胸部診斷輔助信息生成系統的製作方法

2023-06-01 20:20:31 2

胸部診斷輔助信息生成系統的製作方法
【專利摘要】本發明涉及胸部診斷輔助信息生成系統，通過1次動態拍攝就能夠提供分別與呼吸以及血流相關的高精度的診斷輔助信息。根據本發明的胸部診斷輔助信息生成系統(100)，診斷用中央控制臺(3)的控制部(31)針對在拍攝裝置(1)中通過動態拍攝取得的多個幀圖像，在上述多個幀圖像間，將表示放射線檢測器(13)中的相同位置的檢測元件輸出的信號值的像素或者像素塊相互建立對應，並基於時間上相鄰的幀圖像間的上述相互對應的像素或者像素塊的信號值的差值，生成與上述被拍攝體的呼吸相關的診斷輔助信息。並且，生成表示上述相互對應的像素或者像素塊的信號值的時間變化的輸出信號波形，基於該生成的輸出信號波形，生成與被拍攝體(M)的血流相關的診斷輔助信息。
【專利說明】胸部診斷輔助信息生成系統
[0001] 本申請是申請號為201210159593. 7,申請日為2012年5月21日，發明名稱為"胸 部診斷輔助信息生成系統"的發明專利申請的分案申請。

【技術領域】
[0002] 本發明涉及胸部診斷輔助信息生成系統。

【背景技術】
[0003] 對以往的使用了膠片/屏幕、輝盡性螢光體板的放射線（X射線）的靜止圖像拍攝 以及診斷，進行了利用FPD (flat panel detector:平板探測器）等半導體圖像傳感器來拍 攝診斷對象部位的動態圖像，並應用於診斷的嘗試。具體而言，利用半導體圖像傳感器的 圖像數據的讀取、刪除的響應性的快速性，結合半導體圖像傳感器的讀取、刪除的時刻，從 放射源連續照射脈衝狀的放射線，在1秒鐘內進行多次的拍攝，來拍攝診斷對象部位的動 態。通過依次顯示由拍攝而取得的一系列多枚圖像，醫生能夠識別檢查對象部位的一系列 動作。
[0004] 另外，還提出了一種通過解析利用動態拍攝得到的一系列的幀圖像，生成診斷輔 助信息，並面向早期診斷而向醫生提供。
[0005] 例如，日本特開2009-136573號公報中記載了 ：通過血液濃度根據血流的不同而 不同這一假設，根據由胸部的動態拍攝而得到的一系列幀圖像，基於血管內的濃度變化檢 測出從心臟壓出的血液的集中部分，並求出血流速等的技術。
[0006] 另外，國際公開第2009/090894號中記載了：針對在胸部的動態拍攝中取得的一 系列幀圖像，在相鄰的幀圖像間計算幀間差值，並基於該計算出的幀間差值，判斷呼吸（換 氣）以及血流是否異常的技術。
[0007] 上述日本特開2009-136573號公報中，為了進行高精度的解析，需要排除血管區 域的位置移動，換句話說，需要停止呼吸，無法計算與換氣相關的特徵量。在國際公開第 2009/090894號中，雖然能夠通過一次的拍攝數據計算與換氣以及血流相關的兩特徵量，但 要想取得高精度的解析結果，則由於需要高精度的各小區域的變形處理，所以需要處理時 間，另外，由於以相同的處理算法（幀間差信號值）計算兩特徵量，所以存在與血流相關的 特徵量難以取得與換氣相關的特徵量那樣的精度的缺點。
[0008] 然而，關於心拍數的測量，根據通過手腕動脈的觸診來計數脈動數也可知，血液從 心臟流向肺血管時，血管的部分擴張（脈動）遍布肺血管區域地傳播。該肺血管的擴張被 反映到與該擴張的部分對應的放射線檢測器的檢測元件輸出的信號值，該信號值的變化量 (血管區域相對非血管區域的信號變化量）比較大。由此，本申請的發明人們發現了，對進 行被拍攝體胸部的動態拍攝而得的一系列幀圖像數據，進行基於與換氣的特徵量處理不同 的該信號值差的解析，能夠更高精度地提取與血流相關的診斷輔助信息，並向醫生提供。


【發明內容】

[0009] 本發明的課題在於，通過1次動態拍攝就能夠提供分別與呼吸以及血流相關的高 精度的診斷輔助信息。
[0010] 為了解決上述課題，作為本申請的目的的一方面，提供以下的發明。
[0011] 1. 一種胸部診斷輔助信息生成系統，具有：拍攝單元，其使用放射線源、和利用二 維狀地配置的多個檢測元件檢測由上述放射線源照射並透過被拍攝體的放射線，生成上述 被拍攝體的圖像數據的放射線檢測器，來進行上述被拍攝體的胸部的拍攝；圖像解析單元， 其基於由上述拍攝單元取得的圖像數據生成與上述被拍攝體的胸部相關的診斷輔助信息； 顯示單元，其顯示由上述圖像解析單元生成的診斷輔助信息，其中
[0012] 上述拍攝單元被構成為：能夠通過從上述放射線源連續照射放射線而取得表示上 述被拍攝體的胸部的動態的多個幀圖像，
[0013] 上述圖像解析單元具有：
[0014] 呼吸信息生成單元，其針對由上述拍攝單元取得的多個幀圖像，在上述多個幀圖 像間，使對在上述放射線檢測器中的相同位置的檢測元件輸出的信號值進行表示的像素或 者像素塊相互建立對應，基於時間上相鄰的幀圖像間的上述相互對應的像素或者像素塊的 信號值的差值，生成與上述被拍攝體的呼吸相關的診斷輔助信息；和
[0015] 血流信息生成單元，其針對由上述拍攝單元取得的多個幀圖像，在上述多個幀圖 像間，使對在上述放射線檢測器中的相同位置的檢測元件輸出的信號值進行表示的像素或 者像素塊相互建立對應，生成表示上述相互對應的像素或者像素塊的信號值的時間變化的 輸出信號波形，基於該生成的輸出信號波形生成與上述被拍攝體的血流相關的診斷輔助信 肩、。
[0016] 2.在技術方案1所述的發明中，上述呼吸信息生成單元從上述多個各幀圖像中提 取肺野區域，按每一個上述提取出的肺野區域的上述像素或者像素塊，計算在時間上相鄰 的幀圖像間的信號值的差值，並基於計算出的差值，將該像素或者像素塊中的與呼吸相關 的特徵量作為與上述被拍攝體的呼吸相關的診斷輔助信息生成，
[0017] 上述血流信息生成單元從上述多個各幀圖像中提取肺野區域，按每一個上述提取 出的肺野區域的上述像素或者像素塊，解析上述生成的輸出信號波形以確定該像素或者像 素塊的肺血管因血流而擴張的時刻的幀圖像，通過對該確定出的幀圖像的該像素或者像素 塊賦予表示是該區域的肺血管因血流而擴張的時刻的識別信息，生成與上述被拍攝體的血 流相關的診斷輔助信息。
[0018] 3.在技術方案2所述的發明中，
[0019] 上述顯示單元在顯示與上述被拍攝體的呼吸相關的診斷輔助信息時進行靜止圖 像顯示，在顯示與上述被拍攝體的血流相關的診斷輔助信息時進行動畫顯示。
[0020] 在技術方案1?3中任意一項所述的發明中，
[0021] 具有搏動信號波形取得單元，其取得表示上述多個幀圖像的拍攝期間中的上述被 拍攝體的心臟的搏動的搏動信號波形，
[0022] 上述血流信息生成單元按每一個上述像素或者像素塊，製作將橫軸設為表示幀圖 像的拍攝順序的幀編號，將縱軸設為該像素或者像素塊的信號值的坐標平面，並通過將與 上述各幀圖像的該像素或者像素塊的信號值對應的點標示在上述坐標平面上，以生成該像 素或者像素塊的輸出信號波形，對上述取得的搏動信號波形，一邊以幀編號為單位錯開上 述輸出信號波形，一邊計算上述搏動信號波形與上述輸出信號波形的相互相關係數，將從 在上述搏動信號波形中心臟收縮最大的時刻開始錯開了上述相互相關係數成為最大時的 移動量的時刻的幀圖像確定為在該像素或者像素塊中肺血管因血流而擴張的時刻的幀圖 像。
[0023] 5.在技術方案4所述的發明中，
[0024] 上述搏動信號波形取得單元是取得心電波形的心電檢測傳感器、從上述多個幀圖 像中取得表示心臟區域或者大動脈區域中的信號值的時間變化的波形作為搏動信號波形 的單元、和從上述多個幀圖像中提取心壁位置並取得表示提取出的心壁位置的時間變化的 波形作為搏動信號的單元中的任意一個。
[0025] 6.在技術方案1?5中任意一項所述的發明中，
[0026] 上述血流信息生成單元使用多個周期的搏動信號波形以及輸出信號波形取得與 上述血流相關的信息。
[0027] 7、在技術方案1?6中任意一項所述的發明中，
[0028] 具有：修正單元，其對由上述拍攝單元取得的圖像數據實施偏移修正處理以及增 益修正處理中的至少一個；和
[0029] 控制單元，其對由上述拍攝單元取得的圖像數據進行是否實施由上述修正單元進 行的修正的控制，
[0030] 上述控制單元進行控制，使得在由上述圖像解析單元生成與上述被拍攝體的動態 相關的診斷輔助信息的情況下不實施由上述修正單元進行的修正。
[0031] 8、在技術方案1?7中任意一項所述的發明中，
[0032] 具有：散射線除去濾線器，其除去來自上述放射線源的散射放射線；和
[0033] 拍攝控制單元，其進行是否使用上述散射線除去濾線器來進行拍攝的控制，
[0034] 上述拍攝控制單元進行控制，使得在由上述圖像解析單元生成與上述被拍攝體的 動態相關的診斷輔助信息的情況下以不使用上述散射線除去濾線器的方式進行拍攝。
[0035] 根據本發明，能夠通過1次動態拍攝提供分別與呼吸以及血流相關的高精度的診 斷輔助信息。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0036] 圖1是示出第1實施方式中的胸部診斷輔助信息生成影系統的整體構成的圖。
[0037] 圖2是放大表示圖1的保持部15近邊的圖。
[0038] 圖3是示意性表示圖1的保持部15的正面的圖。
[0039] 圖4是示出由圖1的拍攝用中央控制臺的控制部執行的拍攝控制處理的流程圖。
[0040] 圖5是示出由圖1的診斷用中央控制臺的控制部執行的圖像解析處理的流程圖。
[0041] 圖6是示出由圖1的診斷用中央控制臺的控制部執行的呼吸信息生成處理的流程 圖。
[0042] 圖7是示出在一個呼吸循環（深呼吸時）中拍攝的多個時間相位T(T = t0?t6) 的幀圖像的圖。
[0043] 圖8是示出在安靜呼氣位與安靜吸氣位中描繪肺野的同一部分的區域的位置變 化的圖。
[0044] 圖9是用於說明橫隔膜的位置的計算方法的圖。
[0045] 圖10是示出在最大呼氣位與最大吸氣位中描繪肺野的同一部分的區域的位置變 化的圖。
[0046] 圖11是示出對某正常的肺野以有濾線器與無濾線器的方式拍攝的動態圖像的動 態解析結果的比較的圖。
[0047] 圖12A是示出顯示了解析正常人的肺野的動態圖像後的解析結果的顯示畫面的 一個例子的圖。
[0048] 圖12B是示出顯示了解析C0PD (閉塞性疾病）的肺野的動態圖像後的解析結果的 顯示畫面的一個例子的圖。
[0049] 圖12C是示出顯示了解析混合性疾病的肺野的動態圖像後的解析結果的顯示畫 面的一個例子的圖。
[0050] 圖13是示出表示"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的趨勢的指標值的顯示例的圖。
[0051] 圖14是示出表示"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的趨勢的指標值的另一顯示例 的圖。
[0052] 圖15是示出表示"吸氣的特徵量"或者"呼氣的特徵量"的趨勢的指標值的顯示 例的圖。
[0053] 圖16是示出由圖1的診斷用中央控制臺的控制部執行的血流信息生成處理的流 程圖。
[0054] 圖17是示意性地表示基於血流的肺血管擴張的圖。
[0055] 圖18(A)是示意性表示正常的輸出信號波形的圖，（B)是示意性表示有異常位置 的輸出信號波形的圖。
[0056] 圖19是表示搏動信號波形的一個例子的圖。
[0057] 圖20是表示反轉後的搏動信號波形的一個例子的圖。
[0058] 圖21是用於說明使搏動信號波形反轉的理由的圖。
[0059] 圖22是用於說明相互相關係數的計算方法的圖。
[0060] 圖23是示出與血流相關的診斷輔助信息的顯示例的圖。
[0061]圖24是示出第2實施方式中的移動型胸部診斷輔助信息生成系統的整體構成例 的圖。
[0062] 圖25是表示圖24的FPD的功能構成例的圖。

【具體實施方式】
[0063] 以下，參照附圖對本發明的實施方式詳細地進行說明。但是，發明的範圍並不局限 於圖示例。
[0064] 〈第1實施方式〉[胸部診斷輔助信息生成系統100的構成]
[0065] 首先，對構成進行說明。
[0066] 圖1中示出了第1實施方式中的胸部診斷輔助信息生成系統100的整體構成。
[0067] 如圖1所示那樣，胸部診斷輔助信息生成系統100被構成為：拍攝裝置1與拍攝 用中央控制臺2通過通信電纜等連接，拍攝用中央控制臺2與診斷用中央控制臺3經由 LAN(Local Area Network:區域網）等通信網絡NT連接。構成胸部診斷輔助信息生成系統 100 的各裝置以 DICOM(Digital Image and Communications in Medicine :醫學數字圖像 通信）標準為基準，各裝置間的通信遵循DICOM進行。
[0068][拍攝裝置1的構成]
[0069] 拍攝裝置1是對被拍攝體Μ (人體的胸部）照射放射線，進行被拍攝體Μ的動態拍 攝或者靜止圖像拍攝的裝置。
[0070] 動態拍攝是指，對被拍攝體Μ以脈衝方式連續照射X射線等放射線，以取得多個圖 像（即、連續拍攝）。在動態拍攝中，拍攝例如伴隨呼吸運動的肺的膨脹以及收縮的形態變 化、心臟的搏動等具有周期性（循環）的被拍攝體Μ的動態。將通過該連續拍攝而得到的 一系列圖像稱為動態圖像。另外，將構成動態圖像的多個圖像的每一個稱為幀圖像。
[0071] 靜止圖像拍攝是指，與以往的膠片方式、CR方式同樣，被使用於基於拍攝部位的濃 度解析度的診斷，通過對被拍攝體Μ照射1次X射線等放射線來取得一枚靜止圖像。
[0072] 如圖1所示，拍攝裝置1被構成為具有放射線源11、放射線照射控制裝置12、放射 線檢測部13、讀取控制裝置14、保持部15、濾線器16等。
[0073] 放射線源11是能夠進行單射以及連射（脈衝照射）的放射線發生裝置。即、是與 靜止圖像拍攝與動態拍攝的雙方對應的放射線發生裝置。放射線源11被配置在夾著被拍 攝體Μ而與放射線檢測部13對置的位置處，並按照放射線照射控制裝置12的控制，對被拍 攝體Μ照射放射線（X射線）。
[0074] 放射線照射控制裝置12與拍攝用中央控制臺2連接，並基於從拍攝用控制臺2輸 入的放射線照射條件來控制放射線源11，以進行放射線拍攝。從拍攝用中央控制臺2輸入 的放射線照射條件例如為連續照射時的脈衝重複頻率、脈衝寬度、脈衝間隔、每一次拍攝的 拍攝幀數、X射線管電流的值、X射線管電壓的值、濾波器種類等。脈衝重複頻率為每一秒的 放射線照射次數，其與後述的幀頻一致。脈衝寬度為放射線照射每一次的放射線照射時間。 脈衝間隔是在連續拍攝中從1次放射線照射開始到下一次放射線照射開始為止的時間，其 與後述的幀間隔一致。
[0075] 放射線檢測部13由與動態拍攝以及靜止圖像拍攝對應的Fro等構成。Fro具有例 如玻璃基板等，在基板上的規定位置處矩陣狀地排列有多個像素，所述多個像素對從放射 線源11照射且至少透過被拍攝體Μ的放射線根據其強度進行檢測，並將檢測出的放射線轉 換成電信號來積蓄。各像素由例如TFT (Thin Film Transistor:薄膜電晶體）等開關部構 成。對於FPD，存在將X射線經由閃爍器並通過光電轉換元件而轉換成電信號的間接轉換 型、和將X射線直接轉換成電信號的直接轉換型，可以使用其中任意一種。
[0076] 如圖2所示那樣，放射線檢測部13被保持部15保持成，夾著被拍攝體Μ與放射線 源11對置。
[0077] 讀取控制裝置14與拍攝用中央控制臺2連接。讀取控制裝置14基於從拍攝用中 央控制臺2輸入的圖像讀取條件來控制放射線檢測部13的各像素的開關部，從而對積蓄在 該各像素中的電信號的讀取進行開關控制，通過讀取積蓄在放射線檢測部13中的電信號， 取得圖像數據（靜止圖像或者幀圖像）。並且，讀取控制裝置14將得到的圖像數據向拍攝 用中央控制臺2輸出。圖像讀取條件例如為幀頻、幀間隔、像素尺寸（合併（binning)尺 寸）、圖像尺寸（矩陣尺寸）等。幀頻為每一秒取得的幀圖像數，其與脈衝重複頻率一致。 幀間隔為在連續拍攝中從一次幀圖像的取得動作開始到下一次的幀圖像的取得動作開始 為止的時間，其與脈衝間隔一致。
[0078] 這裡，放射線照射控制裝置12與讀取控制裝置14相互連接，通過相互交換同步信 號來使放射線照射動作與圖像的讀取動作同步。此外，在取得用於計算後述的偏移修正所 使用的偏移修正係數的至少一個暗圖像的暗讀取時，不與放射線照射動作同步，而在放射 線未被照射的狀態下，進行復位?積蓄?數據讀取?復位的一系列的圖像讀取動作，但也 可以在一系列動態拍攝如、一系列動態拍攝後的任意時刻進打。
[0079] 此外，在本實施方式中，在任意動態解析中也不進行偏移修正處理、增益修正處 理、缺陷像素修正處理等修正處理地進行解析。這是為了使解析速度優先。在與解析速度 相比更追求精度的情況下，可以進行偏移修正處理、增益修正處理、缺陷像素修正處理等。
[0080] 如圖2所示那樣，保持部15具有檢測器保持部151，在拍攝時使放射線檢測部13 保持與放射線源11以及被拍攝體Μ對置。另外，保持部15在比放射線檢測部13更靠被拍 攝體側（放射線源11側）具有濾線器安裝部152,該濾線器安裝部152用於安裝用於除去 散射放射線的濾線器16。即、保持部15被構成為能夠裝卸濾線器16。如圖3所示那樣， 在濾線器安裝部152中設置有用於檢測是否安裝有濾線器16的濾線器安裝檢測MS (微開 關）153,保持部15將濾線器安裝檢測MS153的檢測信號向讀取控制裝置14輸出。另外，如 圖2所示那樣，在保持部15中設置有用於檢測被拍攝體Μ是否按規定距離分離存在的被拍 攝體檢測傳感器154,保持部15將被拍攝體檢測傳感器154的檢測信號經由讀取控制裝置 14向拍攝用中央控制臺2輸出。
[0081] [拍攝用中央控制臺2的構成]
[0082] 拍攝用中央控制臺2向拍攝裝置1輸出放射線照射條件、圖像讀取條件，以控制基 於拍攝裝置1的放射線拍攝以及放射線圖像的讀取動作，並且，適當製作基於由拍攝裝置1 取得的靜止圖像或者動態圖像的圖像、例如進行了剔除合併處理後的預覽圖像、或實施了 灰度處理等後的處理完成圖像等，並顯示以用於確認是否是適於拍攝實施者進行的定位的 確認或診斷的圖像。在動態圖像的情況下，為了進行定位確認、解析對象部位的動態周期 (循環）確認，還可以將解析所使用的相鄰接幀間的差分圖像用作預覽顯示用。
[0083] 如圖1所示那樣，拍攝用中央控制臺2被構成為具有控制部21、存儲部22、操作部 23、顯示部24、通信部25,各部通過總線26連接。
[0084] 控制部 21 由 CPU (Central Processing Unit)、RAM (Random Access Memory)等 構成。控制部21的CPU按照操作部23的操作，讀出存儲在存儲部22中的系統程序、各種 處理程序並在RAM內展開，按照展開後的程序執行以後述的拍攝控制處理為代表的各種處 理，並對拍攝用中央控制臺2各部的動作、拍攝裝置1的放射線照射動作以及讀取動作進行 集中控制。
[0085] 存儲部22由非易失性的半導體存儲器、硬碟等構成。存儲部22存儲由控制部21 執行的各種程序、根據程序執行處理所需要的參數、或者處理結果等數據。例如，存儲部22 存儲用於執行圖4所示的拍攝控制處理的拍攝控制處理程序。各種程序以可讀取的程序碼 的形式被保存，控制部21依次執行按照該程序碼的動作。
[0086] 另外，存儲部22存儲動態拍攝用、靜止圖像拍攝用的各自的放射線照射條件以及 圖像讀取條件。
[0087] 操作部23被構成為具有具備光標鍵、數字輸入鍵以及各種功能鍵等的鍵盤、和鼠 標等定位設備，將通過對鍵盤的鍵操作、滑鼠操作而輸入的指示信號向控制部21輸出。另 夕卜，操作部23還可以在顯示部24的顯示畫面上具有觸摸面板，該情況下，將經由觸摸面板 輸入的指示信號向控制部21輸出。
[0088] 顯不部 24 由 LCD (Liquid Crystal Display :液晶顯不器）、CRT (Cathode Ray Tube :陰極射線管）等顯示器構成，按照從控制部21輸入的顯示信號的指示，顯示來自操作 部23的輸入指示、數據等。
[0089] 通信部25具有LAN適配器、數據機、TA (Terminal Adapter :終端適配器）等， 以控制與通信網絡NT連接的各裝置間的數據收發。
[0090] [診斷用中央控制臺3的構成]
[0091] 診斷用中央控制臺3是從拍攝用中央控制臺2取得靜止圖像、或者動態圖像的一 系列幀圖像，並顯示取得的圖像、後述的直方圖等診斷輔助信息，以用於醫生進行讀影診斷 的計算機裝置。
[0092] 如圖1所示那樣，診斷用中央控制臺3被構成為具有控制部31、存儲部32、操作部 33、顯示部34、通信部35,各部通過總線36連接。
[0093] 控制部31由CPU、RAM等構成。控制部31的CPU按照操作部33的操作，讀出存儲 在存儲部32中的系統程序、各種處理程序並在RAM內展開，根據展開後的程序，執行以後述 的圖像解析處理為代表的各種處理，對診斷用中央控制臺3各部的動作進行集中控制。
[0094] 存儲部32由非易失性半導體存儲器、硬碟等構成。存儲部32存儲以用於在控制部 31中執行圖像解析處理的圖像解析處理程序為代表的各種程序、根據程序執行處理所需要 的參數、或者處理結果等數據。這些各種程序以能夠讀取的程序碼的形式被保存，控制部31 依次執行按該程序碼的動作。
[0095] 操作部33被構成為具有具備光標鍵、數字輸入鍵以及各種功能鍵等的鍵盤、和鼠 標等定位設備，將通過對鍵盤的鍵操作、滑鼠操作而輸入的指示信號向控制部31輸出。另 夕卜，操作部33還可以在顯示部34的顯示畫面上具有觸摸面板，該情況下，將經由觸摸面板 輸入的指示信號向控制部31輸出。
[0096] 顯示部34由IXD、CRT等顯示器構成，按照從控制部31輸入的顯示信號的指示，顯 示來自操作部33的輸入指示、數據等。
[0097] 通信部35具有LAN適配器、數據機、TA等，以控制與通信網絡NT連接的各裝 置之間的數據收發。
[0098] [胸部診斷輔助信息生成系統100的動作]
[0099] 接下來，對胸部診斷輔助信息生成系統100中的動作進行說明。
[0100] (拍攝裝置1、拍攝用中央控制臺2的動作）
[0101] 首先，對拍攝裝置1、拍攝用中央控制臺2的拍攝動作進行說明。
[0102] 圖4示出在拍攝用中央控制臺2的控制部21中執行的拍攝控制處理。通過控制 部21與存儲在存儲部22中的拍攝控制處理程序的配合來執行拍攝控制處理。
[0103] 首先，由拍攝實施者操作拍攝用中央控制臺2的操作部23,以進行拍攝對象（被拍 攝體M)的患者信息（患者的姓名、身高、體重、年齡、性別等）以及拍攝種類（動態拍攝、靜 止圖像拍攝的區別）的輸入（步驟S1)。此外，從與通信網絡NT連接的未圖示的其他裝置 被發送,並經由通信部25接收的數據也能夠作為同樣的輸入信息。
[0104] 接下來，判斷輸入的拍攝種類為動態拍攝還是靜止圖像拍攝（步驟S2)。當輸入 的拍攝種類被判斷為動態拍攝時（步驟S2 :是），動態拍攝用的放射線照射條件被從存儲部 22讀出，並被對放射線照射控制裝置12設定，並且，動態拍攝用的圖像讀取條件被從存儲 部22讀出，並被對讀取控制裝置14設定（步驟S3)。當輸入的拍攝種類被判斷為靜止圖像 拍攝（步驟S2 :否）時，靜止圖像拍攝用的放射線照射條件被從存儲部22讀出，並被對放 射線照射控制裝置12設定，並且，靜止圖像拍攝用的圖像讀取條件被從存儲部22讀出，並 被對讀取控制裝置14設定（步驟S7)。
[0105] 進行換氣以及血流的兩特徵量的解析的本實施方式中的優選幀頻在7.5枚/秒以 上，更優選在15幀/秒以上。
[0106] 其中，在僅進行換氣特徵量的解析的情況下在3. 5枚/秒以上，更優選在7幀/秒 以上。
[0107] 另外，在本實施方式中，作為動態拍攝用，設定了以在未安裝濾線器16的狀態下 (無濾線器）的拍攝為前提的放射線照射條件，作為靜止圖像拍攝用，設定了以在安裝有濾 線器16的狀態下（有濾線器）的拍攝為前提的放射線照射條件。具體而言，動態拍攝用的 放射線照射條件被設定成下述那樣的放射線照射條件，即：使在每一枚幀圖像的拍攝中未 使用濾線器16而到達放射線檢測部13的線量與在靜止圖像拍攝中使用濾線器16而到達 放射線檢測部13的線量相同。即、在動態拍攝中，放射線照射條件被設定成每一枚的照射 線量低於靜止圖像拍攝。
[0108] 這裡，在對人體等被拍攝體Μ照射放射線來進行放射線拍攝的情況下，透過體內 的放射線在體內組織中散射。然後，當這樣的散射放射線入射到放射線檢測部13時，在放 射線圖像中產生噪聲。因此，在被用於病變部分的檢測、病變部分的觀察等、各個像素的絕 對輸出值（信號值）重要的靜止圖像的拍攝中，優選在放射線檢測部13的被拍攝體側一 面、即透過被拍攝體的放射線入射側的面設置濾線器16來進行拍攝。而當以有濾線器的方 式進行拍攝時，通過濾線器16減弱了到達放射線檢測部13的線量（例如，在曝光倍數2的 濾線器中約減弱到1/2)，因此需要照射加上該減弱量的放射線。以往，即使在動態拍攝中， 也與靜止圖像拍攝同樣進行使用了濾線器的拍攝。
[0109] 然而，在動態拍攝的情況下，由於與靜止圖像拍攝相比，其拍攝的幀圖像枚數較 多，因此在以每一枚為單位，將從放射線源11照射的照射線量設為與靜止圖拍攝時等同的 情況下，存在被拍攝體Μ的被輻射量變多的問題。還公開了一種為了降低被拍攝體Μ的被 輻射量而將1次靜止圖像拍攝和一系列動態拍攝的總的照射線量設為相同的技術，該情況 下，各個幀圖像的線量有點不足，導致S/N比降低。
[0110] 因此，本申請的發明人等進行了反覆鑽心研究後，發現了由動態拍攝而得的胸部 動態圖像主要被使用於呼吸功能、血流等動態解析，在這些解析中，即便使用以未配置濾線 器的方式進行拍攝的動態圖像，也能夠獲得與使用以有濾線器的方式進行拍攝的動態圖像 的情況大致等同的結果。換言之，與濾線器有無無關，只要達到放射線檢測器的線量相同， 就能夠獲得大致等同的解析結果（參照圖11。詳細內容後述）。
[0111] 在本實施方式的胸部診斷輔助信息生成系統100中，基於該見解，在靜止圖像拍 攝中安裝濾線器16 (有濾線器）來進行拍攝，在動態拍攝中（在進行動態解析的情況下） 不安裝濾線器16 (無濾線器）而進行拍攝。另外，通過在使用了濾線器16的靜止圖像拍攝 時、與無濾線器16的動態拍攝的每一幀的拍攝時到達放射線檢測部13的線量大致等同的 放射線照射條件下，進行拍攝，使得成為下述構成，即將向放射線檢測部13的到達線量維 持成與以往大致等同的同時減少被拍攝體Μ的被輻射線量。並且，也可以設定使1次靜止圖 像拍攝與一系列動態拍攝的總的照射線量相同的放射線照射條件，通過在靜止圖像拍攝中 以有濾線器的方式進行拍攝，在動態拍攝中以無濾線器的方式進行拍攝，與以往方式相比， 使各巾貞圖像的S/N比提1?並實現了解析精度的提
[0112] 若設定了動態拍攝用的放射線照射條件以及圖像讀取條件，則基於來自濾線器安 裝檢測MS153的輸出，判斷是否處於濾線器16未被安裝於濾線器安裝部152的狀態（步驟 S4)。
[0113] 若被判斷為處於濾線器16未被安裝於濾線器安裝部152的狀態（步驟S4 ;是）， 則等待基於操作部23的操作的放射線照射的指示（步驟S5)。這裡，拍攝實施者為了拍攝 安靜呼吸的動態而指示被檢者（被拍攝體M)放鬆，以促使其安靜呼吸。在做好拍攝準備的 時刻，操作操作部23,以輸入放射線照射指示。
[0114] 當利用操作部23輸入了放射線照射指示時（步驟S5 ;是），拍攝開始指示被輸出 到放射線照射控制裝置12以及讀取控制裝置14,動態拍攝開始（步驟S6)。即、按照對放 射線照射控制裝置12設定的脈衝間隔，從放射線源11照射放射線，通過放射線檢測部13 取得幀圖像。當預定幀數的拍攝結束時，由控制部21向放射線照射控制裝置12以及讀取 控制裝置14輸出拍攝結束的指示，拍攝動作停止。被拍攝的幀數至少為可拍攝一個呼吸循 環的枚數。
[0115] 另一方面，若設定了靜止圖像拍攝用的放射線照射條件以及圖像讀取條件，則基 於來自濾線器安裝檢測MS153和被拍攝體檢測傳感器154的輸出，判斷是否處於濾線器16 被安裝於濾線器安裝部152的狀態（步驟S8)。
[0116] 控制部21通過該步驟S8進行控制，以使得不進行以未安裝濾線器16的方式進行 的靜止圖像拍攝。
[0117] 若判斷為濾線器16被安裝於濾線器安裝部152 (步驟S8 ;是），則等待基於操作部 23的操作的放射線照射的指示（步驟S9)。這裡，拍攝實施者對受檢者指示吸氣後憋氣。在 做好拍攝準備的時刻，通過操作操作部23來輸入放射線照射指示。
[0118] 當通過操作部23輸入了放射線照射指示時（步驟S9 :是），拍攝開始指示被輸出 到放射線照射控制裝置12以及讀取控制裝置14,以進行靜止圖像拍攝（步驟S10)。
[0119] 若動態拍攝或者靜止圖像拍攝結束，則將通過拍攝而取得的圖像（各幀圖像或者 靜止圖像）依次輸入拍攝用中央控制臺2,以進行修正處理（步驟S11)。在步驟S11的修正 處理中，根據需要進行偏移修正處理、增益修正處理、缺陷像素修正處理的3種修正處理。 在本實施方式中，利用控制部21進行控制，以便使得在靜止圖像拍攝的情況下實施這些修 正，而在動態拍攝中進行後述的圖像解析處理的情況下不實施這些修正。
[0120] 這裡，在使用了靜止圖像的圖像診斷中，觀察診斷對象部位的構造物的濃度值的 微妙變化。因此，必須進行用於極力抑制Fro的各個檢測元件的輸出偏差的偏移修正處理、 增益修正處理等。偏移修正處理是指，除去因重疊於各幀圖像的暗電流而引起的偏移值的 處理。增益修正處理是指，除去因與各幀圖像的各像素對應的各檢測元件的個體差、讀出放 大器的增益不均而產生的每個像素的偏差的處理。
[0121] 然而，在使用動態圖像計算與動態相關的特徵量時，需要多個幀圖像。例如，在計 算肺的換氣的特徵量時，平均的成人的呼吸周期為3. 3秒前後，由於特徵量的計算最少也 需要1周期的量的圖像，所以需要將拍攝時間設為4秒左右。該情況下，若將幀頻設為5枚 /秒，則需要20枚的圖像數據。若對它們實施偏移處理以及增益修正處理，則每1幀圖像需 要0. 5秒?1秒左右的時間，所以20枚的實施則需要10?20秒的時間。
[0122] 另外，若要實施更忠實的偏移修正處理，則會在各幀圖像的拍攝後，至少實施1次 暗讀取（放射線非照射時的FH)讀取），但此時在FPD側，為了實施該暗讀取至少需要以所 希望的幀頻的2倍以上的幀頻取得圖像，但不希望隨著高速化而使硬體構成增大，並且消 耗電力也增大。
[0123] 另外，一般而言，由於將從Fro輸出的幀圖像、暗圖像向中央控制臺發送以進行偏 移修正處理，所以除了各幀圖像的發送以外，暗圖像的發送也需要時間。另外，還考慮了進 行1次或比照射放射線的幀圖像少的次數的暗讀取，並利用這些暗圖像對全部的幀圖像實 施偏移修正處理，但雖然暗圖像取得所需的幀頻與按每一幀圖像為單位進行暗讀取的情況 相比，有所減少，但仍然需要使用得到的暗圖像進行偏移修正處理的時間。另外，與動態相 關的特徵量的計算處理存在必須在偏移修正處理後開始這一缺點。因此，在本實施方式中， 在以動態拍攝進行後述的圖像解析處理的情況下，不進行偏移修正處理、增益修正處理、缺 陷像素修正處理。
[0124] 其中，偏移修正處理、增益修正處理、缺陷像素修正處理中使用的偏移修正係數以 及增益修正係數、缺陷像素位置信息映射按照合併（binning)、動態範圍（dynamic range) 等收集模式分別被預先存儲了最佳值，在各個收集模式中，讀出對應的最佳值。另外，根據 需要，優選對取得的圖像實施例如剔除處理、灰度處理等。
[0125] 接下來，修正處理後的圖像被存儲在存儲部22中（步驟S12)，並且被顯示於顯示 部24 (步驟S13)。在進行了動態拍攝的情況下，各幀圖像被與表示拍攝順序的編號建立對 應，並被存儲在存儲部22中。這裡，在將要存儲所取得的圖像之前，還可以進行將各像素的 信號值從真數轉換成對數的對數轉換處理後存儲。拍攝實施者根據顯示的動態圖像來確認 定位等，判斷是通過拍攝取得了適於診斷的圖像（拍攝0K)、還是需要再次拍攝（拍攝NG)。 然後，操作操作部23以輸入判斷結果。另外，還可將通過拍攝得到的各幀圖像在整個拍攝 結束後集中輸入。
[0126] 當通過操作部23的規定操作輸入了表示拍攝0K的判斷結果時（步驟S14 ;是）， 對通過靜止圖像拍攝得到的靜止圖像或者通過動態拍攝得到的一系列幀圖像的每一個賦 予用於識別圖像的識別ID、患者信息、檢查對象部位、放射線照射條件、圖像讀取條件、表示 拍攝順序的幀編號、拍攝時間、表示拍攝時的濾線器有無的信息（濾線器有無信息）等信息 (例如，以DIC0M形式寫入圖像數據的頭區域），並經由通信部25發送到診斷用中央控制臺 3 (步驟S15)。並且，本處理結束。另一方面，當通過操作部23的規定操作輸入了表示拍攝 NG的判斷結果時（步驟S14 ;否），存儲在存儲部22中的一系列幀圖像被刪除（步驟S16)， 本處理結束。並且，在該情況下執行再次拍攝。
[0127] 根據幀編號與圖像讀取條件（幀間隔），能夠取得該幀圖像被拍攝時的從拍攝開 始的經過時間。
[0128] (診斷用中央控制臺3的動作）
[0129] 接下來，對診斷用中央控制臺3中的動作進行說明。
[0130] 在診斷用中央控制臺3中，當經由通信部35從拍攝用中央控制臺2接收到靜止圖 像，並通過操作部33輸入了該圖像的顯示指示時，在顯示部34顯示接收到的靜止圖像，以 供醫生進行診斷。
[0131] 另一方面，當經由通信部35從拍攝用中央控制臺2接收到動態圖像的一系列幀圖 像，並通過操作部33指示了動態解析時，通過控制部31與存儲在存儲部32中的圖像解析 處理程序的配合，來執行圖5所示的圖像解析處理。
[0132] 以下，參照圖5對圖像解析處理的流程進行說明。
[0133] 首先，在顯示部34顯示用於選擇通過圖像解析生成的診斷輔助信息的種類（呼 吸、血流、呼吸以及血流）的選擇畫面，當被判定為通過操作部33從該選擇畫面選擇了與呼 吸相關的診斷輔助信息的生成時（步驟S21 ;是），執行呼吸信息生成處理（步驟S22)。當 被判斷為選擇了與血流相關的診斷輔助信息的生成時（步驟S23:是）時，執行血流信息生 成處理（步驟S24)。
[0134] 這裡，對在圖5的步驟S22中執行的呼吸信息生成處理進行說明。
[0135] 圖6示出呼吸信息生成處理的流程圖。
[0136] 在呼吸信息生成處理中，首先，從各幀圖像中提取肺野區域（步驟S101)。
[0137] 肺野區域的提取方法可以是任意的方法。例如，根據一系列幀圖像中的任意幀圖 像（在這裡設為拍攝順序為第一個（最初）的幀圖像。）的各像素的信號值（濃度值）的 直方圖，並通過辨別分析來求出閾值，將與該閾值相比高信號的區域作為肺野區域候選進 行1次提取。接下來，在1次提取出的肺野區域候選的邊界附近進行邊緣檢測，如果在邊界 附近的小區域中沿邊界提取出邊緣最大的點，就能夠提取出肺野區域的邊界。
[0138] 接下來，各幀圖像的肺野區域被分割成由多個像素塊構成的小區域，各幀圖像的 小區域被相互建立對應（步驟S102)。各小區域的像素的位置被存儲在控制部31的RAM 中。
[0139] 這裡，呼吸循環包括呼氣期與吸氣期。圖7是示出在一個呼吸循環（深呼吸時） 中拍攝到的多個時間相位T(T = to?t6)的幀圖像的圖。如圖7所示，呼氣期間，通過橫 隔膜上升，空氣被從肺中排出，肺野的區域變小。在最大呼氣位，橫隔膜的位置成為最高的 狀態。吸氣期間，通過橫隔膜下降，空氣被吸入肺中，如圖7所示那樣，胸廓中的肺野的區域 變大。在最大吸氣位，橫隔膜的位置成為最下的狀態。即、肺野區域的同一部分的位置按照 呼吸運動隨時間而變化，因此在各幀圖像間，表示肺野的同一部分（尤其是下部區域（橫隔 膜附近））的像素位置發生偏移。
[0140] 但是，在安靜呼吸時拍攝到的圖像中，上述的位置偏移小，不會發生導致後述的解 析結果混亂程度的位置偏移。圖8的圖像D1為安靜呼氣位（在安靜呼吸時，橫隔膜的位置 達到最高的時刻）的幀圖像。圖8的圖像D2為安靜吸氣位（在安靜呼吸時，橫隔膜的位置 達到最低的時刻）的幀圖像。即、圖8的圖像D1與D2是在呼吸1循環中形狀差最大的時 亥IJ拍攝的圖像。但是，可以看出在圖8的圖像D1、D2間，即使在位置偏移最大的肺野區域的 下部區域中也僅是稍微位置偏移（圖像D2的All示出與圖像D1的A1相同的像素位置，圖 像D2的A2示出描繪了與圖像D1的A1的肺野中的同一部分的區域）。
[0141] 因此，作為步驟S102中的具體處理，首先，從一系列幀圖像中將一個幀圖像設 定為基準圖像。接下來，將基準圖像的被提取出的肺野區域分割成多個小區域（例如， 2mmX 2mm的矩形區域）（參照圖8)。接下來，將其他幀圖像的肺野區域分割成與基準圖像 的各小區域相同的像素位置的小區域（表示從放射線檢測部13的相同檢測元件輸出的信 號值的區域）。接下來，將各幀圖像間的相同像素位置的各小區域相互建立對應。在該處理 中，能夠高速地進行向幀圖像的小區域的分割以及建立對應。
[0142] 優選安靜呼氣位的幀圖像為基準圖像。這是由於在安靜呼氣位，安靜呼吸時橫隔 膜的位置最高、即、肺野區域的面積最小，因此在將基準圖像的小區域與其他幀圖像建立了 對應時，小區域不會與其他幀圖像的肺野外的區域建立對應。
[0143] 安靜呼氣位的圖像可以通過從一系列幀圖像中提取橫隔膜的位置位於最高位置 處的圖像而取得。關於橫隔膜的位置，例如，將圖9所示的橫隔膜的基準位置B1預先定義 為橫隔膜的曲線C (圖9中以虛線表示）的垂直方向的平均位置，從肺野區域R中提取橫隔 膜的曲線C(肺野區域的下端），求出其垂直方向的平均位置，將求得的位置確定為橫隔膜 的基準位置B1。
[0144] 接下來，計算各幀圖像的各小區域內的像素的信號值（平均信號值），將小區域內 的像素替換為平均信號值，對在各幀圖像間建立了對應的各小區域實施時間軸方向的濾波 處理（步驟S103)。該濾波處理是用於除去血流等高頻率的信號變化，提取基於換氣的信號 值的時間變化的處理，例如，對每一個小區域的信號值的時間變化，在安靜呼吸圖像組中以 截止頻率0. 7Hz進行低通濾波，在深呼吸圖像組中以截止頻率0. 5Hz進行低通濾波。這裡， 低通濾波的截止頻率與設為固定值相比，更優選對每一個拍攝的動態圖像進行最適化。例 如，如前述那樣，解析一系列幀圖像的橫隔膜的位置，在安靜換氣的情況下檢測成為安靜呼 氣位以及安靜吸氣位的幀，根據安靜呼氣位的幀與下一個安靜吸氣位的幀之間的幀數求出 吸氣期的時間，並實施將對該時間的倒數乘以規定係數後的值作為截止頻率的低通濾波。 此時在安靜換氣的情況下，優選將自動設定的截止頻率限制在〇. 2?1. 0Hz之間。另外，在 步驟S1中，還可以將另測量出的安靜時的1分鐘內的呼吸數、脈搏數等生命體徵作為患者 信息輸入，並根據這些值計算截止頻率。例如，還可以將作為患者信息輸入的1分鐘內的呼 吸數轉換成1秒鐘的內呼吸數，將對該呼吸數乘以規定係數後的值設為截止頻率來實施低 通濾波。另外，還可將輸入的1分鐘內的脈搏數轉換成1秒鐘內的脈搏數，將1秒鐘內的呼 吸數與1秒鐘內的心拍數的平均值設為截止頻率來實施低通濾波。
[0145] 接下來，對一系列幀圖像的在步驟S102中建立了對應的各小區域的每一個進行 解析，分別計算吸氣的特徵量以及呼氣的特徵量（步驟S104)。這裡，作為呼氣的特徵量以 及吸氣的特徵量，例如計算出呼氣期以及吸氣期的每一個中的各小區域的各自的幀間差值 (微分值）的代表值（絕對值的最大值）。幀間差值是表示該幀圖像被拍攝的時刻的信號 變化量。當通過呼吸進行吸氣或吐氣時，隨著氣息的流動，肺的密度發生變化，因此，X射線 透過量（換句話說，像素的信號值）發生變化。由此，能夠將信號變化量視為表示該時刻的 氣流速度的值。另外，作為代表值並不局限於絕對值的最大值，還可以是中間值、平均值、最 頻值。
[0146] 具體而言，首先，進行在拍攝順序相鄰的幀圖像間計算各小區域的信號值的差的 幀間差處理。這裡，按每一個小區域，對幀編號N與N+1(N為1、2、3· · ·)的幀圖像，計算 N+1-N的差值。接下來，呼氣期的幀間差值的最大值（絕對值的最大值）作為呼氣的特徵量 被取得，吸氣期的幀間差值的最大值（絕對值的最大值）作為吸氣的特徵量被取得。幀間 差值的最大值（絕對值的最大值）相當於最大微分值。這裡，各小區域內的幀間差值的符 號為正的期間是吸氣期，該符號為負的期間是呼氣期。
[0147] 接下來，計算各小區域各自的吸氣的特徵量與呼氣的特徵量的比值（吸氣的特徵 量/呼氣的特徵量）（步驟S105)。這裡，計算"吸氣期的幀間差值的最大值/呼氣期的幀 間差值的最大值"（稱為最大流速比）。
[0148] 接著，製作計算出的各小區域各自的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的值的直方 圖，並且，計算表示肺野整體中的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的趨勢的指標值（這裡 為平均值、標準偏差）（步驟S106)。優選通過用直方圖的縱軸的計數除以肺野內的全部小 區域的數來歸一化。
[0149] 接下來，基於預先存儲在存儲部32中的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的值與 顯示時的參數值的轉換表，將針對各小區域求出的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的值轉 換成顯示用參數值，並利用轉換後的參數值製作顯示了基準圖像（例如，安靜呼氣位的幀 圖像）的各小區域的圖像（步驟S107)。轉換表例如是將閾值（各類型的閾值）與色相、明 度、亮度、透明度中的任意一個一對一地建立了對應的表，所述閾值規定將特徵量分類為正 常/異常（重症度1?η)的各類型時的各類型的特徵量的大小的範圍。這裡，作為顯示時 的參數值的轉換表，為了提高對特徵量大小的識別率，優選將色相與各類型的閾值建立對 應。
[0150] 此時，例如使多個（例如5?6個）色相與上述各類型的閾值建立對應，並對這之 間的特徵量的值分配中間色相（使其分層次），從而能夠使實現識別率高的顯示。
[0151] 還可以將基於顯示用參數值著色後的圖像覆蓋顯示在基準圖像的幀圖像上。
[0152] 此外，在存儲部32中存儲有與以有濾線器的方式拍攝的動態圖像對應的轉換表、 和與以無濾線器的方式拍攝的動態圖像對應的轉換表，在步驟S107以及接著的步驟S108 中，基於一系列幀圖像所附帶的濾線器有無信息，判斷是以有濾線器的方式拍攝的，還是以 無濾線器的方式拍攝的，並使用與其判斷結果對應的轉換表進行著色。
[0153] 然後，在顯示部34並列顯示製作的直方圖以及製作的靜止圖像等（步驟S108)，結 束呼吸信息生成處理。基於上述的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的值與顯示時的參數值 的轉換表，以與基準圖像的肺野區域的各小區域相同的基準，將直方圖的區域著色後顯示。
[0154] 這裡，說明對以有濾線器的方式拍攝時與以無濾線器的方式拍攝時的動態解析的 影響。
[0155] 圖11是示出以有濾線器和無濾線器的方式拍攝了某正常肺野的動態圖像的動態 解析結果的比較的圖。在圖11中，作為解析結果示出了基於"吸氣期的幀間差值的最大 值"（最大吸氣氣流速度）對以有濾線器與無濾線器的方式拍攝的動態圖像的各小區域進 行著色後的圖像、基於"呼氣期的幀間差值的最大值"（最大呼氣氣流速度）對以有濾線器 與無濾線器的方式拍攝的動態圖像的各小區域進行著色後的圖像、基於最大流速比對以有 濾線器與無濾線器的方式拍攝的動態圖像的各小區域進行著色後的圖像以及最大流速比 的直方圖。
[0156] 圖11是以下面的拍攝條件進行了拍攝的動態圖像的解析結果。
[0157] 檢測器尺寸40X30cm、檢測器像素尺寸194μπι，濾線器間距801ine/cm、濾線器比 12 :1、管球?檢測器間距離2m、巾貞數75幀（約10秒鐘的拍攝），總的被輻射線量（將到達檢 測器的線量設為恆定的情況下的被拍攝體被輻射線量）在有濾線器的情況下為〇. 24mGy， 無濾線器的情況下為〇. 14mGy。
[0158] 另外，關於最大吸氣氣流速度、最大呼氣氣流速度、最大流速比的大小與顏色（在 圖11中以濃度表示）的轉換表，為了對兩者進行比較而使用了相同（這裡為有濾線器用的 轉換表）的轉換表。
[0159] 在拍攝同一被拍攝體時的有濾線器的動態圖像與無濾線器的動態圖像中，最大吸 氣氣流速度、最大呼氣氣流速度、最大流速比幾乎等同，如圖11所示那樣，由於拍攝系統的 特性等會產生若干不同。例如在圖11中，以無濾線器的方式拍攝的動態圖像的直方圖的形 狀與以有濾線器的方式的相比，呈較寬的形狀。因此，例如根據最大流速比，將肺野內的區 域、直方圖的區域分類為正常、異常1?η的類型並著色的情況下，若在有濾線器與無濾線 器的情況下使用相同閾值（轉換表），則即使為相同的最大流速比也存在顯示不同顏色的 情況、即進行了不同的重症度的分類的情況，因而不優選。因此，如圖11所示，由於濾線器 的有無而產生了影響診斷的差異的情況下，需要根據濾線器有無而改變特徵量的分類所使 用的閾值（轉換表）。
[0160] 對以有濾線器的方式拍攝的動態圖像解析的結果、與對以無濾線器的方式拍攝的 動態圖像解析的結果會產生哪種程度的差異，是根據拍攝系統的特性、解析內容等的不同 而不同的。由此，優選根據拍攝系統，解析對相同的被拍攝體以有濾線器和無濾線器的方式 拍攝的多個圖像，使用該結果，利用歸納法計算有濾線器的動態圖像所使用的閾值與無濾 線器的動態圖像所使用的閾值。
[0161] 另外，在本實施方式中，由於拍攝裝置1進行控制，以便使用無濾線器的方式拍攝 動態圖像，因此可認為若存儲有以無濾線器的方式拍攝的動態圖像用的閾值即可。但是，還 假設了一種能夠以有濾線器的方式拍攝動態圖像的拍攝系統與診斷用中央控制臺3連接 的情況。該情況下，當濾線器有無的拍攝條件不同時，會弄錯判斷。因此，在本實施方式中， 使構成動態圖像的各幀圖像的附帶信息附帶濾線器有無信息，控制部31基於該濾線器有 無信息，並利用使用了與拍攝時的濾線器有無對應的閾值的解析算法進行解析。
[0162] 圖12Α?圖12C中示出在步驟S108中顯示於顯示部34的顯示畫面的例子。
[0163] 圖12Α是顯示對以有濾線器的方式拍攝的正常人的肺野的動態圖像進行解析後 的解析結果（與呼吸相關的診斷輔助信息）的顯示畫面。圖12Β是顯示對C0PD (閉塞性疾 病）的肺野的動態圖像進行解析後的解析結果的顯示畫面。圖12C是顯示對混合性疾病的 肺野的動態圖像進行解析後的解析結果的顯示畫面。
[0164] 如圖12Α?圖12C所示，在步驟S108中，顯示從一半尺寸的幀圖像中提取出的肺 野區域內的各小區域（2_角的矩形尺寸）的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的值的直方 圖34a、一覽顯示各小區域的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的靜止圖像34b、表示在直方 圖34a以及靜止圖像34b中所顯示的色相與"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的值的關係的 顯示34c、和表示肺野整體中的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的趨勢的指標值34d。另 夕卜，如圖12A?圖12C所示那樣，根據"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的值的大小，直方圖 34a的橫軸的區域被以6個色相分色顯示。由此，醫生只要一瞥直方圖就能夠容易地把握肺 野內的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的分布。另外，在表示各小區域的"吸氣的特徵量/ 呼氣的特徵量"的靜止圖像34b中，各小區域是根據"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的值， 以與直方圖的分色相同的基準被分色顯示的，因此醫生能夠容易地把握肺野內的局部的異 常位置（閉塞性部分、拘束性部分）。另外，作為表示肺野整體中的"吸氣的特徵量/呼氣 的特徵量"的趨勢的指標值34d，通過計算其平均值以及標準偏差並一併顯示在畫面上，能 夠將肺野整體中的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的趨勢以數值的形式向醫生提供。
[0165] 這裡，在將呼氣期的幀間差值的最大值（絕對值）設為呼氣的特徵量，將吸氣期的 幀間差值的最大值（絕對值）設為吸氣的特徵量時，對於正常人的肺野而言，在利用以有濾 線器的方式動態拍攝的動態圖像進行解析的情況下，可知肺野整體的"吸氣的特徵量/呼 氣的特徵量"的平均值為〇. 9?1. 2,標準偏差為0. 10?0. 22左右。由此，當在步驟S108 中顯示了圖12A所示的顯示畫面時，醫生能夠容易地把握所拍攝的肺野為正常。
[0166] 另一方面，對於C0PD (閉塞性疾病）的肺野而言，在使用以有濾線器的方式動態 拍攝的動態圖像進行解析時，可知肺野整體的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的平均值不 在0. 9?1. 2內（比正常人的大），標準偏差也不在0. 10?0. 22內（比正常人的大）。由 此，當在步驟S108中顯示圖12B所示的顯示畫面時，醫生能夠容易地把握所拍攝的肺野是 C0PD。
[0167] 另一方面，對於混合性肺疾病的肺野而言，使用以有濾線器的方式動態拍攝的動 態圖像進行解析的情況下，可知肺野整體的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的值為〇. 66 以下的數據的數量以及1. 5以上的數據的數量均增加。由此，當在步驟S108中顯示圖12C 所示的顯示畫面時，醫生能夠容易地把握拍攝的肺野是混合性疾病。
[0168] 這樣，在胸部診斷輔助信息生成系統100中，能夠根據表示"吸氣的特徵量/呼氣 的特徵量"的趨勢的指標值，將能夠確定C0PD (閉塞性肺疾病）、混合性肺疾病等換氣不均 等症態或其重症度那樣的、有用的診斷輔助信息向醫生提供。
[0169] 此外，還可以利用表示"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的趨勢的指標值等來判斷 被拍攝體Μ的正常/異常。即使在這種情況下，也優選基於濾線器有無信息來變更用於判 斷正常/異常的閾值。例如，在基於上述的肺野整體的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的 平均值來判斷正常/異常的情況下，優選在有濾線器的方式中將平均值〇. 9?1. 2判斷為 正常，在無濾線器的方式中將平均值0. 8?1. 3判斷為正常。
[0170] 作為呼氣的特徵量以及吸氣的特徵量，還可以使用上述的例子以外的其他特徵 量。
[0171] 例如，還可以將呼氣的特徵量設為與呼吸1循環中的呼氣期相當的幀圖像數（呼 氣時間），將吸氣的特徵量設為與呼吸1循環中的吸氣期相當的幀圖像數（吸氣期間）。這 裡，在肺的換氣功能正常的情況下，吸氣時間與呼氣時間幾乎為相同長度、或者、呼氣時間 稍長。由此，醫生只要觀察"與呼氣期相當的幀圖像數/與吸氣期相當的幀圖像數"的值，就 能夠把握是否有肺疾病的嫌疑。尤其，可知"呼氣期的幀圖像數/吸氣期的幀圖像數">1. 5 的區域為呼氣換氣困難、排出吸入空氣延遲的閉塞性部分。此外，由於"吸氣期的幀間差值 的最大值/呼氣期的幀間差值的最大值?呼氣時間（呼氣的幀圖像數）/吸氣時間（吸氣 的幀圖像數）的關係成立，醫生能夠利用與將呼氣的特徵量設為呼氣期的幀間差值的最大 值、將吸氣的特徵量設為吸氣期的幀間差值的最大值的情況相同的判斷基準，來進行正常、 C0PD (閉塞性肺疾病）、混合性肺疾病的識別。
[0172] 另外，在1呼吸循環中的各幀圖像中，可以計算各小區域的像素的信號值（平均信 號值），按每一個小區域求出呼吸1循環中的信號值的最小值以及最大值，將求得的最小值 作為該區域的呼氣的特徵量，將最大值作為吸氣的特徵量。可認為在正常的位置處，信號值 的最大值與最小值兩者的值的差大，在有異常的位置處兩者的差變得非常小。由於在有異 常的位置處，肺泡的活動變差，所以肺泡的密度變化變小。由此，醫生可通過參照"信號值的 最大值/信號值的最小值"的直方圖，確認平均值以及標準偏差，以作為肺野正常或疾病的 判斷材料。例如，在肺野整體的"信號值的最大值/信號值的最小值"的平均值大於1，且標 準偏差小的情況下，可判斷為肺的功能正常。另一方面，肺野整體的"信號值的最大值/信 號值的最小值"的平均值為接近1的值，且標準偏差大的情況下，可判斷為肺的功能有疾病。
[0173] 除此之外，作為表示"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的趨勢的指標值，除了平均 值、標準偏差以外，還可以將計數（塊（小區域）數）成為直方圖的峰值的"吸氣的特徵量 /呼氣的特徵量"的值、或者峰值的計數（塊數）或"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的值 為規定以上規定以下的計數的比例作為指標值使用。或者、還可以將這些多個指標值組合 而作成新的指標值。
[0174] 例如，如圖13所示，在以表示"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的趨勢的指標值的 一個為X軸，另一個為Y軸的曲線圖中，示出了相對各個指標值的正常、異常的閾值TH1，在 該曲線圖上，可以將標示出根據動態圖像計算出的表示肺野整體中的"吸氣的特徵量/呼 氣的特徵量"的趨勢的指標值的圖作為解析結果。圖13是將X軸設為"吸氣期的幀間差值 的最大值/呼氣期的幀間差值的最大值"的平均值、將Y軸設為其標準偏差、並標示出根據 動態圖像計算出的肺野整體中的"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的平均值、標準偏差的指 標值的曲線圖。通過使用這樣的曲線圖來顯示表示"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的趨勢 的指標值，能夠根據從被標示出的點到閾值TH1的距離，從視覺上容易地把握異常的程度。
[0175] 另外，例如還可以將把2個指標值（例如，"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的平均 值、標準偏差）線性結合後的值設為新的指標值，如圖14所示那樣，在將2個指標值的一方 設為X軸，另一方設為Y軸的圖中，示出用於根據重症度分類新的指標值（將2個指標值線 性結合後的指標值）的閾值thl?th4,並在該圖上標示出根據動態圖像計算出的新的指標 值。作為線性結合的例子，能夠將根據相對平均值以及標準偏差的多個測量值數據，通過主 成分分析計算出的第1主成分設為指標值。通過使用這樣的曲線圖，能夠在視覺上容易地 把握異常的程度。另外，例如，還可以根據相對多個（M個）的指標值的多個（N個）測量值 數據，通過計算相對NXM個數據的協方差矩陣的最大固有值來計算第一主成分，並將計算 出的主成分作為指標值使用。
[0176] 另外，除了表示"吸氣的特徵量/呼氣的特徵量"的趨勢的指標值以外，還可以針 對吸氣的特徵量、或者呼氣的特徵量分別計算表示趨勢的指標值。例如，如圖15所示，還可 以針對以小區域為單位計算出的吸氣或呼氣的特徵量，在將左右肺野分別分割成上中下3 個、共6個區域的每一個中計算變動係數（=標準偏差/平均值），並根據與變動係數的大 小對應的色相（或者亮度或者彩度），製作將6個區域著色顯示的靜止圖像。通過進行這樣 的顯示，能夠容易地把握不均等換氣的分布，並且能夠容易地判定進行不均等換氣的部分 是區域性的還是瀰漫性的。
[0177] 接下來，對在圖5的步驟S242中執行的血流信息生成處理進行說明。
[0178] 圖16表示血流信息生成處理的流程圖。
[0179] 這裡，本實施方式中的血流解析如下，S卩：血液通過心臟的收縮從右心室經由大動 脈被急劇排出，由此肺野血管擴張，因此通過解析動態圖像來提取該擴張，並作為與血流相 關的診斷輔助信息輸出。即、如圖17所示那樣，若在肺野中血管擴張，則肺血管擴張的區域 的放射線透過量與透過肺野（肺泡）區域的放射線透過量相比較大地減少，因此與該區域 對應的放射線檢測部13的輸出信號值降低。與這樣的心臟的搏動呼應的肺血管擴張從心 髒附近的動脈向末梢傳播。因此，將構成動態圖像的一系列幀圖像間的放射線檢測部13的 像素（pixel)單位、或者、由多像素構成的小區域單位（像素塊單位）相互建立對應，按每 一個像素單位或者小區域單位，求出信號值最低的幀圖像，將該幀圖像的對應區域作為表 示肺血管因血流擴張的時刻的信號著色。並且，通過將著色後的一系列幀圖像依次顯示於 顯示部34,使得醫生能夠識別出血流的狀態。
[0180] 如圖18的㈧所示那樣，可以在各像素（小區域）中，通過求出表示該像素（小 區域）的信號值的時間變化的波形（稱為輸出信號波形）的極小值來取得表示肺血管因血 流擴張的時刻的信號（稱為血流信號）。該血流信號表現與心臟的搏動周期相同的間隔，但 若存在心跳周期不齊等的異常處，則如圖18的（B)所示那樣，會以與心臟的搏動周期不同 的間隔，且與伴隨血流的血管擴張無關地表現極小值。因此，在本實施方式中，通過求出表 示心臟的搏動的搏動信號波形與各小區域的輸出信號波形的相關係數，能夠高精度地提取 血流?目號。
[0181] 在血流信息生成處理中，首先，從各幀圖像中提取肺野區域（步驟S201)。關於肺 野區域的提取，由於與在圖6的步驟S101中的說明相同，故引用該說明。
[0182] 接下來，各幀圖像的肺野區域被分割成由多個像素塊構成的小區域，各幀圖像的 小區域被相互建立對應（步驟S202)。關於肺野區域的小區域的分割以及在幀圖像間建立 小區域對應，由於與圖6的步驟S102中的說明相同，故引用其說明。另外，構成各小區域的 各像素的信號值可被替換為它們的代表值（平均值、中間值、最頻值等）。
[0183] 此外，還可以不進行步驟S202的處理，而在以後不是以各小區域為單位而是以各 像素單位進行處理。
[0184] 若增大小區域的尺寸，則會在各小區域的輸出信號值（代表值）中表現出一些周 期性的變化，這包括基於上述的呼吸周期的噪聲。另外，若小區域的尺寸變大，則血管的擴 張的影響佔各個小區域的累計值的比例降低，肺血管的擴張的周期檢測精度也逐漸降低， 變得困難。另外，若考慮到在後述的步驟S210中加進觀察將血流信號可識別地顯示的動態 圖像（譁啦譁啦翻頁地顯示圖像）的用戶（醫生）的殘像效果後的辨認性，則本發明中的 優選小區域的尺寸為〇. 2?5mm，更優選為0. 4?2mm。
[0185] 接下來，取得成為提取血流信號時的基準的搏動信號波形（步驟S203)。
[0186] 可以使用以下的任意一個作為搏動信號波形。
[0187] (1)在心臟區域（或者大動脈區域）中規定R0I (關心區域），表示該R0I中的信 號值的時間變化的波形
[0188] (2)使（1)的波形反轉後的信號波形
[0189] (3)通過心電檢測傳感器取得的心電信號波形
[0190] (4)表示心壁的活動（位置的變化）的信號波形
[0191] 即、在胸部診斷輔助信息生成系統100中，具有利用上述（1)?（4)中的任意一個 取得搏動信號波形的單元。其中，在將基於心電檢測傳感器的心電信號波形作為搏動信號 波形使用的構成的情況下，在通過動態拍攝取得幀圖像的期間，同時進行基於心電檢測傳 感器的心電信號波形的取得，並存儲在RAM中。在步驟S203中，讀出存儲在RAM中的心電 信號波形。
[0192] 另外，雖然將心臟區域的R0I規定為右心室區域較為理想，但也可以將其規定在 左心室區域中。這是由於在動態圖像中與右心室區域相比，左心室區域中信號波形的提取 較為容易、且右心室與左心室中的心跳周期幾乎相同。但是，在將左心室作為搏動信號波形 使用的情況下，利用將右心室與左心室的心跳周期的時間差作為修正量與以後述的方法計 算出的血管擴張時刻相加等方法，可以修正血管擴張時刻。
[0193] 如圖19所示，可以通過針對利用操作部33指定的R0I區域，在將橫軸設為從動態 圖像的拍攝開始的經過時間（幀編號）、將縱軸設為R0I中的信號值（代表值）的坐標空間 上，標示各幀圖像的R0I區域的信號值（代表值），以作成上述（1)的信號波形。
[0194] 如圖20所示，（2)是使（1)的信號波形反轉後的波形。通過將該波形設定為與各 小區域（或者各像素）的信號波形接近的形狀，能夠在後段的處理步驟中容易求得相互相 關係數。
[0195] 圖21的㈧是示意性示出設定在心臟區域中的R0I的1次心跳的輸出信號波形 的圖，圖21的（B)是示意性示出肺血管區域的1次心跳的輸出信號波形的圖。如圖21的 (A)所示，對於1次心跳中的R0I的輸出信號波形而言，由於在心臟（心室）的收縮期，血 液通過心臟的收縮而從心室向大動脈被急劇地排出，所以R0I的信號值急劇地增加，但在 心臟（心室）的擴張期，由於通過從靜脈平穩地排入血液，心臟擴張，所以信號值平穩地減 少。另一方面，在肺野血管中，由於因心臟的收縮而從心臟被急劇排出的血液的排入導致血 管壁擴張，因此如圖21的（B)所示那樣，信號值與心臟的收縮期對應地急劇減少。在肺野 血管的收縮期，由於血液向心臟平穩排出，從而血管壁收縮，因此信號值增加。這樣，肺野血 管區域的輸出信號波形成為使心臟區域的輸出信號波形反轉後的波形。因此，為了使兩者 的信號波形一致，通過使心臟區域的輸出信號波形反轉，如圖21的（C)與（D)所示那樣，來 使兩者的信號波形的形狀的特徵一致。
[0196] 通過在各幀圖像中利用模板匹配等識別心臟區域，確定心壁位置的基準位置（例 如，在心臟區域中X坐標（水平方向坐標）最大的（外側的）邊緣點），並在將橫軸設為從 動態圖像的拍攝開始的經過時間（幀編號），將縱軸設為心壁位置的基準位置（X坐標）的 坐標空間上，標示各幀圖像的心壁位置的基準位置，能夠製作（4)的信號波形。
[0197] 接下來，針對每個小區域，生成表示該小區域的信號值的時間變化的波形（輸出 信號波形）（步驟S204)。通過在將橫軸設為從動態圖像的拍攝開始的經過時間（幀編號）， 將縱軸設為信號值（放射線檢測部13的輸出信號值的代表值。例如，平均值、中間值、最頻 值等）的坐標空間上，標示各幀圖像的該小區域的代表值，能夠製作每一個小區域的輸出 信號波形。
[0198] 接下來，對搏動信號波形以及各小區域的輸出信號波形實施時間軸方向的濾波處 理（步驟S 2〇5)。
[0199] 該濾波處理是指用於除去基於呼吸等的低頻率的信號變化，提取基於血流的信號 值的時間變化的處理。例如，對每一個小區域的信號值的時間變化，在安靜呼吸圖像組中以 低域截止頻率0. 7Hz，在深呼吸圖像組中以低域截止頻率0. 5Hz進行高通濾波。或者、為了 除去高頻率的噪聲成分，還可以利用以2. 5Hz的高域截止頻率也將高頻率截止的帶通濾波 器進行濾波。
[0200] 這裡，上述截止頻率與設定為固定值相比，更優選按每一個拍攝的動態圖像進行 最佳化。例如，如前述那樣，根據一系列幀圖像的心臟區域的信號變化計算心臟的收縮期的 時間與擴張期（弛緩期）的時間。並且，將對擴張期的時間的倒數乘以規定的係數後的值 設定為使用高通濾波器或帶通濾波器截止低頻率的截止頻率，另外，在帶通濾波器的情況 下，將對收縮期的時間的倒數乘以規定係數後的值設定為截止高頻率的高域截止頻率。另 夕卜，對於低域截止頻率，考慮到基於呼吸的頻率分量，可以根據一系列幀圖像解析橫隔膜的 值，在安靜換氣的情況下，檢測成為安靜呼氣位以及安靜吸氣位的幀圖像，根據安靜呼氣位 的幀與下一個安靜吸氣位的幀之間的幀數求出吸氣期的時間，將其倒數、和對上述擴張期 的時間的平均值乘以規定係數後的值設定為低域的截止頻率。此時，在安靜換氣的情況下， 對於自動地設定的截止頻率，優選低域截止頻率被限制在〇. 2?1. 0Hz之間，高域截止頻率 被限制在2. 0Hz以上。另外，在圖4的步驟S1中，還可以將另外測量出的安靜時的1分鐘 內的呼吸數、脈搏數等生命體徵作為患者信息輸入，並根據這些值計算截止頻率。例如，可 以將作為患者信息輸入的1分鐘內的呼吸數轉換成1秒鐘內的呼吸數，將對該呼吸數乘以 規定係數後的值設為低域截止頻率。另外，還可以將輸入的1分鐘內的脈搏數轉換成1秒 鍾內的脈搏數，將對1秒鐘內的呼吸數乘以規定係數後的值設為高域截止頻率。另外，還可 以將對1秒鐘內的呼吸數和1秒鐘內的心跳數的平均值乘以規定係數後的值設定為低域截 止頻率。
[0201] 此外，步驟S205中的濾波處理是為了高精度地提取血流信號而進行的，也可以根 據所要求的精度、處理速度予以省略。相對各個小區域（像素）的肺血管位置並非總是固 定，而是伴隨呼吸而移動的，若肺血管從該小區域偏移，則該小區域的信號值變大。由於肺 野的呼吸周期為2?10秒左右，因此肺血管向各小區域移入的周期也追隨呼吸周期。另外， 肋骨位置也伴隨呼吸周期移動，給各個小區域的信號值帶來影響。然而，由於心臟的搏動周 期遠遠短於呼吸周期，所以也能夠使用上述各分量重疊後的RAW數據（未實施濾波處理的 圖像），通過利用該周期差來取得血流信號。
[0202] 接下來，根據濾波處理後的搏動信號波形，取得心臟最收縮的時刻的幀圖像的編 號（步驟S206)。例如，作為搏動信號波形，在使用上述（2)中說明的R0I中的反轉後的信 號波形的情況下，圖22的（A)所示的波形的極小值（信號值最低的幀圖像。在圖22的（A) 中幀編號8、16)為心臟最收縮的時刻的幀圖像。
[0203] 接下來，針對各小區域的每一個，一邊將輸出信號波形各以1巾貞間隔移動（一邊向 時間方向移位），一邊計算與搏動信號波形的相互相關係數（步驟S207)。
[0204] 例如，首先，計算從拍攝開始的幀編號相互一致的相同時間軸的搏動信號波形與 輸出信號波形的2個信號波形的相互相關係數（計算無時間移動的相互相關係數）。接下 來，針對搏動信號波形，將輸出信號波形向左移動1幀，即、前進1幀間隔，計算2個信號波 形的相互相關係數。以下，反覆進行輸出信號波形的左移動，並針對各小區域分別計算將輸 出信號波形從無移動開始向左移動了 1心跳周期以上後的相互相關係數。接下來，同樣地， 可以一邊將輸出信號波形各以1幀間隔向右移動，一邊計算從無移動開始向右移動了 1心 跳周期以上後的相互相關係數。但是，通常情況下，對於從心臟提取出的搏動信號波形，由 於輸出信號波形的相位有時間延遲，所以僅計算確定延遲程度的左移動即可。但是，在相互 相關係數計算時，由於數據數量減少了移動了的幀數，所以數據數量根據移動量減少，從而 導致相互相關係數的計算精度降低。因此，將搏動信號波形、輸出信號波形視為完全周期函 數，與從無移動開始向左移動了 1/2心跳周期以上的情況同樣、對從無移動開始向右移動 了 1/2心跳周期以上的情況計算相互相關係數，也可以將針對右移動的相互相關係數視為 左移動了（1心跳周期-右移動量）的情況下的相互相關係數。這樣，能夠抑制與相互相關 係數計算時的移動量對應的數據數量的減少。相互相關係數可以通過以下的[式1]求出。
[0205] [式 1]

【權利要求】
1. 一種胸部診斷輔助信息生成系統，具有： 拍攝單元，其使用放射線源和放射線檢測器來進行被拍攝體的胸部的拍攝，所述放射 線檢測器利用以二維狀配置的多個檢測元件來檢測由所述放射線源照射並透過所述被拍 攝體的放射線，生成所述被拍攝體的圖像數據；和 圖像解析單元，其基於由所述拍攝單元取得的圖像數據，來生成與所述被拍攝體的胸 部相關的診斷輔助信息， 其中， 所述拍攝單元被構成為：能夠從所述放射線源連續照射放射線來取得表示所述被拍攝 體的胸部的動態的多個幀圖像， 該胸部診斷輔助信息生成系統具有： 散射線除去濾線器,其除去來自所述放射線源的散射放射線；和 拍攝控制單元，其進行是否使用所述散射線除去濾線器來進行拍攝的控制， 所述拍攝控制單元進行控制，使得在由所述圖像解析單元生成與所述被拍攝體的動態 相關的診斷輔助信息的情況下以不使用所述散射線除去濾線器的方式進行拍攝。
2. 根據權利要求1所述的胸部診斷輔助信息生成系統，其中， 所述圖像解析單元基於取得的多個幀圖像，來計算信號變化量，並基於所計算出的信 號變化量，來生成與所述被拍攝體的動態相關的診斷輔助信息。
3. 根據權利要求1所述的胸部診斷輔助信息生成系統，其中， 所述圖像解析單元針對取得的多個幀圖像，在所述多個幀圖像間將表示所述放射線檢 測器中的相同位置的檢測元件輸出的信號值的像素或者像素塊相互建立對應，並基於所述 相互對應的像素或者像素塊的信號值的變化量，生成與所述被拍攝體的動態相關的診斷輔 助信息。
4. 一種胸部診斷輔助信息生成系統，具有： 拍攝單元，其使用放射線源和放射線檢測器來進行被拍攝體的胸部的拍攝，所述放射 線檢測器利用以二維狀配置的多個檢測元件來檢測由所述放射線源照射並透過所述被拍 攝體的放射線，生成所述被拍攝體的圖像數據；和 圖像解析單元，其基於由所述拍攝單元取得的圖像數據，來生成與所述被拍攝體的胸 部相關的診斷輔助信息， 該胸部診斷輔助信息生成系統的特徵在於， 所述拍攝單元被構成為：能夠從所述放射線源連續照射放射線來取得表示所述被拍攝 體的胸部的動態的多個幀圖像， 該胸部診斷輔助信息生成系統具有： 散射線除去濾線器,其除去來自所述放射線源的散射放射線；和 拍攝控制單元，其進行是否使用所述散射線除去濾線器來進行拍攝的控制， 所述拍攝單元以有濾線器的方式或者以無濾線器的方式取得表示所述被拍攝體的胸 部的動態的多個幀圖像， 所述圖像解析單元取得所述多個幀圖像是由有濾線器的方式或者無濾線器的方式的 哪一種方式生成的濾線器有無信息，基於取得的多個幀圖像，計算信號值的變化量，並基於 所計算出的信號值的變化量和濾線器有無信息，來生成所述被拍攝體的診斷輔助信息。
5.根據權利要求4所述的胸部診斷輔助信息生成系統，其中， 所述圖像解析單元針對取得的多個幀圖像，在所述多個幀圖像間將表示所述放射線檢 測器中的相同位置的檢測元件輸出的信號值的像素或者像素塊相互建立對應，並計算所述 相互對應的像素或者像素塊的信號值的變化量。
【文檔編號】G06T7/00GK104188682SQ201410373534
【公開日】2014年12月10日 申請日期:2012年5月21日 優先權日:2011年5月24日
【發明者】島田哲雄, 村岡慎太郎, 野地翔 申請人:柯尼卡美能達醫療印刷器材株式會社