CN104414666A - 胸部诊断支援系统 - Google Patents

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Abstract

本发明的胸部诊断支援系统具备：摄影单元，通过对胸部的动态进行摄影来生成多个帧图像；变形单元，在所述生成了的多个帧图像的相互对应的位置设定基准点，从所述多个帧图像的各个抽出肺野区域，针对所述多个帧图像的各个，以使所述设定了的基准点至肺野区域的外侧的轮廓的距离固定的方式，使所述肺野区域的形状变形；以及生成单元，根据由所述变形单元使肺野区域的形状变形了的所述多个帧图像，解析所述肺野区域内的动态，生成在所述变形了的肺野区域内的对应的位置表示所述解析的结果的解析结果图像。

Description

胸部诊断支援系统
技术领域
本发明涉及胸部诊断支援系统。
背景技术
针对以往的使用了胶片/屏幕(film/screen)、激发性(photostimulable)荧光体板的胸部的利用放射线的静止图像摄影以及诊断，进行了利用FPD(flat panel detector，平板探测器)等半导体图像传感器对胸部的动态图像进行摄影，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/消除的快速的响应性，与半导体图像传感器的读取/消除的定时匹配地，从放射源连续照射脉冲状的放射线，在1秒钟进行多次的摄影，对胸部的动态进行摄影。通过使经过摄影取得了的一连串的多张帧图像依次显示，医生能够观察与呼吸运动、心脏的搏动等相伴的胸部的一连串的运动。
还提出了根据胸部的动态图像解析肺的换气、血流的各种技术。
例如，提出了针对对胸部的动态进行摄影而得到的图像的每个区域，判定肺的换气能力的正常或者异常，将判定为异常的解剖学的构造的位置以及名称的信息显示于显示单元中的技术(例如参照日本特开2009-153677号公报)。
另外，例如，提出了针对构成胸部的动态图像的每个帧图像，计算规定范围内的象素值，将计算了的象素值的时间上的变化量生成为肺血流的信息的技术(例如参照国际公开第2007/078012号小册子)。
但是，胸部的动态图像中的肺野(lung field)的形状、肺野内的血管的走向根据个人差、摄影时的状态等而不同，所以例如，存在难以在由医生实施的诊断、与他人的图像的比较解析、与同一患者的过去图像的比较解析、确定了血管的位置的血流解析等中原样地使用胸部的动态图像这样的问题。
发明内容
本发明的课题在于，能够提供可容易地进行肺野中的解析、诊断的图像。
为了解决上述课题，反映了本发明的一个侧面的胸部诊断支援系统具备：
摄影单元，通过对胸部的动态进行摄影来生成多个帧图像；
变形单元，在生成了的所述多个帧图像的相互对应的位置设定基准点，从所述多个帧图像中的各个帧图像抽出肺野区域，针对所述多个帧图像中的各个帧图像，以使从设定了的所述基准点至肺野区域的外侧的轮廓的距离固定的方式，使所述肺野区域的形状变形；以及
生成单元，根据由所述变形单元使肺野区域的形状变形了的所述多个帧图像，解析所述肺野区域内的动态，生成在变形了的所述肺野区域内的对应的位置表示所述解析的结果的解析结果图像。
另外，反映了本发明的一个侧面的胸部诊断支援系统具备：
摄影单元，通过对胸部的动态进行摄影来生成多个帧图像；
生成单元，从生成了的所述多个帧图像抽出肺野区域，解析所述肺野区域内的动态，生成在所述肺野区域内的对应的位置表示所述解析的结果的解析结果图像；以及
变形单元，在所述解析结果图像中设定基准点，以使从设定了的所述基准点至所述解析结果图像的肺野区域的外侧的轮廓的距离固定的方式，使所述解析结果图像中的所述肺野区域的形状变形。
根据本发明，能够提供可容易地进行肺野中的解析、诊断的图像。
附图说明
本发明通过以下所示的详细的说明和附图将更完整地被理解。但是，它们未限定本发明。此处，
图1是示出本发明的实施方式中的胸部诊断支援系统的整体结构的图。
图2是示出由图1的摄影用控制台的控制部执行的摄影控制处理的流程图。
图3是示出由图1的诊断用控制台的控制部执行的图像解析处理A的流程图。
图4是示出在图3的步骤S11中执行的肺野区域变形处理的流程图。
图5A是示意地示出从帧图像抽出肺野区域的动作的图。
图5B是示意地示出简化了的肺野区域中的基准点至肺野区域的轮廓的外侧的距离的图。
图5C是示意地示出肺野区域的标准化的图。
图5D是示出变形了的肺野区域的图。
图6A是示出不进行肺野区域的变形而生成了的血流解析结果图像的一个例子的图。
图6B是示出进行上述肺野区域的变形之后生成了的血流解析结果图像的一个例子的图。
图7是示出解析结果画面的一个例子的图。
图8是示出比较画面的一个例子的图。
图9是示出由图1的诊断用控制台的控制部执行的图像解析处理B的流程图。
图10A是示出以往的吸气最大气流速度图像以及应用了本发明的吸气最大气流速度图像的例子的图。
图10B是示出以往的呼气最大气流速度图像以及应用了本发明的呼气最大气流速度图像的例子的图。
图10C是示出以往的最大气流速度比图像以及应用了本发明的最大气流速度比图像的例子的图。
图11是示出由图1的诊断用控制台的控制部执行的图像解析处理C的流程图。
图12是示出血管的标记的一个例子的图。
图13A是用于说明血流的振幅信息、血流的波长信息、血流的微分信息的图。
图13B是用于说明血流的相位信息的图。
图14是示出血流/血管信息显示画面的一个例子的图。
图15是示出运动图像显示画面的一个例子的图。
图16是示出静止图像显示画面的一个例子的图。
具体实施方式
以下，参照附图，详细说明本发明的实施方式。但是，发明的范围不限于图示例。
[第1实施方式]
〔胸部诊断支援系统100的结构〕
首先，说明结构。
图1示出本实施方式中的胸部诊断支援系统100的整体结构。
如图1所示，胸部诊断支援系统100是将摄影装置1、和摄影用控制台2用通信电缆等连接，将摄影用控制台2、和诊断用控制台3经由LAN(Local Area Network，局域网)等通信网络NT连接而构成的。构成胸部诊断支援系统100的各装置依照的是DICOM(DigitalImage and Communications in Medicine，医学数字图像与通信)标准，各装置之间的通信是依照DICOM进行的。
〔摄影装置1的结构〕
摄影装置1是例如对与呼吸运动相伴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)的胸部的动态进行摄影的摄影单元。通过对人体的胸部连续照射X射线等放射线来取得多个图像(即连续摄影)，进行动态摄影。将通过该连续摄影得到的一连串的图像称为动态图像。另外，将构成动态图像的多个图像中的各个图像称为帧图像。
摄影装置1如图1所示，构成为具备放射线源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等。
放射线源11配置于隔着被摄体M而与放射线检测部13对置的位置，依照放射线照射控制装置12的控制，对被摄体M照射放射线(X射线)。
放射线照射控制装置12与摄影用控制台2连接，根据从摄影用控制台2输入了的放射线照射条件，控制放射线源11来进行放射线摄影。从摄影用控制台2输入的放射线照射条件是例如连续照射时的脉冲率(pulse rate)、脉冲宽度、脉冲间隔、每次摄影的摄影帧数、X射线管电流的值、X射线管电压的值、滤波器种类等。脉冲率是每秒的放射线照射次数，与后述的帧率(frame rate)一致。脉冲宽度是每次放射线照射的放射线照射时间。脉冲间隔是在连续摄影中，从1次的放射线照射开始至下一次的放射线照射开始的时间，与后述的帧间隔一致。
放射线检测部13由FPD等半导体图像传感器构成。FPD具有例如玻璃基板等，在基板上的规定位置，矩阵状地排列了根据其强度检测从放射线源11照射而透过了至少被摄体M的放射线并将检测了的放射线变换为电信号而积蓄的多个检测元件(像素)。各像素构成为具备例如TFT(Thin Film Transistor，薄膜晶体管)等开关部。在FPD中，有将X射线经由闪烁器通过光电变换元件变换为电信号的间接变换型、将X射线直接地变换为电信号的直接变换型，可以使用任意一种。
放射线检测部13被设置成隔着被摄体M与放射线源11对置。
读取控制装置14与摄影用控制台2连接。读取控制装置14根据从摄影用控制台2输入了的图像读取条件，控制放射线检测部13的各像素的开关部，对该各像素中积蓄了的电信号的读取进行开关，读取放射线检测部13中积蓄了的电信号，从而取得图像数据。该图像数据是帧图像。然后，读取控制装置14将取得了的帧图像输出到摄影用控制台2。图像读取条件是例如帧率、帧间隔、像素尺寸、图像尺寸(矩阵尺寸)等。帧率是每秒取得的帧图像数，与脉冲率一致。帧间隔是在连续摄影中，从1次的帧图像的取得动作开始至下一次的帧图像的取得动作开始的时间，与脉冲间隔一致。
此处，放射线照射控制装置12和读取控制装置14相互连接，相互交换同步信号而使放射线照射动作和图像的读取的动作同步。
〔摄影用控制台2的结构〕
摄影用控制台2将放射线照射条件、图像读取条件输出到摄影装置1而控制利用摄影装置1的放射线摄影以及放射线图像的读取动作，并且显示通过摄影装置1取得了的动态图像，以用于由摄影工程师实施的定位的确认、是否为适合于诊断的图像的确认。
摄影用控制台2如图1所示，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，随机访问存储器)等构成。控制部21的CPU根据操作部23的操作，读出存储部22中存储了的系统程序、各种处理程序而在RAM内展开，依照展开了的程序，执行以后述摄影控制处理为首的各种处理，对摄影用控制台2各部的动作、摄影装置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存储在控制部21中执行的各种程序、通过程序的处理的执行中所需的参数、或者处理结果等数据。例如，存储部22存储了用于执行图2所示的摄影控制处理的程序。另外，存储部22与检查对象部位对应起来存储了放射线照射条件以及图像读取条件。各种程序以可读取的程序代码的形态储存，控制部21逐次执行依照该程序代码的动作。
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、和鼠标等定点设备，将通过对键盘的键操作、鼠标操作输入了的指示信号输出到控制部21。另外，操作部23也可以在显示部24的显示画面中具备触摸面板，在该情况下，将经由触摸面板输入了的指示信号输出到控制部21。
显示部24由LCD(Liquid Crystal Display，液晶显示器)、CRT(Cathode Ray Tube，阴极射线管)等监视器构成，依照从控制部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具备LAN适配器、调制解调器、TA(TerminalAdapter，终端适配器)等，控制与连接于通信网络NT的各装置之间的数据发送接收。
〔诊断用控制台3的结构〕
诊断用控制台3是从摄影用控制台2取得动态图像，显示取得了的动态图像而用于医生进行读影诊断的运动图像处理装置。
诊断用控制台3如图1所示，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，读出存储部32中存储了的系统程序、各种处理程序而在RAM内展开，依照展开了的程序，执行以后述的图像解析处理(图像解析处理A、图像解析处理B)为首的各种处理，对诊断用控制台3各部的动作进行集中控制。控制部31作为变形单元、生成单元、显示控制单元、区域解析单元、差分图像生成单元、抽出单元发挥功能。
存储部32由非易失性的半导体存储器、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程序为首的各种程序、通过程序的处理的执行中所需的参数、或者处理结果等数据。这些各种程序以可读取的程序代码的形态储存，控制部31逐次执行依照该程序代码的动作。
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、和鼠标等定点设备，将通过对键盘的键操作、鼠标操作输入了的指示信号输出到控制部31。另外，操作部33也可以在显示部34的显示画面中具备触摸面板，在该情况下，将经由触摸面板输入了的指示信号输出到控制部31。
显示部34由LCD、CRT等监视器构成，依照从控制部31输入了的显示信号的指示，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，控制与连接于通信网络NT的各装置之间的数据发送接收。
〔胸部诊断支援系统100的动作〕
接下来，说明上述胸部诊断支援系统100中的动作。
(摄影装置1、摄影用控制台2的动作)
首先，说明由摄影装置1、摄影用控制台2实施的摄影动作。
图2示出在摄影用控制台2的控制部21中执行的摄影控制处理。通过控制部21和存储部22中存储了的程序的协作，执行摄影控制处理。
首先，由摄影工程师操作摄影用控制台2的操作部23，输入摄影对象(被摄体M)的患者信息(患者的姓名、身高、体重、年龄、性别等)(步骤S1)。
接下来，从存储部22读出放射线照射条件并设定到放射线照射控制装置12，并且从存储部22读出图像读取条件并设定到读取控制装置14(步骤S2)。此处，作为帧率(脉冲率)，优选考虑人类的心搏周期而设为7.5帧/秒以上。另外，作为摄影的帧数，优选为心搏一周期以上的帧数。
接下来，等待利用操作部23的操作的放射线照射的指示(步骤S3)。此处，摄影工程师等摄影实施者为了对安静呼吸的动态进行摄影，指示被验者(被摄体M)放松，催促安静呼吸。在摄影准备完毕的时刻，操作操作部23来输入放射线照射指示。
如果通过操作部23输入了放射线照射指示(步骤S3；“是”)，则向放射线照射控制装置12以及读取控制装置14输出摄影开始指示，开始动态摄影(步骤S4)。即，按照对放射线照射控制装置12设定了的脉冲间隔，通过放射线源11，照射放射线，通过放射线检测部13，取得帧图像。如果预定的帧数的摄影结束，则通过控制部21向放射线照射控制装置12以及读取控制装置14输出摄影结束的指示，停止摄影动作。摄影的帧数是能够对至少1心搏循环进行摄影的张数。
将通过摄影取得了的帧图像依次输入到摄影用控制台2，与表示摄影顺序的编号对应起来存储到存储部22中(步骤S5)，并且显示于显示部24中(步骤S6)。摄影工程师通过显示了的动态图像确认定位等，判断通过摄影取得了适合于诊断的图像(摄影OK)、还是需要再摄影(摄影NG)。然后，操作操作部23，输入判断结果。
如果通过操作部23的规定的操作输入了表示摄影OK的判断结果(步骤S7；“是”)，则对通过动态摄影取得了的一连串的帧图像，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、放射线照射条件、图像读取条件、表示摄影顺序的编号(帧编号)等信息(例如按照DICOM形式写入到图像数据的头部(header)区域中)，经由通信部25发送到诊断用控制台3(步骤S8)。然后，本处理结束。另一方面，如果通过操作部23的规定的操作输入了表示摄影NG的判断结果(步骤S7；“否”)，则存储部22中存储了的一连串的帧图像被删除(步骤S9)，本处理结束。
(诊断用控制台3的动作)
接下来，说明诊断用控制台3中的动作。
在诊断用控制台3中，如果经由通信部35从摄影用控制台2接收到动态图像的一连串的帧图像，则通过控制部31和存储部32中存储了的程序的协作，执行图3所示的图像解析处理(图像解析处理A)。
以下，参照图3，说明图像解析处理A的流程。
首先，对一连串的帧图像，进行肺野区域变形处理(步骤S11)。
图4示出肺野区域变形处理的流程图。
在肺野区域变形处理中，首先，在步骤S101～S105中，进行一连串的帧图像中的一个基准图像的肺野区域的形状的变形，对其他帧图像进行与基准图像中的变形同样的变形。
作为基准图像，优选设为安静呼气位的帧图像。其原因为，在安静呼气位，在安静呼吸时横隔膜的位置最高、即肺野区域的面积最小，所以在将基准图像的像素与其他帧图像的相同的位置(坐标)的像素对应起来时，不会与其他帧图像的肺野外的区域对应起来。关于安静呼气位的图像，能够通过从一连串的帧图像中抽出横隔膜的位置(例如肺野区域的下端部)处于最高的位置的图像而取得。
在图像解析处理A的步骤S101中，首先，从基准图像抽出肺野区域(步骤S101)。
肺野区域的抽出方法可以是任意的方法。例如，从基准图像的各像素的信号值(浓度值)的直方图，通过判别分析，求出阈值，将比该阈值高的信号的区域作为肺野区域候补抽出1次。接下来，在抽出了1次的肺野区域候补的边界附近，进行边缘检测，如果沿着边界抽出在边界附近的小区域中边缘成为最大的点，则能够抽出肺野区域的边界。
另外，在本实施方式中，以使通过上述方法等抽出了的肺野区域(参照图5A)的外侧的轮廓中的下端部的轮廓以及内侧的轮廓分别成为左右方向、上下方向的直线的方式简化，将该简化了的肺野区域作为肺野区域抽出(参照图5B)。抽出了的肺野区域的位置(坐标)信息被存储到控制部31的存储器中。
接下来，根据基准图像设定基准点(步骤S102)。此处，右肺门被设定为右肺野基准点RB，左肺门被设定为左肺野基准点LB(参照图5B)。肺门是指，存在于肺的内侧的大致中央部，支气管、肺动脉、肺静脉等向肺出入的部位。即，肺门是肺野的血管走向的起始位置，肺的血管从肺门朝向肺野的外侧的轮廓扩展。
在基准点的设定中，例如，在显示部34中显示基准图像，将用户通过操作部33从基准图像上指定了的点设定为右肺野基准点RB、左肺野基准点LB。或者，也可以从基准图像通过图像解析抽出各个肺野的内侧的血管密集的部分，将该部分识别为肺门而设定为基准点。
另外，在本实施方式中，对右肺野和左肺野分别设置了基准点，但基准点也可以是1个地方。例如，也可以将连接右肺门和左肺门的线的中点的位置作为基准点。
接下来，分别计算基准点至肺野的外侧的轮廓的距离(步骤S103)。如图5B所示，分别计算从右肺野基准点RB至右肺野的外侧的轮廓的距离(在图5B的右肺野中用实线箭头表示)、和从左肺野基准点LB至左肺野的外侧的轮廓的距离(在图5B的左肺野中用实线箭头表示)。
接下来，设定标准化距离(步骤S104)。
此处，关于在步骤S103中计算了的从基准点至肺野的外侧的轮廓的距离，如图5B所示，即便是相同的肺野内，也根据场所而不同。另外，在左右的肺野中也不同。因此，在步骤S104中，设定将从基准点至肺野的外侧的轮廓的距离标准化为固定值时的距离(标准化距离)。在图5C中，用虚线箭头表示标准化距离。通过将标准化距离设定为预定的固定值，能够抑制肺野的形状、大小的个人差等，能够使由医生实施的诊断、与后述的比较图像的比较变得容易。
接下来，根据在步骤S103中计算了的距离以及在步骤S104中设定了的标准化距离，使基准图像的肺野区域的形状变形(步骤S105)。
在步骤S105中，具体而言，在右肺野基准点RB、左肺野基准点LB的位置的上下方向的位置错开的情况下，在进行了对某一个基准点的位置对齐另一方的处理之后，在各肺野中，以使从基准点至肺野的外侧的轮廓的距离成为固定的标准化距离的方式，使肺野区域变形。即，关于从基准点至肺野的外侧的轮廓的距离比标准化距离短的地方，以使距离延伸至标准化距离的方式，而且关于从基准点至肺野的外侧的轮廓的距离比标准化距离长的地方，以使距离缩短至标准化距离的方式，图像被放大缩小，使肺野区域的形状变形。另外，此处，关于右肺野、左肺野，变形的范围分别成为从基准点起上下180度的范围。
图5D示出肺野区域的形状变形后的基准图像的一个例子。如图5D所示，在变形后的基准图像中，以距右肺野基准点RB、左肺野基准点LB成为固定的距离的方式，右肺野、左肺野各自的外侧的轮廓被变形。因此，肺野区域的外侧的轮廓如图5D所示成为圆弧状。难以对肺野中的一根一根的血管的长度进行标准化，但通过使从肺门至肺野的外侧的轮廓的距离固定，从肺门朝向肺野的外侧延伸的肺野内的血管的长度也被简易地标准化。另外，肺野形状成为以肺门为中心的大致半圆形，所以从肺门起的血管的扩展成为大致放射状，在延长了从肺门至轮廓的距离的地方，能够扩大血管彼此的间隔。
另外，在本实施方式中，关于变形的范围，针对右肺野、左肺野分别成为从基准点起上下180度的范围，所以变形后的肺野区域分别成为大致半圆形，但也可以减小变形的范围，肺野区域成为扇形。另外，也可以如上所述将基准点作为1个，以使肺野区域成为圆形的方式变形。另外，在本实施方式中，将原来的帧图像设为二维图像，但在将原来的帧图像设为三维图像的情况下，肺野区域变形为半球形、球形。
如果基准图像的肺野区域的变形结束，则与基准图像中的肺野区域的变形同样地，其他多个帧图像中的肺野区域被变形(步骤S106)，肺野区域变形处理结束。
此处，在本实施方式中，在安静呼气时进行摄影，但在安静呼吸时摄影了的图像中，帧图像间的呼吸运动所致的肺野区域的位置偏移轻微，如果考虑该轻微的位置偏移所致的影响、和实施用于校正该帧图像间的位置偏移的公知的局部匹配(local matching)处理以及扭曲(warping)处理(参照日本特开2012-5729号公报)所致的处理时间的增大以及误差的影响，则优选省略这些处理(参照日本特开2012-110400号公报)。因此，在步骤S106中，将与在步骤S101中从基准图像抽出了的肺野区域相同的像素位置的区域作为其他帧图像的肺野区域对应起来，进行与基准图像同样的变形。
即，将与在基准图像中抽出了的肺野区域相同的像素位置的区域抽出为其他帧图像的肺野区域，将与在基准图像的左右各自的肺野中设定了的右肺野基准点RB、左肺野基准点LB相同的像素位置设定为其他帧图像的右肺野基准点RB、左肺野基准点LB，以使从基准点至肺野的外侧的轮廓的距离成为标准化距离的方式，使其他帧图像的肺野区域分别变形。在进行了右肺野基准点RB、左肺野基准点LB的对位的情况下，进行同样的对位。
另外，虽然花费处理时间，但也可以在通过公知的局部匹配处理以及扭曲处理进行了基准图像和其他帧图像的肺野区域的对应的位置(肺野内的描绘了同一构造的位置)的对位之后，进行上述肺野区域变形处理。
返回到图3，如果肺野区域变形处理结束，则根据使肺野区域变形而得到的一连串的帧图像，解析肺野区域内的血流，生成血流解析结果图像(步骤S12)。
可以使用公知的任意的手法，生成血流解析结果图像。
例如，也可以如日本特开2012-5729号公报记载，将各帧图像的肺野区域分割为小区域(例如2mm×2mm见方)，针对每个小区域，实施时间轴方向的高通滤波处理(例如低频截止频率0.7Hz)之后，在邻接的帧图像之间计算小区域内的各像素的信号值的代表值(平均值、最大值等)的差分值，将由此得到的帧间差分图像生成为血流解析结果图像。帧间差分图像成为在肺野区域的各小区域中示出了各小区域的邻接的帧图像的帧间差分值的图像。关于通过上述手法生成了的帧间差分图像，各小区域中的换气所致的信号变化被去除，成为表示各小区域中的血流所致的信号变化的图像。
另外，例如，也可以如日本特开2012-239796号公报记载，将各帧图像的肺野区域分割为小区域，针对每个小区域，针对从摄影开始起的搏动信号波形，使血流信号波形逐个错开1帧间隔的同时(在时间轴方向上移位的同时)，计算搏动信号波形和血流信号波形的互相关系数，将在各小区域中示出了移位合计1个心搏周期以上而计算了的多个互相关系数中的最大的互相关系数的图像生成为血流解析结果图像。
通过针对一连串的帧图像的各小区域的每一个，实施时间轴方向的高通滤波处理(例如低频截止频率0.7Hz)之后，取得表示信号值的时间变化的波形，能够求出血流信号波形。
作为搏动信号波形，能够使用以下的某一个。
(a)在心脏区域(或者大动脉区域)中决定ROI(关心区域)，表示该ROI中的信号值的时间变化的波形
(b)使(a)的波形反转了的信号波形
(c)从心电探测传感器得到了的心电信号波形
(d)表示心壁的运动(位置的变化)的信号波形
另外，能够通过以下的[式1]，求出互相关系数。
【式1】
C = 1 J Σ j = 1 J { A ( j ) - m A } { B ( j ) - m B } σ A σ B
m A = 1 J Σ j = 1 J A ( j ) , m B = 1 J Σ j = 1 J B ( j )
σ A = 1 J Σ j = 1 J { A ( j ) - m A } 2
σ B = 1 J Σ j = 1 J { B ( j ) - m B } 2
C:互相关系数
A(j):搏动信号波形中包含的全部信号J个中的第j个信号值
mA:搏动信号波形中包含的全部信号的平均信号值
σA:搏动信号波形中包含的全部信号的标准偏差
B(j):小区域的输出信号波形中包含的全部信号J个中的第j个信号值
mB:小区域的输出信号波形中包含的全部信号的平均信号值
σB:小区域的输出信号波形中包含的全部信号的标准偏差
如果血流解析结果图像的生成结束，则在显示部34中，显示用于选择血流解析结果图像的利用菜单(1.显示、2.按区域的解析、3.比较解析)的操作按钮，如果通过操作部33选择了“1.显示”(步骤S13；“是”)，则在显示部34中显示血流解析结果图像(步骤S14)。
例如，在血流解析结果图像是帧间差分图像的情况下，在各帧间差分图像中，对各小区域，分配与该帧间差分值对应的颜色或者亮度值而在显示部34中进行运动图像显示(从帧编号小的图像依次显示)。或者，针对每个小区域，计算一连串的帧间差分图像中的帧间差分值的最大值、加法值等代表值，对一个帧间差分图像的对应的小区域分配与计算了的值对应的颜色或者亮度值，显示于显示部34中(静止图像显示)。
另外，例如，在血流解析结果图像是计算搏动信号波形和血流信号波形的互相关系数而得到的图像的情况下，对该血流解析结果图像的各小区域分配与各小区域的互相关系数的最大值对应的颜色或者亮度值而显示于显示部34中。该血流解析结果图像表示：值越大的小区域，得到越接近心脏的搏动信号波形的血流信号波形，即有充分的血流。
图6A示出不进行肺野区域的变形而生成了的血流解析结果图像的一个例子。图6B示出通过上述手法进行肺野区域的变形之后生成了的血流解析结果图像的一个例子。图6A、图6B都是对计算各小区域的互相关系数的最大值而得到的血流解析结果图像，分配了与互相关系数对应的颜色或者亮度值的图像。另外，图6A、图6B是根据相同的一连串的帧图像生成的图。
如图6A所示，关于大的血流的缺损区域(在图6A、图6B中用R1表示)，即使是肺野区域未变形的血流解析结果图像，也能够视觉辨认。但是，关于血管走向错综复杂的细的血管部分的小的血流的缺损区域(在图6A、图6B中用R2表示)，在肺野区域未变形的血流解析结果图像中，无法视觉辨认。
另一方面，如图6B所示，关于根据通过上述肺野区域变形处理变形了的肺野区域生成了的血流解析结果图像，当然能够对大的血流的缺损区域R1进行视觉辨认，关于在图6A中无法视觉辨认的小的血流的缺损区域R2，也能够视觉辨认。关于图6B所示的血流解析结果图像，以使左右的各肺野的肺门至肺野区域的外形的轮廓的距离标准化的方式，使肺野区域变形。因此，从作为向肺野的血管走向的起始地点的肺门，放射状地配置血管，在延长了从肺门至轮廓的距离的地方中，血管彼此的间隔扩展，所以能够提高错综复杂的血管走向的视觉辨认性，医生掌握在以往的血流解析结果图像的显示中困难的、末梢部等细的血管部分的血流变化、血流的缺损等变得容易。
另外，通过将胸部的动态图像加工为图6B所示那样的肺野的形状被标准化了的血流解析结果图像而提供给医生，能够提供抑制了肺野区域的形状等个体差的血流解析结果图像，由医生实施的诊断变得容易。进而，与同一患者的过去的血流解析结果图像、他人的血流解析结果图像的比较诊断也变得容易。
另外，在步骤S14中，与血流解析结果图像一并地，显示表示血流解析结果图像的值(互相关系数、帧间差分值)和颜色、亮度值的对应的指标。
返回到图3，如果通过操作部33指示了“2.按区域的解析”(步骤S13；“否”、步骤S15；“是”)，则设定与从作为基准点的肺门起的距离对应的解析对象区域，进行解析对象区域中的血流的解析(步骤S16)。
例如，能够根据操作部33的用户操作，设定与从作为基准点的肺门起的距离对应的解析对象区域。例如，将从基准点至肺野区域的外侧的轮廓的距离作为血管距离100％，用户通过操作部33设定输入将血管距离几％～几％的区域作为解析对象区域。也可以一次设定多个解析对象区域。
能够使用血流解析结果图像的解析对象区域内的各小区域的解析结果的值，进行解析对象区域中的血流的解析。例如，在血流解析结果图像是帧间差分图像的情况下，首先，在各帧间差分图像中，计算解析对象区域中包含的小区域的帧间差分值的代表值(最大值、平均值等)作为解析对象区域中的帧间差分值，接下来，计算根据各帧间差分图像计算了的解析对象区域的帧间差分值的代表值(最大值、平均值等)。另外，在血流解析结果图像是计算每个小区域的互相关系数的最大值而得到的图像的情况下，计算解析对象区域内的各小区域的互相关系数的最大值的代表值(最大值、最小值、平均值、加法值等)。
然后，将计算了的解析对象区域中的血流的解析结果作为血流评价值显示于显示部34的解析结果画面341中(步骤S17)。
图7示出在步骤S17中显示的解析结果画面341的一个例子。如图7所示，在步骤S17中显示的解析结果画面341中，设置了图像显示栏341a和血流评价值显示栏341b。在图像显示栏341a中，在按照与图3的步骤S11～S12同样的方法显示了的血流解析结果图像上，显示表示解析对象区域的位置的注解。在血流评价值显示栏341b中，将解析对象区域中的血流的解析结果的结果值显示为血流评价值。在图7中，作为各解析对象区域中的血流评价值的一个例子，表示互相关系数的最大值的平均值。
在本实施方式中生成了的血流解析结果图像中，以使从肺门至肺野的外侧的轮廓的距离固定的方式被标准化，从肺门朝向肺野的外侧延伸的肺野内的血管的长度也简易地被标准化。因此，例如，将从基准点至肺野区域的外侧的轮廓的距离作为血管距离100％而将血管距离几％～几％的区域设定为解析对象区域等的以往困难的指定血管位置的血流的解析变得容易，能够提供成为对医生的诊断的有效的诊断支援信息的血流评价值。
返回到图3，如果通过操作部33指示了“3.比较解析”(步骤S15；“否”、步骤S18；“是”)，则生成本次生成了的血流解析结果图像和比较图像的差分图像(步骤S19)。然后，将生成了的差分图像的各差分值与预定的阈值进行比较，抽出超过了预定的阈值的地方，将通过颜色等可识别地显示了抽出了的地方的图像显示于显示部34的比较画面342中(步骤S20)。
此处，比较图像是指，为了诊断本次的血流解析结果图像而作为比较对象的图像，例如，与本次生成了的血流解析结果图像同样地进行肺野区域变形以及解析而得到的他人(健康者)的血流解析结果图像、同一患者的过去的血流解析结果图像等。根据通过操作部33的操作的指定，从存储部32读出比较图像。
例如，通过从本次生成了的血流解析结果图像的解析结果值(各小区域的解析结果值)减去比较图像的对应的位置的解析结果值来计算各小区域的差分值，计算差分图像。
图8示出在步骤S20中显示的比较画面342的一个例子。
如图8所示，在比较画面342中，显示通过颜色等注解可识别地显示了在差分图像中差分值超过了预定的阈值的部分的图像342a。在图像342a中用R3表示的地方是差分值大的区域。另外，如图8所示，为使医生能够确认出成为差分图像的基础的图像，将本次生成了的诊断对象的血流解析结果图像342b和比较图像342c与图像342a一并地显示。
在通过本实施方式的手法生成了的血流解析结果图像中，以使从基准点至肺野区域的外侧的轮廓的距离固定的方式，肺野形状被标准化，所以能够抑制肺野的形状、血管走向的个人差、摄影的状态所致的差异，与他人(健康者)的图像、同一患者的过去的图像的比较解析变得容易。
另外，在步骤S20中，也可以抽出差分值是预定的阈值以下的地方，对抽出了的地方进行附加颜色等的注解显示，从而可识别地显示与健康者、同一患者的过去图像相比无变化的部分。即，通过抽出差分值大于预定的阈值的地方、或者差分值小于预定的阈值的地方的至少一方，医生能够容易地识别与健康者、过去图像相比有变化的部分和无变化的部分。另外，也可以按照与差分值对应的颜色，显示差分图像的肺野区域的各小区域。
另外，在本实施方式中，将表示比较解析结果的注解，如图像342a所示，显示于变形后的肺野区域上，但也可以显示于变形前的肺野区域上。例如，也可以抽出在步骤S19中生成了的差分图像中差分值比预定的阈值大的地方或者小的地方，确定变形前的血流解析结果图像(或者变形前的基准图像等帧图像)中的与上述抽出了的地方对应的区域，在确定了的地方中显示注解。另外，也可以按照与差分值对应的颜色，显示变形前的肺野区域上的各区域。
在步骤S14、步骤S17、步骤S20中显示各种图像的画面上，显示了上述利用菜单按钮、结束按钮，能够通过由用户实施的操作部33的操作，指示其他菜单的执行、结束。
返回到图3，在显示之后，判断是否通过操作部33指示了结束(步骤S21)。
在判断为未指示结束的情况下(步骤S21；“否”)，处理返回到步骤S13，反复执行步骤S13～步骤S21的处理。在判断为通过操作部33指示了结束的情况下(步骤S21；“是”)，将血流解析结果图像与患者信息、检查对象部位、日期等对应起来存储到存储部32中(步骤S22)，图像解析处理A结束。
[变形例]
在上述第1实施方式中，说明为首先使一连串的帧图像的肺野区域的形状变形之后生成血流解析结果图像，但即使在根据一连串的帧图像生成血流解析结果图像之后，使血流解析结果图像中的肺野区域如上所述变形，也能够得到图6B所示的血流解析结果图像。
图9示出变形例中的图像解析处理(设为图像解析处理B)的流程图。通过控制部31和存储部32中存储了的程序的协作，执行图像解析处理B。
首先，解析一连串的帧图像，生成血流解析结果图像(步骤S31)。在步骤S31中，首先，从各帧图像抽出肺野区域。具体而言，通过在图4的步骤S101中说明了的手法，从基准图像抽出肺野区域，抽出与在基准图像中抽出了的肺野区域相同的位置的像素位置的区域作为其他帧图像的肺野区域。接下来，通过在图3的步骤S12中例示了的手法等，解析一连串的帧图像，生成血流解析结果图像。
接下来，对所生成的血流解析结果图像的肺野区域，执行肺野区域变形处理(步骤S32)。在步骤S32中执行的肺野区域变形处理与图4所示的处理相同，但由于已经抽出了肺野区域，所以设为使用其抽出结果，此处省略。通过上述步骤S31～S32，得到图6B所示的、肺野区域被变形了的血流解析结果图像。
步骤S33～步骤S42的处理与上述图3的步骤S13～步骤S22的处理相同，所以援用说明。
这样，即使在生成血流解析结果图像之后进行肺野区域的变形，也能够生成与上述第1实施方式相同的、肺野区域被变形了的血流解析结果图像，进行显示、按区域的解析、比较解析等。
另外，在上述说明中，以生成肺野区域被变形了的血流解析结果图像的情况为例子进行了说明，但也可以生成肺野区域被变形了的换气的解析结果图像。
作为换气的解析结果图像，例如，能够使用吸气最大气流速度图像、呼气最大气流速度图像、最大气流速度比图像等。
从1个呼吸循环以上的一连串的帧图像抽出肺野区域并分割为小区域，针对每个小区域实施时间轴方向的低通滤波处理之后，如上所述，在邻接的帧之间计算差分值(从帧编号大的一方减去小的一方)，求出吸气期(帧间差分值的符号是正的期间)的帧间差分值的绝对值的最大值，从而能够生成吸气最大气流速度图像。
从1个呼吸循环以上的一连串的帧图像抽出肺野区域并分割为小区域，针对每个小区域实施时间轴方向的低通滤波处理之后，如上所述，在邻接的帧之间计算差分值(从帧编号大的一方减去小的一方)，求出呼气期(帧间差分值的符号是负的期间)的帧间差分值的绝对值的最大值，从而能够生成呼气最大气流速度图像。
通过计算各小区域的吸气期的帧间差分值的最大值/呼气期的帧间差分值的最大值，能够生成最大气流速度比图像。
图10A示出以往的吸气最大气流速度图像(左)和通过上述第1实施方式或者变形例的手法而肺野区域被变形了的吸气最大气流速度图像(右)的一个例子。图10B示出以往的呼气最大气流速度图像(左)和通过上述第1实施方式或者变形例的手法而肺野区域被变形了的呼气最大气流速度图像(右)的一个例子。图10C示出以往的最大气流速度比图像(左)、和通过上述第1实施方式或者变形例的手法而肺野区域被变形了的最大气流速度比图像(右)的一个例子。另外，在图10A～图10C中，按照与气流速度值、气流速度比对应的灰度级附加颜色而表示，但在图10A、图10B所示的吸气最大气流速度图像以及呼气最大气流速度图像中，关于气流速度值可取的范围的上位5％的范围的值，被认为相比于与呼吸相伴的信息包含更多的构造物的运动所致的噪声，所以不附加颜色(在图10A、图10B中看起来发黑)。
在换气的解析结果图像中，也通过与第1实施方式或者变形例相同的手法，以使从基准点至肺野的外侧的轮廓的距离固定的方式，使肺野区域变形，从而能够抑制个体差、摄影的状态所致的形状差，解析、诊断变得容易。
如以上说明，根据胸部诊断支援系统100，诊断用控制台3的控制部31在由摄影装置1生成了的多个帧图像的相互对应的位置设定基准点，从多个帧图像分别抽出肺野区域，针对多个帧图像，分别以使从设定了的基准点至肺野区域的外侧的轮廓的距离固定的方式，使肺野区域的形状变形。然后，根据肺野区域的形状被变形了的多个帧图像，解析肺野区域内的动态，生成在变形了的肺野区域内的对应的位置表示解析结果的解析结果图像。
或者，控制部31解析由摄影装置1生成了的多个帧图像来生成解析结果图像，使生成了的解析结果图像的肺野区域变形。
因此，生成以使从基准点至肺野的外侧的轮廓的距离固定的方式使肺野区域变形了的解析结果图像，所以能够提供抑制了肺野区域的形状的个人差等的解析结果图像，由医生实施的诊断变得容易。另外，与同一患者的过去的解析结果图像、他人的解析结果图像的比较诊断、比较解析也变得容易。
例如，通过生成对肺野的血流进行了解析的血流解析结果图像，在以往的图像中困难的、由医生实施的肺野中的血流诊断变得容易。另外，与同一患者的过去的血流解析结果图像、他人的血流解析结果图像的比较诊断、比较解析也变得容易。
另外，通过将基准点作为肺野区域中的肺门而变形，从作为向肺野的血管走向的起始地点的肺门，放射状地配置血管，在从肺门至轮廓的距离变长的地方中，血管彼此的间隔扩展，所以能够提高错综复杂的血管走向的视觉辨认性，医生掌握在以往的血流解析结果图像的显示中困难的、末梢部等细的血管部分的血流变化、血流的缺损等变得容易。另外，还能够进行与从肺门起的血管的距离对应的解析等。
另外，通过以使肺野区域的外侧的轮廓成为圆弧状的方式变形，血管的末梢部等的解析、诊断变得容易。
另外，通过在肺野区域的形状被变形了的解析结果图像的肺野区域内分配与解析结果的值对应的颜色或者亮度并在显示部34中显示，能够使由医生实施的诊断变得容易。
另外，通过在肺野区域的形状被变形了的解析结果图像中的肺野区域内设定与从基准点起的距离对应的解析对象区域，并解析设定了的解析对象区域中的动态，例如，在血流的解析结果图像中，能够实现此前困难的将血管的位置根据从基准起的距离设定为解析对象区域，能够对必要的区域进行有效的解析。
另外，通过计算肺野区域的形状被变形了的2个解析结果图像的对应的位置的解析结果的值的差分值来生成差分图像，并在差分图像中抽出差分值超过预定的阈值的地方或者差分值是预定的阈值以下的地方的至少一方，医生能够容易地掌握例如与同一患者的过去的图像、他人(健康者)的图像不同的区域。
另外，通过对肺野区域的形状被变形了的解析结果图像附加诊断支援信息而显示于显示部34中，能够使由医生实施的诊断变得更容易。
[第2实施方式]
接下来，说明本发明的第2实施方式。
在第2实施方式中，支援肺野中的每个血管的诊断。
第2实施方式中的胸部诊断支援系统100的结构以及摄影用控制台2的动作与在第1实施方式中说明了的部分相同，所以援用说明。在第2实施方式中，图像解析处理的动作与第1实施方式不同，所以以下说明。
以下，参照图11，说明图像解析处理(设为图像解析处理C)的流程。通过控制部31和存储部32中存储了的程序的协作，执行图像解析处理C。
首先，使用血管模板图像，在动态图像的一连串的帧图像中，进行肺野区域的血管的标记(labeling)(步骤S51)。血管模板图像是指，表示一般的肺野区域的血管的走向的图像，对各血管实施了标记(赋予了标记名)。另外，针对每个血管保持了健康者的血流/血管信息。
在步骤S51中，首先，对构成动态图像的一连串的帧图像中的基准图像(例如安静呼气位的图像)，进行血管模板图像中的标记了的各血管形状的模板匹配，对与血管形状匹配了的区域实施与该血管相同的标记。接下来，基准图像和各帧图像的相同的位置的像素被对应起来，与基准图像中的标记了的血管相同的位置被标记为其他帧图像中的该血管的位置。另外，关于基准图像，如第1实施方式的说明，优选使用安静呼气位的图像。另外，也可以如第1实施方式的说明，进行局部匹配以及扭曲来进行多个帧图像间的对应。
在图12中，将在帧图像中标记了的血管的一部分放大而示出。a1～a5表示标记名。如图12所示，针对血管的每个分支赋予标记名。
接下来，根据血管被标记了的一连串的帧图像，生成每个血管的血流/血管信息(血流或者血管信息)(步骤S52)。
作为血流/血管信息，例如，抽出以下的(1)～(6)。
(1)血流的振幅信息
例如，针对每个血管区域，生成血流信号波形，从血流信号波形的心搏1个循环中的最大信号值(极大值)减去最小信号值(极小值)，从而能够求出血流的振幅信息(参照图13A)。血流信号波形是表示实施时间轴方向的高通滤波处理而得到的信号值的代表值(平均值、最大值等)的时间变化的波形。
(2)血流的波长信息
例如，针对每个血管区域，生成血流信号波形，取得波形1个循环的长度(时间)，从而能够求出血流的波长信息(参照图13A)。
(3)血流的微分信息(最大微分值信息)
通过针对每个血管区域，求出帧间差分值的最大值，能够计算血流的微分信息。
(4)血流的相位信息
针对每个血管区域，生成血流信号波形，取得生成了的波形的从表示基准点处的信号值的时间变化的波形起的相位的偏移时间，从而能够求出血流的相位信息(参照图13B)。作为基准点，例如，能够将心脏右心室、心脏左心室、大动脉弓(aortic arch)等用户通过操作部33指定了的点决定为基准点。另外，如果有特别希望比较的血管，则也可以将该血管指定为基准点。
(5)血管形状变化量
通过针对每个血管区域，计算有血流时的血管的粗细和无血流时的血管的粗细的差，能够求出血管形状变化量。血流信号波形的极小值的时刻被确定为有血流时，血流信号波形的极大值的时刻被确定为无血流时。
(6)与健康者的差异信息
通过计算根据动态图像求出了的上述(1)～(5)的血流/血管信息和健康者的血流/血管信息的差分，能够求出与健康者的差异信息。
接下来，将用于显示每个血管的血流/血管信息的血流/血管信息画面343显示于显示部34中(步骤S53)。
图14示出在步骤S53中在显示部34中显示的血流/血管信息显示画面343的一个例子。如图14所示，在血流/血管信息显示画面343中，设置了原始图像显示栏343a、血流/血管信息显示栏343b、下拉菜单343c、运动图像显示按钮343d、静止图像显示按钮343e等。在原始图像显示栏343a中，显示一连串的帧图像中的一个帧，并且在标记了的血管上显示标记名(a1～aN)。在血流/血管信息显示栏343b中，与各血管的标记名对应起来，显示各血管的血流/血管信息的值(用△△表示)。能够从下拉菜单343c选择在血流/血管信息显示栏343b中显示的血流/血管信息。另外，也可以在原始图像显示栏343a中，与标记名一并地显示血流/血管信息的值。
这样，标记了的血管的位置以及血流/血管信息被一览显示，所以医生能够容易地掌握肺野区域内的各血管各自的异常的地方等。
如果通过操作部33按下运动图像显示按钮343d，而指示了血流运动图像的显示(步骤S54；“是”)，则针对每个血管，生成运动图像用的血流信息(步骤S55)。
作为血流信息，如在第1实施方式中在图3的步骤S12中的说明，例如，针对标记了的每个血管，生成在第1实施方式中在图3的步骤S12中说明了的计算了帧间差分值的帧间差分图像。或者，也可以针对标记了的每个血管，生成针对搏动信号波形使血流信号波形逐帧移位的同时计算两者的互相关系数而得到的图像(合计移位量是1个心搏周期)作为血流信息。
接下来，在显示部34中，显示运动图像显示画面344，选择再生运动图像的血管(步骤S56)。
图15示出运动图像显示画面344的一个例子。如图15所示，在运动图像显示画面344中，设置了血流运动图像显示栏344a、血管选择栏344b。
在血流运动图像显示栏344a中，显示选择了的血管的血流运动图像。在血管选择栏344b中，显示了血管的标记名的一览，将从该一览通过操作部33选择了的标记名的血管的运动图像显示于血流运动图像显示栏344a中。
如果通过操作部33，从血管选择栏344b选择了再生运动图像的血管，则选择了的血管的血流信息显示于运动图像显示画面344的血流运动图像显示栏344a中(步骤S57)，结束图像解析处理C。
例如，在血流信息是帧间差分图像的情况下，在各帧间差分图像中，对该血管的区域分配与选择了的血管的帧间差分值对应的颜色或者亮度值而在显示部34中进行运动图像显示(从与帧编号小的一方对应的帧间差分图像依次显示)。
另外，例如，在血流信息是计算了互相关系数的图像的情况下，在各图像中，对该血管的区域分配与选择了的血管的互相关系数对应的颜色(例如互相关系数越高就越红，互相关系数越低就越接近黑)或者亮度值而在显示部34中进行运动图像显示(从移位量小的图像依次显示)。
这样，选择了的血管的血流信息被运动图像显示，所以医生例如能够容易地确认在上述血流/血管信息显示画面343中观察到异常的数值的血管等仅针对需要诊断的血管的血流信息。
另一方面，如果通过操作部33按下静止图像运动图像显示按钮343e，而指示了血流静止图像的显示(步骤S54；“否”)，则针对标记了的每个血管，生成静止图像用的血流信息(步骤S58)。
作为静止图像用的血流信息，例如，生成标记了的每个血管的互相关系数的MIP(Maximum Intensity Projection：最大强度投影)。MIP是投影了最大值的图像，能够通过如下方式制作：针对标记了的每个血管生成上述血流信号波形，针对搏动信号波形使血流信号波形逐帧移位的同时计算两者的互相关系数，将移位了一个心搏周期以上的各血管的最大的互相关系数投影到一个帧图像的对应的血管。
接下来，在显示部34中，显示静止图像显示画面345，选择所显示的血管(步骤S59)。
图16示出静止图像显示画面345的一个例子。如图16所示，在静止图像显示画面345中，设置了血流静止图像显示栏345a、血管选择栏345b。
在血流静止图像显示栏345a中，显示选择了的血管的血流静止图像。在血管选择栏345b中，显示血管的标记名的一览，将从该一览通过操作部35选择了的标记名的血管的静止图像显示于血流静止图像显示栏345a中。
如果通过操作部33从血管选择栏345b选择了所显示的血管，则选择了的血管的血流信息显示于静止图像显示画面345的血流静止图像显示栏345a中(步骤S60)，图像解析处理C结束。
在步骤S60中，例如，在MIP中，对该血管的区域分配与选择了的血管的互相关系数对应的颜色(例如互相关系数越高就越红，互相关系数越低就越接近黑)或者亮度值而在显示部34中显示。
这样，选择了的血管的血流信息被静止图像显示，所以医生例如能够容易地确认在上述血流/血管信息显示画面343中观察到异常的数值的血管等仅针对需要诊断的血管的血流信息。
另外，在上述图像解析处理C中显示血流/血管信息、或者显示血流运动图像、血流静止图像时，也可以通过第1实施方式记载的手法，进行肺野区域的变形之后进行显示。由此，能够提高由医生实施的血管的视觉辨认性。
以上，说明了本发明的第1以及第2实施方式，但本实施方式中的记述是本发明的优选的胸部诊断支援系统的一个例子，不限于此。
例如，上述实施方式中的小区域不限于由多个像素构成，也可以成为由1个像素单位构成的区域。
另外，例如，在上述说明中，公开了作为本发明的程序的计算机可读取的介质，使用了硬盘、半导体的非易失性存储器等的例子，但不限于该例子。作为其他计算机可读取的介质，能够应用CD-ROM等可移动记录介质。另外，作为经由通信线路提供本发明的程序的数据的介质，还可应用载波(carrier wave)。
另外，关于构成胸部诊断支援系统100的各装置的详细结构以及详细动作，也能够在不脱离本发明的要旨的范围内适宜变更。
将在2013年8月28日提出了的日本特愿2013-176971的全部公开内容全部引用到本申请中。

Claims (9)

1.一种胸部诊断支援系统，其特征在于，具备：
摄影单元，通过对胸部的动态进行摄影来生成多个帧图像；
变形单元，在生成了的所述多个帧图像的相互对应的位置设定基准点，从所述多个帧图像中的各个帧图像抽出肺野区域，针对所述多个帧图像中的各个帧图像，以使从设定了的所述基准点至肺野区域的外侧的轮廓的距离固定的方式，使所述肺野区域的形状变形；以及
生成单元，根据通过所述变形单元使肺野区域的形状变形了的所述多个帧图像，解析所述肺野区域内的动态，生成在变形了的所述肺野区域内的对应的位置表示所述解析的结果的解析结果图像。
2.一种胸部诊断支援系统，其特征在于，具备：
摄影单元，通过对胸部的动态进行摄影来生成多个帧图像；
生成单元，从生成了的所述多个帧图像抽出肺野区域，解析所述肺野区域内的动态，生成在所述肺野区域内的对应的位置表示所述解析的结果的解析结果图像；以及
变形单元，在所述解析结果图像中设定基准点，以使从设定了的所述基准点至所述解析结果图像的肺野区域的外侧的轮廓的距离固定的方式，使所述解析结果图像中的所述肺野区域的形状变形。
3.根据权利要求1或者2所述的胸部诊断支援系统，其特征在于，
所述生成单元解析所述肺野区域内的血流，生成在所述肺野区域内的对应的位置表示血流的解析结果的解析结果图像。
4.根据权利要求1～3中的任意一项所述的胸部诊断支援系统，其特征在于，
所述基准点是所述肺野区域中的肺门。
5.根据权利要求1～4中的任意一项所述的胸部诊断支援系统，其特征在于，
所述变形单元以使所述肺野区域的外侧的轮廓成为圆弧状的方式进行变形。
6.根据权利要求1～5中的任意一项所述的胸部诊断支援系统，其特征在于，
具备显示控制单元，该显示控制单元在所述肺野区域的形状被变形了的解析结果图像的肺野区域内分配与所述解析结果的值对应的颜色或者亮度而显示于显示单元。
7.根据权利要求1～6中的任意一项所述的胸部诊断支援系统，其特征在于，
具备区域解析单元，该区域解析单元在所述肺野区域的形状被变形了的解析结果图像中的所述肺野区域内设定与离所述基准点的距离对应的解析对象区域，解析设定了的所述解析对象区域中的所述动态。
8.根据权利要求1～7中的任意一项所述的胸部诊断支援系统，其特征在于，具备：
差分图像生成单元，计算所述肺野区域的形状被变形了的2个解析结果图像的对应的位置的解析结果的值的差分值来生成差分图像；以及
抽出单元，在所述差分图像中，抽出所述差分值超过预定的阈值的地方或者所述差分值是预定的阈值以下的地方中的至少一方。
9.根据权利要求6所述的胸部诊断支援系统，其特征在于，
所述显示控制单元对所述肺野区域的形状被变形了的解析结果图像附加诊断支援信息而显示于所述显示单元。
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