胸部诊断辅助信息生成系统的制作方法

胸部诊断辅助信息生成系统的制作方法
【专利摘要】本发明涉及胸部诊断辅助信息生成系统，通过1次动态拍摄就能够提供分别与呼吸以及血流相关的高精度的诊断辅助信息。根据本发明的胸部诊断辅助信息生成系统(100)，诊断用中央控制台(3)的控制部(31)针对在拍摄装置(1)中通过动态拍摄取得的多个帧图像，在上述多个帧图像间，将表示放射线检测器(13)中的相同位置的检测元件输出的信号值的像素或者像素块相互建立对应，并基于时间上相邻的帧图像间的上述相互对应的像素或者像素块的信号值的差值，生成与上述被拍摄体的呼吸相关的诊断辅助信息。并且，生成表示上述相互对应的像素或者像素块的信号值的时间变化的输出信号波形，基于该生成的输出信号波形，生成与被拍摄体(M)的血流相关的诊断辅助信息。
【专利说明】胸部诊断辅助信息生成系统
[0001] 本申请是申请号为201210159593. 7,申请日为2012年5月21日，发明名称为"胸 部诊断辅助信息生成系统"的发明专利申请的分案申请。

【技术领域】
[0002] 本发明涉及胸部诊断辅助信息生成系统。

【背景技术】
[0003] 对以往的使用了胶片/屏幕、辉尽性荧光体板的放射线（X射线）的静止图像拍摄 以及诊断，进行了利用FPD (flat panel detector:平板探测器）等半导体图像传感器来拍 摄诊断对象部位的动态图像，并应用于诊断的尝试。具体而言，利用半导体图像传感器的 图像数据的读取、删除的响应性的快速性，结合半导体图像传感器的读取、删除的时刻，从 放射源连续照射脉冲状的放射线，在1秒钟内进行多次的拍摄，来拍摄诊断对象部位的动 态。通过依次显示由拍摄而取得的一系列多枚图像，医生能够识别检查对象部位的一系列 动作。
[0004] 另外，还提出了一种通过解析利用动态拍摄得到的一系列的帧图像，生成诊断辅 助信息，并面向早期诊断而向医生提供。
[0005] 例如，日本特开2009-136573号公报中记载了 ：通过血液浓度根据血流的不同而 不同这一假设，根据由胸部的动态拍摄而得到的一系列帧图像，基于血管内的浓度变化检 测出从心脏压出的血液的集中部分，并求出血流速等的技术。
[0006] 另外，国际公开第2009/090894号中记载了：针对在胸部的动态拍摄中取得的一 系列帧图像，在相邻的帧图像间计算帧间差值，并基于该计算出的帧间差值，判断呼吸（换 气）以及血流是否异常的技术。
[0007] 上述日本特开2009-136573号公报中，为了进行高精度的解析，需要排除血管区 域的位置移动，换句话说，需要停止呼吸，无法计算与换气相关的特征量。在国际公开第 2009/090894号中，虽然能够通过一次的拍摄数据计算与换气以及血流相关的两特征量，但 要想取得高精度的解析结果，则由于需要高精度的各小区域的变形处理，所以需要处理时 间，另外，由于以相同的处理算法（帧间差信号值）计算两特征量，所以存在与血流相关的 特征量难以取得与换气相关的特征量那样的精度的缺点。
[0008] 然而，关于心拍数的测量，根据通过手腕动脉的触诊来计数脉动数也可知，血液从 心脏流向肺血管时，血管的部分扩张（脉动）遍布肺血管区域地传播。该肺血管的扩张被 反映到与该扩张的部分对应的放射线检测器的检测元件输出的信号值，该信号值的变化量 (血管区域相对非血管区域的信号变化量）比较大。由此，本申请的发明人们发现了，对进 行被拍摄体胸部的动态拍摄而得的一系列帧图像数据，进行基于与换气的特征量处理不同 的该信号值差的解析，能够更高精度地提取与血流相关的诊断辅助信息，并向医生提供。


【发明内容】

[0009] 本发明的课题在于，通过1次动态拍摄就能够提供分别与呼吸以及血流相关的高 精度的诊断辅助信息。
[0010] 为了解决上述课题，作为本申请的目的的一方面，提供以下的发明。
[0011] 1. 一种胸部诊断辅助信息生成系统，具有：拍摄单元，其使用放射线源、和利用二 维状地配置的多个检测元件检测由上述放射线源照射并透过被拍摄体的放射线，生成上述 被拍摄体的图像数据的放射线检测器，来进行上述被拍摄体的胸部的拍摄；图像解析单元， 其基于由上述拍摄单元取得的图像数据生成与上述被拍摄体的胸部相关的诊断辅助信息； 显示单元，其显示由上述图像解析单元生成的诊断辅助信息，其中
[0012] 上述拍摄单元被构成为：能够通过从上述放射线源连续照射放射线而取得表示上 述被拍摄体的胸部的动态的多个帧图像，
[0013] 上述图像解析单元具有：
[0014] 呼吸信息生成单元，其针对由上述拍摄单元取得的多个帧图像，在上述多个帧图 像间，使对在上述放射线检测器中的相同位置的检测元件输出的信号值进行表示的像素或 者像素块相互建立对应，基于时间上相邻的帧图像间的上述相互对应的像素或者像素块的 信号值的差值，生成与上述被拍摄体的呼吸相关的诊断辅助信息；和
[0015] 血流信息生成单元，其针对由上述拍摄单元取得的多个帧图像，在上述多个帧图 像间，使对在上述放射线检测器中的相同位置的检测元件输出的信号值进行表示的像素或 者像素块相互建立对应，生成表示上述相互对应的像素或者像素块的信号值的时间变化的 输出信号波形，基于该生成的输出信号波形生成与上述被拍摄体的血流相关的诊断辅助信 肩、。
[0016] 2.在技术方案1所述的发明中，上述呼吸信息生成单元从上述多个各帧图像中提 取肺野区域，按每一个上述提取出的肺野区域的上述像素或者像素块，计算在时间上相邻 的帧图像间的信号值的差值，并基于计算出的差值，将该像素或者像素块中的与呼吸相关 的特征量作为与上述被拍摄体的呼吸相关的诊断辅助信息生成，
[0017] 上述血流信息生成单元从上述多个各帧图像中提取肺野区域，按每一个上述提取 出的肺野区域的上述像素或者像素块，解析上述生成的输出信号波形以确定该像素或者像 素块的肺血管因血流而扩张的时刻的帧图像，通过对该确定出的帧图像的该像素或者像素 块赋予表示是该区域的肺血管因血流而扩张的时刻的识别信息，生成与上述被拍摄体的血 流相关的诊断辅助信息。
[0018] 3.在技术方案2所述的发明中，
[0019] 上述显示单元在显示与上述被拍摄体的呼吸相关的诊断辅助信息时进行静止图 像显示，在显示与上述被拍摄体的血流相关的诊断辅助信息时进行动画显示。
[0020] 在技术方案1?3中任意一项所述的发明中，
[0021] 具有搏动信号波形取得单元，其取得表示上述多个帧图像的拍摄期间中的上述被 拍摄体的心脏的搏动的搏动信号波形，
[0022] 上述血流信息生成单元按每一个上述像素或者像素块，制作将横轴设为表示帧图 像的拍摄顺序的帧编号，将纵轴设为该像素或者像素块的信号值的坐标平面，并通过将与 上述各帧图像的该像素或者像素块的信号值对应的点标示在上述坐标平面上，以生成该像 素或者像素块的输出信号波形，对上述取得的搏动信号波形，一边以帧编号为单位错开上 述输出信号波形，一边计算上述搏动信号波形与上述输出信号波形的相互相关系数，将从 在上述搏动信号波形中心脏收缩最大的时刻开始错开了上述相互相关系数成为最大时的 移动量的时刻的帧图像确定为在该像素或者像素块中肺血管因血流而扩张的时刻的帧图 像。
[0023] 5.在技术方案4所述的发明中，
[0024] 上述搏动信号波形取得单元是取得心电波形的心电检测传感器、从上述多个帧图 像中取得表示心脏区域或者大动脉区域中的信号值的时间变化的波形作为搏动信号波形 的单元、和从上述多个帧图像中提取心壁位置并取得表示提取出的心壁位置的时间变化的 波形作为搏动信号的单元中的任意一个。
[0025] 6.在技术方案1?5中任意一项所述的发明中，
[0026] 上述血流信息生成单元使用多个周期的搏动信号波形以及输出信号波形取得与 上述血流相关的信息。
[0027] 7、在技术方案1?6中任意一项所述的发明中，
[0028] 具有：修正单元，其对由上述拍摄单元取得的图像数据实施偏移修正处理以及增 益修正处理中的至少一个；和
[0029] 控制单元，其对由上述拍摄单元取得的图像数据进行是否实施由上述修正单元进 行的修正的控制，
[0030] 上述控制单元进行控制，使得在由上述图像解析单元生成与上述被拍摄体的动态 相关的诊断辅助信息的情况下不实施由上述修正单元进行的修正。
[0031] 8、在技术方案1?7中任意一项所述的发明中，
[0032] 具有：散射线除去滤线器，其除去来自上述放射线源的散射放射线；和
[0033] 拍摄控制单元，其进行是否使用上述散射线除去滤线器来进行拍摄的控制，
[0034] 上述拍摄控制单元进行控制，使得在由上述图像解析单元生成与上述被拍摄体的 动态相关的诊断辅助信息的情况下以不使用上述散射线除去滤线器的方式进行拍摄。
[0035] 根据本发明，能够通过1次动态拍摄提供分别与呼吸以及血流相关的高精度的诊 断辅助信息。

【专利附图】

【附图说明】
[0036] 图1是示出第1实施方式中的胸部诊断辅助信息生成影系统的整体构成的图。
[0037] 图2是放大表示图1的保持部15近边的图。
[0038] 图3是示意性表示图1的保持部15的正面的图。
[0039] 图4是示出由图1的拍摄用中央控制台的控制部执行的拍摄控制处理的流程图。
[0040] 图5是示出由图1的诊断用中央控制台的控制部执行的图像解析处理的流程图。
[0041] 图6是示出由图1的诊断用中央控制台的控制部执行的呼吸信息生成处理的流程 图。
[0042] 图7是示出在一个呼吸循环（深呼吸时）中拍摄的多个时间相位T(T = t0?t6) 的帧图像的图。
[0043] 图8是示出在安静呼气位与安静吸气位中描绘肺野的同一部分的区域的位置变 化的图。
[0044] 图9是用于说明横隔膜的位置的计算方法的图。
[0045] 图10是示出在最大呼气位与最大吸气位中描绘肺野的同一部分的区域的位置变 化的图。
[0046] 图11是示出对某正常的肺野以有滤线器与无滤线器的方式拍摄的动态图像的动 态解析结果的比较的图。
[0047] 图12A是示出显示了解析正常人的肺野的动态图像后的解析结果的显示画面的 一个例子的图。
[0048] 图12B是示出显示了解析C0PD (闭塞性疾病）的肺野的动态图像后的解析结果的 显示画面的一个例子的图。
[0049] 图12C是示出显示了解析混合性疾病的肺野的动态图像后的解析结果的显示画 面的一个例子的图。
[0050] 图13是示出表示"吸气的特征量/呼气的特征量"的趋势的指标值的显示例的图。
[0051] 图14是示出表示"吸气的特征量/呼气的特征量"的趋势的指标值的另一显示例 的图。
[0052] 图15是示出表示"吸气的特征量"或者"呼气的特征量"的趋势的指标值的显示 例的图。
[0053] 图16是示出由图1的诊断用中央控制台的控制部执行的血流信息生成处理的流 程图。
[0054] 图17是示意性地表示基于血流的肺血管扩张的图。
[0055] 图18(A)是示意性表示正常的输出信号波形的图，（B)是示意性表示有异常位置 的输出信号波形的图。
[0056] 图19是表示搏动信号波形的一个例子的图。
[0057] 图20是表示反转后的搏动信号波形的一个例子的图。
[0058] 图21是用于说明使搏动信号波形反转的理由的图。
[0059] 图22是用于说明相互相关系数的计算方法的图。
[0060] 图23是示出与血流相关的诊断辅助信息的显示例的图。
[0061]图24是示出第2实施方式中的移动型胸部诊断辅助信息生成系统的整体构成例 的图。
[0062] 图25是表示图24的FPD的功能构成例的图。

【具体实施方式】
[0063] 以下，参照附图对本发明的实施方式详细地进行说明。但是，发明的范围并不局限 于图示例。
[0064] 〈第1实施方式〉[胸部诊断辅助信息生成系统100的构成]
[0065] 首先，对构成进行说明。
[0066] 图1中示出了第1实施方式中的胸部诊断辅助信息生成系统100的整体构成。
[0067] 如图1所示那样，胸部诊断辅助信息生成系统100被构成为：拍摄装置1与拍摄 用中央控制台2通过通信电缆等连接，拍摄用中央控制台2与诊断用中央控制台3经由 LAN(Local Area Network:局域网）等通信网络NT连接。构成胸部诊断辅助信息生成系统 100 的各装置以 DICOM(Digital Image and Communications in Medicine :医学数字图像 通信）标准为基准，各装置间的通信遵循DICOM进行。
[0068][拍摄装置1的构成]
[0069] 拍摄装置1是对被拍摄体Μ (人体的胸部）照射放射线，进行被拍摄体Μ的动态拍 摄或者静止图像拍摄的装置。
[0070] 动态拍摄是指，对被拍摄体Μ以脉冲方式连续照射X射线等放射线，以取得多个图 像（即、连续拍摄）。在动态拍摄中，拍摄例如伴随呼吸运动的肺的膨胀以及收缩的形态变 化、心脏的搏动等具有周期性（循环）的被拍摄体Μ的动态。将通过该连续拍摄而得到的 一系列图像称为动态图像。另外，将构成动态图像的多个图像的每一个称为帧图像。
[0071] 静止图像拍摄是指，与以往的胶片方式、CR方式同样，被使用于基于拍摄部位的浓 度分辨率的诊断，通过对被拍摄体Μ照射1次X射线等放射线来取得一枚静止图像。
[0072] 如图1所示，拍摄装置1被构成为具有放射线源11、放射线照射控制装置12、放射 线检测部13、读取控制装置14、保持部15、滤线器16等。
[0073] 放射线源11是能够进行单射以及连射（脉冲照射）的放射线发生装置。即、是与 静止图像拍摄与动态拍摄的双方对应的放射线发生装置。放射线源11被配置在夹着被拍 摄体Μ而与放射线检测部13对置的位置处，并按照放射线照射控制装置12的控制，对被拍 摄体Μ照射放射线（X射线）。
[0074] 放射线照射控制装置12与拍摄用中央控制台2连接，并基于从拍摄用控制台2输 入的放射线照射条件来控制放射线源11，以进行放射线拍摄。从拍摄用中央控制台2输入 的放射线照射条件例如为连续照射时的脉冲重复频率、脉冲宽度、脉冲间隔、每一次拍摄的 拍摄帧数、X射线管电流的值、X射线管电压的值、滤波器种类等。脉冲重复频率为每一秒的 放射线照射次数，其与后述的帧频一致。脉冲宽度为放射线照射每一次的放射线照射时间。 脉冲间隔是在连续拍摄中从1次放射线照射开始到下一次放射线照射开始为止的时间，其 与后述的帧间隔一致。
[0075] 放射线检测部13由与动态拍摄以及静止图像拍摄对应的Fro等构成。Fro具有例 如玻璃基板等，在基板上的规定位置处矩阵状地排列有多个像素，所述多个像素对从放射 线源11照射且至少透过被拍摄体Μ的放射线根据其强度进行检测，并将检测出的放射线转 换成电信号来积蓄。各像素由例如TFT (Thin Film Transistor:薄膜晶体管）等开关部构 成。对于FPD，存在将X射线经由闪烁器并通过光电转换元件而转换成电信号的间接转换 型、和将X射线直接转换成电信号的直接转换型，可以使用其中任意一种。
[0076] 如图2所示那样，放射线检测部13被保持部15保持成，夹着被拍摄体Μ与放射线 源11对置。
[0077] 读取控制装置14与拍摄用中央控制台2连接。读取控制装置14基于从拍摄用中 央控制台2输入的图像读取条件来控制放射线检测部13的各像素的开关部，从而对积蓄在 该各像素中的电信号的读取进行开关控制，通过读取积蓄在放射线检测部13中的电信号， 取得图像数据（静止图像或者帧图像）。并且，读取控制装置14将得到的图像数据向拍摄 用中央控制台2输出。图像读取条件例如为帧频、帧间隔、像素尺寸（合并（binning)尺 寸）、图像尺寸（矩阵尺寸）等。帧频为每一秒取得的帧图像数，其与脉冲重复频率一致。 帧间隔为在连续拍摄中从一次帧图像的取得动作开始到下一次的帧图像的取得动作开始 为止的时间，其与脉冲间隔一致。
[0078] 这里，放射线照射控制装置12与读取控制装置14相互连接，通过相互交换同步信 号来使放射线照射动作与图像的读取动作同步。此外，在取得用于计算后述的偏移修正所 使用的偏移修正系数的至少一个暗图像的暗读取时，不与放射线照射动作同步，而在放射 线未被照射的状态下，进行复位?积蓄?数据读取?复位的一系列的图像读取动作，但也 可以在一系列动态拍摄如、一系列动态拍摄后的任意时刻进打。
[0079] 此外，在本实施方式中，在任意动态解析中也不进行偏移修正处理、增益修正处 理、缺陷像素修正处理等修正处理地进行解析。这是为了使解析速度优先。在与解析速度 相比更追求精度的情况下，可以进行偏移修正处理、增益修正处理、缺陷像素修正处理等。
[0080] 如图2所示那样，保持部15具有检测器保持部151，在拍摄时使放射线检测部13 保持与放射线源11以及被拍摄体Μ对置。另外，保持部15在比放射线检测部13更靠被拍 摄体侧（放射线源11侧）具有滤线器安装部152,该滤线器安装部152用于安装用于除去 散射放射线的滤线器16。即、保持部15被构成为能够装卸滤线器16。如图3所示那样， 在滤线器安装部152中设置有用于检测是否安装有滤线器16的滤线器安装检测MS (微开 关）153,保持部15将滤线器安装检测MS153的检测信号向读取控制装置14输出。另外，如 图2所示那样，在保持部15中设置有用于检测被拍摄体Μ是否按规定距离分离存在的被拍 摄体检测传感器154,保持部15将被拍摄体检测传感器154的检测信号经由读取控制装置 14向拍摄用中央控制台2输出。
[0081] [拍摄用中央控制台2的构成]
[0082] 拍摄用中央控制台2向拍摄装置1输出放射线照射条件、图像读取条件，以控制基 于拍摄装置1的放射线拍摄以及放射线图像的读取动作，并且，适当制作基于由拍摄装置1 取得的静止图像或者动态图像的图像、例如进行了剔除合并处理后的预览图像、或实施了 灰度处理等后的处理完成图像等，并显示以用于确认是否是适于拍摄实施者进行的定位的 确认或诊断的图像。在动态图像的情况下，为了进行定位确认、解析对象部位的动态周期 (循环）确认，还可以将解析所使用的相邻接帧间的差分图像用作预览显示用。
[0083] 如图1所示那样，拍摄用中央控制台2被构成为具有控制部21、存储部22、操作部 23、显示部24、通信部25,各部通过总线26连接。
[0084] 控制部 21 由 CPU (Central Processing Unit)、RAM (Random Access Memory)等 构成。控制部21的CPU按照操作部23的操作，读出存储在存储部22中的系统程序、各种 处理程序并在RAM内展开，按照展开后的程序执行以后述的拍摄控制处理为代表的各种处 理，并对拍摄用中央控制台2各部的动作、拍摄装置1的放射线照射动作以及读取动作进行 集中控制。
[0085] 存储部22由非易失性的半导体存储器、硬盘等构成。存储部22存储由控制部21 执行的各种程序、根据程序执行处理所需要的参数、或者处理结果等数据。例如，存储部22 存储用于执行图4所示的拍摄控制处理的拍摄控制处理程序。各种程序以可读取的程序码 的形式被保存，控制部21依次执行按照该程序码的动作。
[0086] 另外，存储部22存储动态拍摄用、静止图像拍摄用的各自的放射线照射条件以及 图像读取条件。
[0087] 操作部23被构成为具有具备光标键、数字输入键以及各种功能键等的键盘、和鼠 标等定位设备，将通过对键盘的键操作、鼠标操作而输入的指示信号向控制部21输出。另 夕卜，操作部23还可以在显示部24的显示画面上具有触摸面板，该情况下，将经由触摸面板 输入的指示信号向控制部21输出。
[0088] 显不部 24 由 LCD (Liquid Crystal Display :液晶显不器）、CRT (Cathode Ray Tube :阴极射线管）等显示器构成，按照从控制部21输入的显示信号的指示，显示来自操作 部23的输入指示、数据等。
[0089] 通信部25具有LAN适配器、调制解调器、TA (Terminal Adapter :终端适配器）等， 以控制与通信网络NT连接的各装置间的数据收发。
[0090] [诊断用中央控制台3的构成]
[0091] 诊断用中央控制台3是从拍摄用中央控制台2取得静止图像、或者动态图像的一 系列帧图像，并显示取得的图像、后述的直方图等诊断辅助信息，以用于医生进行读影诊断 的计算机装置。
[0092] 如图1所示那样，诊断用中央控制台3被构成为具有控制部31、存储部32、操作部 33、显示部34、通信部35,各部通过总线36连接。
[0093] 控制部31由CPU、RAM等构成。控制部31的CPU按照操作部33的操作，读出存储 在存储部32中的系统程序、各种处理程序并在RAM内展开，根据展开后的程序，执行以后述 的图像解析处理为代表的各种处理，对诊断用中央控制台3各部的动作进行集中控制。
[0094] 存储部32由非易失性半导体存储器、硬盘等构成。存储部32存储以用于在控制部 31中执行图像解析处理的图像解析处理程序为代表的各种程序、根据程序执行处理所需要 的参数、或者处理结果等数据。这些各种程序以能够读取的程序码的形式被保存，控制部31 依次执行按该程序码的动作。
[0095] 操作部33被构成为具有具备光标键、数字输入键以及各种功能键等的键盘、和鼠 标等定位设备，将通过对键盘的键操作、鼠标操作而输入的指示信号向控制部31输出。另 夕卜，操作部33还可以在显示部34的显示画面上具有触摸面板，该情况下，将经由触摸面板 输入的指示信号向控制部31输出。
[0096] 显示部34由IXD、CRT等显示器构成，按照从控制部31输入的显示信号的指示，显 示来自操作部33的输入指示、数据等。
[0097] 通信部35具有LAN适配器、调制解调器、TA等，以控制与通信网络NT连接的各装 置之间的数据收发。
[0098] [胸部诊断辅助信息生成系统100的动作]
[0099] 接下来，对胸部诊断辅助信息生成系统100中的动作进行说明。
[0100] (拍摄装置1、拍摄用中央控制台2的动作）
[0101] 首先，对拍摄装置1、拍摄用中央控制台2的拍摄动作进行说明。
[0102] 图4示出在拍摄用中央控制台2的控制部21中执行的拍摄控制处理。通过控制 部21与存储在存储部22中的拍摄控制处理程序的配合来执行拍摄控制处理。
[0103] 首先，由拍摄实施者操作拍摄用中央控制台2的操作部23,以进行拍摄对象（被拍 摄体M)的患者信息（患者的姓名、身高、体重、年龄、性别等）以及拍摄种类（动态拍摄、静 止图像拍摄的区别）的输入（步骤S1)。此外，从与通信网络NT连接的未图示的其他装置 被发送,并经由通信部25接收的数据也能够作为同样的输入信息。
[0104] 接下来，判断输入的拍摄种类为动态拍摄还是静止图像拍摄（步骤S2)。当输入 的拍摄种类被判断为动态拍摄时（步骤S2 :是），动态拍摄用的放射线照射条件被从存储部 22读出，并被对放射线照射控制装置12设定，并且，动态拍摄用的图像读取条件被从存储 部22读出，并被对读取控制装置14设定（步骤S3)。当输入的拍摄种类被判断为静止图像 拍摄（步骤S2 :否）时，静止图像拍摄用的放射线照射条件被从存储部22读出，并被对放 射线照射控制装置12设定，并且，静止图像拍摄用的图像读取条件被从存储部22读出，并 被对读取控制装置14设定（步骤S7)。
[0105] 进行换气以及血流的两特征量的解析的本实施方式中的优选帧频在7.5枚/秒以 上，更优选在15帧/秒以上。
[0106] 其中，在仅进行换气特征量的解析的情况下在3. 5枚/秒以上，更优选在7帧/秒 以上。
[0107] 另外，在本实施方式中，作为动态拍摄用，设定了以在未安装滤线器16的状态下 (无滤线器）的拍摄为前提的放射线照射条件，作为静止图像拍摄用，设定了以在安装有滤 线器16的状态下（有滤线器）的拍摄为前提的放射线照射条件。具体而言，动态拍摄用的 放射线照射条件被设定成下述那样的放射线照射条件，即：使在每一枚帧图像的拍摄中未 使用滤线器16而到达放射线检测部13的线量与在静止图像拍摄中使用滤线器16而到达 放射线检测部13的线量相同。即、在动态拍摄中，放射线照射条件被设定成每一枚的照射 线量低于静止图像拍摄。
[0108] 这里，在对人体等被拍摄体Μ照射放射线来进行放射线拍摄的情况下，透过体内 的放射线在体内组织中散射。然后，当这样的散射放射线入射到放射线检测部13时，在放 射线图像中产生噪声。因此，在被用于病变部分的检测、病变部分的观察等、各个像素的绝 对输出值（信号值）重要的静止图像的拍摄中，优选在放射线检测部13的被拍摄体侧一 面、即透过被拍摄体的放射线入射侧的面设置滤线器16来进行拍摄。而当以有滤线器的方 式进行拍摄时，通过滤线器16减弱了到达放射线检测部13的线量（例如，在曝光倍数2的 滤线器中约减弱到1/2)，因此需要照射加上该减弱量的放射线。以往，即使在动态拍摄中， 也与静止图像拍摄同样进行使用了滤线器的拍摄。
[0109] 然而，在动态拍摄的情况下，由于与静止图像拍摄相比，其拍摄的帧图像枚数较 多，因此在以每一枚为单位，将从放射线源11照射的照射线量设为与静止图拍摄时等同的 情况下，存在被拍摄体Μ的被辐射量变多的问题。还公开了一种为了降低被拍摄体Μ的被 辐射量而将1次静止图像拍摄和一系列动态拍摄的总的照射线量设为相同的技术，该情况 下，各个帧图像的线量有点不足，导致S/N比降低。
[0110] 因此，本申请的发明人等进行了反复钻心研究后，发现了由动态拍摄而得的胸部 动态图像主要被使用于呼吸功能、血流等动态解析，在这些解析中，即便使用以未配置滤线 器的方式进行拍摄的动态图像，也能够获得与使用以有滤线器的方式进行拍摄的动态图像 的情况大致等同的结果。换言之，与滤线器有无无关，只要达到放射线检测器的线量相同， 就能够获得大致等同的解析结果（参照图11。详细内容后述）。
[0111] 在本实施方式的胸部诊断辅助信息生成系统100中，基于该见解，在静止图像拍 摄中安装滤线器16 (有滤线器）来进行拍摄，在动态拍摄中（在进行动态解析的情况下） 不安装滤线器16 (无滤线器）而进行拍摄。另外，通过在使用了滤线器16的静止图像拍摄 时、与无滤线器16的动态拍摄的每一帧的拍摄时到达放射线检测部13的线量大致等同的 放射线照射条件下，进行拍摄，使得成为下述构成，即将向放射线检测部13的到达线量维 持成与以往大致等同的同时减少被拍摄体Μ的被辐射线量。并且，也可以设定使1次静止图 像拍摄与一系列动态拍摄的总的照射线量相同的放射线照射条件，通过在静止图像拍摄中 以有滤线器的方式进行拍摄，在动态拍摄中以无滤线器的方式进行拍摄，与以往方式相比， 使各巾贞图像的S/N比提1?并实现了解析精度的提
[0112] 若设定了动态拍摄用的放射线照射条件以及图像读取条件，则基于来自滤线器安 装检测MS153的输出，判断是否处于滤线器16未被安装于滤线器安装部152的状态（步骤 S4)。
[0113] 若被判断为处于滤线器16未被安装于滤线器安装部152的状态（步骤S4 ;是）， 则等待基于操作部23的操作的放射线照射的指示（步骤S5)。这里，拍摄实施者为了拍摄 安静呼吸的动态而指示被检者（被拍摄体M)放松，以促使其安静呼吸。在做好拍摄准备的 时刻，操作操作部23,以输入放射线照射指示。
[0114] 当利用操作部23输入了放射线照射指示时（步骤S5 ;是），拍摄开始指示被输出 到放射线照射控制装置12以及读取控制装置14,动态拍摄开始（步骤S6)。即、按照对放 射线照射控制装置12设定的脉冲间隔，从放射线源11照射放射线，通过放射线检测部13 取得帧图像。当预定帧数的拍摄结束时，由控制部21向放射线照射控制装置12以及读取 控制装置14输出拍摄结束的指示，拍摄动作停止。被拍摄的帧数至少为可拍摄一个呼吸循 环的枚数。
[0115] 另一方面，若设定了静止图像拍摄用的放射线照射条件以及图像读取条件，则基 于来自滤线器安装检测MS153和被拍摄体检测传感器154的输出，判断是否处于滤线器16 被安装于滤线器安装部152的状态（步骤S8)。
[0116] 控制部21通过该步骤S8进行控制，以使得不进行以未安装滤线器16的方式进行 的静止图像拍摄。
[0117] 若判断为滤线器16被安装于滤线器安装部152 (步骤S8 ;是），则等待基于操作部 23的操作的放射线照射的指示（步骤S9)。这里，拍摄实施者对受检者指示吸气后憋气。在 做好拍摄准备的时刻，通过操作操作部23来输入放射线照射指示。
[0118] 当通过操作部23输入了放射线照射指示时（步骤S9 :是），拍摄开始指示被输出 到放射线照射控制装置12以及读取控制装置14,以进行静止图像拍摄（步骤S10)。
[0119] 若动态拍摄或者静止图像拍摄结束，则将通过拍摄而取得的图像（各帧图像或者 静止图像）依次输入拍摄用中央控制台2,以进行修正处理（步骤S11)。在步骤S11的修正 处理中，根据需要进行偏移修正处理、增益修正处理、缺陷像素修正处理的3种修正处理。 在本实施方式中，利用控制部21进行控制，以便使得在静止图像拍摄的情况下实施这些修 正，而在动态拍摄中进行后述的图像解析处理的情况下不实施这些修正。
[0120] 这里，在使用了静止图像的图像诊断中，观察诊断对象部位的构造物的浓度值的 微妙变化。因此，必须进行用于极力抑制Fro的各个检测元件的输出偏差的偏移修正处理、 增益修正处理等。偏移修正处理是指，除去因重叠于各帧图像的暗电流而引起的偏移值的 处理。增益修正处理是指，除去因与各帧图像的各像素对应的各检测元件的个体差、读出放 大器的增益不均而产生的每个像素的偏差的处理。
[0121] 然而，在使用动态图像计算与动态相关的特征量时，需要多个帧图像。例如，在计 算肺的换气的特征量时，平均的成人的呼吸周期为3. 3秒前后，由于特征量的计算最少也 需要1周期的量的图像，所以需要将拍摄时间设为4秒左右。该情况下，若将帧频设为5枚 /秒，则需要20枚的图像数据。若对它们实施偏移处理以及增益修正处理，则每1帧图像需 要0. 5秒?1秒左右的时间，所以20枚的实施则需要10?20秒的时间。
[0122] 另外，若要实施更忠实的偏移修正处理，则会在各帧图像的拍摄后，至少实施1次 暗读取（放射线非照射时的FH)读取），但此时在FPD侧，为了实施该暗读取至少需要以所 希望的帧频的2倍以上的帧频取得图像，但不希望随着高速化而使硬件构成增大，并且消 耗电力也增大。
[0123] 另外，一般而言，由于将从Fro输出的帧图像、暗图像向中央控制台发送以进行偏 移修正处理，所以除了各帧图像的发送以外，暗图像的发送也需要时间。另外，还考虑了进 行1次或比照射放射线的帧图像少的次数的暗读取，并利用这些暗图像对全部的帧图像实 施偏移修正处理，但虽然暗图像取得所需的帧频与按每一帧图像为单位进行暗读取的情况 相比，有所减少，但仍然需要使用得到的暗图像进行偏移修正处理的时间。另外，与动态相 关的特征量的计算处理存在必须在偏移修正处理后开始这一缺点。因此，在本实施方式中， 在以动态拍摄进行后述的图像解析处理的情况下，不进行偏移修正处理、增益修正处理、缺 陷像素修正处理。
[0124] 其中，偏移修正处理、增益修正处理、缺陷像素修正处理中使用的偏移修正系数以 及增益修正系数、缺陷像素位置信息映射按照合并（binning)、动态范围（dynamic range) 等收集模式分别被预先存储了最佳值，在各个收集模式中，读出对应的最佳值。另外，根据 需要，优选对取得的图像实施例如剔除处理、灰度处理等。
[0125] 接下来，修正处理后的图像被存储在存储部22中（步骤S12)，并且被显示于显示 部24 (步骤S13)。在进行了动态拍摄的情况下，各帧图像被与表示拍摄顺序的编号建立对 应，并被存储在存储部22中。这里，在将要存储所取得的图像之前，还可以进行将各像素的 信号值从真数转换成对数的对数转换处理后存储。拍摄实施者根据显示的动态图像来确认 定位等，判断是通过拍摄取得了适于诊断的图像（拍摄0K)、还是需要再次拍摄（拍摄NG)。 然后，操作操作部23以输入判断结果。另外，还可将通过拍摄得到的各帧图像在整个拍摄 结束后集中输入。
[0126] 当通过操作部23的规定操作输入了表示拍摄0K的判断结果时（步骤S14 ;是）， 对通过静止图像拍摄得到的静止图像或者通过动态拍摄得到的一系列帧图像的每一个赋 予用于识别图像的识别ID、患者信息、检查对象部位、放射线照射条件、图像读取条件、表示 拍摄顺序的帧编号、拍摄时间、表示拍摄时的滤线器有无的信息（滤线器有无信息）等信息 (例如，以DIC0M形式写入图像数据的头区域），并经由通信部25发送到诊断用中央控制台 3 (步骤S15)。并且，本处理结束。另一方面，当通过操作部23的规定操作输入了表示拍摄 NG的判断结果时（步骤S14 ;否），存储在存储部22中的一系列帧图像被删除（步骤S16)， 本处理结束。并且，在该情况下执行再次拍摄。
[0127] 根据帧编号与图像读取条件（帧间隔），能够取得该帧图像被拍摄时的从拍摄开 始的经过时间。
[0128] (诊断用中央控制台3的动作）
[0129] 接下来，对诊断用中央控制台3中的动作进行说明。
[0130] 在诊断用中央控制台3中，当经由通信部35从拍摄用中央控制台2接收到静止图 像，并通过操作部33输入了该图像的显示指示时，在显示部34显示接收到的静止图像，以 供医生进行诊断。
[0131] 另一方面，当经由通信部35从拍摄用中央控制台2接收到动态图像的一系列帧图 像，并通过操作部33指示了动态解析时，通过控制部31与存储在存储部32中的图像解析 处理程序的配合，来执行图5所示的图像解析处理。
[0132] 以下，参照图5对图像解析处理的流程进行说明。
[0133] 首先，在显示部34显示用于选择通过图像解析生成的诊断辅助信息的种类（呼 吸、血流、呼吸以及血流）的选择画面，当被判定为通过操作部33从该选择画面选择了与呼 吸相关的诊断辅助信息的生成时（步骤S21 ;是），执行呼吸信息生成处理（步骤S22)。当 被判断为选择了与血流相关的诊断辅助信息的生成时（步骤S23:是）时，执行血流信息生 成处理（步骤S24)。
[0134] 这里，对在图5的步骤S22中执行的呼吸信息生成处理进行说明。
[0135] 图6示出呼吸信息生成处理的流程图。
[0136] 在呼吸信息生成处理中，首先，从各帧图像中提取肺野区域（步骤S101)。
[0137] 肺野区域的提取方法可以是任意的方法。例如，根据一系列帧图像中的任意帧图 像（在这里设为拍摄顺序为第一个（最初）的帧图像。）的各像素的信号值（浓度值）的 直方图，并通过辨别分析来求出阈值，将与该阈值相比高信号的区域作为肺野区域候选进 行1次提取。接下来，在1次提取出的肺野区域候选的边界附近进行边缘检测，如果在边界 附近的小区域中沿边界提取出边缘最大的点，就能够提取出肺野区域的边界。
[0138] 接下来，各帧图像的肺野区域被分割成由多个像素块构成的小区域，各帧图像的 小区域被相互建立对应（步骤S102)。各小区域的像素的位置被存储在控制部31的RAM 中。
[0139] 这里，呼吸循环包括呼气期与吸气期。图7是示出在一个呼吸循环（深呼吸时） 中拍摄到的多个时间相位T(T = to?t6)的帧图像的图。如图7所示，呼气期间，通过横 隔膜上升，空气被从肺中排出，肺野的区域变小。在最大呼气位，横隔膜的位置成为最高的 状态。吸气期间，通过横隔膜下降，空气被吸入肺中，如图7所示那样，胸廓中的肺野的区域 变大。在最大吸气位，横隔膜的位置成为最下的状态。即、肺野区域的同一部分的位置按照 呼吸运动随时间而变化，因此在各帧图像间，表示肺野的同一部分（尤其是下部区域（横隔 膜附近））的像素位置发生偏移。
[0140] 但是，在安静呼吸时拍摄到的图像中，上述的位置偏移小，不会发生导致后述的解 析结果混乱程度的位置偏移。图8的图像D1为安静呼气位（在安静呼吸时，横隔膜的位置 达到最高的时刻）的帧图像。图8的图像D2为安静吸气位（在安静呼吸时，横隔膜的位置 达到最低的时刻）的帧图像。即、图8的图像D1与D2是在呼吸1循环中形状差最大的时 亥IJ拍摄的图像。但是，可以看出在图8的图像D1、D2间，即使在位置偏移最大的肺野区域的 下部区域中也仅是稍微位置偏移（图像D2的All示出与图像D1的A1相同的像素位置，图 像D2的A2示出描绘了与图像D1的A1的肺野中的同一部分的区域）。
[0141] 因此，作为步骤S102中的具体处理，首先，从一系列帧图像中将一个帧图像设 定为基准图像。接下来，将基准图像的被提取出的肺野区域分割成多个小区域（例如， 2mmX 2mm的矩形区域）（参照图8)。接下来，将其他帧图像的肺野区域分割成与基准图像 的各小区域相同的像素位置的小区域（表示从放射线检测部13的相同检测元件输出的信 号值的区域）。接下来，将各帧图像间的相同像素位置的各小区域相互建立对应。在该处理 中，能够高速地进行向帧图像的小区域的分割以及建立对应。
[0142] 优选安静呼气位的帧图像为基准图像。这是由于在安静呼气位，安静呼吸时横隔 膜的位置最高、即、肺野区域的面积最小，因此在将基准图像的小区域与其他帧图像建立了 对应时，小区域不会与其他帧图像的肺野外的区域建立对应。
[0143] 安静呼气位的图像可以通过从一系列帧图像中提取横隔膜的位置位于最高位置 处的图像而取得。关于横隔膜的位置，例如，将图9所示的横隔膜的基准位置B1预先定义 为横隔膜的曲线C (图9中以虚线表示）的垂直方向的平均位置，从肺野区域R中提取横隔 膜的曲线C(肺野区域的下端），求出其垂直方向的平均位置，将求得的位置确定为横隔膜 的基准位置B1。
[0144] 接下来，计算各帧图像的各小区域内的像素的信号值（平均信号值），将小区域内 的像素替换为平均信号值，对在各帧图像间建立了对应的各小区域实施时间轴方向的滤波 处理（步骤S103)。该滤波处理是用于除去血流等高频率的信号变化，提取基于换气的信号 值的时间变化的处理，例如，对每一个小区域的信号值的时间变化，在安静呼吸图像组中以 截止频率0. 7Hz进行低通滤波，在深呼吸图像组中以截止频率0. 5Hz进行低通滤波。这里， 低通滤波的截止频率与设为固定值相比，更优选对每一个拍摄的动态图像进行最适化。例 如，如前述那样，解析一系列帧图像的横隔膜的位置，在安静换气的情况下检测成为安静呼 气位以及安静吸气位的帧，根据安静呼气位的帧与下一个安静吸气位的帧之间的帧数求出 吸气期的时间，并实施将对该时间的倒数乘以规定系数后的值作为截止频率的低通滤波。 此时在安静换气的情况下，优选将自动设定的截止频率限制在〇. 2?1. 0Hz之间。另外，在 步骤S1中，还可以将另测量出的安静时的1分钟内的呼吸数、脉搏数等生命体征作为患者 信息输入，并根据这些值计算截止频率。例如，还可以将作为患者信息输入的1分钟内的呼 吸数转换成1秒钟的内呼吸数，将对该呼吸数乘以规定系数后的值设为截止频率来实施低 通滤波。另外，还可将输入的1分钟内的脉搏数转换成1秒钟内的脉搏数，将1秒钟内的呼 吸数与1秒钟内的心拍数的平均值设为截止频率来实施低通滤波。
[0145] 接下来，对一系列帧图像的在步骤S102中建立了对应的各小区域的每一个进行 解析，分别计算吸气的特征量以及呼气的特征量（步骤S104)。这里，作为呼气的特征量以 及吸气的特征量，例如计算出呼气期以及吸气期的每一个中的各小区域的各自的帧间差值 (微分值）的代表值（绝对值的最大值）。帧间差值是表示该帧图像被拍摄的时刻的信号 变化量。当通过呼吸进行吸气或吐气时，随着气息的流动，肺的密度发生变化，因此，X射线 透过量（换句话说，像素的信号值）发生变化。由此，能够将信号变化量视为表示该时刻的 气流速度的值。另外，作为代表值并不局限于绝对值的最大值，还可以是中间值、平均值、最 频值。
[0146] 具体而言，首先，进行在拍摄顺序相邻的帧图像间计算各小区域的信号值的差的 帧间差处理。这里，按每一个小区域，对帧编号N与N+1 (N为1、2、3…）的帧图像，计算N+1-N 的差值。接下来，呼气期的帧间差值的最大值（绝对值的最大值）作为呼气的特征量被取 得，吸气期的帧间差值的最大值（绝对值的最大值）作为吸气的特征量被取得。帧间差值 的最大值（绝对值的最大值）相当于最大微分值。这里，各小区域内的帧间差值的符号为 正的期间是吸气期，该符号为负的期间是呼气期。
[0147] 接下来，计算各小区域各自的吸气的特征量与呼气的特征量的比值（吸气的特征 量/呼气的特征量）（步骤S105)。这里，计算"吸气期的帧间差值的最大值/呼气期的帧 间差值的最大值"（称为最大流速比）。
[0148] 接着，制作计算出的各小区域各自的"吸气的特征量/呼气的特征量"的值的直方 图，并且，计算表示肺野整体中的"吸气的特征量/呼气的特征量"的趋势的指标值（这里 为平均值、标准偏差）（步骤S106)。优选通过用直方图的纵轴的计数除以肺野内的全部小 区域的数来归一化。
[0149] 接下来，基于预先存储在存储部32中的"吸气的特征量/呼气的特征量"的值与 显示时的参数值的转换表，将针对各小区域求出的"吸气的特征量/呼气的特征量"的值转 换成显示用参数值，并利用转换后的参数值制作显示了基准图像（例如，安静呼气位的帧 图像）的各小区域的图像（步骤S107)。转换表例如是将阈值（各类型的阈值）与色相、明 度、亮度、透明度中的任意一个一对一地建立了对应的表，所述阈值规定将特征量分类为正 常/异常（重症度1?η)的各类型时的各类型的特征量的大小的范围。这里，作为显示时 的参数值的转换表，为了提高对特征量大小的识别率，优选将色相与各类型的阈值建立对 应。
[0150] 此时，例如使多个（例如5?6个）色相与上述各类型的阈值建立对应，并对这之 间的特征量的值分配中间色相（使其分层次），从而能够使实现识别率高的显示。
[0151] 还可以将基于显示用参数值着色后的图像覆盖显示在基准图像的帧图像上。
[0152] 此外，在存储部32中存储有与以有滤线器的方式拍摄的动态图像对应的转换表、 和与以无滤线器的方式拍摄的动态图像对应的转换表，在步骤S107以及接着的步骤S108 中，基于一系列帧图像所附带的滤线器有无信息，判断是以有滤线器的方式拍摄的，还是以 无滤线器的方式拍摄的，并使用与其判断结果对应的转换表进行着色。
[0153] 然后，在显示部34并列显示制作的直方图以及制作的静止图像等（步骤S108)，结 束呼吸信息生成处理。基于上述的"吸气的特征量/呼气的特征量"的值与显示时的参数值 的转换表，以与基准图像的肺野区域的各小区域相同的基准，将直方图的区域着色后显示。
[0154] 这里，说明对以有滤线器的方式拍摄时与以无滤线器的方式拍摄时的动态解析的 影响。
[0155] 图11是示出以有滤线器和无滤线器的方式拍摄了某正常肺野的动态图像的动态 解析结果的比较的图。在图11中，作为解析结果示出了基于"吸气期的帧间差值的最大 值"（最大吸气气流速度）对以有滤线器与无滤线器的方式拍摄的动态图像的各小区域进 行着色后的图像、基于"呼气期的帧间差值的最大值"（最大呼气气流速度）对以有滤线器 与无滤线器的方式拍摄的动态图像的各小区域进行着色后的图像、基于最大流速比对以有 滤线器与无滤线器的方式拍摄的动态图像的各小区域进行着色后的图像以及最大流速比 的直方图。
[0156] 图11是以下面的拍摄条件进行了拍摄的动态图像的解析结果。
[0157] 检测器尺寸40X30cm、检测器像素尺寸194μπι，滤线器间距801ine/cm、滤线器比 12 :1、管球?检测器间距离2m、巾贞数75帧（约10秒钟的拍摄），总的被辐射线量（将到达检 测器的线量设为恒定的情况下的被拍摄体被辐射线量）在有滤线器的情况下为〇. 24mGy， 无滤线器的情况下为〇. 14mGy。
[0158] 另外，关于最大吸气气流速度、最大呼气气流速度、最大流速比的大小与颜色（在 图11中以浓度表示）的转换表，为了对两者进行比较而使用了相同（这里为有滤线器用的 转换表）的转换表。
[0159] 在拍摄同一被拍摄体时的有滤线器的动态图像与无滤线器的动态图像中，最大吸 气气流速度、最大呼气气流速度、最大流速比几乎等同，如图11所示那样，由于拍摄系统的 特性等会产生若干不同。例如在图11中，以无滤线器的方式拍摄的动态图像的直方图的形 状与以有滤线器的方式的相比，呈较宽的形状。因此，例如根据最大流速比，将肺野内的区 域、直方图的区域分类为正常、异常1?η的类型并着色的情况下，若在有滤线器与无滤线 器的情况下使用相同阈值（转换表），则即使为相同的最大流速比也存在显示不同颜色的 情况、即进行了不同的重症度的分类的情况，因而不优选。因此，如图11所示，由于滤线器 的有无而产生了影响诊断的差异的情况下，需要根据滤线器有无而改变特征量的分类所使 用的阈值（转换表）。
[0160] 对以有滤线器的方式拍摄的动态图像解析的结果、与对以无滤线器的方式拍摄的 动态图像解析的结果会产生哪种程度的差异，是根据拍摄系统的特性、解析内容等的不同 而不同的。由此，优选根据拍摄系统，解析对相同的被拍摄体以有滤线器和无滤线器的方式 拍摄的多个图像，使用该结果，利用归纳法计算有滤线器的动态图像所使用的阈值与无滤 线器的动态图像所使用的阈值。
[0161] 另外，在本实施方式中，由于拍摄装置1进行控制，以便使用无滤线器的方式拍摄 动态图像，因此可认为若存储有以无滤线器的方式拍摄的动态图像用的阈值即可。但是，还 假设了一种能够以有滤线器的方式拍摄动态图像的拍摄系统与诊断用中央控制台3连接 的情况。该情况下，当滤线器有无的拍摄条件不同时，会弄错判断。因此，在本实施方式中， 使构成动态图像的各帧图像的附带信息附带滤线器有无信息，控制部31基于该滤线器有 无信息，并利用使用了与拍摄时的滤线器有无对应的阈值的解析算法进行解析。
[0162] 图12Α?图12C中示出在步骤S108中显示于显示部34的显示画面的例子。
[0163] 图12Α是显示对以有滤线器的方式拍摄的正常人的肺野的动态图像进行解析后 的解析结果（与呼吸相关的诊断辅助信息）的显示画面。图12Β是显示对C0PD (闭塞性疾 病）的肺野的动态图像进行解析后的解析结果的显示画面。图12C是显示对混合性疾病的 肺野的动态图像进行解析后的解析结果的显示画面。
[0164] 如图12Α?图12C所示，在步骤S108中，显示从一半尺寸的帧图像中提取出的肺 野区域内的各小区域（2_角的矩形尺寸）的"吸气的特征量/呼气的特征量"的值的直方 图34a、一览显示各小区域的"吸气的特征量/呼气的特征量"的静止图像34b、表示在直方 图34a以及静止图像34b中所显示的色相与"吸气的特征量/呼气的特征量"的值的关系的 显示34c、和表示肺野整体中的"吸气的特征量/呼气的特征量"的趋势的指标值34d。另 夕卜，如图12A?图12C所示那样，根据"吸气的特征量/呼气的特征量"的值的大小，直方图 34a的横轴的区域被以6个色相分色显示。由此，医生只要一瞥直方图就能够容易地把握肺 野内的"吸气的特征量/呼气的特征量"的分布。另外，在表示各小区域的"吸气的特征量/ 呼气的特征量"的静止图像34b中，各小区域是根据"吸气的特征量/呼气的特征量"的值， 以与直方图的分色相同的基准被分色显示的，因此医生能够容易地把握肺野内的局部的异 常位置（闭塞性部分、拘束性部分）。另外，作为表示肺野整体中的"吸气的特征量/呼气 的特征量"的趋势的指标值34d，通过计算其平均值以及标准偏差并一并显示在画面上，能 够将肺野整体中的"吸气的特征量/呼气的特征量"的趋势以数值的形式向医生提供。
[0165] 这里，在将呼气期的帧间差值的最大值（绝对值）设为呼气的特征量，将吸气期的 帧间差值的最大值（绝对值）设为吸气的特征量时，对于正常人的肺野而言，在利用以有滤 线器的方式动态拍摄的动态图像进行解析的情况下，可知肺野整体的"吸气的特征量/呼 气的特征量"的平均值为〇. 9?1. 2,标准偏差为0. 10?0. 22左右。由此，当在步骤S108 中显示了图12A所示的显示画面时，医生能够容易地把握所拍摄的肺野为正常。
[0166] 另一方面，对于C0PD (闭塞性疾病）的肺野而言，在使用以有滤线器的方式动态 拍摄的动态图像进行解析时，可知肺野整体的"吸气的特征量/呼气的特征量"的平均值不 在0. 9?1. 2内（比正常人的大），标准偏差也不在0. 10?0. 22内（比正常人的大）。由 此，当在步骤S108中显示图12B所示的显示画面时，医生能够容易地把握所拍摄的肺野是 C0PD。
[0167] 另一方面，对于混合性肺疾病的肺野而言，使用以有滤线器的方式动态拍摄的动 态图像进行解析的情况下，可知肺野整体的"吸气的特征量/呼气的特征量"的值为〇. 66 以下的数据的数量以及1. 5以上的数据的数量均增加。由此，当在步骤S108中显示图12C 所示的显示画面时，医生能够容易地把握拍摄的肺野是混合性疾病。
[0168] 这样，在胸部诊断辅助信息生成系统100中，能够根据表示"吸气的特征量/呼气 的特征量"的趋势的指标值，将能够确定C0PD (闭塞性肺疾病）、混合性肺疾病等换气不均 等症态或其重症度那样的、有用的诊断辅助信息向医生提供。
[0169] 此外，还可以利用表示"吸气的特征量/呼气的特征量"的趋势的指标值等来判断 被拍摄体Μ的正常/异常。即使在这种情况下，也优选基于滤线器有无信息来变更用于判 断正常/异常的阈值。例如，在基于上述的肺野整体的"吸气的特征量/呼气的特征量"的 平均值来判断正常/异常的情况下，优选在有滤线器的方式中将平均值〇. 9?1. 2判断为 正常，在无滤线器的方式中将平均值0. 8?1. 3判断为正常。
[0170] 作为呼气的特征量以及吸气的特征量，还可以使用上述的例子以外的其他特征 量。
[0171] 例如，还可以将呼气的特征量设为与呼吸1循环中的呼气期相当的帧图像数（呼 气时间），将吸气的特征量设为与呼吸1循环中的吸气期相当的帧图像数（吸气期间）。这 里，在肺的换气功能正常的情况下，吸气时间与呼气时间几乎为相同长度、或者、呼气时间 稍长。由此，医生只要观察"与呼气期相当的帧图像数/与吸气期相当的帧图像数"的值，就 能够把握是否有肺疾病的嫌疑。尤其，可知"呼气期的帧图像数/吸气期的帧图像数">1. 5 的区域为呼气换气困难、排出吸入空气延迟的闭塞性部分。此外，由于"吸气期的帧间差值 的最大值/呼气期的帧间差值的最大值?呼气时间（呼气的帧图像数）/吸气时间（吸气 的帧图像数）的关系成立，医生能够利用与将呼气的特征量设为呼气期的帧间差值的最大 值、将吸气的特征量设为吸气期的帧间差值的最大值的情况相同的判断基准，来进行正常、 C0PD (闭塞性肺疾病）、混合性肺疾病的识别。
[0172] 另外，在1呼吸循环中的各帧图像中，可以计算各小区域的像素的信号值（平均信 号值），按每一个小区域求出呼吸1循环中的信号值的最小值以及最大值，将求得的最小值 作为该区域的呼气的特征量，将最大值作为吸气的特征量。可认为在正常的位置处，信号值 的最大值与最小值两者的值的差大，在有异常的位置处两者的差变得非常小。由于在有异 常的位置处，肺泡的活动变差，所以肺泡的密度变化变小。由此，医生可通过参照"信号值的 最大值/信号值的最小值"的直方图，确认平均值以及标准偏差，以作为肺野正常或疾病的 判断材料。例如，在肺野整体的"信号值的最大值/信号值的最小值"的平均值大于1，且标 准偏差小的情况下，可判断为肺的功能正常。另一方面，肺野整体的"信号值的最大值/信 号值的最小值"的平均值为接近1的值，且标准偏差大的情况下，可判断为肺的功能有疾病。
[0173] 除此之外，作为表示"吸气的特征量/呼气的特征量"的趋势的指标值，除了平均 值、标准偏差以外，还可以将计数（块（小区域）数）成为直方图的峰值的"吸气的特征量 /呼气的特征量"的值、或者峰值的计数（块数）或"吸气的特征量/呼气的特征量"的值 为规定以上规定以下的计数的比例作为指标值使用。或者、还可以将这些多个指标值组合 而作成新的指标值。
[0174] 例如，如图13所示，在以表示"吸气的特征量/呼气的特征量"的趋势的指标值的 一个为X轴，另一个为Y轴的曲线图中，示出了相对各个指标值的正常、异常的阈值TH1，在 该曲线图上，可以将标示出根据动态图像计算出的表示肺野整体中的"吸气的特征量/呼 气的特征量"的趋势的指标值的图作为解析结果。图13是将X轴设为"吸气期的帧间差值 的最大值/呼气期的帧间差值的最大值"的平均值、将Y轴设为其标准偏差、并标示出根据 动态图像计算出的肺野整体中的"吸气的特征量/呼气的特征量"的平均值、标准偏差的指 标值的曲线图。通过使用这样的曲线图来显示表示"吸气的特征量/呼气的特征量"的趋势 的指标值，能够根据从被标示出的点到阈值TH1的距离，从视觉上容易地把握异常的程度。
[0175] 另外，例如还可以将把2个指标值（例如，"吸气的特征量/呼气的特征量"的平均 值、标准偏差）线性结合后的值设为新的指标值，如图14所示那样，在将2个指标值的一方 设为X轴，另一方设为Y轴的图中，示出用于根据重症度分类新的指标值（将2个指标值线 性结合后的指标值）的阈值thl?th4,并在该图上标示出根据动态图像计算出的新的指标 值。作为线性结合的例子，能够将根据相对平均值以及标准偏差的多个测量值数据，通过主 成分分析计算出的第1主成分设为指标值。通过使用这样的曲线图，能够在视觉上容易地 把握异常的程度。另外，例如，还可以根据相对多个（M个）的指标值的多个（N个）测量值 数据，通过计算相对NXM个数据的协方差矩阵的最大固有值来计算第一主成分，并将计算 出的主成分作为指标值使用。
[0176] 另外，除了表示"吸气的特征量/呼气的特征量"的趋势的指标值以外，还可以针 对吸气的特征量、或者呼气的特征量分别计算表示趋势的指标值。例如，如图15所示，还可 以针对以小区域为单位计算出的吸气或呼气的特征量，在将左右肺野分别分割成上中下3 个、共6个区域的每一个中计算变动系数（=标准偏差/平均值），并根据与变动系数的大 小对应的色相（或者亮度或者彩度），制作将6个区域着色显示的静止图像。通过进行这样 的显示，能够容易地把握不均等换气的分布，并且能够容易地判定进行不均等换气的部分 是区域性的还是弥漫性的。
[0177] 接下来，对在图5的步骤S242中执行的血流信息生成处理进行说明。
[0178] 图16表示血流信息生成处理的流程图。
[0179] 这里，本实施方式中的血流解析如下，S卩：血液通过心脏的收缩从右心室经由大动 脉被急剧排出，由此肺野血管扩张，因此通过解析动态图像来提取该扩张，并作为与血流相 关的诊断辅助信息输出。即、如图17所示那样，若在肺野中血管扩张，则肺血管扩张的区域 的放射线透过量与透过肺野（肺泡）区域的放射线透过量相比较大地减少，因此与该区域 对应的放射线检测部13的输出信号值降低。与这样的心脏的搏动呼应的肺血管扩张从心 脏附近的动脉向末梢传播。因此，将构成动态图像的一系列帧图像间的放射线检测部13的 像素（pixel)单位、或者、由多像素构成的小区域单位（像素块单位）相互建立对应，按每 一个像素单位或者小区域单位，求出信号值最低的帧图像，将该帧图像的对应区域作为表 示肺血管因血流扩张的时刻的信号着色。并且，通过将着色后的一系列帧图像依次显示于 显示部34,使得医生能够识别出血流的状态。
[0180] 如图18的㈧所示那样，可以在各像素（小区域）中，通过求出表示该像素（小 区域）的信号值的时间变化的波形（称为输出信号波形）的极小值来取得表示肺血管因血 流扩张的时刻的信号（称为血流信号）。该血流信号表现与心脏的搏动周期相同的间隔，但 若存在心跳周期不齐等的异常处，则如图18的（B)所示那样，会以与心脏的搏动周期不同 的间隔，且与伴随血流的血管扩张无关地表现极小值。因此，在本实施方式中，通过求出表 示心脏的搏动的搏动信号波形与各小区域的输出信号波形的相关系数，能够高精度地提取 血流?目号。
[0181] 在血流信息生成处理中，首先，从各帧图像中提取肺野区域（步骤S201)。关于肺 野区域的提取，由于与在图6的步骤S101中的说明相同，故引用该说明。
[0182] 接下来，各帧图像的肺野区域被分割成由多个像素块构成的小区域，各帧图像的 小区域被相互建立对应（步骤S202)。关于肺野区域的小区域的分割以及在帧图像间建立 小区域对应，由于与图6的步骤S102中的说明相同，故引用其说明。另外，构成各小区域的 各像素的信号值可被替换为它们的代表值（平均值、中间值、最频值等）。
[0183] 此外，还可以不进行步骤S202的处理，而在以后不是以各小区域为单位而是以各 像素单位进行处理。
[0184] 若增大小区域的尺寸，则会在各小区域的输出信号值（代表值）中表现出一些周 期性的变化，这包括基于上述的呼吸周期的噪声。另外，若小区域的尺寸变大，则血管的扩 张的影响占各个小区域的累计值的比例降低，肺血管的扩张的周期检测精度也逐渐降低， 变得困难。另外，若考虑到在后述的步骤S210中加进观察将血流信号可识别地显示的动态 图像（哗啦哗啦翻页地显示图像）的用户（医生）的残像效果后的辨认性，则本发明中的 优选小区域的尺寸为〇. 2?5mm，更优选为0. 4?2mm。
[0185] 接下来，取得成为提取血流信号时的基准的搏动信号波形（步骤S203)。
[0186] 可以使用以下的任意一个作为搏动信号波形。
[0187] (1)在心脏区域（或者大动脉区域）中规定R0I (关心区域），表示该R0I中的信 号值的时间变化的波形
[0188] (2)使（1)的波形反转后的信号波形
[0189] (3)通过心电检测传感器取得的心电信号波形
[0190] (4)表示心壁的活动（位置的变化）的信号波形
[0191] 即、在胸部诊断辅助信息生成系统100中，具有利用上述（1)?（4)中的任意一个 取得搏动信号波形的单元。其中，在将基于心电检测传感器的心电信号波形作为搏动信号 波形使用的构成的情况下，在通过动态拍摄取得帧图像的期间，同时进行基于心电检测传 感器的心电信号波形的取得，并存储在RAM中。在步骤S203中，读出存储在RAM中的心电 信号波形。
[0192] 另外，虽然将心脏区域的R0I规定为右心室区域较为理想，但也可以将其规定在 左心室区域中。这是由于在动态图像中与右心室区域相比，左心室区域中信号波形的提取 较为容易、且右心室与左心室中的心跳周期几乎相同。但是，在将左心室作为搏动信号波形 使用的情况下，利用将右心室与左心室的心跳周期的时间差作为修正量与以后述的方法计 算出的血管扩张时刻相加等方法，可以修正血管扩张时刻。
[0193] 如图19所示，可以通过针对利用操作部33指定的R0I区域，在将横轴设为从动态 图像的拍摄开始的经过时间（帧编号）、将纵轴设为R0I中的信号值（代表值）的坐标空间 上，标示各帧图像的R0I区域的信号值（代表值），以作成上述（1)的信号波形。
[0194] 如图20所示，（2)是使（1)的信号波形反转后的波形。通过将该波形设定为与各 小区域（或者各像素）的信号波形接近的形状，能够在后段的处理步骤中容易求得相互相 关系数。
[0195] 图21的㈧是示意性示出设定在心脏区域中的R0I的1次心跳的输出信号波形 的图，图21的（B)是示意性示出肺血管区域的1次心跳的输出信号波形的图。如图21的 (A)所示，对于1次心跳中的R0I的输出信号波形而言，由于在心脏（心室）的收缩期，血 液通过心脏的收缩而从心室向大动脉被急剧地排出，所以R0I的信号值急剧地增加，但在 心脏（心室）的扩张期，由于通过从静脉平稳地排入血液，心脏扩张，所以信号值平稳地减 少。另一方面，在肺野血管中，由于因心脏的收缩而从心脏被急剧排出的血液的排入导致血 管壁扩张，因此如图21的（B)所示那样，信号值与心脏的收缩期对应地急剧减少。在肺野 血管的收缩期，由于血液向心脏平稳排出，从而血管壁收缩，因此信号值增加。这样，肺野血 管区域的输出信号波形成为使心脏区域的输出信号波形反转后的波形。因此，为了使两者 的信号波形一致，通过使心脏区域的输出信号波形反转，如图21的（C)与（D)所示那样，来 使两者的信号波形的形状的特征一致。
[0196] 通过在各帧图像中利用模板匹配等识别心脏区域，确定心壁位置的基准位置（例 如，在心脏区域中X坐标（水平方向坐标）最大的（外侧的）边缘点），并在将横轴设为从 动态图像的拍摄开始的经过时间（帧编号），将纵轴设为心壁位置的基准位置（X坐标）的 坐标空间上，标示各帧图像的心壁位置的基准位置，能够制作（4)的信号波形。
[0197] 接下来，针对每个小区域，生成表示该小区域的信号值的时间变化的波形（输出 信号波形）（步骤S204)。通过在将横轴设为从动态图像的拍摄开始的经过时间（帧编号）， 将纵轴设为信号值（放射线检测部13的输出信号值的代表值。例如，平均值、中间值、最频 值等）的坐标空间上，标示各帧图像的该小区域的代表值，能够制作每一个小区域的输出 信号波形。
[0198] 接下来，对搏动信号波形以及各小区域的输出信号波形实施时间轴方向的滤波处 理（步骤S 2〇5)。
[0199] 该滤波处理是指用于除去基于呼吸等的低频率的信号变化，提取基于血流的信号 值的时间变化的处理。例如，对每一个小区域的信号值的时间变化，在安静呼吸图像组中以 低域截止频率0. 7Hz，在深呼吸图像组中以低域截止频率0. 5Hz进行高通滤波。或者、为了 除去高频率的噪声成分，还可以利用以2. 5Hz的高域截止频率也将高频率截止的带通滤波 器进行滤波。
[0200] 这里，上述截止频率与设定为固定值相比，更优选按每一个拍摄的动态图像进行 最佳化。例如，如前述那样，根据一系列帧图像的心脏区域的信号变化计算心脏的收缩期的 时间与扩张期（弛缓期）的时间。并且，将对扩张期的时间的倒数乘以规定的系数后的值 设定为使用高通滤波器或带通滤波器截止低频率的截止频率，另外，在带通滤波器的情况 下，将对收缩期的时间的倒数乘以规定系数后的值设定为截止高频率的高域截止频率。另 夕卜，对于低域截止频率，考虑到基于呼吸的频率分量，可以根据一系列帧图像解析横隔膜的 值，在安静换气的情况下，检测成为安静呼气位以及安静吸气位的帧图像，根据安静呼气位 的帧与下一个安静吸气位的帧之间的帧数求出吸气期的时间，将其倒数、和对上述扩张期 的时间的平均值乘以规定系数后的值设定为低域的截止频率。此时，在安静换气的情况下， 对于自动地设定的截止频率，优选低域截止频率被限制在〇. 2?1. 0Hz之间，高域截止频率 被限制在2. 0Hz以上。另外，在图4的步骤S1中，还可以将另外测量出的安静时的1分钟 内的呼吸数、脉搏数等生命体征作为患者信息输入，并根据这些值计算截止频率。例如，可 以将作为患者信息输入的1分钟内的呼吸数转换成1秒钟内的呼吸数，将对该呼吸数乘以 规定系数后的值设为低域截止频率。另外，还可以将输入的1分钟内的脉搏数转换成1秒 钟内的脉搏数，将对1秒钟内的呼吸数乘以规定系数后的值设为高域截止频率。另外，还可 以将对1秒钟内的呼吸数和1秒钟内的心跳数的平均值乘以规定系数后的值设定为低域截 止频率。
[0201] 此外，步骤S205中的滤波处理是为了高精度地提取血流信号而进行的，也可以根 据所要求的精度、处理速度予以省略。相对各个小区域（像素）的肺血管位置并非总是固 定，而是伴随呼吸而移动的，若肺血管从该小区域偏移，则该小区域的信号值变大。由于肺 野的呼吸周期为2?10秒左右，因此肺血管向各小区域移入的周期也追随呼吸周期。另外， 肋骨位置也伴随呼吸周期移动，给各个小区域的信号值带来影响。然而，由于心脏的搏动周 期远远短于呼吸周期，所以也能够使用上述各分量重叠后的RAW数据（未实施滤波处理的 图像），通过利用该周期差来取得血流信号。
[0202] 接下来，根据滤波处理后的搏动信号波形，取得心脏最收缩的时刻的帧图像的编 号（步骤S206)。例如，作为搏动信号波形，在使用上述（2)中说明的R0I中的反转后的信 号波形的情况下，图22的（A)所示的波形的极小值（信号值最低的帧图像。在图22的（A) 中帧编号8、16)为心脏最收缩的时刻的帧图像。
[0203] 接下来，针对各小区域的每一个，一边将输出信号波形各以1巾贞间隔移动（一边向 时间方向移位），一边计算与搏动信号波形的相互相关系数（步骤S207)。
[0204] 例如，首先，计算从拍摄开始的帧编号相互一致的相同时间轴的搏动信号波形与 输出信号波形的2个信号波形的相互相关系数（计算无时间移动的相互相关系数）。接下 来，针对搏动信号波形，将输出信号波形向左移动1帧，即、前进1帧间隔，计算2个信号波 形的相互相关系数。以下，反复进行输出信号波形的左移动，并针对各小区域分别计算将输 出信号波形从无移动开始向左移动了 1心跳周期以上后的相互相关系数。接下来，同样地， 可以一边将输出信号波形各以1帧间隔向右移动，一边计算从无移动开始向右移动了 1心 跳周期以上后的相互相关系数。但是，通常情况下，对于从心脏提取出的搏动信号波形，由 于输出信号波形的相位有时间延迟，所以仅计算确定延迟程度的左移动即可。但是，在相互 相关系数计算时，由于数据数量减少了移动了的帧数，所以数据数量根据移动量减少，从而 导致相互相关系数的计算精度降低。因此，将搏动信号波形、输出信号波形视为完全周期函 数，与从无移动开始向左移动了 1/2心跳周期以上的情况同样、对从无移动开始向右移动 了 1/2心跳周期以上的情况计算相互相关系数，也可以将针对右移动的相互相关系数视为 左移动了（1心跳周期-右移动量）的情况下的相互相关系数。这样，能够抑制与相互相关 系数计算时的移动量对应的数据数量的减少。相互相关系数可以通过以下的[式1]求出。
[0205] [式 1]

【权利要求】
1. 一种胸部诊断辅助信息生成系统，具有： 拍摄单元，其使用可携带型的放射线源和可搬型的放射线检测器来进行被拍摄体的胸 部的拍摄，所述可搬型的放射线检测器利用以二维状配置的多个检测元件来检测由所述放 射线源照射并透过所述被拍摄体的放射线，生成所述被拍摄体的图像数据；和 图像解析单元，其基于由所述拍摄单元取得的图像数据，来生成与所述被拍摄体的胸 部相关的诊断辅助信息， 其中， 所述拍摄单元被构成为：能够从所述放射线源连续照射放射线来取得表示所述被拍摄 体的胸部的动态的多个帧图像， 该胸部诊断辅助信息生成系统具有： 散射线除去滤线器,其除去来自所述放射线源的散射放射线；和 拍摄控制单元，其进行是否使用所述散射线除去滤线器来进行拍摄的控制， 所述拍摄控制单元进行控制，使得在由所述图像解析单元生成与所述被拍摄体的动态 相关的诊断辅助信息的情况下以不使用所述散射线除去滤线器的方式进行拍摄。
2. 根据权利要求1所述的胸部诊断辅助信息生成系统，其中， 所述图像解析单元针对取得的多个帧图像，在所述多个帧图像间将表示所述放射线检 测器中的相同位置的检测元件输出的信号值的像素或者像素块相互建立对应，并基于所述 相互对应的像素或者像素块的信号值的变化量，生成与所述被拍摄体的动态相关的诊断辅 助信息。
3. 根据权利要求1或2所述的胸部诊断辅助信息生成系统，其中， 该胸部诊断辅助信息生成系统是基于巡诊的拍摄。
【文档编号】G06T7/00GK104188676SQ201410373619
【公开日】2014年12月10日 申请日期:2012年5月21日 优先权日:2011年5月24日
【发明者】岛田哲雄, 村冈慎太郎, 野地翔 申请人:柯尼卡美能达医疗印刷器材株式会社