CN102793551B

CN102793551B - 胸部诊断辅助信息生成系统

Info

Publication number: CN102793551B
Application number: CN201210159593.7A
Authority: CN
Inventors: 岛田哲雄; 村冈慎太郎; 野地翔
Original assignee: Konica Minolta Medical and Graphic Inc
Current assignee: Konica Minolta Medical and Graphic Inc
Priority date: 2011-05-24
Filing date: 2012-05-21
Publication date: 2015-03-25
Anticipated expiration: 2032-05-21
Also published as: US20120300904A1; US9198628B2; CN104188676B; CN104188682B; CN104188676A; CN104188682A; CN102793551A; JP5672147B2; JP2012239796A

Abstract

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。

Description

胸部诊断辅助信息生成系统

技术领域

本发明涉及胸部诊断辅助信息生成系统。

背景技术

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。

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。

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。

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。

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。

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

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。

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。

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

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，

上述图像解析单元具有：

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

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息。

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，

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。

3.在技术方案2所述的发明中，

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。

在技术方案1～3中任意一项所述的发明中，

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，

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。

5.在技术方案4所述的发明中，

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。

6.在技术方案1～5中任意一项所述的发明中，

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。

7、在技术方案1～6中任意一项所述的发明中，

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

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，

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。

8、在技术方案1～7中任意一项所述的发明中，

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

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，

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。

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。

附图说明

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。

图2是放大表示图1的保持部15近边的图。

图3是示意性表示图1的保持部15的正面的图。

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。

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。

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。

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。

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。

图9是用于说明横隔膜的位置的计算方法的图。

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。

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。

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。

图12B是示出显示了解析COPD（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。

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。

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。

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。

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。

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。

图17是示意性地表示基于血流的肺血管扩张的图。

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。

图19是表示搏动信号波形的一个例子的图。

图20是表示反转后的搏动信号波形的一个例子的图。

图21是用于说明使搏动信号波形反转的理由的图。

图22是用于说明相互相关系数的计算方法的图。

图23是示出与血流相关的诊断辅助信息的显示例的图。

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。

图25是表示图24的FPD的功能构成例的图。

具体实施方式

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。

<第1实施方式>[胸部诊断辅助信息生成系统100的构成]

首先，对构成进行说明。

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。

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。

[拍摄装置1的构成]

拍摄装置1是对被拍摄体M（人体的胸部）照射放射线，进行被拍摄体M的动态拍摄或者静止图像拍摄的装置。

动态拍摄是指，对被拍摄体M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M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。

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M照射1次X射线等放射线来取得一枚静止图像。

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。

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M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M照射放射线（X射线）。

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。

放射线检测部13由与动态拍摄以及静止图像拍摄对应的FPD等构成。FPD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M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。

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M与放射线源11对置。

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。

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前、一系列动态拍摄后的任意时刻进行。

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。

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M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M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。

[拍摄用中央控制台2的构成]

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。

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。

控制部21由CPU（Central Processing Unit）、RAM（Random AccessMemory）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。

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。

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。

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。另外，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。

显示部24由LCD（Liquid Crystal Display：液晶显示器）、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。

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。

[诊断用中央控制台3的构成]

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。

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。

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。

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。

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。另外，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。

显示部34由LCD、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。

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。

[胸部诊断辅助信息生成系统100的动作]

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。

（拍摄装置1、拍摄用中央控制台2的动作）

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。

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。

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。

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）。

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。

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。

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。

这里，在对人体等被拍摄体M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。

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M的被辐射量变多的问题。还公开了一种为了降低被拍摄体M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。

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）。

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M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，使各帧图像的S/N比提高并实现了解析精度的提高。

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）。

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。

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。

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）。

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。

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。

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）。

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。

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FPD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。

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。

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FPD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。

另外，一般而言，由于将从FPD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。

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。

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OK）、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。

当通过操作部23的规定操作输入了表示拍摄OK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DICOM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。

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。

（诊断用中央控制台3的动作）

接下来，对诊断用中央控制台3中的动作进行说明。

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。

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。

以下，参照图5对图像解析处理的流程进行说明。

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）。

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。

图6示出呼吸信息生成处理的流程图。

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）。

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。

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。

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=t0～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。

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刻拍摄的图像。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A11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）。

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，2mm×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。

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。

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。

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0.2～1.0Hz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。

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。

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。

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）。

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。

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～n）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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

检测器尺寸40×30cm、检测器像素尺寸194μm，滤线器间距80line/cm、滤线器比12：1、管球～检测器间距离2m、帧数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0.24mGy，无滤线器的情况下为0.14mGy。

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。

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～n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）。

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。

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。

图12A～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。

图12A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12B是显示对COPD（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。

如图12A～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（2mm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。另外，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。

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0.9～1.2，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。

另一方面，对于COPD（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COPD。

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0.66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。

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COPD（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。

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M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0.9～1.2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。

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。

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、COPD（闭塞性肺疾病）、混合性肺疾病的识别。

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。

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。

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。

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th1～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N×M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。

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。

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。

图16表示血流信息生成处理的流程图。

这里，本实施方式中的血流解析如下，即：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。

如图18的（A）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信号。

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。

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）。

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。

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0.2～5mm，更优选为0.4～2mm。

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）。

可以使用以下的任意一个作为搏动信号波形。

（1）在心脏区域（或者大动脉区域）中规定ROI（关心区域），表示该ROI中的信号值的时间变化的波形

（2）使（1）的波形反转后的信号波形

（3）通过心电检测传感器取得的心电信号波形

（4）表示心壁的活动（位置的变化）的信号波形

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。

另外，虽然将心脏区域的ROI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。

如图19所示，可以通过针对利用操作部33指定的ROI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ROI中的信号值（代表值）的坐标空间上，标示各帧图像的ROI区域的信号值（代表值），以作成上述（1）的信号波形。

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。

图21的（A）是示意性示出设定在心脏区域中的ROI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ROI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ROI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。

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。

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。

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S205）。

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。

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。另外，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0.2～1.0Hz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。

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。

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ROI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。

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帧间隔移动（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）。

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。

[式1]

C = \frac{1}{J} Σ_{j = 1}^{J} \frac{{A (j) - m_{A}} {B (j) - m_{B}}}{σ_{A} σ_{B}}

m_{A} = \frac{1}{J} Σ_{j = 1}^{J} A (j),

m_{B} = \frac{1}{J} Σ_{j = 1}^{J} B (j)

σ_{A} = \sqrt{\frac{1}{J} Σ_{j = 1}^{J} {A (j) - m_{A}}^{2}}

σ_{B} = \sqrt{\frac{1}{J} Σ_{j = 1}^{J} {B (j) - m_{B}}^{2}}

C：相互关系系数

A（j）：包含在搏动信号波形中的所有信号J个中的第j个信号值

m_A:包含在搏动信号波形中的所有信号的平均信号值

σ_A：包含在搏动信号波形中的所有信号的标准偏差

B（j）：包含在小区域的输出信号波形的所有信号J个中的第j个信号值

m_B:包含在小区域的输出信号波形中的所有信号的平均信号值

σ_B：包含在小区域的输出信号波形中的所有信号的标准偏差

接下来，针对各小区域的每一个，基于相互相关系数最大时的偏移量（移位量），确定肺血管由于血流而扩张的时刻的帧图像的编号（步骤S208）。例如，对于如图22的（A）所示的1心跳周期约为8帧的搏动信号波形，在某小区域的输出信号波形为图22的（B）中以虚线表示的输出信号波形的情况下，使图22的（B）所示的输出信号波形向左移动5个时，相互相关系数成为最大。因此，将从在步骤S206中取得的、搏动信号波形中心脏最收缩的时刻的帧图像的编号8以及16向右移动5个后的13以及21确定为，在该小区域中肺血管由于血流而扩张的时刻的帧图像的编号。

并且，针对各小区域的每一个，对在步骤S208中确定的帧编号的帧图像的该小区域，例如分配红色以作为表示是肺血管由于血流而扩张的时刻的识别信息，对除此以外的帧图像的该小区域分配黑色（步骤S209），对各小区域分配了红色、黑色后的动态图像的帧图像被动画显示（依次显示）于显示部34（步骤S210）。

图23表示在步骤S210中被动画显示于显示部34的帧图像组的一个例子。在步骤S210中，从图23的左上的帧图像开始被依次显示于显示部34。

如图23所示，在步骤S210中，由于各小区域的肺血管因血流而扩张的时刻按照时间序列被以红色（在图23中为灰色）动画显示，所以即使不像以往那样使用造影剂，医生等观察者也能够识别出血流的影像。并且，能够诊断是血流正常、还是有血流堵塞的位置等。由于不是如与呼吸相关的解析那样，计算基于帧间差的特征量，所以如以往那样与呼吸的解析结果相比S/N比劣化的情况不会发生，能够提供分别与呼吸、血流各自对应的高精度的诊断辅助信息。

另外，作为着色显示方法，在各小区域中，可以不仅对肺血管因血流而最大扩张的时刻的帧实施着色，而是根据各帧的相互相关系数的值，显示着色的图像。例如，将对正的相互相关系数值高的帧（肺血管因血流而最大扩张的附近的帧）分配深红色（彩度大的红），对正的相互相关系数低的帧（肺血管因血流而多少扩张的帧）分配浅红色（彩度小的红），对负的相互相关系数（肺血管中不存在血流的帧）分配黑色后的动态图像的帧图像动画显示（依次显示）于显示部34。通过进行这样的显示，医生不仅能够识别出肺血管因血流而最大扩张的时刻，还能够识别血流在肺血管中更顺畅流动的影像。

在上述图像解析处理中，通过使用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互相关系数，能够高精度地提取血流信号，但也可以根据所需求的精度、处理速度，不使用相互相关系数，而将成为输出信号波形的极小值的时刻的信号作为表示血流的信号提取出。例如，还可以根据搏动信号波形求出心跳周期，在输出信号波形中仅将以心跳周期间隔表现的极小值作为表示血流的信号提取出。另外，除了可以将在血管扩张时刻着色的帧图像动画显示，还可以切换为并列显示。另外，虽然在上述中使用多个周期的搏动信号波形与输出信号波形计算相互相关系数，但还可以设置下述模式，即：对搏动信号波形的各1心跳周期，提取以极小值的时刻为中心的1～1.5心跳量的搏动信号波形，并对这些提取出的各搏动信号波形，与多个周期的情况同样地，将输出信号波形1帧接1帧地向左移动，另外也可以根据需要向右移动，来计算相互相关系数的模式。这样，通过将搏动信号波形按每1心跳来分割，虽然某1周期中存在心率不齐等噪声时，变得容易受到该影响，但能够针对各1心跳更准确地计算肺野内各小区域的血管扩张的时刻。另外，除此以外，作为表现相对心脏的搏动的肺野内各小区域的输出信号波形的相对延迟程度的图像，可以生成单纯地将多个周期的搏动信号波形与输出信号波形的相互相关系数与色（亮度、彩度、明度、色相等）建立对应地着色显示的图像，并将以1帧为单位移动输出信号波形而生成的图像动画显示或并列显示。由此，能够仅将在与搏动信号波形的类似性高的时刻被强调着色的图像以动画方式或并列显示。在该显示图像中，作为以搏动信号波形为基准的相对延迟，能够观察基于血流的肺血管扩张按时间序列在肺野内扩张的样子。另外，此时，还可以在各小区域中，根据与以1帧为单位地移动输出信号波形而计算出的多个移动量对应的相互相关系数，计算最大值、平均值等一个代表值，生成并显示针对计算出的代表值建立颜色对应并着色显示的图像。由此，作为肺野内的血流信息，能够以集中于1个图像的形式显示，以使得医生一眼就能够容易地把握与各小区域中的输出信号波形的搏动信号波形的类似程度。另外，在对该相互相关系数建立颜色对应而显示的情况下，相对于式1，不使用σ_B进行归一化（不逐渐）而计算相互相关系数，由此相互相关系数不只是单纯地与和搏动信号波形的类似性对应，还与输出信号波形的大小对应，其值成为变大的值。这样，通过不进行使用σ_B的归一化，在与搏动信号波形的类似性高的时刻、且输出信号波形的振幅大的小区域中，能够以动画的形式或并列显示被强调了着色的图像。通过还能够进行这样的显示，医生不仅能够单纯地通过与心脏的搏动对应的肺野内各小区域的血管扩张时刻，还包括各小区域中的血管扩张的程度，来判断患者的正常/异常，能够使诊断精度提高。

此外，为了进行高精度地解析，还可以是以有滤线器的方式进行拍摄、或者进行偏移修正处理、增益修正处理的构成。

<第2实施方式>

接下来，对本发明的第2实施方式进行说明。

在第2实施方式中，对移动困难的患者用的移动型胸部诊断辅助信息生成系统70应用本发明的情况进行说明。如图24所示，移动型胸部诊断辅助信息生成系统70是一种被每个巡诊车71带入病室Rc等，在FPD盒72插入例如躺在床B的被拍摄体H的身体与床B之间等的状态下，从可携带型的放射线源52P照射放射线来进行拍摄，以生成诊断辅助信息的系统。

如图24所示，移动型胸部诊断辅助信息生成系统70为：可携带型的放射线源52P、放射线发生装置57被安装于巡诊车71，并且通过设置于巡诊车71的接入点53，可移动型中央控制台C与FPD盒72可无线连接。

中央控制台C的基本构成与拍摄用中央控制台2、诊断用中央控制台3同样，是具有控制部、存储部、操作部、显示部、通信部的构成。在中央控制台C的存储部中存储有用于将从可搬型的放射线检测器、即FPD（Flat Panel Detector）72发送的图像数据作为定位确认用显示（静止图像显示或者动态显示）的程序、用于执行图5中说明的图像解析处理的程序。另外，中央控制台C具有用于利用通信电缆等与FPD盒72连接来进行数据通信的连接器。

虽然FPD盒72可被放射线技师等拍摄者携带，但由于FPD盒72比较重，若落下有可能损坏或产生故障，因此可以将其插入设置于巡诊车71的盒用的袋71a，与巡诊车71一起搬运。

FPD盒72为动态拍摄以及静止图像拍摄对应的FPD。如图25所示那样，该FPD盒72被构成为具有控制部721、检测部722、存储部723、连接器724、电池725、无线通信部726等，各部经由总线727连接。

控制部721由CPU、RAM等构成。控制部721的CPU读出存储在存储部723中的系统程序、处理程序等各种程序并在RAM中展开，按照展开后的程序，执行各种处理。

例如，当控制部721经由连接器724与中央控制台C连接时，移至动态拍摄模式，并变更为经由连接器724的外部电力供给以及有线通信的构成。这是由于与静止图像拍摄相比，在动态拍摄中数据转送容量、转送时间压倒性地增加，因此为了在1个帧图像的转送中不给其他帧图像的拍摄（读取）带来噪声，且为了使转送时间本身缩短，还为了防止一系列拍摄中途的电池耗尽而进行的。并且，控制部721执行动态拍摄模式处理。即、控制部721基于存储在存储部723中的动态拍摄用的图像读取条件来控制检测部722的开关部，来对积蓄在各检测元件中的电信号的读取进行开关控制，通过读取积蓄在检测部92中的电信号生成图像数据（帧图像）。接下来，将生成的帧图像的肺野区域分割成多个小区域，进行将各帧各小区域的输出信号值替换成该小区域的代表值（平均值、中间值、最频值等）的合并处理。并且，经由连接器724向中央控制台C依次发送合并处理后的帧图像的图像数据。

另一方面，在判断为未经由连接器724与中央控制台C连接的情况下，控制部721执行静止图像拍摄模式处理。即、使基于检测部722的放射线自动检测功能成为有效，基于存储在存储部723中的静止图像拍摄用的图像读取条件控制检测部722的开关部，对积蓄在各检测元件中的电信号的读取进行开关控制，并通过读取积蓄在检测部92中的电信号，生成图像数据（静止图像）。并且，经由无线通信部726向中央控制台C发送生成的帧图像的图像数据。

检测部722例如具有玻璃基板等，在基板上的规定位置上二维状地排列有多个检测元件，所述多个检测元件根据从放射线源52P照射、且至少透过被拍摄体的放射线的强度检测该放射线，并将检测到的放射线转换为电信号来积蓄。检测元件由光电二极管等半导体影像传感器构成。各检测元件与例如TFT（Thin Film Transistor）等的开关部连接，并利用开关部控制电信号的积蓄以及读出。

此外，构成生成的静止图像或者帧图像的各像素表示从检测部722的各检测元件输出的信号值（这里为浓度值）。

存储部723例如由半导体的非易失性存储器等构成。在存储部723中存储有用于控制检测部722的各种程序、动态拍摄用以及静止图像拍摄用的图像读取条件等。另外，在存储部723中暂时存储有从检测部722输出的图像数据。

连接器724与中央控制台C侧的连接器连接，进行与中央控制台C的数据收发。并且，连接器724将从中央控制台C供给的电力向各功能部供给。另外，连接器724还可是对电池725充电的构成。

电池725基于控制部721的控制向FPD盒72的各部供给电力。作为电池725，能够使用例如镍镉电池、镍氢电池、锂离子电池等可充电电池等。

无线通信部726经由接入点53与中央控制台C进行基于无线的数据通信。

在本实施方式中，对移动型胸部诊断辅助信息生成系统70中的接入点53分配与向其他接入点分配的任意识别信息（即SSID）不同的识别信息（SSID）。因此，移动型胸部诊断辅助信息生成系统70的接入点53仅将从设定了该接入点53的SSID的FPD盒72发送的图像数据等向中央控制台C发送，不从设定了其他SSID的FPD盒接收图像数据等。因此，能够可靠地防止在移动型胸部诊断辅助信息生成系统70与其他系统之间产生信号的混淆。

以下，对移动型胸部诊断辅助信息生成系统70中的动态拍摄时的动作进行说明。

在FPD盒72中，当连接器724与中央控制台C侧的连接器连接时，向动态拍摄模式进行切换，以进行动态拍摄。此时，为了降低患者的被辐射量以及为了防止妨碍定位，优选以无滤线器的方式进行拍摄。

对通过拍摄生成的帧图像的图像数据实施合并处理，各帧图像的肺野区域被分割成规定像素块尺寸的小区域，并经由连接器724被向中央控制台C发送。这里，关于基于巡诊的拍摄，由于将重病患者作为被拍摄体H来拍摄的情况较多，所以优选能够实时进行定位的确认。因此，例如，优选与在拍摄室中的拍摄时的合并尺寸（例如，2×2）相比大的4×4左右的尺寸。

在中央控制台C中，当从FPD盒72接收到帧图像的图像数据组时，接收的各图像数据被存储在存储部中，并且，各图像数据的像素被剔除，并依次在显示部显示以用于定位、动态周期的确认（预览用）。此外，将在中央控制台中连续接收的图像数据作为一个系列图像（1次动态拍摄组的图像）处理。在预定的时间中未接收到图像数据的情况下，判断为1组拍摄结束，进行与预先存储的拍摄预约信息的对应建立。

此外，还可以代替依次显示帧图像以作为预览用，而对各帧图像基于呼气期或者吸气期进行分类，分为呼气系列帧图像组与吸气系列帧图像组后显示在显示部。例如，能够当肺野的基准位置的信号值比之前拍摄的帧图像的同位置的信号值大时分类为吸气，而肺野的基准位置的信号值比之前拍摄的帧图像的同位置的信号值小时分类为呼气。这样，在进行未到呼吸1周期的拍摄的情况下，拍摄者能够容易识别出需要再次拍摄。另外，若第2枚的帧图像到达，则能够立即开始运算，所以不会花费太长处理时间。

在中央控制台C中，当从操作部输入了不需要再次拍摄的指示时，执行由操作部指定的种类（呼吸以及/或者血流）的图像解析处理，解析结果被显示于显示部。关于图像解析处理的具体的处理流程，由于与在上述第1实施方式中说明的流程相同，故引用该说明。此外，在不需要巡诊场所中的实时解析结果的情况下，可以向拍摄室的中央控制台（第1实施方式的诊断用中央控制台3）转送图像数据以进行图像解析处理。

根据第2实施方式中的移动型胸部诊断辅助信息生成系统70，即使在巡诊时，也能够通过1次动态拍摄，减少被辐射线量，并且高效地进行呼吸与血流的解析。

如以上说明的那样，根据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。另外，还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。

即、使用在1次动态拍摄中取得的一系列多个帧图像，利用针对呼吸计算基于帧间差值的特征量，针对血流提取基于输出信号波形的血流信号这样的不同的解析方法，生成诊断辅助信息。

因此，不需要分别对呼吸解析用与血流解析进行拍摄，能够不增加患者的被辐射线量，而分别针对呼吸与血流，提供高精度的诊断辅助信息。

另外，由于在显示与被拍摄体M的呼吸相关的诊断辅助信息、即呼吸功能的特征量时进行静止图像显示，而在显示与被拍摄体M的血流相关的诊断辅助信息、即各小区域的血流信号时进行动画显示，所以能够根据诊断辅助信息的内容，以医生容易识别的方式输出诊断所需要的信息。

另外，在生成与血流相关的诊断辅助信息时，针对进行了动态拍摄时的心脏的搏动信号波形，按各小区域的每一个，一边将输出信号波形以帧单位移动一边计算相互相关系数，将从根据心脏的搏动信号波形取得的心脏收缩的时刻开始移动了相互相关系数成为最大时的移动量的时刻确定为该小区域的肺血管因血流而扩张的时刻，对确定的时刻的帧图像的该小区域赋予表示是肺血管因血流而扩张的时刻的识别信息（这里为红色）。因此，即使在存在心率不齐等那样的情况下，也能够高精度地确定各小区域的肺血管因血流而扩张的时刻。

另外，相互相关系数的计算可以使用多个周期的搏动信号波形以及输出信号波形来进行，即使在某1周期中存在心率不齐等异常那样的情况，也能够取得计算稳定的相互相关系数的结果。

另外，在生成与被拍摄体的动态相关的诊断辅助信息的情况下，不进行偏移修正处理、增益修正处理、缺陷像素修正处理，因此能够大幅度地减少动态的诊断辅助信息的作成所花费的处理时间。

另外，在生成被拍摄体的动态涉及的诊断辅助信息的情况下，由于以无滤线器的方式进行拍摄，所以能够将向放射线检测部13的到达线量维持与以往大致等同的同时，减少被拍摄体M的被辐射线量。

即使在移动型胸部诊断辅助信息生成系统70中，也能够起到与上述的胸部诊断辅助信息生成系统相同的效果。

此外，上述第1以及第2实施方式的记述内容是本发明的一个优选例子，并不局限于此。

另外，关于构成胸部诊断辅助信息生成系统100、移动型胸部诊断辅助信息生成系统70的各装置的细节构成以及细节动作，也能够在不脱离本发明的主旨的范围内进行适当的变更。

Claims

1.一种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具有：

拍摄单元，其使用放射线源和放射线检测器来进行被拍摄体的呼吸状态的胸部的拍摄，上述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上述放射线源照射并透过上述被拍摄体的放射线，生成上述被拍摄体的图像数据；

图像解析单元，其基于由上述拍摄单元取得的图像数据，来生成与上述被拍摄体的胸部相关的诊断辅助信息；和

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，

上述拍摄单元被构成为：能够从上述放射线源连续照射放射线来取得表示上述被拍摄体的胸部的动态的多个帧图像，

上述图像解析单元具有：

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所输出的信号值进行表示的像素或者像素块相互建立对应，并基于在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来生成与上述被拍摄体的呼吸相关的诊断辅助信息；和

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所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，并基于该生成的输出信号波形来生成与上述被拍摄体的血流相关的诊断辅助信息。

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，

上述呼吸信息生成单元从上述多个帧图像的每个帧图像中提取肺野区域，按上述提取出的肺野区域的每个像素或者每个像素块，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生成为与上述被拍摄体的呼吸相关的诊断辅助信息，

上述血流信息生成单元从上述多个帧图像的每个帧图像中提取肺野区域，按上述提取出的肺野区域的上述每个像素或者每个像素块，解析上述生成的输出信号波形来确定该像素或者像素块的肺血管因血流而扩张了的时刻的帧图像，并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了的时刻的识别信息，由此生成与上述被拍摄体的血流相关的诊断辅助信息。

3.根据权利要求2所述的胸部诊断辅助信息生成系统，其中，

4.根据权利要求1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具有搏动信号波形取得单元，该搏动信号波形取得单元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搏动的搏动信号波形，

上述血流信息生成单元针对每个像素或者每个像素块，生成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，并将与每个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，由此生成该像素或者像素块的输出信号波形，针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错开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了的时刻的帧图像。

5.根据权利要求4所述的胸部诊断辅助信息生成系统，其中，

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所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。

6.根据权利要求1所述的胸部诊断辅助信息生成系统，其中，

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来取得与上述血流相关的信息。

7.根据权利要求1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

控制单元，其进行是否由上述修正单元对由上述拍摄单元取得的图像数据实施修正的控制，

8.根据权利要求1～7中任意一项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