胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明涉及胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)，通過1次動態(tài)拍攝就能夠提供分別與呼吸以及血流相關(guān)的高精度的診斷輔助信息。根據(jù)本發(fā)明的胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)(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(tài)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(yīng)，并基于時間上相鄰的幀圖像間的上述相互對應(yīng)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(guān)的診斷輔助信息。并且，生成表示上述相互對應(yīng)的像素或者像素塊的信號值的時間變化的輸出信號波形，基于該生成的輸出信號波形，生成與被拍攝體(M)的血流相關(guān)的診斷輔助信息。
【專利說明】胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)
[0001] 本申請是申請?zhí)枮?01210159593. 7,申請日為2012年5月21日，發(fā)明名稱為"胸 部診斷輔助信息生成系統(tǒng)"的發(fā)明專利申請的分案申請。

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0002] 本發(fā)明涉及胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)。

【背景技術(shù)】
[0003] 對以往的使用了膠片/屏幕、輝盡性熒光體板的放射線（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(tài)圖像，并應(yīng)用于診斷的嘗試。具體而言，利用半導體圖像傳感器的 圖像數(shù)據(jù)的讀取、刪除的響應(yīng)性的快速性，結(jié)合半導體圖像傳感器的讀取、刪除的時刻，從 放射源連續(xù)照射脈沖狀的放射線，在1秒鐘內(nèi)進行多次的拍攝，來拍攝診斷對象部位的動 態(tài)。通過依次顯示由拍攝而取得的一系列多枚圖像，醫(yī)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(tài)拍攝得到的一系列的幀圖像，生成診斷輔 助信息，并面向早期診斷而向醫(yī)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(jù)血流的不同而 不同這一假設(shè)，根據(jù)由胸部的動態(tài)拍攝而得到的一系列幀圖像，基于血管內(nèi)的濃度變化檢 測出從心臟壓出的血液的集中部分，并求出血流速等的技術(shù)。
[0006] 另外，國際公開第2009/090894號中記載了：針對在胸部的動態(tài)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，并基于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(shù)。
[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(qū) 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(guān)的特征量。在國際公開第 2009/090894號中，雖然能夠通過一次的拍攝數(shù)據(jù)計算與換氣以及血流相關(guān)的兩特征量，但 要想取得高精度的解析結(jié)果，則由于需要高精度的各小區(qū)域的變形處理，所以需要處理時 間，另外，由于以相同的處理算法（幀間差信號值）計算兩特征量，所以存在與血流相關(guān)的 特征量難以取得與換氣相關(guān)的特征量那樣的精度的缺點。
[0008] 然而，關(guān)于心拍數(shù)的測量，根據(jù)通過手腕動脈的觸診來計數(shù)脈動數(shù)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(qū)域地傳播。該肺血管的擴張被 反映到與該擴張的部分對應(yīng)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(qū)域相對非血管區(qū)域的信號變化量）比較大。由此，本申請的發(fā)明人們發(fā)現(xiàn)了，對進 行被拍攝體胸部的動態(tài)拍攝而得的一系列幀圖像數(shù)據(jù)，進行基于與換氣的特征量處理不同 的該信號值差的解析，能夠更高精度地提取與血流相關(guān)的診斷輔助信息，并向醫(yī)生提供。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0009] 本發(fā)明的課題在于，通過1次動態(tài)拍攝就能夠提供分別與呼吸以及血流相關(guān)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(fā)明。
[0011] 1. 一種胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)，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并透過被拍攝體的放射線，生成上述 被拍攝體的圖像數(shù)據(jù)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， 其基于由上述拍攝單元取得的圖像數(shù)據(jù)生成與上述被拍攝體的胸部相關(guān)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(gòu)成為：能夠通過從上述放射線源連續(xù)照射放射線而取得表示上 述被拍攝體的胸部的動態(tài)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(yīng)，基于時間上相鄰的幀圖像間的上述相互對應(yīng)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(guān)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(yīng)，生成表示上述相互對應(yīng)的像素或者像素塊的信號值的時間變化的 輸出信號波形，基于該生成的輸出信號波形生成與上述被拍攝體的血流相關(guān)的診斷輔助信 肩、。
[0016] 2.在技術(shù)方案1所述的發(fā)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(qū)域，按每一個上述提取出的肺野區(qū)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，并基于計算出的差值，將該像素或者像素塊中的與呼吸相關(guān) 的特征量作為與上述被拍攝體的呼吸相關(guān)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(qū)域，按每一個上述提取 出的肺野區(qū)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(qū)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(guān)的診斷輔助信息。
[0018] 3.在技術(shù)方案2所述的發(fā)明中，
[0019] 上述顯示單元在顯示與上述被拍攝體的呼吸相關(guān)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(guān)的診斷輔助信息時進行動畫顯示。
[0020] 在技術(shù)方案1?3中任意一項所述的發(fā)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，制作將橫軸設(shè)為表示幀圖 像的拍攝順序的幀編號，將縱軸設(shè)為該像素或者像素塊的信號值的坐標平面，并通過將與 上述各幀圖像的該像素或者像素塊的信號值對應(yīng)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(guān)系數(shù)，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(guān)系數(shù)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(shù)方案4所述的發(fā)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(qū)域或者大動脈區(qū)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并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(shù)方案1?5中任意一項所述的發(fā)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(guān)的信息。
[0027] 7、在技術(shù)方案1?6中任意一項所述的發(fā)明中，
[0028] 具有：修正單元，其對由上述拍攝單元取得的圖像數(shù)據(jù)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(shù)據(jù)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(tài) 相關(guān)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(shù)方案1?7中任意一項所述的發(fā)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(tài)相關(guān)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(jù)本發(fā)明，能夠通過1次動態(tài)拍攝提供分別與呼吸以及血流相關(guān)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(tǒng)的整體構(gòu)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(zhí)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(zhí)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(zhí)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(huán)（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(qū)域的位置變 化的圖。
[0044] 圖9是用于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(qū)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(tài)圖像的動 態(tài)解析結(jié)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(tài)圖像后的解析結(jié)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?。┑姆我暗膭討B(tài)圖像后的解析結(jié)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(tài)圖像后的解析結(jié)果的顯示畫 面的一個例子的圖。
[0050] 圖13是示出表示"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的趨勢的指標值的顯示例的圖。
[0051] 圖14是示出表示"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的趨勢的指標值的另一顯示例 的圖。
[0052] 圖15是示出表示"吸氣的特征量"或者"呼氣的特征量"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(zhí)行的血流信息生成處理的流 程圖。
[0054] 圖17是示意性地表示基于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(zhuǎn)后的搏動信號波形的一個例子的圖。
[0058] 圖21是用于說明使搏動信號波形反轉(zhuǎn)的理由的圖。
[0059] 圖22是用于說明相互相關(guān)系數(shù)的計算方法的圖。
[0060] 圖23是示出與血流相關(guān)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(tǒng)的整體構(gòu)成例 的圖。
[0062] 圖25是表示圖24的FPD的功能構(gòu)成例的圖。

【具體實施方式】
[0063] 以下，參照附圖對本發(fā)明的實施方式詳細地進行說明。但是，發(fā)明的范圍并不局限 于圖示例。
[0064] 〈第1實施方式〉[胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)100的構(gòu)成]
[0065] 首先，對構(gòu)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(tǒng)100的整體構(gòu)成。
[0067] 如圖1所示那樣，胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)100被構(gòu)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(jīng)由 LAN(Local Area Network:局域網(wǎng)）等通信網(wǎng)絡(luò)NT連接。構(gòu)成胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng) 100 的各裝置以 DICOM(Digital Image and Communications in Medicine :醫(yī)學數(shù)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(gòu)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(tài)拍 攝或者靜止圖像拍攝的裝置。
[0070] 動態(tài)拍攝是指，對被拍攝體Μ以脈沖方式連續(xù)照射X射線等放射線，以取得多個圖 像（即、連續(xù)拍攝）。在動態(tài)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(tài)變 化、心臟的搏動等具有周期性（循環(huán)）的被拍攝體Μ的動態(tài)。將通過該連續(xù)拍攝而得到的 一系列圖像稱為動態(tài)圖像。另外，將構(gòu)成動態(tài)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，被使用于基于拍攝部位的濃 度分辨率的診斷，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(gòu)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（脈沖照射）的放射線發(fā)生裝置。即、是與 靜止圖像拍攝與動態(tài)拍攝的雙方對應(yīng)的放射線發(fā)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，并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，并基于從拍攝用控制臺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(xù)照射時的脈沖重復(fù)頻率、脈沖寬度、脈沖間隔、每一次拍攝的 拍攝幀數(shù)、X射線管電流的值、X射線管電壓的值、濾波器種類等。脈沖重復(fù)頻率為每一秒的 放射線照射次數(shù)，其與后述的幀頻一致。脈沖寬度為放射線照射每一次的放射線照射時間。 脈沖間隔是在連續(xù)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 與后述的幀間隔一致。
[0075] 放射線檢測部13由與動態(tài)拍攝以及靜止圖像拍攝對應(yīng)的Fro等構(gòu)成。Fro具有例 如玻璃基板等，在基板上的規(guī)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(jù)其強度進行檢測，并將檢測出的放射線轉(zhuǎn) 換成電信號來積蓄。各像素由例如TFT (Thin Film Transistor:薄膜晶體管）等開關(guān)部構(gòu) 成。對于FPD，存在將X射線經(jīng)由閃爍器并通過光電轉(zhuǎn)換元件而轉(zhuǎn)換成電信號的間接轉(zhuǎn)換 型、和將X射線直接轉(zhuǎn)換成電信號的直接轉(zhuǎn)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基于從拍攝用中 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(guān)部，從而對積蓄在 該各像素中的電信號的讀取進行開關(guān)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(shù)據(jù)（靜止圖像或者幀圖像）。并且，讀取控制裝置14將得到的圖像數(shù)據(jù)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（合并（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(shù)，其與脈沖重復(fù)頻率一致。 幀間隔為在連續(xù)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，其與脈沖間隔一致。
[0078] 這里，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，在取得用于計算后述的偏移修正所 使用的偏移修正系數(shù)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(tài)下，進行復(fù)位?積蓄?數(shù)據(jù)讀取?復(fù)位的一系列的圖像讀取動作，但也 可以在一系列動態(tài)拍攝如、一系列動態(tài)拍攝后的任意時刻進打。
[0079] 此外，在本實施方式中，在任意動態(tài)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(yōu)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(cè)（放射線源11側(cè)）具有濾線器安裝部152,該濾線器安裝部152用于安裝用于除去 散射放射線的濾線器16。即、保持部15被構(gòu)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(shè)置有用于檢測是否安裝有濾線器16的濾線器安裝檢測MS (微開 關(guān)）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(shè)置有用于檢測被拍攝體Μ是否按規(guī)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(jīng)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(gòu)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 于拍攝裝置1的放射線拍攝以及放射線圖像的讀取動作，并且，適當制作基于由拍攝裝置1 取得的靜止圖像或者動態(tài)圖像的圖像、例如進行了剔除合并處理后的預(yù)覽圖像、或?qū)嵤┝?灰度處理等后的處理完成圖像等，并顯示以用于確認是否是適于拍攝實施者進行的定位的 確認或診斷的圖像。在動態(tài)圖像的情況下，為了進行定位確認、解析對象部位的動態(tài)周期 (循環(huán)）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(yù)覽顯示用。
[0083] 如圖1所示那樣，拍攝用中央控制臺2被構(gòu)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(gòu)成?？刂撇?1的CPU按照操作部23的操作，讀出存儲在存儲部22中的系統(tǒng)程序、各種 處理程序并在RAM內(nèi)展開，按照展開后的程序執(zhí)行以后述的拍攝控制處理為代表的各種處 理，并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、硬盤等構(gòu)成。存儲部22存儲由控制部21 執(zhí)行的各種程序、根據(jù)程序執(zhí)行處理所需要的參數(shù)、或者處理結(jié)果等數(shù)據(jù)。例如，存儲部22 存儲用于執(zhí)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(zhí)行按照該程序碼的動作。
[0086] 另外，存儲部22存儲動態(tài)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(gòu)成為具有具備光標鍵、數(shù)字輸入鍵以及各種功能鍵等的鍵盤、和鼠 標等定位設(shè)備，將通過對鍵盤的鍵操作、鼠標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(jīng)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(gòu)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(shù)據(jù)等。
[0089] 通信部25具有LAN適配器、調(diào)制解調(diào)器、TA (Terminal Adapter :終端適配器）等， 以控制與通信網(wǎng)絡(luò)NT連接的各裝置間的數(shù)據(jù)收發(fā)。
[0090] [診斷用中央控制臺3的構(gòu)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(tài)圖像的一 系列幀圖像，并顯示取得的圖像、后述的直方圖等診斷輔助信息，以用于醫(yī)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(gòu)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(gòu)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(tǒng)程序、各種處理程序并在RAM內(nèi)展開，根據(jù)展開后的程序，執(zhí)行以后述 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、硬盤等構(gòu)成。存儲部32存儲以用于在控制部 31中執(zhí)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(jù)程序執(zhí)行處理所需要 的參數(shù)、或者處理結(jié)果等數(shù)據(jù)。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(zhí)行按該程序碼的動作。
[0095] 操作部33被構(gòu)成為具有具備光標鍵、數(shù)字輸入鍵以及各種功能鍵等的鍵盤、和鼠 標等定位設(shè)備，將通過對鍵盤的鍵操作、鼠標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(jīng)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(gòu)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(shù)據(jù)等。
[0097] 通信部35具有LAN適配器、調(diào)制解調(diào)器、TA等，以控制與通信網(wǎng)絡(luò)NT連接的各裝 置之間的數(shù)據(jù)收發(fā)。
[0098] [胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)100的動作]
[0099] 接下來，對胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)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(zhí)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(zhí)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(tài)拍攝、靜 止圖像拍攝的區(qū)別）的輸入（步驟S1)。此外，從與通信網(wǎng)絡(luò)NT連接的未圖示的其他裝置 被發(fā)送,并經(jīng)由通信部25接收的數(shù)據(jù)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(tài)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(tài)拍攝時（步驟S2 :是），動態(tài)拍攝用的放射線照射條件被從存儲部 22讀出，并被對放射線照射控制裝置12設(shè)定，并且，動態(tài)拍攝用的圖像讀取條件被從存儲 部22讀出，并被對讀取控制裝置14設(shè)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，并被對放 射線照射控制裝置12設(shè)定，并且，靜止圖像拍攝用的圖像讀取條件被從存儲部22讀出，并 被對讀取控制裝置14設(shè)定（步驟S7)。
[0105] 進行換氣以及血流的兩特征量的解析的本實施方式中的優(yōu)選幀頻在7.5枚/秒以 上，更優(yōu)選在15幀/秒以上。
[0106] 其中，在僅進行換氣特征量的解析的情況下在3. 5枚/秒以上，更優(yōu)選在7幀/秒 以上。
[0107] 另外，在本實施方式中，作為動態(tài)拍攝用，設(shè)定了以在未安裝濾線器16的狀態(tài)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(shè)定了以在安裝有濾 線器16的狀態(tài)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(tài)拍攝用的 放射線照射條件被設(shè)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(tài)拍攝中，放射線照射條件被設(shè)定成每一枚的照射 線量低于靜止圖像拍攝。
[0108] 這里，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(nèi) 的放射線在體內(nèi)組織中散射。然后，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(chǎn)生噪聲。因此，在被用于病變部分的檢測、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(yōu)選在放射線檢測部13的被拍攝體側(cè)一 面、即透過被拍攝體的放射線入射側(cè)的面設(shè)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(shù)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(tài)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(tài)拍攝的情況下，由于與靜止圖像拍攝相比，其拍攝的幀圖像枚數(shù)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(shè)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(tài)拍攝的總的照射線量設(shè)為相同的技術(shù)，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(fā)明人等進行了反復(fù)鉆心研究后，發(fā)現(xiàn)了由動態(tài)拍攝而得的胸部 動態(tài)圖像主要被使用于呼吸功能、血流等動態(tài)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(tài)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(tài)圖像 的情況大致等同的結(jié)果。換言之，與濾線器有無無關(guān)，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(jié)果（參照圖11。詳細內(nèi)容后述）。
[0111] 在本實施方式的胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)100中，基于該見解，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(tài)拍攝中（在進行動態(tài)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(tài)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(gòu)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。并且，也可以設(shè)定使1次靜止圖 像拍攝與一系列動態(tài)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(tài)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?并實現(xiàn)了解析精度的提
[0112] 若設(shè)定了動態(tài)拍攝用的放射線照射條件以及圖像讀取條件，則基于來自濾線器安 裝檢測MS153的輸出，判斷是否處于濾線器16未被安裝于濾線器安裝部152的狀態(tài)（步驟 S4)。
[0113] 若被判斷為處于濾線器16未被安裝于濾線器安裝部152的狀態(tài)（步驟S4 ;是）， 則等待基于操作部23的操作的放射線照射的指示（步驟S5)。這里，拍攝實施者為了拍攝 安靜呼吸的動態(tài)而指示被檢者（被拍攝體M)放松，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(tài)拍攝開始（步驟S6)。即、按照對放 射線照射控制裝置12設(shè)定的脈沖間隔，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(yù)定幀數(shù)的拍攝結(jié)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(jié)束的指示，拍攝動作停止。被拍攝的幀數(shù)至少為可拍攝一個呼吸循 環(huán)的枚數(shù)。
[0115] 另一方面，若設(shè)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 于來自濾線器安裝檢測MS153和被拍攝體檢測傳感器154的輸出，判斷是否處于濾線器16 被安裝于濾線器安裝部152的狀態(tài)（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被安裝于濾線器安裝部152 (步驟S8 ;是），則等待基于操作部 23的操作的放射線照射的指示（步驟S9)。這里，拍攝實施者對受檢者指示吸氣后憋氣。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(tài)拍攝或者靜止圖像拍攝結(jié)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(jù)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(tài)拍攝中進行后述的圖像解析處理的情況下不實施這些修正。
[0120] 這里，在使用了靜止圖像的圖像診斷中，觀察診斷對象部位的構(gòu)造物的濃度值的 微妙變化。因此，必須進行用于極力抑制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，除去因重疊于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(yīng)的各檢測元件的個體差、讀出放 大器的增益不均而產(chǎn)生的每個像素的偏差的處理。
[0121] 然而，在使用動態(tài)圖像計算與動態(tài)相關(guān)的特征量時，需要多個幀圖像。例如，在計 算肺的換氣的特征量時，平均的成人的呼吸周期為3. 3秒前后，由于特征量的計算最少也 需要1周期的量的圖像，所以需要將拍攝時間設(shè)為4秒左右。該情況下，若將幀頻設(shè)為5枚 /秒，則需要20枚的圖像數(shù)據(jù)。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后，至少實施1次 暗讀?。ǚ派渚€非照射時的FH)讀取），但此時在FPD側(cè)，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件構(gòu)成增大，并且消 耗電力也增大。
[0123] 另外，一般而言，由于將從Fro輸出的幀圖像、暗圖像向中央控制臺發(fā)送以進行偏 移修正處理，所以除了各幀圖像的發(fā)送以外，暗圖像的發(fā)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(shù)的暗讀取，并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(tài)相 關(guān)的特征量的計算處理存在必須在偏移修正處理后開始這一缺點。因此，在本實施方式中， 在以動態(tài)拍攝進行后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系數(shù)以 及增益修正系數(shù)、缺陷像素位置信息映射按照合并（binning)、動態(tài)范圍（dynamic range) 等收集模式分別被預(yù)先存儲了最佳值，在各個收集模式中，讀出對應(yīng)的最佳值。另外，根據(jù) 需要，優(yōu)選對取得的圖像實施例如剔除處理、灰度處理等。
[0125] 接下來，修正處理后的圖像被存儲在存儲部22中（步驟S12)，并且被顯示于顯示 部24 (步驟S13)。在進行了動態(tài)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(yīng)，并被存儲在存儲部22中。這里，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(shù)轉(zhuǎn)換成對數(shù)的對數(shù)轉(zhuǎn)換處理后存儲。拍攝實施者根據(jù)顯示的動態(tài)圖像來確認 定位等，判斷是通過拍攝取得了適于診斷的圖像（拍攝0K)、還是需要再次拍攝（拍攝NG)。 然后，操作操作部23以輸入判斷結(jié)果。另外，還可將通過拍攝得到的各幀圖像在整個拍攝 結(jié)束后集中輸入。
[0126] 當通過操作部23的規(guī)定操作輸入了表示拍攝0K的判斷結(jié)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(tài)拍攝得到的一系列幀圖像的每一個賦 予用于識別圖像的識別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(shù)據(jù)的頭區(qū)域），并經(jīng)由通信部25發(fā)送到診斷用中央控制臺 3 (步驟S15)。并且，本處理結(jié)束。另一方面，當通過操作部23的規(guī)定操作輸入了表示拍攝 NG的判斷結(jié)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(jié)束。并且，在該情況下執(zhí)行再次拍攝。
[0127] 根據(jù)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(jīng)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(jīng)由通信部35從拍攝用中央控制臺2接收到靜止圖 像，并通過操作部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(yī)生進行診斷。
[0131] 另一方面，當經(jīng)由通信部35從拍攝用中央控制臺2接收到動態(tài)圖像的一系列幀圖 像，并通過操作部33指示了動態(tài)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(zhí)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顯示用于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(guān)的診斷輔助信息的生成時（步驟S21 ;是），執(zhí)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(guān)的診斷輔助信息的生成時（步驟S23:是）時，執(zhí)行血流信息生 成處理（步驟S24)。
[0134] 這里，對在圖5的步驟S22中執(zhí)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(qū)域（步驟S101)。
[0137] 肺野區(qū)域的提取方法可以是任意的方法。例如，根據(jù)一系列幀圖像中的任意幀圖 像（在這里設(shè)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，并通過辨別分析來求出閾值，將與該閾值相比高信號的區(qū)域作為肺野區(qū)域候選進 行1次提取。接下來，在1次提取出的肺野區(qū)域候選的邊界附近進行邊緣檢測，如果在邊界 附近的小區(qū)域中沿邊界提取出邊緣最大的點，就能夠提取出肺野區(qū)域的邊界。
[0138] 接下來，各幀圖像的肺野區(qū)域被分割成由多個像素塊構(gòu)成的小區(qū)域，各幀圖像的 小區(qū)域被相互建立對應(yīng)（步驟S102)。各小區(qū)域的像素的位置被存儲在控制部31的RAM 中。
[0139] 這里，呼吸循環(huán)包括呼氣期與吸氣期。圖7是示出在一個呼吸循環(huán)（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(qū)域變小。在最大呼氣位，橫隔膜的位置成為最高的 狀態(tài)。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(qū)域 變大。在最大吸氣位，橫隔膜的位置成為最下的狀態(tài)。即、肺野區(qū)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(qū)域（橫隔 膜附近））的像素位置發(fā)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(fā)生導致后述的解 析結(jié)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(huán)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(qū)域的 下部區(qū)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(qū)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(shè) 定為基準圖像。接下來，將基準圖像的被提取出的肺野區(qū)域分割成多個小區(qū)域（例如， 2mmX 2mm的矩形區(qū)域）（參照圖8)。接下來，將其他幀圖像的肺野區(qū)域分割成與基準圖像 的各小區(qū)域相同的像素位置的小區(qū)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(qū)域）。接下來，將各幀圖像間的相同像素位置的各小區(qū)域相互建立對應(yīng)。在該處理 中，能夠高速地進行向幀圖像的小區(qū)域的分割以及建立對應(yīng)。
[0142] 優(yōu)選安靜呼氣位的幀圖像為基準圖像。這是由于在安靜呼氣位，安靜呼吸時橫隔 膜的位置最高、即、肺野區(qū)域的面積最小，因此在將基準圖像的小區(qū)域與其他幀圖像建立了 對應(yīng)時，小區(qū)域不會與其他幀圖像的肺野外的區(qū)域建立對應(yīng)。
[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于最高位置 處的圖像而取得。關(guān)于橫隔膜的位置，例如，將圖9所示的橫隔膜的基準位置B1預(yù)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(qū)域R中提取橫隔 膜的曲線C(肺野區(qū)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(qū)域內(nèi)的像素的信號值（平均信號值），將小區(qū)域內(nèi) 的像素替換為平均信號值，對在各幀圖像間建立了對應(yīng)的各小區(qū)域?qū)嵤r間軸方向的濾波 處理（步驟S103)。該濾波處理是用于除去血流等高頻率的信號變化，提取基于換氣的信號 值的時間變化的處理，例如，對每一個小區(qū)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。這里， 低通濾波的截止頻率與設(shè)為固定值相比，更優(yōu)選對每一個拍攝的動態(tài)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(jù)安靜呼氣位的幀與下一個安靜吸氣位的幀之間的幀數(shù)求出 吸氣期的時間，并實施將對該時間的倒數(shù)乘以規(guī)定系數(shù)后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(yōu)選將自動設(shè)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(nèi)的呼吸數(shù)、脈搏數(shù)等生命體征作為患者 信息輸入，并根據(jù)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(nèi)的呼 吸數(shù)轉(zhuǎn)換成1秒鐘的內(nèi)呼吸數(shù)，將對該呼吸數(shù)乘以規(guī)定系數(shù)后的值設(shè)為截止頻率來實施低 通濾波。另外，還可將輸入的1分鐘內(nèi)的脈搏數(shù)轉(zhuǎn)換成1秒鐘內(nèi)的脈搏數(shù)，將1秒鐘內(nèi)的呼 吸數(shù)與1秒鐘內(nèi)的心拍數(shù)的平均值設(shè)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(yīng)的各小區(qū)域的每一個進行 解析，分別計算吸氣的特征量以及呼氣的特征量（步驟S104)。這里，作為呼氣的特征量以 及吸氣的特征量，例如計算出呼氣期以及吸氣期的每一個中的各小區(qū)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(fā)生變化，因此，X射線 透過量（換句話說，像素的信號值）發(fā)生變化。由此，能夠?qū)⑿盘栕兓恳暈楸硎驹摃r刻的 氣流速度的值。另外，作為代表值并不局限于絕對值的最大值，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(qū)域的信號值的差的 幀間差處理。這里，按每一個小區(qū)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）作為呼氣的特征量被取 得，吸氣期的幀間差值的最大值（絕對值的最大值）作為吸氣的特征量被取得。幀間差值 的最大值（絕對值的最大值）相當于最大微分值。這里，各小區(qū)域內(nèi)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(qū)域各自的吸氣的特征量與呼氣的特征量的比值（吸氣的特征 量/呼氣的特征量）（步驟S105)。這里，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，制作計算出的各小區(qū)域各自的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的值的直方 圖，并且，計算表示肺野整體中的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的趨勢的指標值（這里 為平均值、標準偏差）（步驟S106)。優(yōu)選通過用直方圖的縱軸的計數(shù)除以肺野內(nèi)的全部小 區(qū)域的數(shù)來歸一化。
[0149] 接下來，基于預(yù)先存儲在存儲部32中的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的值與 顯示時的參數(shù)值的轉(zhuǎn)換表，將針對各小區(qū)域求出的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的值轉(zhuǎn) 換成顯示用參數(shù)值，并利用轉(zhuǎn)換后的參數(shù)值制作顯示了基準圖像（例如，安靜呼氣位的幀 圖像）的各小區(qū)域的圖像（步驟S107)。轉(zhuǎn)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(yīng)的表，所述閾值規(guī)定將特征量分類為正 常/異常（重癥度1?η)的各類型時的各類型的特征量的大小的范圍。這里，作為顯示時 的參數(shù)值的轉(zhuǎn)換表，為了提高對特征量大小的識別率，優(yōu)選將色相與各類型的閾值建立對 應(yīng)。
[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(yīng)，并對這之 間的特征量的值分配中間色相（使其分層次），從而能夠使實現(xiàn)識別率高的顯示。
[0151] 還可以將基于顯示用參數(shù)值著色后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(tài)圖像對應(yīng)的轉(zhuǎn)換表、 和與以無濾線器的方式拍攝的動態(tài)圖像對應(yīng)的轉(zhuǎn)換表，在步驟S107以及接著的步驟S108 中，基于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，并使用與其判斷結(jié)果對應(yīng)的轉(zhuǎn)換表進行著色。
[0153] 然后，在顯示部34并列顯示制作的直方圖以及制作的靜止圖像等（步驟S108)，結(jié) 束呼吸信息生成處理?；谏鲜龅?吸氣的特征量/呼氣的特征量"的值與顯示時的參數(shù)值 的轉(zhuǎn)換表，以與基準圖像的肺野區(qū)域的各小區(qū)域相同的基準，將直方圖的區(qū)域著色后顯示。
[0154] 這里，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(tài)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(tài)圖像的動態(tài) 解析結(jié)果的比較的圖。在圖11中，作為解析結(jié)果示出了基于"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(tài)圖像的各小區(qū)域進 行著色后的圖像、基于"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(tài)圖像的各小區(qū)域進行著色后的圖像、基于最大流速比對以有 濾線器與無濾線器的方式拍攝的動態(tài)圖像的各小區(qū)域進行著色后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(tài)圖像的解析結(jié)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(shù)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(shè)為恒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(guān)于最大吸氣氣流速度、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(zhuǎn)換表，為了對兩者進行比較而使用了相同（這里為有濾線器用的 轉(zhuǎn)換表）的轉(zhuǎn)換表。
[0159] 在拍攝同一被拍攝體時的有濾線器的動態(tài)圖像與無濾線器的動態(tài)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，由于拍攝系統(tǒng)的 特性等會產(chǎn)生若干不同。例如在圖11中，以無濾線器的方式拍攝的動態(tài)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(jù)最大流速比，將肺野內(nèi)的區(qū) 域、直方圖的區(qū)域分類為正常、異常1?η的類型并著色的情況下，若在有濾線器與無濾線 器的情況下使用相同閾值（轉(zhuǎn)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、即進行了不同的重癥度的分類的情況，因而不優(yōu)選。因此，如圖11所示，由于濾線器 的有無而產(chǎn)生了影響診斷的差異的情況下，需要根據(jù)濾線器有無而改變特征量的分類所使 用的閾值（轉(zhuǎn)換表）。
[0160] 對以有濾線器的方式拍攝的動態(tài)圖像解析的結(jié)果、與對以無濾線器的方式拍攝的 動態(tài)圖像解析的結(jié)果會產(chǎn)生哪種程度的差異，是根據(jù)拍攝系統(tǒng)的特性、解析內(nèi)容等的不同 而不同的。由此，優(yōu)選根據(jù)拍攝系統(tǒng)，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(jié)果，利用歸納法計算有濾線器的動態(tài)圖像所使用的閾值與無濾 線器的動態(tài)圖像所使用的閾值。
[0161] 另外，在本實施方式中，由于拍攝裝置1進行控制，以便使用無濾線器的方式拍攝 動態(tài)圖像，因此可認為若存儲有以無濾線器的方式拍攝的動態(tài)圖像用的閾值即可。但是，還 假設(shè)了一種能夠以有濾線器的方式拍攝動態(tài)圖像的拍攝系統(tǒng)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(gòu)成動態(tài)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基于該濾線器有 無信息，并利用使用了與拍攝時的濾線器有無對應(yīng)的閾值的解析算法進行解析。
[0162] 圖12Α?圖12C中示出在步驟S108中顯示于顯示部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(tài)圖像進行解析后 的解析結(jié)果（與呼吸相關(guān)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(tài)圖像進行解析后的解析結(jié)果的顯示畫面。圖12C是顯示對混合性疾病的 肺野的動態(tài)圖像進行解析后的解析結(jié)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(qū)域內(nèi)的各小區(qū)域（2_角的矩形尺寸）的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的值的直方 圖34a、一覽顯示各小區(qū)域的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"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"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的值的關(guān)系的 顯示34c、和表示肺野整體中的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的趨勢的指標值34d。另 夕卜，如圖12A?圖12C所示那樣，根據(jù)"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的值的大小，直方圖 34a的橫軸的區(qū)域被以6個色相分色顯示。由此，醫(yī)生只要一瞥直方圖就能夠容易地把握肺 野內(nèi)的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的分布。另外，在表示各小區(qū)域的"吸氣的特征量/ 呼氣的特征量"的靜止圖像34b中，各小區(qū)域是根據(jù)"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的值， 以與直方圖的分色相同的基準被分色顯示的，因此醫(yī)生能夠容易地把握肺野內(nèi)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"吸氣的特征量/呼氣 的特征量"的趨勢的指標值34d，通過計算其平均值以及標準偏差并一并顯示在畫面上，能 夠?qū)⒎我罢w中的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的趨勢以數(shù)值的形式向醫(yī)生提供。
[0165] 這里，在將呼氣期的幀間差值的最大值（絕對值）設(shè)為呼氣的特征量，將吸氣期的 幀間差值的最大值（絕對值）設(shè)為吸氣的特征量時，對于正常人的肺野而言，在利用以有濾 線器的方式動態(tài)拍攝的動態(tài)圖像進行解析的情況下，可知肺野整體的"吸氣的特征量/呼 氣的特征量"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(yī)生能夠容易地把握所拍攝的肺野為正常。
[0166] 另一方面，對于C0PD (閉塞性疾?。┑姆我岸?，在使用以有濾線器的方式動態(tài) 拍攝的動態(tài)圖像進行解析時，可知肺野整體的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的平均值不 在0. 9?1. 2內(nèi)（比正常人的大），標準偏差也不在0. 10?0. 22內(nèi)（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(yī)生能夠容易地把握所拍攝的肺野是 C0PD。
[0167] 另一方面，對于混合性肺疾病的肺野而言，使用以有濾線器的方式動態(tài)拍攝的動 態(tài)圖像進行解析的情況下，可知肺野整體的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的值為〇. 66 以下的數(shù)據(jù)的數(shù)量以及1. 5以上的數(shù)據(jù)的數(shù)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(yī)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(tǒng)100中，能夠根據(jù)表示"吸氣的特征量/呼氣 的特征量"的趨勢的指標值，將能夠確定C0PD (閉塞性肺疾?。?、混合性肺疾病等換氣不均 等癥態(tài)或其重癥度那樣的、有用的診斷輔助信息向醫(yī)生提供。
[0169] 此外，還可以利用表示"吸氣的特征量/呼氣的特征量"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(yōu)選基于濾線器有無信息來變更用于判 斷正常/異常的閾值。例如，在基于上述的肺野整體的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的 平均值來判斷正常/異常的情況下，優(yōu)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] 作為呼氣的特征量以及吸氣的特征量，還可以使用上述的例子以外的其他特征 量。
[0171] 例如，還可以將呼氣的特征量設(shè)為與呼吸1循環(huán)中的呼氣期相當?shù)膸瑘D像數(shù)（呼 氣時間），將吸氣的特征量設(shè)為與呼吸1循環(huán)中的吸氣期相當?shù)膸瑘D像數(shù)（吸氣期間）。這 里，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(yī)生只要觀察"與呼氣期相當?shù)膸瑘D像數(shù)/與吸氣期相當?shù)膸瑘D像數(shù)"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(shù)/吸氣期的幀圖像數(shù)">1. 5 的區(qū)域為呼氣換氣困難、排出吸入空氣延遲的閉塞性部分。此外，由于"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(shù)）/吸氣時間（吸氣 的幀圖像數(shù)）的關(guān)系成立，醫(yī)生能夠利用與將呼氣的特征量設(shè)為呼氣期的幀間差值的最大 值、將吸氣的特征量設(shè)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(huán)中的各幀圖像中，可以計算各小區(qū)域的像素的信號值（平均信 號值），按每一個小區(qū)域求出呼吸1循環(huán)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(qū)域的呼氣的特征量，將最大值作為吸氣的特征量?？烧J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。由于在有異 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(yī)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?；蚣膊〉?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"的平均值大于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"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的趨勢的指標值，除了平均 值、標準偏差以外，還可以將計數(shù)（塊（小區(qū)域）數(shù)）成為直方圖的峰值的"吸氣的特征量 /呼氣的特征量"的值、或者峰值的計數(shù)（塊數(shù)）或"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的值 為規(guī)定以上規(guī)定以下的計數(shù)的比例作為指標值使用?；蛘摺⑦€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"吸氣的特征量/呼氣的特征量"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(jù)動態(tài)圖像計算出的表示肺野整體中的"吸氣的特征量/呼 氣的特征量"的趨勢的指標值的圖作為解析結(jié)果。圖13是將X軸設(shè)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(shè)為其標準偏差、并標示出根據(jù) 動態(tài)圖像計算出的肺野整體中的"吸氣的特征量/呼氣的特征量"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"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的趨勢 的指標值，能夠根據(jù)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，"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的平均 值、標準偏差）線性結(jié)合后的值設(shè)為新的指標值，如圖14所示那樣，在將2個指標值的一方 設(shè)為X軸，另一方設(shè)為Y軸的圖中，示出用于根據(jù)重癥度分類新的指標值（將2個指標值線 性結(jié)合后的指標值）的閾值thl?th4,并在該圖上標示出根據(jù)動態(tài)圖像計算出的新的指標 值。作為線性結(jié)合的例子，能夠?qū)⒏鶕?jù)相對平均值以及標準偏差的多個測量值數(shù)據(jù)，通過主 成分分析計算出的第1主成分設(shè)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(jù)相對多個（M個）的指標值的多個（N個）測量值 數(shù)據(jù)，通過計算相對NXM個數(shù)據(jù)的協(xié)方差矩陣的最大固有值來計算第一主成分，并將計算 出的主成分作為指標值使用。
[0176] 另外，除了表示"吸氣的特征量/呼氣的特征量"的趨勢的指標值以外，還可以針 對吸氣的特征量、或者呼氣的特征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(qū)域為單位計算出的吸氣或呼氣的特征量，在將左右肺野分別分割成上中下3 個、共6個區(qū)域的每一個中計算變動系數(shù)（=標準偏差/平均值），并根據(jù)與變動系數(shù)的大 小對應(yīng)的色相（或者亮度或者彩度），制作將6個區(qū)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，并且能夠容易地判定進行不均等換氣的部分 是區(qū)域性的還是彌漫性的。
[0177] 接下來，對在圖5的步驟S242中執(zhí)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] 這里，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(jīng)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(tài)圖像來提取該擴張，并作為與血流相 關(guān)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(qū)域 的放射線透過量與透過肺野（肺泡）區(qū)域的放射線透過量相比較大地減少，因此與該區(qū)域 對應(yīng)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(yīng)的肺血管擴張從心 臟附近的動脈向末梢傳播。因此，將構(gòu)成動態(tài)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(gòu)成的小區(qū)域單位（像素塊單位）相互建立對應(yīng)，按每 一個像素單位或者小區(qū)域單位，求出信號值最低的幀圖像，將該幀圖像的對應(yīng)區(qū)域作為表 示肺血管因血流擴張的時刻的信號著色。并且，通過將著色后的一系列幀圖像依次顯示于 顯示部34,使得醫(yī)生能夠識別出血流的狀態(tài)。
[0180] 如圖18的㈧所示那樣，可以在各像素（小區(qū)域）中，通過求出表示該像素（小 區(qū)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(xiàn)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(guān)地表現(xiàn)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(qū)域的輸出信號波形的相關(guān)系數(shù)，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(qū)域（步驟S201)。關(guān)于肺 野區(qū)域的提取，由于與在圖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(qū)域被分割成由多個像素塊構(gòu)成的小區(qū)域，各幀圖像的 小區(qū)域被相互建立對應(yīng)（步驟S202)。關(guān)于肺野區(qū)域的小區(qū)域的分割以及在幀圖像間建立 小區(qū)域?qū)?yīng)，由于與圖6的步驟S102中的說明相同，故引用其說明。另外，構(gòu)成各小區(qū)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，而在以后不是以各小區(qū)域為單位而是以各 像素單位進行處理。
[0184] 若增大小區(qū)域的尺寸，則會在各小區(qū)域的輸出信號值（代表值）中表現(xiàn)出一些周 期性的變化，這包括基于上述的呼吸周期的噪聲。另外，若小區(qū)域的尺寸變大，則血管的擴 張的影響占各個小區(qū)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，若考慮到在后述的步驟S210中加進觀察將血流信號可識別地顯示的動態(tài) 圖像（嘩啦嘩啦翻頁地顯示圖像）的用戶（醫(yī)生）的殘像效果后的辨認性，則本發(fā)明中的 優(yōu)選小區(qū)域的尺寸為〇. 2?5mm，更優(yōu)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(qū)域（或者大動脈區(qū)域）中規(guī)定R0I (關(guān)心區(qū)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(zhuǎn)后的信號波形
[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(tǒng)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，在將基于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(gòu)成的情況下，在通過動態(tài)拍攝取得幀圖像的期間，同時進行基于心電檢測傳 感器的心電信號波形的取得，并存儲在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(qū)域的R0I規(guī)定為右心室區(qū)域較為理想，但也可以將其規(guī)定在 左心室區(qū)域中。這是由于在動態(tài)圖像中與右心室區(qū)域相比，左心室區(qū)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后述的方法計 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(qū)域，在將橫軸設(shè)為從動態(tài) 圖像的拍攝開始的經(jīng)過時間（幀編號）、將縱軸設(shè)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(qū)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(zhuǎn)后的波形。通過將該波形設(shè)定為與各 小區(qū)域（或者各像素）的信號波形接近的形狀，能夠在后段的處理步驟中容易求得相互相 關(guān)系數(shù)。
[0195] 圖21的㈧是示意性示出設(shè)定在心臟區(qū)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(qū)域的1次心跳的輸出信號波形的圖。如圖21的 (A)所示，對于1次心跳中的R0I的輸出信號波形而言，由于在心臟（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，由于通過從靜脈平穩(wěn)地排入血液，心臟擴張，所以信號值平穩(wěn)地減 少。另一方面，在肺野血管中，由于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(yīng)地急劇減少。在肺野 血管的收縮期，由于血液向心臟平穩(wěn)排出，從而血管壁收縮，因此信號值增加。這樣，肺野血 管區(qū)域的輸出信號波形成為使心臟區(qū)域的輸出信號波形反轉(zhuǎn)后的波形。因此，為了使兩者 的信號波形一致，通過使心臟區(qū)域的輸出信號波形反轉(zhuǎn)，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征一致。
[0196] 通過在各幀圖像中利用模板匹配等識別心臟區(qū)域，確定心壁位置的基準位置（例 如，在心臟區(qū)域中X坐標（水平方向坐標）最大的（外側(cè)的）邊緣點），并在將橫軸設(shè)為從 動態(tài)圖像的拍攝開始的經(jīng)過時間（幀編號），將縱軸設(shè)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，能夠制作（4)的信號波形。
[0197] 接下來，針對每個小區(qū)域，生成表示該小區(qū)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(shè)為從動態(tài)圖像的拍攝開始的經(jīng)過時間（幀編號）， 將縱軸設(shè)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(qū)域的代表值，能夠制作每一個小區(qū)域的輸出 信號波形。
[0198] 接下來，對搏動信號波形以及各小區(qū)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] 該濾波處理是指用于除去基于呼吸等的低頻率的信號變化，提取基于血流的信號 值的時間變化的處理。例如，對每一個小區(qū)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?；蛘?、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] 這里，上述截止頻率與設(shè)定為固定值相比，更優(yōu)選按每一個拍攝的動態(tài)圖像進行 最佳化。例如，如前述那樣，根據(jù)一系列幀圖像的心臟區(qū)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。并且，將對擴張期的時間的倒數(shù)乘以規(guī)定的系數(shù)后的值 設(shè)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(shù)乘以規(guī)定系數(shù)后的值設(shè)定為截止高頻率的高域截止頻率。另 夕卜，對于低域截止頻率，考慮到基于呼吸的頻率分量，可以根據(jù)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(jù)安靜呼氣位 的幀與下一個安靜吸氣位的幀之間的幀數(shù)求出吸氣期的時間，將其倒數(shù)、和對上述擴張期 的時間的平均值乘以規(guī)定系數(shù)后的值設(shè)定為低域的截止頻率。此時，在安靜換氣的情況下， 對于自動地設(shè)定的截止頻率，優(yōu)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(nèi)的呼吸數(shù)、脈搏數(shù)等生命體征作為患者信息輸入，并根據(jù)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(nèi)的呼吸數(shù)轉(zhuǎn)換成1秒鐘內(nèi)的呼吸數(shù)，將對該呼吸數(shù)乘以 規(guī)定系數(shù)后的值設(shè)為低域截止頻率。另外，還可以將輸入的1分鐘內(nèi)的脈搏數(shù)轉(zhuǎn)換成1秒 鐘內(nèi)的脈搏數(shù)，將對1秒鐘內(nèi)的呼吸數(shù)乘以規(guī)定系數(shù)后的值設(shè)為高域截止頻率。另外，還可 以將對1秒鐘內(nèi)的呼吸數(shù)和1秒鐘內(nèi)的心跳數(shù)的平均值乘以規(guī)定系數(shù)后的值設(shè)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(jù)所要求的精度、處理速度予以省略。相對各個小區(qū)域（像素）的肺血管位置并非總是固 定，而是伴隨呼吸而移動的，若肺血管從該小區(qū)域偏移，則該小區(qū)域的信號值變大。由于肺 野的呼吸周期為2?10秒左右，因此肺血管向各小區(qū)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(qū)域的信號值帶來影響。然而，由于心臟的搏動周 期遠遠短于呼吸周期，所以也能夠使用上述各分量重疊后的RAW數(shù)據(jù)（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(jù)濾波處理后的搏動信號波形，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(zhuǎn)后的信 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(qū)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(guān)系數(shù)（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(guān)系數(shù)（計算無時間移動的相互相關(guān)系數(shù)）。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(guān)系數(shù)。以下，反復(fù)進行輸出信號波形的左移動，并針對各小區(qū)域分別計算將輸 出信號波形從無移動開始向左移動了 1心跳周期以上后的相互相關(guān)系數(shù)。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 跳周期以上后的相互相關(guān)系數(shù)。但是，通常情況下，對于從心臟提取出的搏動信號波形，由 于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(guān)系數(shù)計算時，由于數(shù)據(jù)數(shù)量減少了移動了的幀數(shù)，所以數(shù)據(jù)數(shù)量根據(jù)移動量減少，從而 導致相互相關(guān)系數(shù)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(shù)，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(guān)系數(shù)，也可以將針對右移動的相互相關(guān)系數(shù)視為 左移動了（1心跳周期-右移動量）的情況下的相互相關(guān)系數(shù)。這樣，能夠抑制與相互相關(guān) 系數(shù)計算時的移動量對應(yīng)的數(shù)據(jù)數(shù)量的減少。相互相關(guān)系數(shù)可以通過以下的[式1]求出。
[0205] [式 1]

【權(quán)利要求】
1. 一種胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)，具有： 拍攝單元，其使用可攜帶型的放射線源和可搬型的放射線檢測器來進行被拍攝體的胸 部的拍攝，所述可搬型的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 射線源照射并透過所述被拍攝體的放射線，生成所述被拍攝體的圖像數(shù)據(jù)；和 圖像解析單元，其基于由所述拍攝單元取得的圖像數(shù)據(jù)，來生成與所述被拍攝體的胸 部相關(guān)的診斷輔助信息， 其中， 所述拍攝單元被構(gòu)成為：能夠從所述放射線源連續(xù)照射放射線來取得表示所述被拍攝 體的胸部的動態(tài)的多個幀圖像， 該胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)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(tài) 相關(guān)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(jù)權(quán)利要求1所述的胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)，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(yīng)，并基于所述 相互對應(yīng)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(tài)相關(guān)的診斷輔 助信息。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)，其中， 該胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)是基于巡診的拍攝。
【文檔編號】G06T7/00GK104188676SQ201410373619
【公開日】2014年12月10日 申請日期:2012年5月21日 優(yōu)先權(quán)日:2011年5月24日
【發(fā)明者】島田哲雄, 村岡慎太郎, 野地翔 申請人:柯尼卡美能達醫(yī)療印刷器材株式會社