"被検体内の管腔構造に関する3次元ボリュームデータから、前記管腔構造の軸方向に関する一セグメントに対応するセグメント領域を抽出し、前記セグメント領域を含むようにスラブの厚さを決定し、前記厚さを有するスラブに関する画像を前記3次元ボリュームデータからレンダリングにより生成することを特徴とする画像処理方法。前記スラブが前記セグメント領域を含むように前記スラブの方位を決定する請求項1記載の画像処理方法。前記管腔構造の一セグメントに対応する標準的な平面から前記スラブを決定する請求項1記載の画像処理方法。前記標準的な平面は、複数の平面候補から選択される請求項3記載の画像処理方法。前記標準的な平面は、冠状動脈を対象としたカテーテルを用いた造影撮影面に対応する請求項3記載の画像処理方法。前記標準的な平面に対して予め設定された制限範囲内で前記スラブの方位を決定する請求項3記載の画像処理装置。前記セグメント領域の軸長に基づいて前記セグメント領域が前記スラブに収まるように前記スラブの厚さを決定する請求項1記載の画像処理方法。前記セグメント領域が前記スラブに収まるように前記スラブの厚さを最小化する請求項1記載の画像処理方法。前記セグメント領域の中心線に従って前記スラブの方位を決定する請求項1記載の画像処理方法。前記セグメント領域の辺縁と前記スラブの辺縁との間の距離を最小化するように前記スラブの厚さを決定する請求項1記載の画像処理方法。前記セグメント領域の厚さに基づいて前記セグメント領域が前記スラブに収まるように前記スラブの厚さを決定する請求項1記載の画像処理方法。前記セグメント領域の厚さは、前記管腔構造の内壁間距離と外壁間距離との一方により決定される請求項11記載の画像処理方法。前記スラブの厚さと前記スラブの方位とを変化させながら、又は前記スラブの厚さだけを変化させながら、前記セグメント領域が前記スラブに収まるように前記スラブの厚さを決定する請求項1記載の画像処理方法。前記管腔構造は分岐部を有し、前記分岐部を含む前記セグメント領域が前記スラブに収まるように前記スラブの厚さが決定される請求項1記載の画像処理方法。前記スラブの厚さを最小二乗法を用いて決定する請求項1記載の画像処理方法。前記管腔構造に関する複数の一セグメントに対して複数のスラブをそれぞれ適合させる請求項1記載の画像処理方法。前記複数のスラブは異なる方位を有し、前記複数のスラブにそれぞれ対応する複数の画像を同時に表示する請求項16の画像処理方法。前記スラブに直交するスライスに関する少なくとも一の断面画像を前記3次元ボリュームデータから生成する請求項1記載の画像処理方法。前記管腔構造は冠状動脈構造である請求項1記載の画像処理方法。前記一セグメントは、アメリカ心臓協会分類に適合する請求項19記載の画像処理方法。前記管腔構造は大腸下部、気道、血管、輸尿管のいずれかである請求項1記載の画像処理方法。前記3次元ボリュームデータは、CTデータ、MRデータ、血管造影データのいずれかである請求項1記載の画像処理方法。前記決定されたスラブの方位に対応するコントロールデータに従って撮影装置を制御することにより前記スラブと実質的に同じ面を撮影する請求項2記載の画像処理方法。前記撮影装置はCアームを備えたX線撮影装置であり、前記Cアームの方位が前記コントロールデータにより制御される請求項23記載の画像処理方法。被検体内の管腔構造に関する3次元画像に含まれる前記管腔構造の一セグメントを表す画像に対して撮影面を適合し、前記撮影面の方位に従ってコントロールデータを発生し、前記コントロールデータにより撮影装置において前記撮影面と実質的に同じ面の画像を撮影させるために前記コントロールデータを撮影装置に提供する方法。前記3次元画像は、CT装置、MR装置、コーンビーム血管造影撮影装置のいずれかにより収集され、前記撮影装置は、Cアームを備えたX線血管造影装置であり、前記コントロールデータは、前記Cアームの方向を制御するためのデータである請求項25記載の画像処理方法。被検体内の管腔構造に関する3次元ボリュームデータから、前記管腔構造の軸方向に関する一セグメントに対応するセグメント領域を抽出するモジュールと、前記セグメント領域を含むようにスラブの厚さを決定するモジュールと、前記厚さを有するスラブに関する画像を前記3次元ボリュームデータからレンダリングにより生成するモジュールとを具備する画像処理装置。被検体内の管腔構造に関する3次元ボリュームデータから、前記管腔構造の軸方向に関する一セグメントに対応するセグメント領域を抽出する手段と、前記セグメント領域を含むようにスラブの厚さを決定する手段と、前記厚さを有するスラブに関する画像を前記3次元ボリュームデータからレンダリングにより生成する手段とをコンピュータに実現させるためのプログラムコード。被検体内の管腔構造に関する3次元画像に含まれる前記管腔構造の一セグメントを表す画像に対して撮影面を適合するモジュールと、前記撮影面の方位に従ってコントロールデータを発生するモジュールと、前記コントロールデータにより撮影装置を制御し、前記撮影面と実質的に同じ面の画像を撮影させるモジュールとを具備する画像システム。前記3次元画像は、CT装置、MR装置、コーンビーム血管造影撮影装置のいずれかにより収集され、前記撮影装置は、Cアームを備えたX線血管造影装置であり、前記コントロールデータにより前記Cアームの方向が制御される請求項29記載の画像システム。被検体内の管腔構造に関する3次元画像に含まれる前記管腔構造の一セグメントを表す画像に対して撮影面を適合する手段と、前記撮影面の方位に従ってコントロールデータを発生する手段と、前記撮影面と実質的に同じ面の画像を撮影させるために前記コントロールデータを撮影装置に送信する手段とをコンピュータに実現させるためのプログラムコード。目的は、被検体内の管腔構造に関する3次元ボリュームデータからスラブ画像を生成するに際してそのスラブ厚を最適化することにある。本実施形態において、被検体内の管腔構造に関する3次元ボリュームデータから管腔構造の軸方向に関する一セグメントに対応するセグメント領域を抽出し、このセグメント領域を含むようにスラブの厚さを決定する。決定された厚さを有するスラブに関する画像を3次元ボリュームデータからレンダリングにより生成する。以下、図面を参照しながら本実施形態に係る画像表示方法を説明する。本実施形態に従うと、管腔構造の一セグメントにおける画像を発生させる方法において、被検体の3次元ボリュームデータから抽出した管腔構造の一セグメントの長軸方向に関する一セグメントを少なくとも包含するように、画像化のためのスラブの方位と厚さを決定する。そして決定された方位と厚さで定義されるスラブについてその画像が3次元ボリュームデータからレンダリングにより生成される。図1には本実施形態に係る画像処理装置が示される。本実施形態に係る画像処理装置は、表示部4、データ記憶部6、コンピュータキーボード又はマウス等の入力操作部8、これら各部に接続されているパーソナルコンピュータ又はワークステーションを典型的な例とする画像処理部2を備える。画像処理部2は、多様なソフトウェアモジュール又は他のソフトウェア要素をロードし、実行する中央処理装置10CPUを構成する。ソフトウェアモジュールは、表示部4に対する表示用に生成された画像データをレンダリングにより生成するための、レンダリングモジュール12を含む。ソフトウェアモジュールは、入力操作部8経由で入力された操作者指示に従って画像処理を実行し、また、様々な画像処理手続きを選択的に実行し、コントロールするための操作者指示とコントロールモジュール14を具備する。セグメント選択、抽出、トラッキングに関するモジュール16、MPR補正モジュール18がまた用意され、それらのモジュールにより実行される処理は下記に詳細に説明する。画像処理部2は、RAMドライブ、ROMドライブ、データバス、様々なデバイスドライブを含むオペレーティングシステム、様々な周辺装置と接続するためのハードウェアデバイスを構成する。データ記憶部6は、患者の冠状動脈構造を含む領域を対象としたCTスキャニングにより得られた、被検体内部の形態構造を表すボリュームデータセット3次元データセット7を保存する。ボリュームデータセットは、例えばCTスキャナX線コンピュータ断層撮影装置で発生され、サーバを経由して画像処理部2へ送られる。データ記憶部6は、典型的には、多数の患者に関する大量のボリュームデータセットデータを保存し提供する画像保管通信システムPACSを構成する。送られてきたボリュームデータセットは、画像処理部2のメモリに保存される。図2に画像処理部2による画像処理手順を示している。最初の工程20では、処理対象として選択された特定患者に関する冠状動脈構造を含むボリュームデータセット7は、データ記憶部6から画像処理部2に供給される。ボリュームデータセットはCTスキャナから画像処理部2に直接的に供給されてもよい。画像処理部2はCTスキャナの一部を構成するものであってもよい。次の処理工程22では、対象とされる冠状動脈構造を含むボリュームデータセット7を処理して、冠状動脈構造を表すポリラインツリーモデル中心線構造モデルを生成する。ポリラインツリーモデルは複数のセグメントに分割される。複数のセグメントから自動的に、又は操作者による手動により一のセグメントが選択される。冠状動脈の各セグメントは、中心線上で単位長を有する。血管の中心線ポリラインは、様々な方法を使うことにより、自動、半自動的、又は手動的に抽出される。血管の中心線を抽出するためによく知られている方法の概要については、MedicalImageAnalysis13701714に記述されている。手動方法では、操作者により指定された血管上の複数の点を連結することにより血管中心線が特定される。半自動方法では、操作者が血管上に指定した開始地点と終了地点との間が自動的にトラッキングされる。また、自動方法のためのトラッキングアルゴリズムは、CT値により血管を抽出しその軌跡を計算する。また、冠状動脈構造全体は、多数の結合されたポリラインからなるポリラインツリーモデルにより表される。各ポリラインは、3次元空間において点の集まりから成り、各点は、血管の中心線に沿った点を表す。各ポリラインは、自動的又は自動的にラベル化され、CirculationVol51JanuaryJune1975AHA会報告における患者の冠状動脈病において評価された報告システムに記述されているAHA15セグメントモデル、又は、その長さに沿って選択された点において冠状動脈のポリラインツリーモデルをその長軸方向に沿って分割されたセグメントが、修正AHA17モデルのような標準冠状動脈構造に従ってラベル化される。ラベリングは、米国特許出願番号12236789により記述される方法を使って行われる。次の処理工程24において、ポリラインツリーから処理対象としての一のセグメントが選択される。例えば画像処理部2によって複数のMPR断面変換処理による断面画像が生成され、それら断面画像が表示され、それら表示された断面画像を参照して一のセグメントが選択される。操作におけるあるモードにおいて、ポリラインツリーモデルの表現は、ディスプレイ装置により表示される。または、あるセグメントが、操作者がキーボード又はマウスを操作することにより手動的に選択される。次の処理工程26では、選択されたセグメントの血管径が計算される。血管径は、選択されたセグメントに対応する動脈部分の内径又は外径により決定される。血管径は、通常、選択されたセグメントにおける血管の横断面上の直交2方向の長さから決定される。血管径は、自動的、半自動的又は手動的な方法により決定される。血管中心線に対して直交する複数のスライスに関する複数の画像が、ボリュームデータセットから生成される。セグメントにおける外輪又は内輪動脈の管腔壁又は外腔壁に関する長さ外径又は内径が、各スライス上での直交2方向に関して計算される。直交2方向の長さから長い方が血管径として特定される。管腔34、厚さ36、38に対応する外壁を含む冠状動脈の断面構造を図3に例示する。次の処理工程28では、予めデータ記憶部6にライブラリーとして保存されている複数の標準的MPR平面MPRスラブから、当該処理対象の動脈部分に関連つけられている特定の標準的スラブが、初期的スラブとして選択される。標準的スラブは初期的には厚みを有していないが、このスラブの方位と厚みは後述するように実際の動脈の走行方向及び径に従って最適化される。なお、スラブの方位とは、その平面に対する垂線に平行な方向として規定する。各標準的スラブは、カテーテルに基づいた血管造影法において一般的に用いられる撮影におけるX線源のX線焦点と検出器の中心点とを結ぶ撮影中心線に平行な方向方位を有する。対象セグメントの部位に従って特定の標準的スラブがライブラリーから選択される。図4は、処理工程22によって自動的又は手動的に決定される血管中心線を表すポリラインの一セグメントを示している。この場合、選択されるセグメントは、冠状動脈構造の中の左前方下部LADである。ポリラインは、ポリライン上離散点の座標セットで規定される。血管中心線は、3次元図4に示されるサジタル、コロナル、アキシャルの3軸座標系により定義される。図4に示されたLADセグメントの血管中心線40は図5に示される。黒丸は、ポリラインを計算するために選択された血管中心線40上の点列を示す。図5はLADセグメントに関するライブラリーから選択された、厚みを持たない初期的スラブ平面42を示し、その方位はLADセグメントにおいてカテーテルに基づいた血管造影法測定に用いられる撮影方向に一致する。初期的スラブ42は、被検体の体軸を基準として頭尾を前後に対応させて、30°左前面斜めの方位を持つ。動脈構造に対する標準的スラブの方位は、例えば、30°―60°LAO;LAORAO;30°LAO、20°cranial;20°LAO、30°LAO、20°―30°cranial、20°RAO、0°―15°caudal;30°LAO、30°cranial;30°RAO、15°caudal;30°RAO,15°cranial30°;30°RAO、15°―20°caudalである。標準スラブの例は、CoronaryAnatomyVariantsandLesionCharacteristicsVetrovec、January2003TheSocietyforCardiovascularAngiographyandInterventionsに記述されている。図6は、当該動脈部分に従って選択されたMPRスラブ42を表す。図6において、選択された動脈の内壁又は外壁に関する湾曲した管腔エッジ44,46が破線で示される。図5又は図6に示される選択されたMPRスラブ42は初期的には厚さがない。LAD動脈部分における湾曲した中心線40はMPRスラブ42に対して2点で交差する。管腔エッジ44、46の大セグメントは、選択されたMPRスラブを挟んで両側に位置する。厚さがないMPRスラブに従ってLAD動脈部分の画像を生成するとき、動脈部分のセグメントは、選択されたMPR平面から距離があり、画像に映し出されないので、動脈部分に関する情報は殆ど得られない。処理工程30では、MPRスラブ42の方位と位置と厚みとが決定される。この処理は、図7に示すように、血管中心線40上の複数の離散点に関する座標のセット、血管中心線42の複数の点各々においてスラブ42に直交する方向に関する動脈部分の厚さに基づいて行われる。MPRスラブ42の方位、位置、厚みの決定には例えば最少二乗法が用いられる。血管中心線40上の均等な間隔の複数の離散点各々とMPRスラブ42との距離の二乗和を最小化するようにMPRスラブ42の方位、位置及び厚みが決定される。距離の二乗和が、限りなくゼロに近いとき、又は少なくとも予め決められた許容限界の範囲内であることは、MPRスラブ42の方位、位置及び厚みが最適化されたことを意味する。血管中心線40上の点と、MPRスラブ42への投影との間の距離は、図7によって図示される。図4から図7に示される工程において、MPRスラブは、10mmの厚さを有し、32°左前方に傾斜し、頭部側に35°に最適化されたが生ずる。先述の3つの段落における1種の調整手続きにおいて、MPRスラブ平面における位置と方位ならびにMPRスラブの厚さは、同時に調整される。その変化において、位置、方位そして厚さが変えられ、MPRスラブが、その厚さが最小化するという制約の元で、実質的に長さ全体に渡って動脈部分の管腔又は外面壁を包含することがわかる。なお、対象血管部分は、分岐部を含んでいても良い。分岐部で枝分かれする血管部分の全体にわたって血管中心線40上の複数の離散点が設定される。複数の離散点に基づいて、上記方法により分岐部で枝分かれする血管部分の全体を包含するようにスラブの位置、方位、厚さが決定される。さらなる手続きの1種として、MPR平面の位置と方位が予め決められた量以上に変化しないというさらなる調整の制約を受ける。例えば、ライブラリーから読みだされるMPR平面における位置又は方位から、5又は10パーセント又は20以上に変化しないという調整の制約を受ける。それにより、放射線専門医、心臓病専門医又は他の利用者が見る画像は、カテーテルに基づいた血管造影法を用いて得られる画像の種類と非常に良く一致する。処理工程32の方法では、最適化されたMPRスラブに従ってボリュームデータから画像が生成されディスプレイ上に表示される。冠状動脈の選択されたセグメントに対応する動脈部分が欠落することなく表示される。操作者により選択された点において動脈部分を通る断面スライスは、また周知の方法によって表示される。図2の実施形態による方法は、重要なことに、標準化された方法で個人の冠状動脈を読み込むため、最適なディスプレイ環境を自動的に計算することにより、冠状動脈部分における最適な傾斜したMPR視界が得られる時間を減少させる。その方法は、湾曲構造の基本的なカーブモデルを用い、選択されたセグメントに対して最適なMPRスラブの厚さと、MPR平面を方向づけ、表す。しかし、図2に示される方法は、結果を使用者に表示する方法として平面MPRを用いることで、特定の患者に対する人体構造に対して最適化される表示平面を同時に提供するので、使用者は自信を持つことができる。さらに、その方法は、初期状態として、特定の血管に対して標準表示平面をとるが、それらの表示平面の方位を変えることで、特定の患者の人体構造を見るために最適化されたMPRスラブを提供し、特定の患者の人体構造に対して適応する画像データの表示を提供する。図1の実施形態において、調整手続きに関する開始点としてライブラリーから読みだされるMPR平面を用いることにより、また、臨床業務に依然使われていた標準心臓カテーテル投影角に対応させることにより、好ましい調整が、早く得られる事がわかる。さらに、ディスプレイに表示される結果として生ずる画像は、平均的な患者の人体構造に通常基づく心臓血管造影法測定に基づいたカテーテルと違い、特定の患者の人体構造に対して最適化されるが、ディスプレイに表示される結果として生ずる画像は、放射線専門医又は心臓病専門医が見慣れている心臓血管造影法技術に基づいたカテーテルを用いることで得られる画像の種類とよく一致することがわかる。図2の処理手順には限定されず、例えばポリラインツリーモデルの決定、調整に関する動脈部分の選択、選択された動脈部分における厚さ内部直径又は外部直径のどちらかの決定は前もって行われ、画像処理部2に供給されるようにしてもよい。また、データ記憶部6によりダウンロードされたデータは、動脈の中心線に基づいた冠状動脈ツリーにおける1つ又はそれ以上の予め計算され、また選択的にラベル化されたポリラインモデル、セグメントの直径を表すダイアメータデータ、そして調整される動脈部分を特定する選択的な動脈ラベルを含む。他の方法として、処理装置により行われる方法は、選択された動脈部分における最初のMPR平面の選択と共に、処理工程28で始まる。図2に関して上述された方法では、一つのMPRスラブの厚みを冠状動脈部分に対して調整する。しかし、冠状動脈部分は、2つ以上の異なるセグメントに分割され、各セグメントは、各自の異なるMPRスラブに調整される。そのような実施形態において、利用者は、冠状動脈部分が、シンブルMPRスラブ又は、マルチプルMPRスラブに調整されるかどうかを選択する。選択的に、利用者は、冠状動脈部分における区域間の境界の位置を選択することもできる。他の実施形態では、冠状動脈部分が、予め決められた閾値又は範囲の外にあるシングルMPRスラブ又は平面への調整の質に関して2つ以上に分割されることを処理装置が自動的に決定する。例えば、ある実施形態において、セグメントの長さ全体に渡るシングルMPRスラブへの調整が、予め決められた閾値の厚さより大きいMPRスラブの厚さを提供するなら、冠状動脈部分を2つの分割したMPRスラブに調整することは自動的に決定される。シングルMPRスラブへの調整が、予め決められた閾値の量より大きい冠状動脈中心線に関して平均又は最大距離を持つ調整されたMPR平面を生み出すなら、冠状動脈部分を2つの分割したMPRスラブへ自動的に調整することも自動的に決定される。図8に示すように2つのMPR平面厚さがないMPRスラブ50,52が、冠状動脈のセグメントを分割した2つのセグメント部分に対してそれぞれ調整される。2つのセグメント部分は切替点Aに応じて分割される。図8に示されるように一方のMPRスラブ50の方位と位置は一方のセグメント部分に基づいて最適化される。他方のMPRスラブ52の方位と位置は他方のセグメント部分に基づいて最適化される。各MPRスラブ50,52の最適化手法は上述した通りである。図8から、厚さがない状態で方位及び位置が最適化されたMPRスラブ50、52の交差点は、血管中心線の外側に位置する。MPR平面厚さがないMPRスラブ50、52に対して厚みを、各セグメント部分に対応する動脈直径に基づいて決定する。図9は、動脈部分の管腔エッジ54、56を示す。各MPRスラブ50、52の厚みは、管腔エッジ54、56の間の最大距離最大直径に等価に設定する。管腔エッジ54、56の間の距離は、3次元空間におけるMPRスラブに直交する方向に関する距離として計測される。例えば最大距離は5mmである。図10に示すように、MPRスラブ50、52はそれぞれ破線60、62と64、66によって示される厚さを与えられる。一方のMPRスラブ50と他方のMPRスラブの52間の移り変わりがある3次元空間における切替点68についても図10において示されている。両方のMPRスラブ50,52の厚さは同じにセットされるか、又は各MPRスラブ50,52の厚さはそれぞれ個々に調整される。あらゆる適切な調整手続きが、多数のMPRスラブに調整するよう用いられる。それぞれのMPRスラブの調整に関しては上記記載の通り、MPRスラブ50,52の位置、MPRスラブ50,52の方位、及びMPRスラブ50,52の厚さは、同時処理又は順番に処理される。2つのMPRスラブ50,52の間の分離点68の位置は、任意に変更され得る。図8乃至図10に示す処理により生成された冠状動脈構造のセグメントに関する画像は、図11に示すように表示部4に表示される。表示部4上の3つのウィンドウには3つの画像が表示される。ウィンドウ70には、図10に示される2つのセグメントに対応する2つのMPRスラブに関する2つの画像が、分離点68を通る線で連結され表示される。最初又は2番目のセグメントにおける区域両方が表示され、各セクションにおける表示方向は、その区域に対して補正されたMPRスラブの表面と直交する。破線72により示された点において、図10に示される3次元空間における点68と一致するが、最初のMPRスラブから2番目MPRスラブへ利用の移り変わりがある時、表示平面は方位を自動的に変える。シングル画像内での表示平面の変化は、セグメントの平面表示を提供する間、セグメント全体が利用者にとって同時に見えることを意味する2通りの斜めの表示を提供する。2番目と3番目のウィンドウ74、76において、表示方向に直交する方向における3次元ボリュームデータセットに対してスライスが表示される。スライスは、冠状動脈部分の長さに沿った選択された位置78から得られ、図11における実線で示される。操作者は、最初のウィンドウ70において、操作者がマウス又はマウスポインタを操作することにより得られたスライスの位置78を選択できる。図8から図11における実施形態は、特定の患者の組織に適合した画像平面を用いる冠状動脈構造を急速に画像化することを自動的に備え、カテーテルに基づいた血管造影法を用いて以前に得られた場合と似たような視野を、放射線専門医、心臓病専門医又は他の使用者に提供する。図4から図10を用いた説明では、被検体の冠状動脈構造における左前方下部の画像に関して記述され、修正されたAHA17のセグメントモデルに従って分類される。そのモデルに従う冠状動脈構造は、図12に示される。AHA15セグメントモデル又は、修正されたAHA17セグメントモデルで特定されるセグメントの1つは、記述された表現を用いて表示される。もう一つの方法として、冠状動脈構造は、使用者が望んだ他の方法において分割され、各セグメントは、記述された実施形態を用いて画像化される。セグメントと診断対象とされる解剖学的部位との対応関係は次の通りであり、予めライブラリーとして作成され記憶されている。セグメント;解剖学的記述A;第1鋭角縁枝より前方の右冠状動脈の中央セグメントB;第1、第2の鋭角縁枝の間の右冠状動脈の中間セグメントC;後側壁より前方の右冠状動脈の末梢セグメントD;右冠状動脈後下行枝E;右主冠状動脈F;第1対角枝より前方の右冠状動脈前下行枝の中央セグメントG;第1、第2の対角枝の間の右冠状動脈前下行枝の中間セグメントH;第2対角枝より後方の右冠状動脈前下行枝の末梢セグメントI;第1右対角枝J;第2右対角枝K;第1鈍角縁枝より前方の右円旋枝動脈の中央セグメントL;第1鈍角縁枝M;第1、第2の鈍角縁枝の間の右円旋枝動脈の中間セグメントN;第2鈍角縁枝O;第2鈍角縁枝より後方の右円旋枝動脈の末梢セグメントP;右後側壁Q;枝中間壁図1の実施形態により、医学的画像に係る3次元ボリュームデータセット上に表される冠状動脈等の湾曲構造に対して、視覚化平面スラブを個々に最適化できる。3次元空間における血管の中心線についての情報と血管の直径に関する情報とに基づいてスラブの方位と厚さが最適化される。冠状動脈構造に関するボリュームデータは、X線コンピュータ断層撮影装置CTスキャナ、磁気共鳴映像装置MRI、カテーテルを用いた血管造影法の利用可能なCアーム型X線診断装置のいずれかを用いて発生される。さらに例えば図4から図12の一部に記述されるように、画像処理部2によって得られた最適なMPR平面又はスラブは、Cアーム型X線診断装置、又は他の画像化装置による測定に関して測定パラメータをセットするために用いられる。そのような方法の手順は、図13のフローチャートに示される。画像処理部2は、図14に示されるように適切なケーブルを経由して、Cアーム型X線診断装置90に接続され、処理装置2とCアーム型X線診断装置90間におけるデータのやりとりと、信号の制御を可能にする。最初の処理工程80の方法において、撮影面は、図2から図11を用いて説明した最適化されたスラブまたは厚みのないスラブMPR平面である。次の処理工程82の手続きにおいて、調整されたスラブに関する座標は、例えば、画像処理部2によって、Cアーム型X線診断装置90に提供される。次の処理工程84において、Cアーム型X線診断装置90は、自動的にX線源と検出器の方位を最適化されたスラブの座標に適合するよう調整する。最後の処理工程86において、Cアーム型X線診断装置90は、X線撮影を行い、結果として、管腔構造の選択されたセグメントの最適面に関する画像が得られる。Cアーム型X線診断装置90に提供されるデータの形式は、使用されている特定のCアーム型X線診断装置90と互換性がある。例えば、画像処理部2によって、Cアーム型X線診断装置90は、調整されたスラブの方位と一致するCアームの方位に関して所望の角度が直接得られる。さらに、Cアーム型X線診断装置90は、この場合、例えば、患者のX線透視画像データなど、X線画像データを得るために再度利用される。X線透視画像データは、画像装置90から、画像データを得るために用いられる測定パラメータを表す測定データと共に、画像処理部2へ即時に送られる。測定データは、Cアーム型X線診断装置90の方位を表す方位データを含む。画像処理部2は、X線透視画像データをレンダリングする。ディスプレイ装置4によりX線透視画像は表示される。画像処理部2はまた、例えば、CT画像データなど3次元ボリュームデータセットを保有し、それは、同一の被検体について得られ、ディスプレイ装置4において、3次元ボリュームデータセットからスラブに関してMPR断面変換処理により生成された画像を表示する。スラブに関するMPR画像は、X線透視画像と同時にディスプレイ装置4に表示される。スラブに関するMPR画像は、例えば、冠状動脈部分など管腔構造における選択されたセグメントに関する画像である。X線透視画像は、選択されたセグメントを含む被検体に関する領域の画像である。画像処理部2は、スラブに関するMPR画像の方位を選択するために、Cアーム型X線診断装置90の方位データを用いる。その結果、X線透視画像に表示された方位と適合する。仮に、被検体に関するCアーム型X線診断装置90の方向が変化する場合には、画像処理部2は更新された方位データを受信し、スラブに関するMPR画像の方位をそれに応じて変化させる。このようにして、ディスプレイ装置4は、方位等価なX線透視画像とMPRによるスラブ画像とを同時に表示する。MPRスラブ画像の方位は、X線透視画像に関する撮影方位の変化に従って即時に変化する。MPRスラブ画像は、CT画像データなどの3次元ボリュームデータセットから生成され、被検体に関する測定からあらかじめ得られ、記録されるものである。もう一つの方法として、Cアーム型X線診断装置90とCTスキャナと併用させて、3次元ボリュームデータセットとX線透過画像データは患者から同時に得られる。図1から図14では、冠状動脈構造のセグメントに関する画像化と関するものであるが、それには限定されず、例えば、結腸又は、結腸の一セグメント、気管内チューブ、すい臓又は胆汁脈管又は、輸尿管などの脈管にも適用され得る。さらに、最小二乗法を用いたスラブ厚や方位を調整する手続きは、その他の様々な形態で実施されることが可能である。さらに、特定の要素がここに記述されているが、その他様々な実施形態において、1つ以上の機能は、ただ1つの要素によって実現可能であり、又は、1つの要素により実現できる機能は2つ以上の機能によって実現可能である。その分野において通常の技術的技能を有する者にはよく理解されていることであるが、実施形態はソフトウェアによってある機能を実行するが、機能は、ハードウェア例えば、1つ又はそれ以上のASICsアプリケーションに特有の集積回路又はハードウェアとソフトウェアの組み合わせによりもっぱら実装されうる。その他本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。"