CN103079466A - 胸部诊断辅助系统以及程序 - Google Patents

Abstract

能够向医师提供容易地把握与肺野的换气有关的症状，且进行有效诊断的信息。尤其提供即便是利用听诊器的实务经验少的医师，也能够进行准确诊断的诊断信息。根据本发明的胸部诊断辅助系统（100）的诊断用控制台（3），控制部（31）从拍摄胸部的动态而得到的多个帧图像分别提取肺野区域，将提取出的肺野区域分割成多个小区域，在多个帧图像间使各小区域对应。接着，按多个帧图像的对应的每个小区域进行解析，计算出每个小区域的吸气的特征量以及呼气的特征量，并计算出所算出的吸气的特征量与呼气的特征量的比值，制作该计算出的比值的直方图。而且，使制成的直方图显示于显示部（34）。

Description

胸部诊断辅助系统以及程序

技术领域

本发明涉及胸部诊断辅助系统以及程序。

背景技术

对于以往的使用了胶片/屏幕、辉尽性荧光体板的基于射线对胸部的静态图像拍摄以及诊断，利用FPD（flat panel detector）等半导体影像传感器来拍摄胸部的动态图像，进行应用于诊断的尝试。具体而言，利用半导体影像传感器的图像数据的读取、删除的响应性的快速性，与半导体影像传感器的读取、删除的定时相配合，从放射源连续照射脉冲状的射线，在1秒钟进行多次拍摄，来拍摄胸部的动态。通过依次显示通过拍摄而获取的一系列多张图像，医师能够观察伴随呼吸运动、心脏的跳动等的胸部的一系列动作。

还提出了用于从胸部的动态图像提取对诊断有用的信息的各种技术。例如，专利文献1中记载了下述技术：生成在构成动态图像的多个帧图像间表示像素值之差的差量图像，根据生成的差量图像求出各像素值的最大值（平均值、中间值等）并进行显示。

专利文献1：日本特开2004－312434号公报

然而，若如专利文献1所记载那样，仅计算帧间差量值的最大值（平均值、中间值等）并进行显示，则熟练的呼吸器官专科医生以外的医师难以把握症状（病例名）。

发明内容

本发明的课题在于，能够容易地把握与肺野的换气有关的症状，向医师提供对诊断有效的信息。尤其是即便对利用听诊器的实务经验较少的医师，也能够提供可进行准确诊断的诊断信息。

为了解决上述课题，根据本发明的第1方式，胸部诊断辅助系统具备：拍摄单元，其对包括至少1个周期的呼吸周期的胸部的动态进行拍摄，生成连续的多个帧图像；提取单元，其从由上述拍摄单元生成的多个帧图像分别提取肺野区域；区域分割单元，其将由上述提取单元提取出的肺野区域分割成多个小区域，在上述多个帧图像间使小区域对应；解析单元，其按在上述多个帧图像间对应的每个小区域进行解析，计算出上述每个小区域的吸气的特征量以及呼气的特征量，并计算出上述计算出的吸气的特征量与呼气的特征量的比值，制作该计算出的比值的直方图；和显示单元，显示由上述解析单元制成的直方图。

优选上述吸气的特征量是通过在与吸气期相当的帧图像组的时间上邻接的帧图像间获取像素信号值的差量而得到的帧间差量值的绝对值的最大值，上述呼气的特征量是通过在与呼气期相当的帧图像组的时间上邻接的帧图像间获取像素信号值的差量而得到的帧间差量值的绝对值的最大值。

或者，优选上述吸气的特征量是与呼吸1个周期中的吸气期相当的帧图像的数，上述呼气的特征量是与上述呼吸1个周期中的呼气期相当的帧图像的数。

或者，优选上述吸气的特征量是与呼吸1个周期对应的多个帧图像中的像素信号值的最大值，上述呼气的特征量是与上述呼吸1个周期对应的多个帧图像中的像素信号值的最小值。

优选上述区域分割单元将上述多个帧图像中的一个帧图像的肺野区域分割成多个小区域，将其他帧图像的肺野区域分割成与上述一个帧图像的各小区域相同的像素位置的小区域，并使上述多个帧图像间的上述相同的像素位置的各小区域相互对应。

优选上述区域分割单元将上述多个帧图像中的一个帧图像的肺野区域分割成多个小区域，在其他帧图像中分别提取与上述一个帧图像中的各小区域匹配程度高的区域，将上述其他帧图像的肺野区域分割成上述提取出的各区域，并使上述多个帧图像间的上述匹配程度高的各小区域相互对应。

优选上述拍摄单元不使用滤线栅地进行动态拍摄。

根据本发明的第2方式，程序使计算机作为以下单元发挥功能：提取单元，其从对包含至少1个周期的呼吸周期的胸部的动态进行表示的多个帧图像分别提取出肺野区域；区域分割单元，其将由上述提取单元提取出的肺野区域分割成多个小区域，在上述多个帧图像间使小区域对应；解析单元，其按在上述多个帧图像间对应的每个小区域进行解析，计算出上述每个小区域的吸气的特征量以及呼气的特征量，并计算出上述计算出的吸气的特征量与呼气的特征量的比值，制作该计算出的比值的直方图；和显示单元，显示由上述解析单元制成的直方图。

根据本发明，由于提供能够视觉确认与肺野的换气有关的解析结果（症状信息），所以可不依赖于医师的经验程度地把握症状，能够基于病变部的早期发现来早期治疗。

附图说明

图1是表示本发明的第1实施方式中的胸部诊断辅助系统的整体构成的图。

图2是表示由图1的拍摄用控制台的控制部执行的拍摄控制处理的流程图。

图3是由图1的诊断用控制台的控制部执行的图像解析处理的流程图。

图4是表示在一个呼吸周期（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。

图5是表示在安静呼气位和安静吸气位描绘了肺野的同一部分的区域的位置变化的图。

图6是用于对横隔膜的位置的计算方法进行说明的图。

图7是表示在最大呼气位和最大吸气位描绘了肺野的同一部分的区域的位置变化的图。

图8A是表示对在第1实施方式中解析了正常人的肺野的动态图像的解析结果进行显示的显示画面的一个例子的图。

图8B是表示对在第1实施方式中解析了COPD（阻塞性疾病）的肺野的动态图像的解析结果进行显示的显示画面的一个例子的图。

图8C是表示对在第1实施方式中解析了混合性疾病的肺野的动态图像的解析结果进行显示的显示画面的一个例子的图。

图9是表示本发明的第2实施方式中的射线拍摄系统的整体构成的图。

图10是将图9的保持部45的附近放大表示的图。

图11是示意性地表示图9的保持部45的正面的图。

图12A是表示由图9的拍摄用控制台的控制部执行的拍摄控制处理的流程图。

图12B是表示由图9的拍摄用控制台的控制部执行的拍摄控制处理的流程图。

图13是对以有滤线栅（grid）和无滤线栅地拍摄了某个正常的肺野而得的动态图像的动态解析结果的比较进行表示的图。

图14A是对在第2实施方式中解析了正常人的肺野的动态图像的解析结果进行表示的显示画面的一个例子的图。

图14B是对在第2实施方式中解析了COPD（阻塞性疾病）的肺野的动态图像的解析结果进行表示的显示画面的一个例子的图。

图14C是对在第2实施方式中解析了混合性疾病的肺野的动态图像的解析结果进行表示的显示画面的一个例子的图。

图15是对表示“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势的指标值的显示例进行表示的图。

图16是对表示“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势的指标值的其他显示例进行表示的图。

图17是对表示“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进行表示的图。

具体实施方式

〈第1实施方式〉

以下，参照附图，对本发明的第1实施方式进行详细说明。但发明的范围并不局限于图示例。

﹝胸部诊断辅助系统100的构成﹞

首先，对于构成进行说明。

图1表示了本实施方式中的胸部诊断辅助系统100的整体构成。

如图1所示，胸部诊断辅助系统100构成为，拍摄装置1和拍摄用控制台（console）2通过通信线缆等连接，拍摄用控制台2和诊断用控制台3经由LAN（Local Area Network：局域网）等通信网络NT连接。构成胸部诊断辅助系统100的各装置遵照DICOM（Digital Image andCommunications in Medicine：医学数字图像与通信标准）标准，各装置间的通信根据DICOM进行。

﹝拍摄装置1的构成﹞

拍摄装置1例如是对伴随呼吸运动的肺的膨胀以及收缩的形态变化、心脏的跳动等具有周期性（周期）的胸部的动态进行拍摄的装置。通过对人体的胸部连续照射X射线等射线，获取（即连续拍摄）多个图像来进行动态拍摄。将通过该连续拍摄而得到的一系列图像称作动态图像。另外，将构成动态图像的多个图像的每一个称作帧图像。

如图1所示，拍摄装置1构成为具备射线源11、射线照射控制装置12、射线检测部13、读取控制装置14等。

射线源11隔着被摄体M被配置在与射线检测部13对置的位置，按照射线照射控制装置12的控制，向被摄体M照射射线（X射线）。

射线照射控制装置12与拍摄用控制台2连接，基于从拍摄用控制台2输入的射线照射条件来控制射线源11，进行射线拍摄。从拍摄用控制台2输入的射线照射条件例如是连续照射时的脉冲频率、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。脉冲频率是每1秒的射线照射次数，与后述的帧频率一致。脉冲宽度是每照射一次射线的射线照射时间。脉冲间隔是在连续拍摄中从一次射线照射开始至下一次射线照射开始的时间，与后述的帧间隔一致。

射线检测部13由FPD等半导体影像传感器构成。FPD例如具有玻璃基板等，在基板上的规定位置以矩阵状排列有多个像素，该像素对从射线源11照射并至少透过了被摄体M的射线根据其强度进行检测，将检测出的射线转换为电信号并进行蓄积。各像素例如由TFT（Thin Film Transistor）等开关部构成。

读取控制装置14与拍摄用控制台2连接。读取控制装置14基于从拍摄用控制台2输入的图像读取条件来控制射线检测部13的各像素的开关部，对蓄积于该各像素的电信号的读取进行开关控制，通过读取蓄积于射线检测部13的电信号，来获取图像数据。该图像数据是帧图像。而且，读取控制装置14将获取到的帧图像输出给拍摄用控制台2。图像读取条件例如是帧频率、帧间隔、像素尺寸、图像尺寸（矩阵尺寸）等。帧频率是每1秒获取的帧图像数，与脉冲频率一致。帧间隔是在连续拍摄中从一次帧图像的获取动作开始至下一次帧图像的获取动作开始的时间，与脉冲间隔一致。

这里，射线照射控制装置12和读取控制装置14相互连接，相互交换同步信号，使射线照射动作和图像的读取动作同步。此外，在获取为了计算在后述的偏移（offset）修正中使用的偏移修正系数的多个暗图像的校准时，不与射线照射动作同步，以不照射射线的状态进行复位～蓄积～数据读取～复位的一系列图像读取动作，但也可以在一系列动态拍摄前、一系列动态拍摄后的任意定时进行。

〔拍摄用控制台2的构成〕

拍摄用控制台2将射线照射条件、图像读取条件输出给拍摄装置1，控制拍摄装置1进行的射线拍摄以及射线图像的读取动作，并且显示由拍摄装置1获取的动态图像，用于确认是否是适用于拍摄技师进行定位确认、诊断的图像。

如图1所示，拍摄用控制台2构成为具备控制部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：中央处理单元）、RAM（Random Access Memory：随机存储器）等构成。控制部21的CPU根据操作部23的操作，读出存储于存储部22的系统程序、各种处理程序，并在RAM内展开，根据展开的程序来执行以后述的拍摄控制处理为代表的各种处理，对拍摄用控制台2各部的动作、拍摄装置1的射线照射动作以及读取动作进行集中控制。

存储部22由非易失性半导体存储器、硬盘等构成。存储部22对由控制部21执行的各种程序、利用程序执行处理所需要的参数、或处理结果等数据进行存储。例如，存储部22对用于执行图2所示的拍摄控制处理的拍摄控制处理程序进行存储。另外，存储部22将射线照射条件以及图像读取条件与检查对象部位对应地存储。以能够读取的程序代码的形式来储存各种程序，控制部21依次执行依据该程序代码的动作。

操作部23构成为具备：具有光标键、数字输入键以及各种功能键等的键盘；和鼠标等指示器，将通过针对键盘的键操作、鼠标操作而输入的指示信号输出给控制部21。另外，操作部23也可以在显示部24的显示画面具备触摸面板，该情况下，将经由触摸面板输入的指示信号输出给控制部21。

显示部24由LCD（Liquid Crystal Display：液晶显示器）、或CRT（Cathode Ray Tube：阴极射线管）等显示器构成，根据从控制部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具备LAN适配器、调制解调器、TA（Terminal Adapter：终端适配器）等，控制与通信网络NT连接的各装置之间的数据收发。

〔诊断用控制台3的构成〕

诊断用控制台3是用于从拍摄用控制台2获取动态图像，并显示获取的动态图像、后述的直方图等诊断辅助信息，使医师进行读片诊断的动态图像处理装置。

如图1所示，诊断用控制台3构成为具备控制部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根据操作部33的操作，读出存储于存储部32的系统程序、各种处理程序并在RAM内展开，根据展开的程序，执行以后述的图像解析处理为代表的各种处理，对诊断用控制台3各部的动作进行集中控制。控制部31通过执行后述的图像解析处理，来实现作为提取单元、区域分割单元、解析单元的功能。

存储部32由非易失性半导体存储器、硬盘等构成。存储部32对以由控制部31执行图像解析处理用的图像解析处理程序为代表的各种程序、利用程序执行处理所需的参数、或处理结果等数据进行存储。以能够读取的程序代码的形式来储存这些各种程序，控制部31依次执行依据该程序代码的动作。

操作部33构成为具备：具有光标键、数字输入键以及各种功能键等的键盘；和鼠标等指示器，将通过针对键盘的键操作、鼠标操作而输入的指示信号输出给控制部31。另外，操作部33也可以在显示部34的显示画面具备触摸面板，该情况下，将经由触摸面板输入的指示信号输出给控制部31。

显示部34由LCD或CRT等显示器构成，根据从控制部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具备LAN适配器、调制解调器、TA等，控制与通信网络NT连接的各装置之间的数据收发。

〔胸部诊断辅助系统100的动作〕

接下来，对上述胸部诊断辅助系统100的动作进行说明。

（拍摄装置1、拍摄用控制台2的动作）

首先，对拍摄装置1、拍摄用控制台2执行的拍摄动作进行说明。

图2表示了在拍摄用控制台2的控制部21中执行的拍摄控制处理。通过控制部21与存储部22中存储的拍摄控制处理程序的配合来执行拍摄控制处理。

首先，由拍摄技师操作拍摄用控制台2的操作部23，进行拍摄对象（被摄体M）的患者信息（患者的姓名、身高、体重、年龄、性别等）的输入（步骤S1）。

接下来，从存储部22读出射线照射条件，设定给射线照射控制装置12，并且从存储部22读出图像读取条件，设定给读取控制装置14（步骤S2）。

接下来，等待基于操作部23的操作发出的射线照射的指示（步骤S3）。这里，拍摄实施者在拍摄装置1上进行被摄体M的定位等拍摄准备，并且为了拍摄安静呼吸的动态，指示受检者（被摄体M）放松，促使安静呼吸。在拍摄准备完成的时刻，对操作部23进行操作来输入射线照射指示。

若通过操作部23输入了射线照射指示（步骤S3：“是”），则向射线照射控制装置12以及读取控制装置14输出拍摄开始指示，开始动态拍摄（步骤S4）。即，以对射线照射控制装置12设定的脉冲间隔，利用射线源11照射射线，通过射线检测部13获取帧图像。若完成预先决定的帧数的拍摄，则通过控制部21向射线照射控制装置12以及读取控制装置14输出拍摄结束的指示，停止拍摄动作。拍摄的帧数是能够拍摄至少1个呼吸周期的张数。

将通过拍摄而获取的帧图像依次输入给拍摄用控制台2，针对各帧图像进行修正处理（步骤S5）。在步骤S5的修正处理中，进行偏移修正处理、增益修正处理、缺陷像素修正处理这3种修正处理。首先，对获取的各帧图像进行偏移修正处理，去除因在获取的各帧图像中重叠的暗电流引起的偏移值。在偏移修正处理中，例如进行从获取的各帧图像的各像素值（浓度值。以下称为信号值）减去预先存储的偏移修正系数的处理。这里，偏移修正系数是使预先在射线非照射时获取的多个帧图像平均化后的图像。接下来，进行增益修正处理，去除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所引起的每个像素的偏差。在增益修正处理中，例如进行对偏移修正后的各帧图像乘以预先存储的增益修正系数的处理。这里，增益修正系数是根据使均匀地向射线检测部13照射了射线时获取的多个偏移修正完毕的帧图像平均化的图像、与以此时的射线照射条件可期待的输出信号值的关系，按照修正后的各像素的信号值相同的方式预先进行计算并存储的系数。接下来，进行缺陷像素修正处理，去除与周围的像素相比感度为非线性的像素、无感度的脱落像素。在缺陷像素修正处理中，例如进行根据预先存储的缺陷像素位置信息图，在登记于缺陷像素位置信息图的各缺陷像素中，将缺陷像素的信号值以其附近的不是缺陷像素的信号值的平均值加以置换的处理。这里，缺陷像素位置信息图是从对射线检测部13均匀地照射了射线时获取的偏移修正、增益修正完毕的帧图像预先识别多个缺陷像素，并登记了该缺陷像素的位置的图。根据像素叠加（binning）、动态范围等收集模式，预先分别对上述偏移修正系数、增益修正系数以及缺陷像素位置信息图的最佳值进行存储，读出在各个收集模式中对应的最佳值。

接下来，将修正处理后的各帧图像和表示拍摄顺序的编号对应地存储于存储部22（步骤S6），并显示于显示部24（步骤S7）。这里，也可以在存储各帧图像之前，进行将各帧图像的各像素的信号值从反对数转换为对数的对数变换处理，然后进行存储。拍摄技师根据所显示的动态图像来确认定位等，对是通过拍摄获取了适于诊断的图像（拍摄OK），还是需要重新拍摄（拍摄NG）进行判断。而且，对操作部23进行操作来输入判断结果。此外，也可以在拍摄全部结束后集中输入通过拍摄而获取的各帧图像。

若通过操作部23的规定的操作输入了表示拍摄OK的判断结果（步骤S8：“是”），则在通过动态拍摄而获取的一系列帧图像上分别附带用于识别动态图像的识别ID、患者信息、检查对象部位、射线照射条件、图像读取条件、表示拍摄顺序的编号、拍摄时间等信息（例如以DICOM形式写入到图像数据的书眉（head）区域），并经由通信部25发送给诊断用控制台3（步骤S9）。然后，结束本处理。另一方面，若通过操作部23的规定的操作输入了表示拍摄NG的判断结果（步骤S8：“否”），则删除存储部22中存储的一系列帧图像（步骤S10），结束本处理。其中，在该情况下执行重新拍摄。

（诊断用控制台3的动作）

接下来，对诊断用控制台3中的动作进行说明。

在诊断用控制台3中，若经由通信部35从拍摄用控制台2接收到动态图像的一系列帧图像，则通过控制部31和存储于存储部32的图像解析处理程序的配合，来执行图3所示的图像解析处理。

以下，参照图3对图像解析处理的流程进行说明。

首先，从各帧图像提取肺野区域（步骤S21）。

肺野区域的提取方法可以是任意的方法。例如，通过辨别分析从一系列帧图像中的任意帧图像（这里设为拍摄顺序第一（最初）的帧图像）的各像素的信号值（浓度值）的直方图求出阈值，将比该阈值高的信号的区域作为肺野区域候补进行一次提取。接下来，若在进行了一次提取的肺野区域候补的边界附近进行边缘检测，沿边界提取在边界附近的小区域中边缘最大的点，则能够提取肺野区域的边界。

接下来，将各帧图像的肺野区域分割成多个小区域，各帧图像的小区域相互对应（步骤S22）。将各小区域的像素的位置存储于控制部31的RAM。

这里，呼吸周期由呼气期和吸气期构成。图4是表示在一个呼吸周期（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4所示，对呼气期而言，横隔膜上升而从肺排出空气，肺野的区域变小。在最大呼气位，成为横隔膜的位置最高的状态。对吸气期而言，横隔膜下降而向肺摄入空气，如图4所示，胸廓中的肺野的区域变大。在最大吸气位，成为横隔膜的位置最低的状态。即，由于肺野区域的同一部分的位置根据呼吸运动而随时间变化，所以在各帧图像间，表示肺野的同一部分（特别是下部区域（横隔膜附近））的像素位置会偏移。

但在安静呼吸时拍摄得到的图像中，上述的位置偏移小，不会产生后述的解析结果失常程度的位置偏移。图5的图像D1是安静呼气位（在安静呼吸时横隔膜的位置最高的定时）的帧图像。图5的图像D2是安静吸气位（在安静呼吸时横隔膜的位置最低的定时）的帧图像。即，图5的图像D1和D2是在呼吸的1个周期中以形状之差最大的定时拍摄到的图像。但可知在图5的图像D1、D2间，即便在位置偏移最大的肺野区域的下部区域，位置偏移也很小（图像D2的A11表示与图像D1的A1相同的像素位置，图像D2的A2表示描绘了肺野中的与图像D1的A1同一部分的区域）。

鉴于此，作为步骤S22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5）。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（从射线检测部13的相同的拍摄元件输出的信号值的区域）。接下来，使各帧图像间的相同的像素位置的各小区域相互对应。在该处理中，能够高速地进行帧图像的小区域的分割以及对应。

作为基准图像，优选设为安静呼气位的帧图像。这是因为在安静呼气位中，由于安静呼吸时横隔膜的位置最高、即肺野区域的面积最小，所以在使基准图像的小区域与其他帧图像对应时，小区域不会与其他帧图像的肺野外的区域对应。

通过从一系列帧图像中提取横隔膜的位置处于最高位置的图像，能够获取安静呼气位的图像。对横隔膜的位置而言，例如将图6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6中用虚线表示）的垂直方向的平均位置，从肺野区域R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，将求出的位置确定为横隔膜的基准位置B1。

此外，在拍摄到的动态图像为深呼吸时的图像时，如图7所示，表示肺野的同一部分的像素位置大幅偏移。这里，图7的图像D3是深呼吸时的最大呼气位的帧图像，图7的图像D4是深呼吸时的最大吸气位的帧图像（图像D4的A31表示与图像D3的A3相同的像素位置，图像D4的A4表示描绘了肺野中的与图像D3的A3同一部分的区域）。因此，若与安静呼吸时同样，将各帧图像中的与基准图像的各小区域相同的像素位置的区域设为与其小区域对应的区域，则后述的解析结果不能用于诊断。鉴于此，在这样的情况下，进行提取各帧图像间的对应点的对应点提取处理（局部匹配处理）以及非线性形变变换处理（形变（warping）处理），在各帧图像间使描绘了肺野区域的同一部分的区域对应。另外，当安静呼吸时，在不太重视处理速度而想进一步提高解析精度的情况下，也可以进行这些处理。

在局部匹配处理中，首先将从拍摄顺序为第1（最初）的帧图像中提取出的肺野区域分割成例如由2mm见方的矩形构成的小区域。

接下来，将拍摄顺序为第1的帧图像设为P1，将与其邻接的帧图像（拍摄顺序邻接的帧图像（即在时间上邻接的帧图像。以下相同））设为P2，对P2设定P1的各小区域的探索区域。这里，将P2的探索区域被设定为若将P1中的各小区域的中心点的坐标设为（x，y），则P2的探索区域具有相同的中心点（x，y），且与P1的小区域相比纵横的宽度变大（例如1.5倍）。而且，通过按P1的各区域，求出在P2的探索范围内匹配程度最高的区域，来计算出相对于P1的各小区域的P2上的对应位置。作为匹配程度，将最小二乘法、互相关系数用作指标。而且，在P1的各小区域的对应位置分割P2的肺野区域。

接下来，将P2重新视为P1，将拍摄顺序为P2的下一个帧图像重新视为P2，计算出P1的各小区域中的P2的对应位置。通过反复进行以上的处理，求出各帧图像的各小区域与邻接的帧图像的哪个位置对应。将求出的处理结果存储于控制部31的RAM。

接下来，进行形变处理。具体而言，将拍摄顺序为第1的帧图像设为P1，将拍摄顺序与其邻接的（在时间上邻接）帧图像设为P2，基于在上述局部匹配处理中计算出的邻接的帧图像间的各小区域的对应位置，按各小区域计算出从P1到P2的移位向量。接下来，利用多项式对计算出的移位向量进行拟合（fitting），使用该多项式计算出各小区域中的各像素的移位向量。而且，基于计算出的各像素的移位向量进行形变处理，使P2的各小区域内的各像素的位置移动到P1的帧图像的对应的像素的位置。接下来，将进行了形变处理的P2重新视为P1，将拍摄顺序为P2的下一个帧图像视为新的P2，进行上述处理。通过从拍摄顺序较早的邻接帧图像间依次反复以上的处理，能够使所有帧图像的各小区域的位置与拍摄顺序为1的帧图像（该处理中的基准图像）大致一致。将各帧图像间的小区域的位置的对应关系存储于控制部31的RAM。

接下来，按一系列帧图像的在步骤S22中对应的各小区域进行解析，分别计算出吸气的特征量以及呼气的特征量（步骤S23）。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各自的各小区域的帧间差量值（微分值）的代表值（绝对值的最大值）。帧间差量值是表示该帧图像被拍摄的定时下的信号变化量的值。若通过呼吸来进行吸气或呼气，则肺的密度根据气息的流动而变化，由此X射线透过量（即，像素的输出信号值）变化。因而，能够将信号变化量视为表示该定时下的气流速度的值。此外，作为代表值，不限于绝对值的最大值，也可以是中央值、平均值、众数。

具体而言，首先计算出各帧图像的各小区域内的像素的信号值（平均信号值）。接下来，进行在拍摄顺序邻接的帧图像间计算出各小区域的信号值的差量的帧间差量处理。这里，按各小区域，针对帧编号N和N＋1（N为1、2、3…）的帧图像计算出N＋1－N的差量值。而且，获取呼气期的帧间差量值的最大值（绝对值的最大值）作为呼气的特征量，获取吸气期的帧间差量值的最大值（绝对值的最大值）作为吸气的特征量。帧间差量值的最大值（绝对值的最大值）与最大微分值相当。这里，各小区域内的帧间差量值的符号为正的期间是吸气期，符号为负的期间是呼气期。

接下来，计算出各小区域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S24）。这里，计算出“吸气期的帧间差量值的最大值/呼气期的帧间差量值的最大值”。

接下来，制作计算出的各小区域的“吸气的特征量/呼气的特征量”的值的直方图，并且计算出表示肺野整体中的“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S25）。优选通过除以肺野内的所有小区域的数来对直方图的纵轴的计数个数进行标准化。

接下来，基于预先存储于存储部32的“吸气的特征量/呼气的特征量”的值和显示时的参数值的变换表，将针对各小区域求出的“吸气的特征量/呼气的特征量”的值变换为显示用参数值，利用变换后的参数值制作对基准图像（例如安静呼气位的帧图像）的各小区域进行显示的图像（步骤S26）。变换表例如是使对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进行规定的阈值（各类型的阈值）和色相、明度、亮度、透明度的任意一个一一对应的表。这里，为了提高针对特征量的大小的辨别力，作为显示时的参数值的变换表，优选使各类型的阈值和色相对应。

此时，例如使几个（例如5～6个）色相与上述各类型的阈值对应，并且，通过对其之间的特征量的值分配中间的色相（使色调渐增或渐减），能够实现辨别力高的显示。

也可以使基于显示用参数值而进行了着色的图像覆盖（overlay）显示于基准图像的帧图像。

然后，在显示部34并列显示制成的直方图以及制成的静态图像等（步骤S27），并结束图像解析处理。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变换表，根据与基准图像的肺野区域的各小区域相同的基准来着色显示直方图的区域。

图8A～图8C表示了在步骤S27中显示于显示部34的显示画面的例子。

图8A是对解析了正常人的肺野的动态图像而得到的解析结果进行显示的显示画面。图8B是对解析了COPD（阻塞性疾病）的肺野的动态图像而得到的解析结果进行显示的显示画面。图8C是对解析了混合性疾病的肺野的动态图像而得到的解析结果进行显示的显示画面。

如图8A～图8C所示，在步骤S27中显示了从一半尺寸的帧图像提取出的肺野区域内的各小区域（2mm见方的矩形尺寸）的“吸气的特征量/呼气的特征量”的值的直方图34a、一览显示了各小区域的“吸气的特征量/呼气的特征量”的静态图像34b、对在直方图34a以及静态图像34b中显示的色相与“吸气的特征量/呼气的特征量”的值之间的关系进行表示的显示34c、和对肺野整体的“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势进行表示的指标值34d。能够把握“吸气的特征量/呼气的特征量”的分布的特征。另外，如图8A～图8C所示，在直方图34a中，根据“吸气的特征量/呼气的特征量”的值的大小，以5种色相区分颜色显示了横轴的区域。由此，医师看一眼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”的静态图像34b中，由于根据“吸气的特征量/呼气的特征量”的值，以与直方图的区分颜色相同的基准区分颜色显示了各小区域，所以医师能够容易地把握肺野内的局部异常位置（阻塞性部分、束缚性部分）。并且，作为表示肺野整体的“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势的指标值34d，通过计算出其平均值以及标准偏差并在画面上一并显示，能够将肺野整体的“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势作为数值提供给医师。

这里，已知当将呼气期的帧间差量值的最大值（绝对值）设为呼气的特征量，将吸气期的帧间差量值的最大值（绝对值）设为吸气的特征量时，在正常人的肺野中，肺野整体的“吸气的特征量/呼气的特征量”的平均值是0.9～1.2，标准偏差是0.10～0.22左右。因此，当在步骤S27中显示了图8A所示的显示画面时，医师能够容易地把握所拍摄的肺野正常。

另一方面，已知在COPD（阻塞性疾病）的肺野中，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（比正常人大），标准偏差也不在0.10～0.22内（比正常人大）。因此，当在步骤S27中显示了图8B所示的显示画面时，医师能够容易地把握所拍摄的肺野是COPD。

另一方面，已知在混合性肺病的肺野中，肺野整体的“吸气的特征量/呼气的特征量”的值为0.66以下的数据数以及为1.5以上的数据数都增加。因此，当在步骤S27中显示了图8C所示的显示画面时，医师能够容易把握地所拍摄的肺野是混合性疾病。

这样，在胸部诊断辅助系统100中，能够向医师提供可确定COPD（阻塞性肺病）、混合性肺病等症状的有用的诊断信息。

作为呼气的特征量以及吸气的特征量，也可以使用上述例子以外的其他特征量。

例如，也可以将呼气的特征量设为与呼吸1个周期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个周期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，吸气时间和呼气时间的长度应该几乎相同，或呼气时间稍长。因此，若观察“与呼气期相当的帧图像数/与吸气期相当的帧图像数”的值，则医师能够把握是否有肺病的嫌疑。尤其可知“呼气期的帧图像数/吸气期的帧图像数”＞1.5的区域是难以通过呼气进行换气，将摄入的空气排出变慢的阻塞性部分。其中，由于“吸气期的帧间差量值的最大值/呼气期的帧间差量值的最大值≈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，所以医师能够根据与将呼气的特征量设为呼气期的帧间差量值的最大值，将吸气的特征量设为吸气期的帧间差量值的最大值时相同的判断基准，进行正常、COPD（阻塞性肺病）、混合性肺病的辨别。

另外，也可以在1个呼吸周期量的各帧图像中，计算出各小区域的像素的信号值（平均信号值），按各小区域求出呼吸1个周期下的信号值的最小值以及最大值，将求出的最小值设为该区域的呼气的特征量，将最大值设为吸气的特征量。可认为信号值的最大值和最小值在正常的位置两者值的差变大，在异常的位置两者的差变得非常小。这是因为由于在异常的位置肺胞的活动变差，所以肺胞的密度变化变小。因而，医师通过参照“信号值的最大值/信号值的最小值”的直方图，来确认平均值以及标准偏差，能够作为肺野是正常还是患病的判断材料。例如，在肺野整体的“信号值的最大值/信号值的最小值”的平均值比1大、标准偏差小的情况下，可判断为肺的功能正常。另一方面，在肺野整体的“信号值的最大值/信号值的最小值”的平均值是接近1的值、标准偏差大的情况下，可判断为肺的功能有疾病。

此外，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、标准偏差之外，还可以将计数个数（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、或峰值的计数个数（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个数的比例作为指标值使用。或者，还可以对这些多个指标值进行组合，生成新的指标值。另外，也可以将“吸气的特征量/呼气的特征量”变换成对数，针对对数变换后的值进行上述直方图的制作、指标值的计算、基于与显示时参数的变换表的着色图像的制作。

如以上说明那样，根据胸部诊断辅助系统100的诊断用控制台3，控制部31从拍摄胸部的动态而得到的多个帧图像分别提取肺野区域，将提取出的肺野区域分割成多个小区域，使多个帧图像间的各小区域对应。接下来，按多个帧图像的对应的每个小区域进行解析，计算出每个小区域的吸气的特征量以及呼气的特征量，对计算出的吸气的特征量和呼气的特征量的比值进行计算，制作该计算出的比值的直方图。然后，将制作的直方图显示于显示部34。

因此，由于能够向医师提供对吸气的特征量和呼气的特征量之比在肺野内如何分布进行表示的、作为有利于诊断的信息的直方图，所以医师能够容易地把握与肺野的换气有关的症状。

作为吸气的特征量，计算出与吸气期相当的帧图像组在时间上邻接的帧图像间的帧间差量值的绝对值的最大值，作为呼气的特征量，计算出与呼气期相当的帧图像组在时间上邻接的帧图像间的帧间差量值的绝对值的最大值，通过以直方图显示计算出的吸气的特征量与呼气的特征量之比的分布，能够提供医师对拍摄出的肺野是正常、阻塞性疾病、还是混合性疾病进行判断时有用的信息。

作为吸气的特征量，计算出与呼吸1个周期中的吸气期相当的帧图像的数，作为呼气的特征量，计算出与呼吸1个周期中的呼气期相当的帧图像的数，通过以直方图显示计算出的吸气的特征量与呼气的特征量之比的分布，能够提供医师对拍摄出的肺野是正常、阻塞性疾病、还是混合性疾病进行判断时有用的信息。

作为吸气的特征量，计算出与呼吸1个周期对应的多个帧图像中的像素信号值的最大值，作为呼气的特征量，计算出与呼吸1个周期对应的多个帧图像中的像素信号值的最小值，通过以直方图显示计算出的吸气的特征量与呼气的特征量之比的分布，能够提供医师对拍摄出的肺野是正常还是异常进行判断时有用的信息。

在将多个帧图像的肺野区域分割成小区域时，通过将多个帧图像中一个帧图像的肺野区域分割成多个小区域，将其他帧图像的肺野区域分割成与一个帧图像的各小区域相同的像素位置的小区域，并使多个帧图像间的相同像素位置的各小区域相互对应，能够高速地进行对帧图像的肺野的小区域的分割以及帧图像间的小区域的对应。结果，能够实现解析处理的高速化。

在将多个帧图像的肺野区域分割成小区域时，通过将多个帧图像中一个帧图像的肺野区域分割成多个小区域，在其他帧图像中分别提取与一个帧图像中的各小区域匹配程度高的区域，将其他帧图像的肺野区域分割成提取出的各区域，并使多个帧图像间的匹配程度高的各小区域相互对应，能够高精度地进行解析。

＜第2实施方式＞

以下，参照附图对本发明的第2实施方式进行详细说明。但发明的范围并不局限于图示例。

这里，以往在胸部静态图像的射线拍摄中，例如如日本特开平10－98587号公报（公知文献1）所记载那样，使用用于去除散射射线的散射线去除滤线栅（以下称滤线栅）来进行拍摄。

另外，近年来如在日本特开2005－312775号公报（公知文献2）中所记载那样，提出了利用FPD（flat panel detector：平板探测器）等射线检测器进行胸部的动态拍摄，并应用于诊断的系统，但在这样的动态拍摄用系统中，也与静态图像拍摄同样，成为使用滤线栅来进行拍摄的构成。

在公知文献2中，为了在被摄体的受照剂量容易增大的动态拍摄中降低被摄体的受照剂量，计算出动态拍摄中的每1张帧图像的照射剂量，以使每一次静态图像拍摄的照射剂量和一系列动态拍摄的总照射剂量大致一致。这里，若按照以往的方法使用滤线栅，则由于到达射线检测器（检测器）的剂量减弱，所以若以公知文献2所记载那样的射线照射条件进行动态拍摄，则到达各帧图像的剂量大幅不足，S/N比降低。因此，当使用一系列帧图像进行了动态解析时，存在不能够进行正确的解析而要变更照射剂量来进行再拍摄，结果，被摄体的总受照剂量增大的问题。

鉴于此，本件发明人们进行了专心研究，结果发现与观察检测器的绝对输出信号（浓度信号）的静态图像拍摄不同，在动态拍摄中，由于视觉确认各帧相互的相对输出信号差（浓度差），例如进行基于帧间差量等相对输出信号差的特征量的解析，所以即便在各帧图像上大致一样地重叠散射线影响，也能够实现其目的。

因此，在动态拍摄中，能够无滤线栅地进行拍摄。在无滤线栅的拍摄中，当与以往相同地保持到达检测器的剂量时，无需预先对向被摄体的照射剂量加上因滤线栅引起的衰减量，与以往方法相比，能够使被摄体的受照剂量减半。另外，若使被摄体的受照剂量（照射剂量）保持恒定，则由于能够增加各帧图像的到达检测器剂量，所以可进行更具有精度的解析。

在第2实施方式中，对在动态拍摄时以无滤线栅的方式进行拍摄的射线拍摄系统200进行说明。

〔射线拍摄系统200的构成〕

首先，对构成进行说明。

图9表示了本实施方式中的射线拍摄系统200的整体构成。该射线拍摄系统200是作为胸部诊断辅助系统发挥功能的系统。

如图9所示，在射线拍摄系统200中构成为，拍摄装置4和拍摄用控制台5通过通信线缆等连接，拍摄用控制台5和诊断用控制台6经由LAN（Local Area Network）等通信网络NT2连接。构成射线拍摄系统200的各装置遵照DICOM（Digital Image and Communications inMedicine）标准，各装置间的通信按照DICOM进行。

〔拍摄装置4的构成〕

拍摄装置4是向被摄体M（人体的胸部）照射射线，从而进行被摄体M的动态拍摄或者静态图像拍摄的装置。

动态拍摄指以脉冲状向被摄体M连续照射X射线等射线，来获取（即连续拍摄）多个图像的拍摄。在动态拍摄中，例如对伴随呼吸运动的肺的膨胀以及收缩的形态变化、心脏的跳动等具有周期性（周期）的被摄体M的动态进行拍摄。将通过该连续拍摄而得到的一系列图像称作动态图像。另外，将构成动态图像的多个图像的每一个称作帧图像。

静态图像拍摄与以往的胶片方式、CR方式相同，用于基于拍摄部位的浓度分辨率的诊断，针对被摄体M照射一次X射线等射线，来获取一张静态图像。

如图9所示，拍摄装置4构成为具备射线源41、射线照射控制装置42、射线检测部43、读取控制装置44、保持部45、滤线栅46等。

射线源41是能够单射以及连射（脉冲照射）的射线产生装置。即，是与静态图像拍摄和动态拍摄双方对应的射线产生装置。射线源41被配置在隔着被摄体M与射线检测部43对置的位置，按照射线照射控制装置42的控制，向被摄体M照射射线（X射线）。

射线照射控制装置42与拍摄用控制台5连接，基于从拍摄用控制台5输入的射线照射条件来控制射线源41，进行射线拍摄。从拍摄用控制台5输入的射线照射条件例如是连续照射时的脉冲频率、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。脉冲频率是每1秒的射线照射次数，与后述的帧频率一致。脉冲宽度是每一次射线照射的射线照射时间。脉冲间隔是在连续拍摄中从一次射线照射开始至下一次射线照射开始的时间，与后述的帧间隔一致。

射线检测部43由对应于动态拍摄以及静态图像拍摄的FPD等构成。FPD例如具有玻璃基板等，在基板上的规定位置以矩阵状排列有多个像素，该像素将从射线源11照射并至少透过了被摄体M的射线根据其强度进行检测，将检测出的射线变换为电信号进行蓄积。各像素例如由TFT（Thin Film Transistor）等开关部构成。

如图10所示，射线检测部43以隔着被摄体M与射线源41对置的方式被保持部45保持。

读取控制装置44与拍摄用控制台5连接。读取控制装置44基于从拍摄用控制台5输入的图像读取条件来控制射线检测部43的各像素的开关部，对蓄积于该各像素的电信号的读取进行开关控制，通过对蓄积于射线检测部43的电信号进行读取，来获取图像数据（静态图像或者帧图像）。而且，读取控制装置44将获取的图像数据输出给拍摄用控制台5。图像读取条件例如是帧频率、帧间隔、像素尺寸（像素叠加（Binning）尺寸）、图像尺寸（矩阵尺寸）等。帧频率是每1秒获取的帧图像数，与脉冲频率一致。帧间隔是在连续拍摄中从一次帧图像的获取动作开始至下一次帧图像的获取动作开始的时间，与脉冲间隔一致。

这里，射线照射控制装置42和读取控制装置44相互连接，相互交换同步信号，使射线照射动作与图像的读取动作同步。此外，在获取用于计算在后述的偏移修正中使用的偏移修正系数的至少一个暗图像的暗读取时，不与射线照射动作同步，以不照射射线的状态进行复位～蓄积～数据读取～复位这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定时进行。

如图10所示，保持部45具有检测器保持部451，按照拍摄时使射线检测部43与射线源41以及被摄体M对置的方式进行保持。另外，保持部45在比射线检测部43靠被摄体侧（射线源41侧）具有用于安装滤线栅46的滤线栅安装部452，该滤线栅46用于去除散射射线。即，保持部45构成为能够拆装滤线栅46。如图11所示，在滤线栅安装部452设置有用于检测是否安装了滤线栅46的滤线栅安装检测MS（微动开关）453，保持部45将滤线栅安装检测MS453的检测信号输出给读取控制装置44。另外，如图10所示，在保持部45设置有用于检测被摄体M是否分离规定距离而存在的被摄体检测传感器454，保持部45将被摄体检测传感器454的检测信号经由读取控制装置44输出给拍摄用控制台5。

〔拍摄用控制台5的构成〕

拍摄用控制台5将射线照射条件、图像读取条件输出给拍摄装置4，对拍摄装置4进行的射线拍摄以及射线图像的读取动作加以控制，并且恰当地制作基于由拍摄装置4获取的静态图像或者动态图像的图像，例如恰当地制作进行了筛选像素叠加处理的预览图像、实施了灰度处理等的处理完毕图像等，进行显示而用于确认是否是适合于拍摄实施者进行的定位确认、诊断的图像。

如图9所示，拍摄用控制台5构成为具备控制部51、存储部52、操作部53、显示部54、通信部55，各部通过总线56连接。

控制部51由CPU（Central Processing Unit）、RAM（RandomAccess Memory）等构成。控制部51的CPU根据操作部53的操作，读出存储于存储部52的系统程序、各种处理程序并在RAM内展开，根据展开的程序执行以后述的拍摄控制处理为代表的各种处理，对拍摄用控制台5各部的动作、拍摄装置4的射线照射动作以及读取动作进行集中控制。

存储部52由非易失性半导体存储器、硬盘等构成。存储部52对由控制部51执行的各种程序、利用程序执行处理所需的参数、或处理结果等数据进行存储。例如，存储部52对用于执行图12A～图12B所示的拍摄控制处理的拍摄控制处理程序进行存储。以能够读取的程序代码的形式储存各种程序，控制部51依次执行依据该程序代码的动作。

另外，存储部52对动态拍摄用、静态图像拍摄用的各自射线照射条件以及图像读取条件进行存储。

操作部53构成为具备：具有光标键、数字输入键以及各种功能键等的键盘；和鼠标等指示器，将针对键盘的键操作、通过鼠标操作输入的指示信号输出给控制部51。另外，操作部53也可以在显示部54的显示画面具备触摸面板，该情况下，将经由触摸面板输入的指示信号输出给控制部51。

显示部54由LCD（Liquid Crystal Display）、CRT（Cathode RayTube）等显示器构成，根据从控制部51输入的显示信号的指示，显示来自操作部53的输入指示、数据等。

通信部55具备LAN适配器、调制解调器、TA（Terminal Adapter）等，控制与通信网络NT2连接的各装置之间的数据收发。

〔诊断用控制台6的构成〕

诊断用控制台6是从拍摄用控制台5获取静态图像或者动态图像的一系列帧图像，并显示获取的图像、后述的直方图等诊断辅助信息，来使医师用于读片诊断的计算机装置。

如图9所示，诊断用控制台6构成为具备控制部61、存储部62、操作部63、显示部64、通信部65，各部通过总线66连接。

控制部61由CPU、RAM等构成。控制部61的CPU根据操作部63的操作，读出存储于存储部62的系统程序、各种处理程序并在RAM内展开，根据展开的程序，执行以后述的图像解析处理为代表的各种处理，集中控制诊断用控制台6各部的动作。

存储部62由非易失性半导体存储器、硬盘等构成。存储部62对以由控制部61执行图像解析处理用的图像解析处理程序为代表的各种程序、利用程序执行处理所需的参数、或处理结果等数据进行存储。以能够读取的程序代码的方式储存这些各种程序，控制部61依次执行依据该程序代码的动作。

操作部63构成为具备：具有光标键、数字输入键以及各种功能键等的键盘；和鼠标等指示器，将针对键盘的键操作、通过鼠标操作输入的指示信号输出给控制部61。另外，操作部63也可以在显示部64的显示画面具备触摸面板，该情况下，将经由触摸面板输入的指示信号输出给控制部61。

显示部64由LCD或CRT等显示器构成，根据从控制部61输入的显示信号的指示，显示来自操作部63的输入指示、数据等。

通信部65具备LAN适配器、调制解调器、TA等，控制与通信网络NT2连接的各装置之间的数据收发。

〔射线拍摄系统200的动作〕

接下来，对上述射线拍摄系统200中的动作进行说明。

（拍摄装置4、拍摄用控制台5的动作）

首先，对拍摄装置4、拍摄用控制台5进行的拍摄动作加以说明。

图12A～图12B表示了在拍摄用控制台5的控制部51中执行的拍摄控制处理。通过控制部51和存储于存储部52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控制台5的操作部53，进行拍摄对象（被摄体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、静态图像拍摄的区别）的输入（步骤S31）。此外，也能够将从与通信网络NT2连接的未图示的其他装置发送并经由通信部55接收到的数据作为同样的输入信息。

接下来，对输入的拍摄种类是动态拍摄还是静态图像拍摄进行判断（步骤S32）。若判断为输入的拍摄种类是动态拍摄（步骤S32：“是”），则从存储部52读出动态拍摄用的射线照射条件，设定给射线照射控制装置42，并且，从存储部52读出动态拍摄用的图像读取条件，设定给读取控制装置44（步骤S33）。若判断为输入的拍摄种类是静态图像拍摄（步骤S32：“否”），则从存储部52读出静态图像拍摄用的射线照射条件，设定给射线照射控制装置42，并且，从存储部52读出静态图像拍摄用的图像读取条件，设定给读取控制装置44（步骤S37）。

在本实施方式中，作为动态拍摄用，设定以未安装滤线栅46的状态下（无滤线栅）的拍摄为前提的射线照射条件，作为静态图像拍摄用，设定以安装了滤线栅46的状态下（有滤线栅）的拍摄为前提的射线照射条件。具体而言，以下述方式设定动态拍摄用的射线照射条件：设定在每一张帧图像的拍摄中，不使用滤线栅46地到达射线检测部43的剂量、与在静态图像拍摄中使用滤线栅46而到达射线检测部43的剂量相同那样的射线照射条件。即，以在动态拍摄中，每一张的照射剂量比静态图像拍摄低的方式设定射线照射条件。

这里，在对人体等被摄体M照射射线来进行射线拍摄的情况下，透过体内的射线在体内组织散射。而且，若这样的散射射线入射至射线检测部43，则会在射线图像中产生噪声。鉴于此，优选在用于病变部分的检测、病变部分的观察等且各个像素的绝对输出值（信号值）重要的静态图像的拍摄中，在射线检测部43的被摄体侧的面、即在透过了被摄体的射线进行入射一侧的面设置滤线栅46来进行拍摄。在有滤线栅进行拍摄的情况下，通过滤线栅46使到达射线检测部43的剂量减弱（例如在曝光倍数为2的滤线栅中约减弱到1/2），所以需要照射加上了该减弱量的量的射线。以往，即便在动态拍摄中，也与静态图像拍摄同样地进行使用了滤线栅的拍摄。

然而，在动态拍摄的情况下，由于与静态图像拍摄相比，拍摄的帧图像张数多，所以当按每一张使从射线源41照射的照射剂量与静态图像拍摄相等时，存在被摄体M的受照量变多的问题。虽然还公开有为了减少被摄体M的受照量而使一次静态图像拍摄和一系列动态拍摄的总照射剂量相同的技术，但该情况下，各个帧图像的剂量有点不足，S/N比降低。

鉴于此，本件发明人们不断专心研究，结果发现通过动态拍摄而得到的胸部动态图像主要用于换气功能、血流等的动态解析，在这些解析中，即便使用未配置滤线栅而进行了拍摄的动态图像，也能够得到与使用了有滤线栅进行拍摄的动态图像时大致相同的结果。即，并不局限于有无滤线栅，只要到达射线检测器的剂量相同，就能得到大致相同的解析结果（参照图13。后面详述）。

在本实施方式的射线拍摄系统200中，基于该见解，在静态图像拍摄中安装滤线栅46（有滤线栅）来进行拍摄，在动态拍摄中不安装滤线栅46（无滤线栅）来进行拍摄。而且，成为通过以在使用了滤线栅46的静态图像拍摄时、和在无滤线栅46的动态拍摄的每一帧的拍摄中到达射线检测部43的剂量大致相同的射线照射条件来进行拍摄，使得到达射线检测部43的剂量维持为与以往大致相同，且被摄体M的受照剂量减少的构成。或者，设为使一次静态图像拍摄和一系列动态拍摄的总照射剂量相同的射线照射条件，通过在静态图像拍摄中有滤线栅地进行拍摄，在动态拍摄中无滤线栅地进行拍摄，使得与现有方式相比，各帧图像的S/N比提高，实现解析精度的提高。

若设定了动态拍摄用的射线照射条件以及图像读取条件，则基于来自滤线栅安装检测MS453的输出，判断是否是滤线栅46未被安装于滤线栅安装部452的状态（步骤S34）。

若判断为是滤线栅46未被安装于滤线栅安装部452的状态（步骤S34；是），则等待基于操作部53的操作发出的射线照射的指示（步骤S35）。这里，拍摄实施者为了拍摄安静呼吸的动态而指示受检者（被摄体M）放松，促使安静呼吸。在拍摄准备完成的时刻，对操作部53进行操作而输入射线照射指示。

若通过操作部53输入了射线照射指示（步骤S35：是），则向射线照射控制装置42以及读取控制装置44输出拍摄开始指示，开始动态拍摄（步骤S36）。即，以对射线照射控制装置42设定的脉冲间隔通过射线源41照射射线，利用射线检测部43获取帧图像。若预先决定的帧数的拍摄结束，则通过控制部51向射线照射控制装置42以及读取控制装置44输出拍摄结束的指示，停止拍摄动作。所拍摄的帧数是能够拍摄至少1个呼吸周期的张数。

另一方面，若设定了静态图像拍摄用的射线照射条件以及图像读取条件，则基于来自滤线栅安装检测MS453和被摄体检测传感器454的输出，判断是否是滤线栅46被安装于滤线栅安装部452的状态（步骤S38）。

控制部51通过该步骤S38控制成不在未安装滤线栅46的情况下进行静态图像拍摄。

若判断为滤线栅46被安装于滤线栅安装部452（步骤S38：“是”），则等待基于操作部53的操作发出的射线照射的指示（步骤S39）。这里，拍摄实施者指示受检者吸气后憋住气。在拍摄准备完成的时刻，对操作部53进行操作而输入射线照射指示。

若通过操作部53输入了射线照射指示（步骤S39：“是”），则向射线照射控制装置42以及读取控制装置44输出拍摄开始指示，进行静态图像拍摄（步骤S40）。

若动态拍摄或者静态图像拍摄结束，则通过拍摄而获取的图像（各帧图像或者静态图像）被依次输入至拍摄用控制台5，进行修正处理（步骤S41）。在步骤S41的修正处理中，根据需要进行偏移修正处理、增益修正处理、缺陷像素修正处理这3种修正处理。首先，针对获取的图像进行偏移修正处理，去除重叠于所获取的图像的因暗电流引起的偏移值。在偏移修正处理中，例如进行从获取的图像的各像素值（浓度值。以下称为信号值）减去预先存储的偏移修正系数的处理。这里，偏移修正系数是使预先在射线非照射时获取的多个图像平均化的图像。接下来，进行增益修正处理，去除与获取的图像的各像素对应的各检测元件的个体差、因读出放大器的增益不均而产生的每个像素的偏差。在增益修正处理中，例如进行对偏移修正后的图像乘以预先存储的增益修正系数的处理。这里，增益修正系数是根据使均匀地向射线检测部43照射射线时获取的多个偏移修正完毕的图像平均化的图像、与以此时的射线照射条件可期待的输出信号值的关系，按照使修正后的各像素的信号值一样的方式预先进行计算、存储的系数。接下来，进行缺陷像素修正处理，去除与周围的像素相比感度为非线性的像素、无感度的脱落像素。在缺陷像素修正处理中，例如进行根据预先存储的缺陷像素位置信息图，在登记于缺陷像素位置信息图的各缺陷像素中，将缺陷像素的信号值以其附近的不是缺陷的像素的信号值的平均值进行置换的处理。这里，缺陷像素位置信息图是从均匀地向射线检测部43照射射线时获取的偏移修正、增益修正完毕的帧图像预先识别多个缺陷像素，并登记了该缺陷像素的位置的图。根据像素叠加、动态范围等收集模式，预先分别对上述偏移修正系数、增益修正系数以及缺陷像素位置信息图的最佳值进行存储，读出在各自的收集模式中对应的最佳值。此外，为了缩短处理时间，也能够省略这些修正处理。另外，优选根据需要，针对获取的图像实施例如筛选处理、灰度处理等。

接下来，将修正处理后的图像存储于存储部52（步骤S42），并且显示于显示部54（步骤S43）。在进行了动态拍摄的情况下，使各帧图像与表示拍摄顺序的编号对应地存储于存储部52。这里，可以在存储所获取的图像前，进行将各像素的信号值从反对数变换为对数的对数变换处理，然后进行存储。拍摄实施者根据所显示的动态图像确认定位等，判断是否通过拍摄获取了适于诊断的图像（拍摄OK），或是否需要进行再拍摄（拍摄NG）。然后，对操作部53进行操作，输入判断结果。此外，也可以在所有拍摄结束后集中输入通过拍摄获取的各帧图像。

若通过操作部53的规定操作输入了表示拍摄OK的判断结果（步骤S44：“是”），则分别对在静态图像拍摄中获取的静态图像或者在动态拍摄中获取的一系列帧图像附带用于识别图像的识别ID、患者信息、检查对象部位、射线照射条件、图像读取条件、表示拍摄顺序的编号、拍摄时间、表示拍摄时的滤线栅有无的信息（有无滤线栅信息）等信息（例如，以DICOM形式写入至图像数据的书眉区域），并经由通信部55发送至诊断用控制台6（步骤S45）。然后，结束本处理。另一方面，若通过操作部53的规定操作输入了表示拍摄NG的判断结果（步骤S44：“否”），则删除存储于存储部52的一系列帧图像（步骤S46），并结束本处理。其中，在该情况下，执行再拍摄。

（诊断用控制台6的动作）

接下来，对诊断用控制台6中的动作进行说明。

在诊断用控制台6中，若经由通信部65从拍摄用控制台5接收到静态图像，通过操作部63输入了该图像的显示指示，则在显示部64显示接收到的静态图像，供医师诊断。

另一方面，若经由通信部65从拍摄用控制台5接收到动态图像的一系列帧图像，通过操作部63指示了动态解析，则通过控制部61和存储于存储部62的图像解析处理程序的配合来执行图像解析处理。

第2实施方式中的图像解析处理与在第1实施方式中用图3表示的图像解析处理的大致处理步骤相同，但详细内容不同，所以下面参照图3以及图13以后的图来进行说明。

首先，从各帧图像提取肺野区域（步骤S51）。接下来，将各帧图像的肺野区域分割成多个小区域，使各帧图像的小区域相互对应（步骤S52）。由于步骤S51～S52的具体处理与在第1实施方式中利用图3的步骤S21～S22说明的相同，所以引用以上说明。

接下来，按照一系列帧图像的在步骤S52中对应的各小区域进行解析，分别计算出吸气的特征量以及呼气的特征量（步骤S53）。这里，作为呼气的特征量以及吸气的特征量，例如分别计算出呼气期以及吸气期中的各小区域的帧间差量值（微分值）的代表值（绝对值的最大值）。帧间差量值是表示该帧图像被拍摄的定时下的信号变化量的值。若通过呼吸来吸气或呼气，则肺的密度根据气息的流动变化，由此，X射线透过量（即，像素的输出信号值）发生变化。因此，能够将信号变化量视为表示该定时下的气流速度的值。此外，作为代表值，并不局限于绝对值的最大值，也可以设为中央值、平均值、众数。

具体而言，首先计算出各帧图像的各小区域内的像素的信号值（平均信号值）。

接下来，针对在各帧图像间对应的各小区域实施时间轴方向的滤波处理。该滤波处理是用于去除血流等的高频的信号变化，提取换气引起的信号值的时间变化的处理，例如，针对每个小区域的信号值的时间变化，在安静呼吸图像组以截止频率0.7Hz，在深呼吸图像组以截止频率0.5Hz进行低通滤波。这里，与将低通滤波器的截止频率设为固定值相比，优选按照拍摄到的每个动态图像使低通滤波器的截止频率最佳化。例如，如上所述，对一系列帧图像的横隔膜的位置进行解析，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和下一个安静吸气位的帧之间的帧数求出吸气期的时间，实施将对其倒数乘以规定的系数而得到的值设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S31中，也可以将另行测定出的安静时的1分钟的呼吸数、脉搏数等生命体征作为患者信息进行输入，根据这些值计算出截止频率。例如，也可以将作为患者信息而输入的1分钟的呼吸数变换为1秒钟的呼吸数，将对该呼吸数乘以规定系数而得到的值作为截止频率来实施低通滤波。并且，还可以将输入的1分钟的脉搏数变换为1秒钟的脉搏数，将1秒钟的呼吸数和1秒钟的心率的平均值设为截止频率来实施低通滤波。

紧接着滤波处理，进行在拍摄顺序邻接的帧图像间计算出各小区域的信号值的差量的帧间差量处理。这里，按各小区域，针对帧编号N和N＋1（N为1、2、3…）的帧图像计算N＋1－N的差量值。而且，获取呼气期的帧间差量值的最大值（绝对值的最大值）作为呼气的特征量，获取吸气期的帧间差量值的最大值（绝对值的最大值）作为吸气的特征量。帧间差量值的最大值（绝对值的最大值）与最大微分值相当。这里，各小区域内的帧间差量值的符号为正的期间是吸气期，为负的期间是呼气期。

接下来，计算出各小区域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S54）。这里，计算出“吸气期的帧间差量值的最大值/呼气期的帧间差量值的最大值”（称为最大流速比）。

接下来，制作计算出的各小区域的“吸气的特征量/呼气的特征量”的值的直方图，并且，计算出表示肺野整体中的“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S55）。优选通过除以肺野内的所有小区域的数来对直方图的纵轴的计数个数进行标准化。

接下来，基于预先存储于存储部62的“吸气的特征量/呼气的特征量”的值与显示时的参数值的变换表，将针对各小区域求出的“吸气的特征量/呼气的特征量”的值变换成显示用参数值，利用变换后的参数值，制作对基准图像（例如安静呼气位的帧图像）的各小区域进行显示的图像（步骤S56）。变换表例如是使对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进行规定的阈值（各类型的阈值）和色相、明度、亮度、透明度的任意一个一一对应的表。这里，为了提高针对特征量的大小的辨别力，优选作为显示时的参数值的变换表，使各类型的阈值和色相对应。

此时，例如使几个（例如5～6个）色相与上述各类型的阈值对应，通过对其之间的特征量的值分配中间的色相（使色调渐增或渐减），能够成为辨别力高的显示。

也可以使基于显示用参数值着色后的图像覆盖显示于基准图像的帧图像。

其中，存储部62中存储有与有滤线栅地拍摄到的动态图像对应的变换表、与以无滤线栅地拍摄到的动态图像对应的变换表，在步骤S56以及下一步骤S57中，基于一系列帧图像中附带的有无滤线栅信息，来判断是有滤线栅地进行了拍摄还是无滤线栅地进行了拍摄，使用与该判断结果对应的变换表来进行着色。

而且，在显示部64中并列显示制成的直方图、以及制成的静态图像等（步骤S57），并结束图像解析处理。基于上述的“吸气的特征量/呼气的特征量”的值和显示时的参数值的变换表，根据与基准图像的肺野区域的各小区域相同的基准，对直方图的区域进行着色显示。

这里，说明有滤线栅地进行拍摄时和无滤线栅地进行拍摄时的对动态解析的影响。

图13是表示以滤线栅和无滤线栅地拍摄了某个正常的肺野的动态图像的动态解析结果的比较的图。在图13中，作为解析结果，表示了基于“吸气期的帧间差量值的最大值”（最大吸气气流速度）对有滤线栅和无滤线栅地拍摄到的动态图像的各小区域进行了着色的图像、基于“呼气期的帧间差量值的最大值”（最大呼气气流速度）对有滤线栅和无滤线栅地拍摄到的动态图像的各小区域进行了着色的图像、基于最大流速比对有滤线栅和无滤线栅地拍摄到的动态图像的各小区域进行了着色的图像、以及最大流速比的直方图。

图13是按以下的拍摄条件进行了拍摄的动态图像的解析结果。

检测器尺寸为40×30cm，检测器像素尺寸为194μm，滤线栅间距为80line/cm，滤线栅比为12：1，电子管～检测器间距离为2m，帧数为75帧（约10秒钟拍摄），总受照剂量（将到达检测器的剂量设为恒定时的被摄体受照剂量）有滤线栅为0.24mGy，无滤线栅为0.14mGy，

另外，对于最大吸气气流速度、最大呼气气流速度、最大流速比的大小和颜色（在图13中以浓度表示）的变换表而言，为了比较两者而使用相同（这里为有滤线栅用的变换表）的变换表。

在拍摄了同一被摄体时的有滤线栅的动态图像和无滤线栅的动态图像中，最大吸气气流速度、最大呼气气流速度、最大流速比几乎相同，但如图13所示，因拍摄系统的特性等会产生稍许不同。例如在图13中，无滤线栅地拍摄到的动态图像的直方图的形状与有滤线栅的相比，成为宽度较宽的形状。因此，例如在利用最大流速比对肺野内的区域、直方图的区域分类为正常、异常1～n的类型而着色的情况下，若在有滤线栅和无滤线栅中使用相同的阈值（变换表），则存在即便是相同的最大流速比，也进行不同的颜色显示、即向不同的重症度的分类的情况，不优选。因此，当如图13所示在有滤线栅和无滤线栅中产生对诊断造成影响的差异时，需要根据有无滤线栅来对特征量的分类所采用的阈值（变换表）进行变更。

在对有滤线栅地拍摄到的动态图像进行了解析的结果和对无滤线栅地拍摄到的动态图像进行了解析的结果中产生多少差异是因拍摄系统的特性、解析内容等而不同的。因此，优选对通过拍摄系统有或无滤线栅地拍摄相同的被摄体而得到的多个图像进行解析，使用其结果，以归纳法来计算有滤线栅的动态图像所使用的阈值、和无滤线栅的动态图像所使用的阈值。

其中，在本实施方式中，由于控制成拍摄装置4无滤线栅地拍摄动态图像，所以可认为只要存储无滤线栅地拍摄到的动态图像用的阈值即可。但也可设想诊断用控制台6与能够有滤线栅地拍摄动态图像的拍摄系统连接的情况。该情况下，若滤线栅有无的拍摄条件不同，则会误判断。鉴于此，在本实施方式中，预先使构成动态图像的各帧图像的附带信息附带有无滤线栅信息，控制部61基于该有无滤线栅信息，以使用了与拍摄时有无滤线栅对应的阈值的解析算法来进行解析。

另外，还可设想对同一患者的过去图像的解析结果和当前的解析结果进行比较的情况。在相互附带有有无滤线栅信息的情况下，为了使一方的解析结果与另一方的解析结果一致，优选修正任意一方的解析结果的值而使用（例如将两者的变换表的阈值的差量加到作为解析结果的特征量，或从作为解析结果的特征量减去两者的变换表的阈值的差量等）。

图14A～图14C表示了在步骤S57中显示于显示部64的显示画面的例子。

图14A是对解析了有滤线栅地拍摄到的正常人的肺野的动态图像的解析结果进行显示的显示画面。图14B是对解析了COPD（阻塞性疾病）的肺野的动态图像的解析结果进行显示的显示画面。图14C是对解析了混合性疾病的肺野的动态图像的解析结果进行显示的显示画面。

如图14A～图14C所示，在步骤S57中，显示了从一半尺寸的帧图像提取出的肺野区域内的各小区域（2mm见方的矩形尺寸）的“吸气的特征量/呼气的特征量”的值的直方图64a、一览显示了各小区域的“吸气的特征量/呼气的特征量”的静态图像64b、对直方图64a以及静态图像64b中显示的色相与“吸气的特征量/呼气的特征量”的值的关系进行表示的显示64c、表示肺野整体的“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势的指标值64d。另外，如图14A～图14C所示，根据“吸气的特征量/呼气的特征量”的值的大小，以6个色相区分颜色显示了直方图64a的横轴的区域。由此，医师看一眼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”的静态图像64b中，由于根据“吸气的特征量/呼气的特征量”的值，以与直方图的区分颜色相同的基准区分颜色显示各小区域，所以医师能够容易地把握肺野内的局部的异常位置（阻塞性部分、束缚性部分）。并且，作为表示肺野整体的“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势的指标值64d，通过计算出其平均值以及标准偏差并在画面上一并显示，能够将肺野整体的“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势作为数值向医师提供。

此外，在本显示例中，将纵轴设为2mm见方的小块的出现个数/全部块数（（430mm÷2mm）×（354mm÷2mm）＝38055个）的比例，但也可以如图8所示，将纵轴设为2mm见方的小块的出现个数本身。当存在多个动态拍摄所使用的检测器的尺寸时，通过如本显示例那样的以整体的区域个数进行标准化的比例显示可实现针对同一病例的解析结果显示的统一性，不易导致医师等对解析结果的误认，所以优选。

这里，已知当将呼气期的帧间差量值的最大值（绝对值）设为呼气的特征量，将吸气期的帧间差量值的最大值（绝对值）设为吸气的特征量时，在正常人的肺野中，当在有滤线栅地动态拍摄到的动态图像中进行了解析时，肺野整体的“吸气的特征量/呼气的特征量”的平均值是0.9～1.2左右，标准偏差是0.10～0.22左右。因此，当在步骤S57中显示了图14A所示的显示画面时，医师能够容易地把握拍摄到的肺野正常。

另一方面，已知在COPD（阻塞性疾病）的肺野中，当在有滤线栅地动态拍摄到的动态图像中进行了解析时，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（比正常人大），标准偏差也不在0.10～0.22内（比正常人大）。因而，当在步骤S57中显示了图14B所示的显示画面时，医师能够容易地把握拍摄到的肺野是COPD。

另一方面，已知在混合性肺病的肺野中，当在有滤线栅地动态拍摄到的动态图像中进行了解析时，肺野整体的“吸气的特征量/呼气的特征量”的值的0.66以下的数据数、以及1.5以上的数据数都增加。因此，当在步骤S57中显示了图14C所示的显示画面时，医师能够容易地把握拍摄到的肺野为混合性疾病。

这样，在射线拍摄系统200中，可向医师提供能够根据表示“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势的指标值，确定出COPD（阻塞性肺病）、混合性肺病等换气不均的症状或其重症度那样的有用的诊断信息。

此外，也可以利用表示“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势的指标值等来判断被摄体M的正常/异常。该情况下，优选也基于有无滤线栅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”的平均值判断为正常/异常的情况下，优选在有滤线栅时将平均值0.9～1.2判断为正常，在无滤线栅时将平均值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，也可以使用上述例子以外的其他特征量。

例如，也可以将呼气的特征量设为与呼吸1个周期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个周期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，吸气时间和呼气时间的长度应该几乎相同，或呼气时间稍长。因此，若观察“与呼气期相当的帧图像数/与吸气期相当的帧图像数”的值，则医师能够把握是否有肺病的嫌疑。尤其可知“呼气期的帧图像数/吸气期的帧图像数”＞1.5的区域是难以通过呼气进行换气，将获取的空气排出变慢的阻塞性部分。其中，由于“吸气期的帧间差量值的最大值/呼气期的帧间差量值的最大值≒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，所以医师能够以与将呼气的特征量设为呼气期的帧间差量值的最大值、将吸气的特征量设为吸气期的帧间差量值的最大值的情况相同的判断基准，来进行正常、COPD（阻塞性肺病）、混合性肺病的识别。

另外，还可以在与1个呼吸周期对应的各帧图像中，计算出各小区域的像素的信号值（平均信号值），按各小区域求出呼吸1个周期中的信号值的最小值以及最大值，将求出的最小值设为该区域的呼气的特征量，将最大值设为吸气的特征量。可认为信号值的最大值和最小值在正常的位置两者的值之差变大，在异常的某个位置两者之差变得非常小。这是因为由于在异常的某个位置，肺胞的活动变差，所以肺胞的密度变化变小。因此，医师通过参照“信号值的最大值/信号值的最小值”的直方图，来确认平均值以及标准偏差，能够作为肺野是正常还是疾病的判断材料。例如，在肺野整体的“信号值的最大值/信号值的最小值”的平均值比1大，标准偏差小的情况下，可判断为肺的功能正常。另一方面，在肺野整体的“信号值的最大值/信号值的最小值”的平均值为接近1的值，标准偏差大的情况下，可判断为肺的功能有疾病。

此外，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、标准偏差之外，还可以将计数个数（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、或最大的计数个数（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个数的比例作为指标值使用。或者，还可以组合这些多个指标值来制作新的指标值。

如以上说明那样，根据射线拍摄系统200，在静态图像拍摄时使用滤线栅46进行拍摄，在动态拍摄时不使用滤线栅46进行拍摄。由此，由于对于向相同的被摄体照射的剂量，到达射线检测部43的剂量增加使因滤线栅引起的剂量减弱消失的量，所以能够进行高精细的动态图像解析。另外，若将到达射线检测部43的剂量设为恒定，则与以往那样在动态拍摄时使用了滤线栅的情况相比，能够实现向被摄体照射的剂量（被摄体的受照剂量）减少。

另外，由于使通过动态拍摄而得到的各帧图像中附带有无滤线栅信息，诊断用控制台6的控制部61基于有无滤线栅信息来变更解析算法，例如变更解析所使用的阈值，所以与动态拍摄时的滤线栅有无无关，能够提供正确的解析结果。

此外，上述的本实施方式中的描述是本发明的优选的一个例子，并不限定于此。

例如，在无滤线栅地进行拍摄的情况下，为了缓和散射线影响，进行更好的动态观察、动态解析，优选使被摄体M与射线检测部43分离来进行拍摄。若使被摄体M与射线检测部43分离来进行拍摄，则能够通过空气间隙降低散射线的影响。通过分离而成为放大拍摄，但不对动态解析结果产生影响。也可以如日本专利3,861,572号公报所记载那样，作为相位对比度拍摄的拍摄条件。其中，此时也可以利用被摄体检测传感器454检测被摄体是分离还是紧贴，按照在无滤线栅而紧贴的情况下禁止动态拍摄的方式进行控制。

另外，例如在上述实施方式中，作为“吸气的特征量/呼气的特征量”的解析结果，利用直方图显示了最大流速比，但并不局限于此。

例如，也可以如图15所示，在将表示“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势的指标值的一个设为X轴，另一个设为Y轴的图表中，表示相对于各指标值的正常、异常的阈值TH1，在该图表上，将对根据动态图像计算出的表示肺野整体的“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势的指标值进行了描绘的图作为解析结果。图15是将X轴设为“吸气期的帧间差量值的最大值/呼气期的帧间差量值的最大值”的平均值，将Y轴设为其标准偏差，对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”的平均值、标准偏差的指标值进行了描绘的图。通过使用这样的图来显示对“吸气的特征量/呼气的特征量”的趋势进行表示的指标值，能够根据从描绘的点至阈值TH1的距离容易地在视觉上把握异常的程度。

另外，例如也可以将线性结合了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）而得到的值作为新的指标值，如图16所示，在将2个指标值的一方设为X轴，将另一方设为Y轴的图表中，表示用于根据重症度对新的指标值（线性结合了2个指标值的指标值）进行分类的阈值th1～th4，在该图表上描绘根据动态图像计算出的新的指标值。作为线性结合的例子，可将根据针对平均值以及标准偏差的多个测定值数据通过主成分分析计算出的第1主成分作为指标值。通过使用这样的图表，能够容易地在视觉上把握异常的程度。另外，例如也可以通过根据针对多个（M个）指标值的多个（N个）测定值数据，计算出针对N×M个数据的协方差的最大特征值，来计算出第一主成分，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”的趋势的指标值之外，还可以对吸气的特征量或呼气的特征量分别计算出表示趋势的指标值。例如，也可以如图17所示，针对按每个小区域计算出的吸气或呼气的特征量，在分别将左右肺野内分割成上中下3个共计6个区域的每个中，计算出变动系数（＝标准偏差/平均值），根据与变动系数大小对应的色相（或者亮度或者彩度），制作着色显示了6个区域的静态图像。通过进行这样的显示，能够容易地把握不均衡换气的分布，可容易地判定正进行不均衡换气的部分是区域性还是弥漫性。另外，还可以将“吸气的特征量/呼气的特征量”变换为对数，针对对数变换后的值，进行上述直方图的制作、指标值的计算、基于与显示时参数的变换表的着色图像的制作。

另外，在上述实施方式中，对包含能够进行动态拍摄和静态图像拍摄双方拍摄的拍摄装置的系统进行了说明，但即便在仅能够进行动态拍摄的拍摄装置中，不使用滤线栅地进行拍摄也有利于被摄体的受照量减少或者画质的提高。

另外，例如在上述的说明中，作为本发明涉及的程序的计算机能够读取的介质，公开使用了硬盘、半导体非易失性存储器等的例子，但并不局限于该例。作为其他的计算机能够读取的介质，能够应用CD-ROM等可移动型记录介质。另外，作为本发明涉及的经由通信线路来提供程序的数据的介质，也可应用载波（carrier wave）。

此外，针对构成胸部诊断辅助系统100、射线拍摄系统200的各装置的细节构成以及细节动作，在不脱离本发明主旨的范围内能够适当地进行变更。

其中，包含说明书、要求保护的范围、附图以及摘要的2010年8月27日申请的日本专利申请No.2010－190241号、以及2011年1月26日申请的日本专利申请No.2011－013538号的全部公开原样地作为本申请的一部分。

工业上的可用性

对医疗领域中的胸部动态等的诊断辅助存在可利用性。

符号说明：100…胸部诊断辅助系统；200…射线拍摄系统；1、4…拍摄装置；11、41…射线源；12、42…射线照射控制装置；13、43…射线检测部；14、44…读取控制装置；2、5…拍摄用控制台；21、51…控制部；22、52…存储部；23、53…操作部；24、54…显示部；25、55…通信部；26、56…总线；3、6…诊断用控制台；31、61…控制部；32、62…存储部；33、63…操作部；34、64…显示部；35、65…通信部；36、66…总线。

Claims (8)

1.一种胸部诊断辅助系统，其特征在于，具备：

拍摄单元，其对包括至少1个周期的呼吸周期的胸部的动态进行拍摄，生成连续的多个帧图像；

提取单元，其从由所述拍摄单元生成的多个帧图像分别提取肺野区域；

区域分割单元，其将由所述提取单元提取出的肺野区域分割成多个小区域，在所述多个帧图像间使小区域对应；

解析单元，其按在所述多个帧图像间对应的每个小区域进行解析，计算出所述每个小区域的吸气的特征量以及呼气的特征量，并计算出所述计算出的吸气的特征量与呼气的特征量的比值，制作该计算出的比值的直方图；以及

显示单元，显示由所述解析单元制成的直方图。

2.根据权利要求1所述的胸部诊断辅助系统，其特征在于，

所述吸气的特征量是通过在与吸气期相当的帧图像组的时间上邻接的帧图像间获取像素信号值的差量而得到的帧间差量值的绝对值的最大值，所述呼气的特征量是通过在与呼气期相当的帧图像组的时间上邻接的帧图像间获取像素信号值的差量而得到的帧间差量值的绝对值的最大值。

3.根据权利要求1所述的胸部诊断辅助系统，其特征在于，

所述吸气的特征量是与呼吸1个周期中的吸气期相当的帧图像的数，所述呼气的特征量是与所述呼吸1个周期中的呼气期相当的帧图像的数。

4.根据权利要求1所述的胸部诊断辅助系统，其特征在于，

所述吸气的特征量是与呼吸1个周期对应的多个帧图像中的像素信号值的最大值，所述呼气的特征量是与所述呼吸1个周期对应的多个帧图像中的像素信号值的最小值。

5.根据权利要求1～4中任意一项所述的胸部诊断辅助系统，其特征在于，

所述区域分割单元将所述多个帧图像中的一个帧图像的肺野区域分割成多个小区域，将其他帧图像的肺野区域分割成与所述一个帧图像的各小区域相同的像素位置的小区域，并使所述多个帧图像间的所述相同的像素位置的各小区域相互对应。

6.根据权利要求1～4中任意一项所述的胸部诊断辅助系统，其特征在于，

所述区域分割单元将所述多个帧图像中的一个帧图像的肺野区域分割成多个小区域，在每个其他帧图像中提取与所述一个帧图像中的各小区域匹配程度高的区域，并将所述其他帧图像的肺野区域分割成所述提取出的各区域，使所述多个帧图像间的所述匹配程度高的各小区域相互对应。

7.根据权利要求1～6中任意一项所述的胸部诊断辅助系统，其特征在于，

所述拍摄单元不使用滤线栅地进行动态拍摄。

8.一种程序，其特征在于，使计算机作为以下单元发挥功能：

提取单元，其从对包含至少1个周期的呼吸周期的胸部的动态进行表示的多个帧图像分别提取出肺野区域；

区域分割单元，其将由所述提取单元提取出的肺野区域分割成多个小区域，在所述多个帧图像间使小区域对应；

解析单元，其按在所述多个帧图像间对应的每个小区域进行解析，计算出所述每个小区域的吸气的特征量以及呼气的特征量，并计算出所述计算出的吸气的特征量与呼气的特征量的比值，制作该计算出的比值的直方图；以及

显示单元，显示由所述解析单元制成的直方图。

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