスが繰り返されると、特定の閲覧方向から見たボリュームのｘ及びｙにおける２Ｄ画像が得られる。レンダリングアルゴリズムは、概して

と記載することができ、ここで、Ｐ_ｘ，ｙ（θ）は、ボリューム２００を、３Ｄデータセットに対して角度θで閲覧するときの投影面７２のｘ、ｙ座標における画像点であり、Ｎは、投影線に沿って出くわすデータの値である。関数ｆ（Ｐ_１．．．Ｐ_ｉ−１）は、米国特許第５，７２０，２９１号（Ｓｃｈｗａｒｔｚ）に記載されているように、組織を不透明、流体を透明に、又はその逆に見るために使用される、不透明−透明関数などの、所望のレンダリング関数である。以下に説明する本発明の実施態様では、レンダリング関数は、仮想光源から仮想線７０に沿った点までの距離の関数である照明係数を含む。式

に従って３Ｄデータセットをレンダリングすることにより、最大輝度の投影を作成することができ、式

に従ってデータセットをレンダリングすることにより、平均輝度の投影を作成することができる。複数のかかる投影画像は、それぞれわずかに異なる閲覧方向θで与えられた３Ｄデータセットから形成され、次いで、回転しながら３Ｄボリュームの移動する図を提示するために、リアルタイムで連続して再生され得る。これは、動的視差として知られている表示技法である。ボリュームレンダリングのさらなる詳細については、Ｋａｕｆｍａｎ，Ａ．著の「Ｉｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ｔｏ Ｖｏｌｕｍｅ Ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ」、ＩＥＥＥ Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｐｒｅｓｓ、１９９１年を参照されたい。

図１の超音波システムは、３Ｄ画像データに対して動作する別のプロセッサである、ＭＰＲ再構成回路３３０を備える。ＭＰＲ（多断面再構成）回路は、３Ｄデータセットを通じて所望の平面内のピクセル値を選択し、平面内に位置するピクセルから２Ｄ画像を生成する。ユーザがボリュームデータを通じて平面を選択すると、平面と交差するデータのボリューム内の任意の点のｘ、ｙ、ｚアドレスを幾何学的に計算することができる。原理的に、平面はボリュームデータセット全体にわたるどんな傾きでもあり得るが、本発明の実施態様にとって好ましいＭＰＲ画像の組は、１つの平面は、ｙ、ｚのデータ点と一定のｘ値とを持ち、別の平面は、ｘ、ｚのデータ点と一定のｙ値とを持ち、第３の平面は、ｘ、ｙのデータ点と一定のｚ値とを持つ、３つの直交する平面の組である。非直交交差面も使用してよい。かかる交差する３つの平面は、３Ｄ空間の１つの点で交差し、点は、ボリュームレンダラ３２８によって生成される３Ｄボリューム画像内にも存在する。ディスプレイプロセッサ３３４は、図３に示すように、互いに隣接するなどの所望のディスプレイ形式で画像を配置し、図３にも示すグラフィック発生器によって生成された任意のディスプレイグラフィックを重ね合わせる。次いで、構成された画像表示は、ディスプレイ１５０の画面上に表示される。

ユーザインターフェース６０は、２次元アレイプローブによって走査されるボリューム領域の向きの制御及びＭＰＲ平面の操作のための制御部６２〜６６を備える。ユーザは、走査されるべきプローブの前の領域の向きなど、制御部６６によって制御されるべき機能を選択することができる。次いで、ユーザは、ジョイスティック又はトラックボール６２を使用して、走査される領域の位置を決める。走査される領域が設定されると、ユーザは制御部６４を押して設定を固定させる。ビーム形成器コントローラ３１２、ビーム形成器１１６、及びマイクロビーム形成器５０２は、２次元アレイ５００の素子とのフェーズド送信（ｐｈａｓｅｄ ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ）を用いて所望の方向にビームを送信することにより、これらの設定変更に応答し、次いで受信ビームを同じ方向にステアリングし、走査されているボリューム領域全体にわたって一連の受信ビームを取得する。こうした受信ビームは、３Ｄ空間で画像値の走査ラインに処理され、次いでボリュームレンダリングによって、走査されたボリュームの３Ｄ画像にレンダリングされる。２次元ＭＰＲ画像は、ＭＰＲ再構成により、３Ｄボリュームを通る１つ又は複数の切断面で形成される。ディスプレイ画面には、レンダリングされたボリューム画像、及び走査されたボリュームの１つ又は複数（好ましくは３つ）の平面ＭＰＲ画像が表示される。

前述のように、本発明の好ましい実施態様では、３つの相互に交差するＭＰＲ画像及び３Ｄボリューム画像、つまり同じボリューム領域のすべてを表示する。３つのＭＰＲ画像は共通点で交差し、ＭＰＲ画像の平面の位置は、共通の交点が関心領域内にあるように、ユーザ制御部６０で調整され得る。この調整を支援するために、図３のＭＰＲ画像３０ｘ、３０ｙ、及び３０ｚに示される「＋」十字線３２などの位置マーカによって、各ＭＰＲ画像内で共通の交点に印が付けられる。各画像の上に表示される＋十字線は、それを使って平面の再配置が操作される制御パネル６０に結合されたグラフィック発生器３３２によって生成される。したがって、直交平面を使用すると、臨床医は、ｘ平面、ｙ平面、及びｚ平面内で対象物の解剖学的構造を確認することができ、各画像内の十字線＋が対象物の解剖学的構造の上に配置されるまで平面を再配置することができる。同じ交点の位置を、平面の交点のｘ、ｙ、ｚ座標から自動的に生成され得る同様の十字線マーカ＋によって、ボリューム内で印付けすることができる。

ただし、３Ｄイメージング及び平面操作に馴染みがない臨床医は、３Ｄ画像内の空間の交点を認識することが難しいと感じ、それによって画像の操作が困難になる。本発明によれば、ボリューム画像内の平面の交点は、十字線＋ではなく、図３のボリューム画像４０内で、白色光球として示され矢印３４で指示される、仮想光源球として表示される。仮想的な大腸内視鏡検査のための超音波画像での仮想光源の使用が、例えば米国特許出願公開第２０１６／０２９２９１３号（Ｗａｈｒｅｎｂｅｒｇ）に記載されている。画像４０内の仮想光源は、ボリューム画像に重ね合わせるアイコン、この例では白色光球として、グラフィック発生器により生成される。他の色も使用してよい。ボリューム画像４０では、仮想光源が、中に配置されている空隙の周囲の壁を照らしていることも理解されよう。この照明及び付影処理は３Ｄ画像の画質を高め、臨床医が、仮想光源が置かれている解剖学的構造をよりよく認識できるようにする視覚的な手がかりを提供し、それによりＭＰＲ平面位置調整を支援する。ボリューム画像４０は、流体を透明として、組織表面を固体表面としてレンダリングする、表面レンダリングにより生成される。図４では、仮想光源３４は、対象者の流体で満たされた空隙内に配置され、空隙の壁を照らしている。空隙の表面のこの照明の効果は、照明係数を、光源によって照らされる空隙の壁の一部を表す各ピクセルと合成することにより、ボリュームレンダリングプロセス中に生成される。現実的な照明の効果を提供するために、壁のピクセルに使用される照明係数を、仮想光源からのそのピクセルの距離によって減少させる必要がある。実際、光源によって生成される光の輝度は、距離に適用される逆二乗の法則に応じて低下する。したがって、本発明の実施態様は、投影線７０に沿った表面レンダリング計算によって生成されたピクセルが、仮想光源が配置される空隙の表面のピクセルであるときを判断することによって、動作することができる。ピクセルは、表面のピクセルと仮想光源の位置との間の線に沿って組織のピクセルが存在しない場合、空隙の照らされた表面のピクセルである。例えば、表面のピクセルと仮想光源位置との間のすべてのピクセルが血液ピクセルである場合、表面のピクセルは、仮想光源が配置されている空隙の照らされた壁のピクセルである。この分析により、ピクセルが空隙の照らされた壁のピクセルであることが判明すると、光源による照明を反映するために、その色又はディスプレイの明度若しくは輝度が調整される。使用できる１つの適切な照明係数は、空隙の壁のピクセル位置と仮想光源位置との間の距離に逆二乗の法則を適用することで計算され、仮想線に沿った距離は、ピクセルが照らされた空隙の壁のピクセル（流体のみ介在する）であるかどうかを判断するために以前に使用されたものである。例えば、光源から５ｍｍの点の空隙の壁のピクセルは、ある照明係数によってその明度が増加し、光源から３ｍｍの別の壁のピクセルは、より大きい照明係数によってその明度が増加する。仮想光源から影になっている壁のピクセルは、その明度がまったく増加しない。したがって、空隙の壁の一部が仮想光源に近いほど、その明度は大きくなる。同じ効果を、色相又は輝度を使用して作り出すことができる。

この照明の効果は、血管壁２０を有する２次元断面の血管を表す図４を参照することで、よりよく理解される。図４ａでは、仮想光源１０は、血管の上部近くで血管の左壁の近くに配置されている。したがって、光源は、表面１４で示される右の血管壁を照らすよりも、左の壁に沿った表面１２で示される左の血管壁をより明るく照らす。光源１０の下に、左の血管壁２０の曲がりがあることも理解されよう。この曲がりにより、血管壁の曲がりの下にある部分が、影付き領域１６によって示すように、光源から影になる。したがって、この例には、明るく照らされた血管壁１２、あまり明るく照らされていない血管壁１４、及び光の散乱効果がなく、光源によってまったく照らされていない影になった血管壁１６の３種類の壁の表面の照明がある。

図４ｂでは、仮想光源１０は、血管内のより低い位置に配置され、右血管壁２０により近い。壁面の領域１２は、光源と右の血管壁との距離が短いため、最も明るく照らされる。左の血管壁も１４で示すように光源によって照らされるが、光源から左の壁までの距離がより長いため、あまり明るく照らされない。光源が図示された位置にある状態で、血管壁のどの部分にも影がなく、そのため、光源までの距離の逆二乗の法則に応じて、又は他の何らかの（例えば、線形の）減少する照明係数を使って、血管壁に沿った任意のピクセルの明度、色相、又は輝度に照明係数を追加又は適用することができる。

したがって、本発明の実施態様は、ボリューム画像内の位置マーカとして仮想光源を使用し、光源は、画像化されたボリュームを通じて、３つの直交平面のＭＰＲ画像の交点など、１つ又は複数の２Ｄ画像内の対応する位置に印を付ける。図３に３２で示す十字線、又は他の交差する画像平面の位置を表す各２Ｄ画像上に水平及び垂直に描かれた破線を使って、ＭＰＲ画像内においても交点に印を付ける。他のマーカも使用してよい。２Ｄ画像内のマーカは、ボリューム画像内の仮想光源マーカ３４に動作可能に結合されており、２Ｄ画像平面の１つが再配置されると、仮想光源は、平面の交点の変化に対応してボリューム画像内で自動的に再配置され、且つ／又はその逆ももたらされる。

図１に示すような３Ｄイメージングを実行する超音波システムは、ハードウェア、ソフトウェア、又はそれらの組合せで実施されることに留意されたい。超音波システムの様々な実施形態並びに／或いは構成要素、例えばモジュール、又はモジュールの中の構成要素及びコントローラも、１つ又は複数のコンピュータ又はマイクロプロセッサの一部として実施される。コンピュータ又はプロセッサは、コンピュータ処理デバイス、入力デバイス、ディスプレイユニット、及び例えばインターネットにアクセスするためのインターフェースを備える。コンピュータ又はプロセッサは、マイクロプロセッサを含む。マイクロプロセッサは、例えば、ＰＡＣＳシステムにアクセスするために、通信バスに接続される。コンピュータ又はプロセッサは、メモリも備える。Ａラインメモリ２４などのメモリデバイスは、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）及び読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）を含む。コンピュータ又はプロセッサは、ハードディスクドライブ、又はフロッピーディスクドライブ、光ディスクドライブ、ＵＳＢサムドライブ（ｓｏｌｉｄ−ｓｔａｔｅ ｔｈｕｍｂ ｄｒｉｖｅ）などの取り外し可能な記憶装置ドライブである記憶デバイスをさらに備える。記憶デバイスはまた、コンピュータプログラム又は他の命令をコンピュータ又はプロセッサにロードするための他の同様な手段である。

本明細書で使用する「コンピュータ」、「モジュール」、又は「プロセッサ」という用語には、マイクロコントローラ、縮小命令セットコンピュータ（ＲＩＳＣ）、ＡＳＩＣ、論理回路、及び本明細書に記載される機能を実行することができる任意の他の回路若しくはプロセッサを使用するシステムを含む、任意のプロセッサベース又はマイクロプロセッサベースのシステムが含まれる。上記の例は単に例示的であり、したがって、これらの用語の定義及び／又は意味を限定することを、決して意図しない。

コンピュータ又はプロセッサは、入力データを処理するために、１つ又は複数の記憶素子に格納されている１組の命令を実行する。記憶素子は、所望であれば、又は必要であれば、データ又は他の情報も格納する。記憶素子は、情報源の形態又は処理機械内の物理的メモリ素子の形態である。

上記の剪断波測定及び背景の動き補償サブシステムを含む超音波システムの１組の命令は、処理機械としてのコンピュータ又はプロセッサに、本発明の様々な実施形態の方法及びプロセスなどの特定の動作を実行するよう命令する様々なコマンドを含む。１組の命令は、ソフトウェアプログラムの形態である。ソフトウェアは、システムソフトウェア又はアプリケーションソフトウェアなどの様々な形態であり、有形の非一時的なコンピュータ可読媒体として具現化される。さらに、ソフトウェアは、別個のプログラム又はモジュールの集まり、より大きなプログラム内のプログラムモジュール、或いはプログラムモジュールの一部の形態である。例えば、ボリュームレンダラ及びＭＰＲ再構成回路によって計算される方程式は、方程式を計算するソフトウェアモジュールによって実行される。ソフトウェアには、オブジェクト指向プログラミングの形態のモジュール式プログラミングも含まれる。処理機械による入力データの処理は、操作者のコマンドに応答する、以前の処理の結果に応答する、又は別の処理機械によって行われた要求に応答する。

さらに、添付の特許請求の範囲の限定は、かかるクレームの限定が、構造のない機能の記述を伴い、明示的に「〜する手段」という語句を使用していない限り、ミーンズプラスファンクション形式で記載されておらず、米国特許法第１１２条第６項に基づいて解釈されることを意図していない。

Claims (10)

1. 対象者を３次元で走査するアレイトランスデューサを備える超音波プローブと、
   前記超音波プローブに結合され、前記対象者の３Ｄ画像データセットを格納する３Ｄ画像データメモリと、
   前記３Ｄ画像データメモリと結合され、前記対象者のボリューム画像をレンダリングし、レンダリングされた前記ボリューム画像内の仮想光源の照明の効果をレンダリングするボリュームレンダラと、
   前記３Ｄ画像データメモリと結合され、前記対象者の交差する平面の複数の２Ｄ画像を生成する２Ｄ画像再構成回路であって、前記２Ｄ画像は、２Ｄ画像平面の交点のグラフィックマーカをさらに有する、２Ｄ画像再構成回路と、
   画像グラフィックを生成するグラフィック発生器と、
   前記対象者の前記ボリューム画像及び１つ又は複数の前記２Ｄ画像を、前記画像グラフィックと共に同時に表示するディスプレイと
   を備え、
   前記ボリューム画像は、前記対象者内の前記２Ｄ画像平面の前記交点に印を付けるするために前記ボリューム画像内に位置的に配置されて表示され、前記２Ｄ画像平面の現在の交点に動作可能に結合される、前記仮想光源を有し、
   前記ボリューム画像内の前記仮想光源の位置は、前記２Ｄ画像平面の前記交点の変化に伴って変化し、
   前記２Ｄ画像平面の前記交点の変化は、前記レンダリングされたボリューム画像内の前記照明の効果の変化をもたらす、
   ３次元（３Ｄ）イメージングのための超音波診断イメージングシステム。
2. 前記ボリューム画像はさらに、前記グラフィック発生器によって生成される仮想光源のグラフィックと共に表示される、請求項１に記載の超音波診断イメージングシステム。
3. 前記照明の効果は、前記仮想光源により近い構造に対して強い照明を生成し、前記仮想光源からより遠い構造に対して弱い照明を生成する、請求項１に記載の超音波診断イメージングシステム。
4. 前記強い照明及び前記弱い照明は、前記仮想光源への距離に対する逆二乗の法則の関数である、請求項３に記載の超音波診断イメージングシステム。
5. 前記照明の効果は、明度、色相、又は輝度の違いとして生成される、請求項３に記載の超音波診断イメージングシステム。
6. 前記仮想光源と共に表示される前記ボリューム画像、及び１つ又は複数の前記２Ｄ画像が同時に表示される、請求項１に記載の超音波診断イメージングシステム。
7. 対象者の３次元超音波画像データを表示する方法であって、前記方法は、
   前記３次元超音波画像データのボリュームレンダリングと、レンダリングされたボリューム内の仮想光源によって生成される照明の効果とを表示するステップと、
   前記３次元超音波画像データの平面の複数の２Ｄ画像を同時に表示するステップと、
   前記２Ｄ画像のそれぞれの中に、前記２Ｄ画像の前記平面の交点の位置マーカを表示するステップと、
   前記ボリュームレンダリング内に、前記仮想光源を配置するステップと、
   前記ボリュームレンダリング内の前記２Ｄ画像の前記平面の前記交点のマーカとして表示される前記仮想光源と共に前記ボリュームレンダリングを表示するステップと、
   を有し、
   前記ボリュームレンダリング内の前記仮想光源の位置は、前記２Ｄ画像の前記平面の前記交点の変化に伴って変化するように、前記２Ｄ画像の現在の交点の前記位置マーカに動作可能に結合され、
   前記２Ｄ画像の前記平面の前記交点の変化は、前記ボリュームレンダリング内の前記照明の効果の変化をもたらす、
   方法。
8. 前記同時に表示するステップは、互いに直交する画像平面の３つの２Ｄ画像を同時に表示するステップをさらに有し、
   前記照明の効果と共に前記ボリュームレンダリングを表示するステップは、前記仮想光源への距離の逆二乗の関数として減衰する照明の効果を表示するステップをさらに有する、請求項７に記載の方法。
9. 前記２Ｄ画像再構成回路は、多断面画像再構成回路をさらに備える、請求項１に記載の超音波診断イメージングシステム。
10. 前記多断面画像再構成回路は、前記対象者の交差する平面の３つの２Ｄ画像を生成する、請求項９に記載の超音波診断イメージングシステム。

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