專(zhuān)利名稱(chēng)：胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
對(duì)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(jìn)行了利用FPD (flat panel detector :平板探測(cè)器)等半導(dǎo)體圖像傳感器來(lái)拍攝診斷對(duì)象部位的動(dòng)態(tài)圖像，并應(yīng)用于診斷的嘗試。具體而言，利用半導(dǎo)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(dǎo)體圖像傳感器的讀取、刪除的時(shí)刻，從放射源連續(xù)照射脈沖狀的放射線，在I秒鐘內(nèi)進(jìn)行多次的拍攝，來(lái)拍攝診斷對(duì)象部位的動(dòng)態(tài)。通過(guò)依次顯示由拍攝而取得的一系列多枚圖像，醫(yī)生能夠識(shí)別檢查對(duì)象部位的一系列動(dòng)作。
另外，還提出了一種通過(guò)解析利用動(dòng)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。例如，日本特開(kāi)2009-136573號(hào)公報(bào)中記載了 通過(guò)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(dòng)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(cè)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)。另外，國(guó)際公開(kāi)第2009/090894號(hào)中記載了 針對(duì)在胸部的動(dòng)態(tài)拍攝中取得的一系列幀圖像，在相鄰的幀圖像間計(jì)算幀間差值，并基于該計(jì)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)。上述日本特開(kāi)2009-136573號(hào)公報(bào)中，為了進(jìn)行高精度的解析，需要排除血管區(qū)域的位置移動(dòng)，換句話(huà)說(shuō)，需要停止呼吸，無(wú)法計(jì)算與換氣相關(guān)的特征量。在國(guó)際公開(kāi)第2009/090894號(hào)中，雖然能夠通過(guò)一次的拍攝數(shù)據(jù)計(jì)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(shí)間，另外，由于以相同的處理算法(幀間差信號(hào)值)計(jì)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(diǎn)。然而，關(guān)于心拍數(shù)的測(cè)量，根據(jù)通過(guò)手腕動(dòng)脈的觸診來(lái)計(jì)數(shù)脈動(dòng)數(shù)也可知，血液從心臟流向肺血管時(shí)，血管的部分?jǐn)U張(脈動(dòng))遍布肺血管區(qū)域地傳播。該肺血管的擴(kuò)張被反映到與該擴(kuò)張的部分對(duì)應(yīng)的放射線檢測(cè)器的檢測(cè)元件輸出的信號(hào)值，該信號(hào)值的變化量(血管區(qū)域相對(duì)非血管區(qū)域的信號(hào)變化量)比較大。由此，本申請(qǐng)的發(fā)明人們發(fā)現(xiàn)了，對(duì)進(jìn)行被拍攝體胸部的動(dòng)態(tài)拍攝而得的一系列幀圖像數(shù)據(jù)，進(jìn)行基于與換氣的特征量處理不同的該信號(hào)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
本發(fā)明的課題在于，通過(guò)I次動(dòng)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。為了解決上述課題，作為本申請(qǐng)的目的的一方面，提供以下的發(fā)明。
I. 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(gè)檢測(cè)元件檢測(cè)由上述放射線源照射并透過(guò)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(cè)器，來(lái)進(jìn)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，其中上述拍攝單元被構(gòu)成為能夠通過(guò)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(dòng)態(tài)的多個(gè)幀圖像，上述圖像解析單元具有呼吸信息生成單元，其針對(duì)由上述拍攝單元取得的多個(gè)幀圖像，在上述多個(gè)幀圖像間，使對(duì)在上述放射線檢測(cè)器中的相同位置的檢測(cè)元件輸出的信號(hào)值進(jìn)行表示的像素或者像素塊相互建立對(duì)應(yīng)，基于時(shí)間上相鄰的幀圖像間的上述相互對(duì)應(yīng)的像素或者像素塊的 信號(hào)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；和血流信息生成單元，其針對(duì)由上述拍攝單元取得的多個(gè)幀圖像，在上述多個(gè)幀圖像間，使對(duì)在上述放射線檢測(cè)器中的相同位置的檢測(cè)元件輸出的信號(hào)值進(jìn)行表示的像素或者像素塊相互建立對(duì)應(yīng)，生成表示上述相互對(duì)應(yīng)的像素或者像素塊的信號(hào)值的時(shí)間變化的輸出信號(hào)波形，基于該生成的輸出信號(hào)波形生成與上述被拍攝體的血流相關(guān)的診斷輔助信肩、O2.在技術(shù)方案I所述的發(fā)明中，上述呼吸信息生成單元從上述多個(gè)各幀圖像中提取肺野區(qū)域，按每一個(gè)上述提取出的肺野區(qū)域的上述像素或者像素塊，計(jì)算在時(shí)間上相鄰的幀圖像間的信號(hào)值的差值，并基于計(jì)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，上述血流信息生成單元從上述多個(gè)各幀圖像中提取肺野區(qū)域，按每一個(gè)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(hào)波形以確定該像素或者像素塊的肺血管因血流而擴(kuò)張的時(shí)刻的幀圖像，通過(guò)對(duì)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(kuò)張的時(shí)刻的識(shí)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。3.在技術(shù)方案2所述的發(fā)明中，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(shí)進(jìn)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(shí)進(jìn)行動(dòng)畫(huà)顯示。在技術(shù)方案I 3中任意一項(xiàng)所述的發(fā)明中，具有搏動(dòng)信號(hào)波形取得單元，其取得表示上述多個(gè)幀圖像的拍攝期間中的上述被拍攝體的心臟的搏動(dòng)的搏動(dòng)信號(hào)波形，上述血流信息生成單元按每一個(gè)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(hào)，將縱軸設(shè)為該像素或者像素塊的信號(hào)值的坐標(biāo)平面，并通過(guò)將與上述各幀圖像的該像素或者像素塊的信號(hào)值對(duì)應(yīng)的點(diǎn)標(biāo)示在上述坐標(biāo)平面上，以生成該像素或者像素塊的輸出信號(hào)波形，對(duì)上述取得的搏動(dòng)信號(hào)波形，一邊以幀編號(hào)為單位錯(cuò)開(kāi)上述輸出信號(hào)波形，一邊計(jì)算上述搏動(dòng)信號(hào)波形與上述輸出信號(hào)波形的相互相關(guān)系數(shù)，將從在上述搏動(dòng)信號(hào)波形中心臟收縮最大的時(shí)刻開(kāi)始錯(cuò)開(kāi)了上述相互相關(guān)系數(shù)成為最大時(shí)的移動(dòng)量的時(shí)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(kuò)張的時(shí)刻的幀圖像。5.在技術(shù)方案4所述的發(fā)明中，上述搏動(dòng)信號(hào)波形取得單元是取得心電波形的心電檢測(cè)傳感器、從上述多個(gè)幀圖像中取得表示心臟區(qū)域或者大動(dòng)脈區(qū)域中的信號(hào)值的時(shí)間變化的波形作為搏動(dòng)信號(hào)波形的單元、和從上述多個(gè)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(shí)間變化的波形作為搏動(dòng)信號(hào)的單元中的任意一個(gè)。6.在技術(shù)方案I 5中任意一項(xiàng)所述的發(fā)明中，
上述血流信息生成單元使用多個(gè)周期的搏動(dòng)信號(hào)波形以及輸出信號(hào)波形取得與上述血流相關(guān)的信息。7、在技術(shù)方案I 6中任意一項(xiàng)所述的發(fā)明中，具有修正單元，其對(duì)由上述拍攝單元取得的圖像數(shù)據(jù)實(shí)施偏移修正處理以及增益修正處理中的至少一個(gè)；和控制單元，其對(duì)由上述拍攝單元取得的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行是否實(shí)施由上述修正單元進(jìn)行的修正的控制，上述控制單元進(jìn)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(dòng)態(tài)相關(guān)的診斷輔助信息的情況下不實(shí)施由上述修正單元進(jìn)行的修正。8、在技術(shù)方案I 7中任意一項(xiàng)所述的發(fā)明中，具有散射線除去濾線器，其除去來(lái)自上述放射線源的散射放射線；和拍攝控制單元，其進(jìn)行是否使用上述散射線除去濾線器來(lái)進(jìn)行拍攝的控制，上述拍攝控制單元進(jìn)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(dòng)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(jìn)行拍攝。根據(jù)本發(fā)明，能夠通過(guò)I次動(dòng)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。


圖I是示出第I實(shí)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。圖2是放大表示圖I的保持部15近邊的圖。圖3是示意性表示圖I的保持部15的正面的圖。圖4是示出由圖I的拍攝用中央控制臺(tái)的控制部執(zhí)行的拍攝控制處理的流程圖。圖5是示出由圖I的診斷用中央控制臺(tái)的控制部執(zhí)行的圖像解析處理的流程圖。圖6是示出由圖I的診斷用中央控制臺(tái)的控制部執(zhí)行的呼吸信息生成處理的流程圖。圖7是示出在一個(gè)呼吸循環(huán)(深呼吸時(shí))中拍攝的多個(gè)時(shí)間相位T (T=t0 t6)的幀圖像的圖。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。圖9是用于說(shuō)明橫隔膜的位置的計(jì)算方法的圖。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。
圖11是示出對(duì)某正常的肺野以有濾線器與無(wú)濾線器的方式拍攝的動(dòng)態(tài)圖像的動(dòng)態(tài)解析結(jié)果的比較的圖。圖12A是示出顯示了解析正常人的肺野的動(dòng)態(tài)圖像后的解析結(jié)果的顯示畫(huà)面的一個(gè)例子的圖。圖12B是示出顯示了解析COPD (閉塞性疾病)的肺野的動(dòng)態(tài)圖像后的解析結(jié)果的顯示畫(huà)面的一個(gè)例子的圖。圖12C是示出顯示了解析混合性疾病的肺野的動(dòng)態(tài)圖像后的解析結(jié)果的顯示畫(huà)面的一個(gè)例子的圖。 圖13是示出表示“吸氣的特征量/呼氣的特征量”的趨勢(shì)的指標(biāo)值的顯示例的圖。圖14是示出表示“吸氣的特征量/呼氣的特征量”的趨勢(shì)的指標(biāo)值的另一顯示例的圖。圖15是示出表示“吸氣的特征量”或者“呼氣的特征量”的趨勢(shì)的指標(biāo)值的顯示例的圖。圖16是示出由圖I的診斷用中央控制臺(tái)的控制部執(zhí)行的血流信息生成處理的流程圖。圖17是示意性地表示基于血流的肺血管擴(kuò)張的圖。圖18 (A)是示意性表示正常的輸出信號(hào)波形的圖，(B)是示意性表示有異常位置的輸出信號(hào)波形的圖。圖19是表示搏動(dòng)信號(hào)波形的一個(gè)例子的圖。圖20是表示反轉(zhuǎn)后的搏動(dòng)信號(hào)波形的一個(gè)例子的圖。圖21是用于說(shuō)明使搏動(dòng)信號(hào)波形反轉(zhuǎn)的理由的圖。圖22是用于說(shuō)明相互相關(guān)系數(shù)的計(jì)算方法的圖。圖23是示出與血流相關(guān)的診斷輔助信息的顯示例的圖。圖24是示出第2實(shí)施方式中的移動(dòng)型胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)的整體構(gòu)成例的圖。 圖25是表示圖24的FPD的功能構(gòu)成例的圖。
具體實(shí)施例方式以下，參照附圖對(duì)本發(fā)明的實(shí)施方式詳細(xì)地進(jìn)行說(shuō)明。但是，發(fā)明的范圍并不局限于圖示例。<第I實(shí)施方式 > [胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)100的構(gòu)成]首先，對(duì)構(gòu)成進(jìn)行說(shuō)明。圖I中示出了第I實(shí)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。如圖I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I與拍攝用中央控制臺(tái)2通過(guò)通信電纜等連接，拍攝用中央控制臺(tái)2與診斷用中央控制臺(tái)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(xué)數(shù)字圖像通信)標(biāo)準(zhǔn)為基準(zhǔn)，各裝置間的通信遵循DICOM進(jìn)行。[拍攝裝置I的構(gòu)成]
拍攝裝置I是對(duì)被拍攝體M (人體的胸部)照射放射線，進(jìn)行被拍攝體M的動(dòng)態(tài)拍攝或者靜止圖像拍攝的裝置。動(dòng)態(tài)拍攝是指，對(duì)被拍攝 體M以脈沖方式連續(xù)照射X射線等放射線，以取得多個(gè)圖像(即、連續(xù)拍攝)。在動(dòng)態(tài)拍攝中，拍攝例如伴隨呼吸運(yùn)動(dòng)的肺的膨脹以及收縮的形態(tài)變化、心臟的搏動(dòng)等具有周期性(循環(huán))的被拍攝體M的動(dòng)態(tài)。將通過(guò)該連續(xù)拍攝而得到的一系列圖像稱(chēng)為動(dòng)態(tài)圖像。另外，將構(gòu)成動(dòng)態(tài)圖像的多個(gè)圖像的每一個(gè)稱(chēng)為幀圖像。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(guò)對(duì)被拍攝體M照射I次X射線等放射線來(lái)取得一枚靜止圖像。如圖I所示，拍攝裝置I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(cè)部13、讀取控制裝置14、保持部15、濾線器16等。放射線源11是能夠進(jìn)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(dòng)態(tài)拍攝的雙方對(duì)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M而與放射線檢測(cè)部13對(duì)置的位置處，并按照放射線照射控制裝置12的控制，對(duì)被拍攝體M照射放射線(X射線)。放射線照射控制裝置12與拍攝用中央控制臺(tái)2連接，并基于從拍攝用控制臺(tái)2輸入的放射線照射條件來(lái)控制放射線源11，以進(jìn)行放射線拍攝。從拍攝用中央控制臺(tái)2輸入的放射線照射條件例如為連續(xù)照射時(shí)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(lèi)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(shí)間。脈沖間隔是在連續(xù)拍攝中從I次放射線照射開(kāi)始到下一次放射線照射開(kāi)始為止的時(shí)間，其與后述的幀間隔一致。放射線檢測(cè)部13由與動(dòng)態(tài)拍攝以及靜止圖像拍攝對(duì)應(yīng)的FPD等構(gòu)成。FPD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(gè)像素，所述多個(gè)像素對(duì)從放射線源11照射且至少透過(guò)被拍攝體M的放射線根據(jù)其強(qiáng)度進(jìn)行檢測(cè)，并將檢測(cè)出的放射線轉(zhuǎn)換成電信號(hào)來(lái)積蓄。各像素由例如TFT (Thin Film Transistor :薄膜晶體管)等開(kāi)關(guān)部構(gòu)成。對(duì)于FPD，存在將X射線經(jīng)由閃爍器并通過(guò)光電轉(zhuǎn)換元件而轉(zhuǎn)換成電信號(hào)的間接轉(zhuǎn)換型、和將X射線直接轉(zhuǎn)換成電信號(hào)的直接轉(zhuǎn)換型，可以使用其中任意一種。如圖2所示那樣，放射線檢測(cè)部13被保持部15保持成，夾著被拍攝體M與放射線源11對(duì)置。讀取控制裝置14與拍攝用中央控制臺(tái)2連接。讀取控制裝置14基于從拍攝用中央控制臺(tái)2輸入的圖像讀取條件來(lái)控制放射線檢測(cè)部13的各像素的開(kāi)關(guān)部，從而對(duì)積蓄在該各像素中的電信號(hào)的讀取進(jìn)行開(kāi)關(guān)控制，通過(guò)讀取積蓄在放射線檢測(cè)部13中的電信號(hào)，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(tái)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(dòng)作開(kāi)始到下一次的幀圖像的取得動(dòng)作開(kāi)始為止的時(shí)間，其與脈沖間隔一致。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(guò)相互交換同步信號(hào)來(lái)使放射線照射動(dòng)作與圖像的讀取動(dòng)作同步。此外，在取得用于計(jì)算后述的偏移修正所使用的偏移修正系數(shù)的至少一個(gè)暗圖像的暗讀取時(shí)，不與放射線照射動(dòng)作同步，而在放射線未被照射的狀態(tài)下，進(jìn)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(dòng)作，但也可以在一系列動(dòng)態(tài)拍攝如、一系列動(dòng)態(tài)拍攝后的任意時(shí)刻進(jìn)打。此外，在本實(shí)施方式中，在任意動(dòng)態(tài)解析中也不進(jìn)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(jìn)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(jìn)行偏移修正處理、增益修正處理、缺陷像素修正處理等。如圖2所示那樣，保持部15具有檢測(cè)器保持部151，在拍攝時(shí)使放射線檢測(cè)部13保持與放射線源11以及被拍攝體M對(duì)置。另外，保持部15在比放射線檢測(cè)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(cè)是否安裝有濾線器16的濾線器安裝檢測(cè)MS (微開(kāi)關(guān))153，保持部15將濾線器安裝檢測(cè)MS153的檢測(cè)信號(hào)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(cè)被拍攝體M是否按規(guī)定距離分離存在的被拍攝體檢測(cè)傳感器154，保持部15將被拍攝體檢測(cè)傳感器154的檢測(cè)信號(hào)經(jīng)由讀取控制裝置14向拍攝用中央控制臺(tái)2輸出。[拍攝用中央控制臺(tái)2的構(gòu)成]拍攝用中央控制臺(tái)2向拍攝裝置I輸出放射線照射條件、圖像讀取條件，以控制基于拍攝裝置I的放射線拍攝以及放射線圖像的讀取動(dòng)作，并且，適當(dāng)制作基于由拍攝裝置I取得的靜止圖像或者動(dòng)態(tài)圖像的圖像、例如進(jìn)行了剔除合并處理后的預(yù)覽圖像、或?qū)嵤┝嘶叶忍幚淼群蟮奶幚硗瓿蓤D像等，并顯示以用于確認(rèn)是否是適于拍攝實(shí)施者進(jìn)行的定位的確認(rèn)或診斷的圖像。在動(dòng)態(tài)圖像的情況下，為了進(jìn)行定位確認(rèn)、解析對(duì)象部位的動(dòng)態(tài)周期(循環(huán))確認(rèn)，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。如圖I所示那樣，拍攝用中央控制臺(tái)2被構(gòu)成為具有控制部21、存儲(chǔ)部22、操作部23、顯示部24、通信部25，各部通過(guò)總線26連接?？刂撇?1 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(chǔ)在存儲(chǔ)部22中的系統(tǒng)程序、各種處理程序并在RAM內(nèi)展開(kāi)，按照展開(kāi)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(duì)拍攝用中央控制臺(tái)2各部的動(dòng)作、拍攝裝置I的放射線照射動(dòng)作以及讀取動(dòng)作進(jìn)行集中控制。存儲(chǔ)部22由非易失性的半導(dǎo)體存儲(chǔ)器、硬盤(pán)等構(gòu)成。存儲(chǔ)部22存儲(chǔ)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(chǔ)部22存儲(chǔ)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(dòng)作。另外，存儲(chǔ)部22存儲(chǔ)動(dòng)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。操作部23被構(gòu)成為具有具備光標(biāo)鍵、數(shù)字輸入鍵以及各種功能鍵等的鍵盤(pán)、和鼠標(biāo)等定位設(shè)備，將通過(guò)對(duì)鍵盤(pán)的鍵操作、鼠標(biāo)操作而輸入的指示信號(hào)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(huà)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(hào)向控制部21輸出。
顯不部24 由 LCD (Liquid Crystal Display :液晶顯不器)、CRT (Cathode RayTube :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(hào)的指示，顯示來(lái)自操作部23的輸入指示、數(shù)據(jù)等。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)。[診斷用中央控制臺(tái)3的構(gòu)成]診斷用中央控制臺(tái)3是從拍攝用中央控制臺(tái)2取得靜止圖像、或者動(dòng)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(jìn)行讀影診斷的計(jì)算機(jī)裝置。如圖I所示那樣，診斷用中央控制臺(tái)3被構(gòu)成為具有控制部31、存儲(chǔ)部32、操作部33、顯示部34、通信部35，各部通過(guò)總線36連接?？刂撇?1由CPU、RAM等構(gòu)成?？刂撇?1的CPU按照操作部33的操作，讀出存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部32中的系統(tǒng)程序、各種處理程序并在RAM內(nèi)展開(kāi)，根據(jù)展開(kāi)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(duì)診斷用中央控制臺(tái)3各部的動(dòng)作進(jìn)行集中控制。存儲(chǔ)部32由非易失性半導(dǎo)體存儲(chǔ)器、硬盤(pán)等構(gòu)成。存儲(chǔ)部32存儲(chǔ)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?yàn)榇淼母鞣N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(dòng)作。操作部33被構(gòu)成為具有具備光標(biāo)鍵、數(shù)字輸入鍵以及各種功能鍵等的鍵盤(pán)、和鼠標(biāo)等定位設(shè)備，將通過(guò)對(duì)鍵盤(pán)的鍵操作、鼠標(biāo)操作而輸入的指示信號(hào)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(huà)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(hào)向控制部31輸出。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(hào)的指示，顯示來(lái)自操作部33的輸入指示、數(shù)據(jù)等。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)。[胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)100的動(dòng)作]接下來(lái)，對(duì)胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)100中的動(dòng)作進(jìn)行說(shuō)明。(拍攝裝置I、拍攝用中央控制臺(tái)2的動(dòng)作)首先，對(duì)拍攝裝置I、拍攝用中央控制臺(tái)2的拍攝動(dòng)作進(jìn)行說(shuō)明。圖4示出在拍攝用中央控制臺(tái)2的控制部21中執(zhí)行的拍攝控制處理。通過(guò)控制部21與存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部22中的拍攝控制處理程序的配合來(lái)執(zhí)行拍攝控制處理。首先，由拍攝實(shí)施者操作拍攝用中央控制臺(tái)2的操作部23，以進(jìn)行拍攝對(duì)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(lèi)(動(dòng)態(tài)拍攝、靜止圖像拍攝的區(qū)別)的輸入(步驟SI)。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。接下來(lái)，判斷輸入的拍攝種類(lèi)為動(dòng)態(tài)拍攝還是靜止圖像拍攝(步驟S2)。當(dāng)輸入的拍攝種類(lèi)被判斷為動(dòng)態(tài)拍攝時(shí)(步驟S2 :是)，動(dòng)態(tài)拍攝用的放射線照射條件被從存儲(chǔ)部22讀出，并被對(duì)放射線照射控制裝置12設(shè)定，并且，動(dòng)態(tài)拍攝用的圖像讀取條件被從存儲(chǔ)部22讀出，并被對(duì)讀取控制裝置14設(shè)定(步驟S3)。當(dāng)輸入的拍攝種類(lèi)被判斷為靜止圖像拍攝(步驟S2 :否)時(shí)，靜止圖像拍攝用的放射線照射條件被從存儲(chǔ)部22讀出，并被對(duì)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(chǔ)部22讀出，并被對(duì)讀取控制裝置14設(shè)定(步驟S7)。進(jìn)行換氣以及血流的兩特征量的解析的本實(shí)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。其中，在僅進(jìn)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。另外，在本實(shí)施方式中，作為動(dòng)態(tài)拍攝用，設(shè)定了以在未安裝濾線器16的狀態(tài)下 (無(wú)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(dòng)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(dá)放射線檢測(cè)部13的線量與在靜止圖像拍攝中使用濾線器16而到達(dá)放射線檢測(cè)部13的線量相同。即、在動(dòng)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。這里，在對(duì)人體等被拍攝體M照射放射線來(lái)進(jìn)行放射線拍攝的情況下，透過(guò)體內(nèi)的放射線在體內(nèi)組織中散射。然后，當(dāng)這樣的散射放射線入射到放射線檢測(cè)部13時(shí)，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(cè)、病變部分的觀察等、各個(gè)像素的絕對(duì)輸出值(信號(hào)值)重要的靜止圖像的拍攝中，優(yōu)選在放射線檢測(cè)部13的被拍攝體側(cè)一面、即透過(guò)被拍攝體的放射線入射側(cè)的面設(shè)置濾線器16來(lái)進(jìn)行拍攝。而當(dāng)以有濾線器的方式進(jìn)行拍攝時(shí)，通過(guò)濾線器16減弱了到達(dá)放射線檢測(cè)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(dòng)態(tài)拍攝中，也與靜止圖像拍攝同樣進(jìn)行使用了濾線器的拍攝。然而，在動(dòng)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(shí)等同的情況下，存在被拍攝體M的被輻射量變多的問(wèn)題。還公開(kāi)了一種為了降低被拍攝體M的被輻射量而將I次靜止圖像拍攝和一系列動(dòng)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(gè)幀圖像的線量有點(diǎn)不足，導(dǎo)致S/N比降低。因此，本申請(qǐng)的發(fā)明人等進(jìn)行了反復(fù)鉆心研究后，發(fā)現(xiàn)了由動(dòng)態(tài)拍攝而得的胸部動(dòng)態(tài)圖像主要被使用于呼吸功能、血流等動(dòng)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(jìn)行拍攝的動(dòng)態(tài)圖像，也能夠獲得與使用以有濾線器的方式進(jìn)行拍攝的動(dòng)態(tài)圖像的情況大致等同的結(jié)果。換言之，與濾線器有無(wú)無(wú)關(guān)，只要達(dá)到放射線檢測(cè)器的線量相同，就能夠獲得大致等同的解析結(jié)果(參照?qǐng)DU。詳細(xì)內(nèi)容后述)。在本實(shí)施方式的胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)100中，基于該見(jiàn)解，在靜止圖像拍攝中安裝濾線器16 (有濾線器)來(lái)進(jìn)行拍攝，在動(dòng)態(tài)拍攝中(在進(jìn)行動(dòng)態(tài)解析的情況下)不安裝濾線器16 (無(wú)濾線器)而進(jìn)行拍攝。另外，通過(guò)在使用了濾線器16的靜止圖像拍攝時(shí)、與無(wú)濾線器16的動(dòng)態(tài)拍攝的每一幀的拍攝時(shí)到達(dá)放射線檢測(cè)部13的線量大致等同的放射線照射條件下，進(jìn)行拍攝，使得成為下述構(gòu)成，即將向放射線檢測(cè)部13的到達(dá)線量維持成與以往大致等同的同時(shí)減少被拍攝體M的被輻射線量。并且，也可以設(shè)定使I次靜止圖像拍攝與一系列動(dòng)態(tài)拍攝的總的照射線量相同的放射線照射條件，通過(guò)在靜止圖像拍攝中以有濾線器的方式進(jìn)行拍攝，在動(dòng)態(tài)拍攝中以無(wú)濾線器的方式進(jìn)行拍攝，與以往方式相比，使各中貞圖像的S/N比提聞并實(shí)現(xiàn)了解析精度的提聞。若設(shè)定了動(dòng)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(lái)自濾線器安裝檢測(cè)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)。·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(shí)施者為了拍攝安靜呼吸的動(dòng)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(zhǔn)備的時(shí)刻，操作操作部23，以輸入放射線照射指示。當(dāng)利用操作部23輸入了放射線照射指示時(shí)(步驟S5;是)，拍攝開(kāi)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(dòng)態(tài)拍攝開(kāi)始(步驟S6)。即、按照對(duì)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(guò)放射線檢測(cè)部13取得幀圖像。當(dāng)預(yù)定幀數(shù)的拍攝結(jié)束時(shí)，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(dòng)作停止。被拍攝的幀數(shù)至少為可拍攝一個(gè)呼吸循環(huán)的枚數(shù)。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(lái)自濾線器安裝檢測(cè)MS153和被拍攝體檢測(cè)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)?？刂撇?1通過(guò)該步驟S8進(jìn)行控制，以使得不進(jìn)行以未安裝濾線器16的方式進(jìn)行的靜止圖像拍攝。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(shí)施者對(duì)受檢者指示吸氣后憋氣。在做好拍攝準(zhǔn)備的時(shí)刻，通過(guò)操作操作部23來(lái)輸入放射線照射指示。當(dāng)通過(guò)操作部23輸入了放射線照射指示時(shí)(步驟S9 :是)，拍攝開(kāi)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(jìn)行靜止圖像拍攝(步驟S10)。若動(dòng)態(tài)拍攝或者靜止圖像拍攝結(jié)束，則將通過(guò)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(tái)2，以進(jìn)行修正處理(步驟S11)。在步驟Sll的修正處理中，根據(jù)需要進(jìn)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(shí)施方式中，利用控制部21進(jìn)行控制，以便使得在靜止圖像拍攝的情況下實(shí)施這些修正，而在動(dòng)態(tài)拍攝中進(jìn)行后述的圖像解析處理的情況下不實(shí)施這些修正。這里，在使用了靜止圖像的圖像診斷中，觀察診斷對(duì)象部位的構(gòu)造物的濃度值的微妙變化。因此，必須進(jìn)行用于極力抑制FPD的各個(gè)檢測(cè)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(duì)應(yīng)的各檢測(cè)元件的個(gè)體差、讀出放大器的增益不均而產(chǎn)生的每個(gè)像素的偏差的處理。然而，在使用動(dòng)態(tài)圖像計(jì)算與動(dòng)態(tài)相關(guān)的特征量時(shí)，需要多個(gè)幀圖像。例如，在計(jì)算肺的換氣的特征量時(shí)，平均的成人的呼吸周期為3. 3秒前后，由于特征量的計(jì)算最少也需要I周期的量的圖像，所以需要將拍攝時(shí)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(duì)它們實(shí)施偏移處理以及增益修正處理，則每I幀圖像需要0. 5秒 I秒左右的時(shí)間，所以20枚的實(shí)施則需要10 20秒的時(shí)間。另外，若要實(shí)施更忠實(shí)的偏移修正處理，則會(huì)在各幀圖像的拍攝后，至少實(shí)施I次暗讀取(放射線非照射時(shí)的FPD讀取)，但此時(shí)在FPD側(cè)，為了實(shí)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。另外，一般而言，由于將從FH)輸出的幀圖像、暗圖像向中央控制臺(tái)發(fā)送以進(jìn)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(shí)間。另外，還考慮了進(jìn)行I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(duì)全部的幀圖像實(shí)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(jìn)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(jìn)行偏移修正處理的時(shí)間。另外，與動(dòng)態(tài)相關(guān)的特征量的計(jì)算處理存在必須在偏移修正處理后開(kāi)始這一缺點(diǎn)。因此，在本實(shí)施方式中，在以動(dòng)態(tài)拍攝進(jìn)行后述的圖像解析處理的情況下，不進(jìn)行偏移修正處理、增益修正處理、缺陷像素修正處理。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(dòng)態(tài)范圍(dynamic range)等收集模式分別被預(yù)先存儲(chǔ)了最佳值，在各個(gè)收集模式中，讀出對(duì)應(yīng)的最佳值。另外，根據(jù)需要，優(yōu)選對(duì)取得的圖像實(shí)施例如剔除處理、灰度處理等。接下來(lái)，修正處理后的圖像被存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部22中(步驟S12)，并且被顯示于顯示部24 (步驟S13)。在進(jìn)行了動(dòng)態(tài)拍攝的情況下，各幀圖像被與表示拍攝順序的編號(hào)建立對(duì)應(yīng)，并被存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部22中。這里，在將要存儲(chǔ)所取得的圖像之前，還可以進(jìn)行將各像素的信號(hào)值從真數(shù)轉(zhuǎn)換成對(duì)數(shù)的對(duì)數(shù)轉(zhuǎn)換處理后存儲(chǔ)。拍攝實(shí)施者根據(jù)顯示的動(dòng)態(tài)圖像來(lái)確認(rèn)定位等，判斷是通過(guò)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(guò)拍攝得到的各幀圖像在整個(gè)拍攝結(jié)束后集中輸入。當(dāng)通過(guò)操作部23的規(guī)定操作輸入了表示拍攝OK的判斷結(jié)果時(shí)(步驟S14 ;是)，對(duì)通過(guò)靜止圖像拍攝得到的靜止圖像或者通過(guò)動(dòng)態(tài)拍攝得到的一系列幀圖像的每一個(gè)賦予用于識(shí)別圖像的識(shí)別ID、患者信息、檢查對(duì)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(hào)、拍攝時(shí)間、表示拍攝時(shí)的濾線器有無(wú)的信息(濾線器有無(wú)信息)等信息(例如，以DICOM形式寫(xiě)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(tái)3(步驟S15)。并且，本處理結(jié)束。另一方面，當(dāng)通過(guò)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(shí)(步驟S14 ;否)，存儲(chǔ)在存儲(chǔ)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。根據(jù)幀編號(hào)與圖像讀取條件(幀間隔)，能夠取得該幀圖像被拍攝時(shí)的從拍攝開(kāi)始的經(jīng)過(guò)時(shí)間。(診斷用中央控制臺(tái)3的動(dòng)作)接下來(lái)，對(duì)診斷用中央控制臺(tái)3中的動(dòng)作進(jìn)行說(shuō)明。在診斷用中央控制臺(tái)3中，當(dāng)經(jīng)由通信部35從拍攝用中央控制臺(tái)2接收到靜止圖像，并通過(guò)操作部33輸入了該圖像的顯示指示時(shí)，在顯示部34顯示接收到的靜止圖像，以供醫(yī)生進(jìn)行診斷。另一方面，當(dāng)經(jīng)由通信部35從拍攝用中央控制臺(tái)2接收到動(dòng)態(tài)圖像的一系列幀圖像，并通過(guò)操作部33指示了動(dòng)態(tài)解析時(shí)，通過(guò)控制部31與存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部32中的圖像解析處理程序的配合，來(lái)執(zhí)行圖5所示的圖像解析處理。以下，參照?qǐng)D5對(duì)圖像解析處理的流程進(jìn)行說(shuō)明。
首先，在顯示部34顯示用于選擇通過(guò)圖像解析生成的診斷輔助信息的種類(lèi)(呼吸、血流、呼吸以及血流)的選擇畫(huà)面，當(dāng)被判定為通過(guò)操作部33從該選擇畫(huà)面選擇了與呼吸相關(guān)的診斷輔助信息的生成時(shí)(步驟S21 ;是)，執(zhí)行呼吸信息生成處理(步驟S22)。當(dāng)被判斷為選擇了與血流相關(guān)的診斷輔助信息的生成時(shí)(步驟S23:是)時(shí)，執(zhí)行血流信息生成處理(步驟S24)。這里，對(duì)在圖5的步驟S22中執(zhí)行的呼吸信息生成處理進(jìn)行說(shuō)明。圖6示出呼吸信息生成處理的流程圖。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)。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?yàn)榈谝粋€(gè)(最初)的幀圖像。)的各像素的信號(hào)值(濃度值)的直方圖，并通過(guò)辨別分析來(lái)求出閾值，將與該閾值相比高信號(hào)的區(qū)域作為肺野區(qū)域候選進(jìn)行I次提取。接下來(lái)，在I次提取出的肺野區(qū)域候選的邊界附近進(jìn)行邊緣檢測(cè)，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(diǎn)，就能夠提取出肺野區(qū)域的邊界。接下來(lái)，各幀圖像的肺野區(qū)域被分割成由多個(gè)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(duì)應(yīng)(步驟S102)。各小區(qū)域的像素的位置被存儲(chǔ)在控制部31的RAM中。這里，呼吸循環(huán)包括呼氣期與吸氣期。圖7是示出在一個(gè)呼吸循環(huán)(深呼吸時(shí))中拍攝到的多個(gè)時(shí)間相位T (T=t0 t6)的幀圖像的圖。如圖7所示，呼氣期間，通過(guò)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(guò)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(yùn)動(dòng)隨時(shí)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。但是，在安靜呼吸時(shí)拍攝到的圖像中，上述的位置偏移小，不會(huì)發(fā)生導(dǎo)致后述的解析結(jié)果混亂程度的位置偏移。圖8的圖像Dl為安靜呼氣位(在安靜呼吸時(shí)，橫隔膜的位置達(dá)到最高的時(shí)刻)的幀圖像。圖8的圖像D2為安靜吸氣位(在安靜呼吸時(shí)，橫隔膜的位置達(dá)到最低的時(shí)刻)的幀圖像。即、圖8的圖像Dl與D2是在呼吸I循環(huán)中形狀差最大的時(shí)刻拍攝的圖像。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Dl的Al相同的像素位置，圖像D2的A2示出描繪了與圖像Dl的Al的肺野中的同一部分的區(qū)域)。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(gè)幀圖像設(shè)定為基準(zhǔn)圖像。接下來(lái)，將基準(zhǔn)圖像的被提取出的肺野區(qū)域分割成多個(gè)小區(qū)域(例如，2_X2mm的矩形區(qū)域)(參照?qǐng)D8)。接下來(lái)，將其他幀圖像的肺野區(qū)域分割成與基準(zhǔn)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(cè)部13的相同檢測(cè)元件輸出的信號(hào)值的區(qū)域)。接下來(lái)，將各幀圖像間的相同像素位置的各小區(qū)域相互建立對(duì)應(yīng)。在該處理中，能夠高速地進(jìn)行向幀圖像的小區(qū)域的分割以及建立對(duì)應(yīng)。優(yōu)選安靜呼氣位的幀圖像為基準(zhǔn)圖像。這是由于在安靜呼氣位，安靜呼吸時(shí)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(zhǔn)圖像的小區(qū)域與其他幀圖像建立了對(duì)應(yīng)時(shí)，小區(qū)域不會(huì)與其他幀圖像的肺野外的區(qū)域建立對(duì)應(yīng)。安靜呼氣位的圖像可以通過(guò)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(zhǔn)位置BI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(zhǔn)位置BI。 接下來(lái)，計(jì)算各幀圖像的各小區(qū)域內(nèi)的像素的信號(hào)值(平均信號(hào)值)，將小區(qū)域內(nèi)的像素替換為平均信號(hào)值，對(duì)在各幀圖像間建立了對(duì)應(yīng)的各小區(qū)域?qū)嵤r(shí)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(hào)變化，提取基于換氣的信號(hào)值的時(shí)間變化的處理，例如，對(duì)每一個(gè)小區(qū)域的信號(hào)值的時(shí)間變化，在安靜呼吸圖像組中以截止頻率0. 7Hz進(jìn)行低通濾波，在深呼吸圖像組中以截止頻率0. 5Hz進(jìn)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(duì)每一個(gè)拍攝的動(dòng)態(tài)圖像進(jìn)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(cè)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(gè)安靜吸氣位的幀之間的幀數(shù)求出吸氣期的時(shí)間，并實(shí)施將對(duì)該時(shí)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(shí)在安靜換氣的情況下，優(yōu)選將自動(dòng)設(shè)定的截止頻率限制在0.2 I. OHz之間。另外，在步驟SI中，還可以將另測(cè)量出的安靜時(shí)的I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(jì)算截止頻率。例如，還可以將作為患者信息輸入的I分鐘內(nèi)的呼吸數(shù)轉(zhuǎn)換成I秒鐘的內(nèi)呼吸數(shù)，將對(duì)該呼吸數(shù)乘以規(guī)定系數(shù)后的值設(shè)為截止頻率來(lái)實(shí)施低通濾波。另外，還可將輸入的I分鐘內(nèi)的脈搏數(shù)轉(zhuǎn)換成I秒鐘內(nèi)的脈搏數(shù)，將I秒鐘內(nèi)的呼吸數(shù)與I秒鐘內(nèi)的心拍數(shù)的平均值設(shè)為截止頻率來(lái)實(shí)施低通濾波。接下來(lái)，對(duì)一系列幀圖像的在步驟S102中建立了對(duì)應(yīng)的各小區(qū)域的每一個(gè)進(jìn)行解析，分別計(jì)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(jì)算出呼氣期以及吸氣期的每一個(gè)中的各小區(qū)域的各自的幀間差值(微分值)的代表值(絕對(duì)值的最大值)。幀間差值是表示該幀圖像被拍攝的時(shí)刻的信號(hào)變化量。當(dāng)通過(guò)呼吸進(jìn)行吸氣或吐氣時(shí)，隨著氣息的流動(dòng)，肺的密度發(fā)生變化，因此，X射線透過(guò)量(換句話(huà)說(shuō)，像素的信號(hào)值)發(fā)生變化。由此，能夠?qū)⑿盘?hào)變化量視為表示該時(shí)刻的氣流速度的值。另外，作為代表值并不局限于絕對(duì)值的最大值，還可以是中間值、平均值、最頻值。具體而言，首先，進(jìn)行在拍攝順序相鄰的幀圖像間計(jì)算各小區(qū)域的信號(hào)值的差的幀間差處理。這里，按每一個(gè)小區(qū)域，對(duì)幀編號(hào)N與N+l (N為1、2、3…)的幀圖像，計(jì)算N+1-N的差值。接下來(lái),呼氣期的幀間差值的最大值(絕對(duì)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(duì)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(duì)值的最大值)相當(dāng)于最大微分值。這里，各小區(qū)域內(nèi)的幀間差值的符號(hào)為正的期間是吸氣期，該符號(hào)為負(fù)的期間是呼氣期。接下來(lái)，計(jì)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(jì)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(chēng)為最大流速比)。接著，制作計(jì)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(jì)算表示肺野整體中的“吸氣的特征量/呼氣的特征量”的趨勢(shì)的指標(biāo)值(這里為平均值、標(biāo)準(zhǔn)偏差)(步驟S106)。優(yōu)選通過(guò)用直方圖的縱軸的計(jì)數(shù)除以肺野內(nèi)的全部小區(qū)域的數(shù)來(lái)歸一化。接下來(lái)，基于預(yù)先存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部32中的“吸氣的特征量/呼氣的特征量”的值與顯示時(shí)的參數(shù)值的轉(zhuǎn)換表，將針對(duì)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(zhǔn)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(lèi)型的閾值)與色相、明度、亮度、透明度中的任意一個(gè)一對(duì)一地建立了對(duì)應(yīng)的表，所述閾值規(guī)定將特征量分類(lèi)為正常/異常(重癥度I n)的各類(lèi)型時(shí)的各類(lèi)型的特征量的大小的范圍。這里，作為顯示時(shí)的參數(shù)值的轉(zhuǎn)換表，為了提高對(duì)特征量大小的識(shí)別率，優(yōu)選將色相與各類(lèi)型的閾值建立對(duì)應(yīng)。 此時(shí)，例如使多個(gè)(例如5 6個(gè))色相與上述各類(lèi)型的閾值建立對(duì)應(yīng)，并對(duì)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(shí)現(xiàn)識(shí)別率高的顯示。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(zhǔn)圖像的幀圖像上。此外，在存儲(chǔ)部32中存儲(chǔ)有與以有濾線器的方式拍攝的動(dòng)態(tài)圖像對(duì)應(yīng)的轉(zhuǎn)換表、和與以無(wú)濾線器的方式拍攝的動(dòng)態(tài)圖像對(duì)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(wú)信息，判斷是以有濾線器的方式拍攝的，還是以無(wú)濾線器的方式拍攝的，并使用與其判斷結(jié)果對(duì)應(yīng)的轉(zhuǎn)換表進(jìn)行著色。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?；谏鲜龅摹拔鼩獾奶卣髁?呼氣的特征量”的值與顯示時(shí)的參數(shù)值的轉(zhuǎn)換表，以與基準(zhǔn)圖像的肺野區(qū)域的各小區(qū)域相同的基準(zhǔn)，將直方圖的區(qū)域著色后顯示。這里，說(shuō)明對(duì)以有濾線器的方式拍攝時(shí)與以無(wú)濾線器的方式拍攝時(shí)的動(dòng)態(tài)解析的影響。圖11是示出以有濾線器和無(wú)濾線器的方式拍攝了某正常肺野的動(dòng)態(tài)圖像的動(dòng)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(duì)以有濾線器與無(wú)濾線器的方式拍攝的動(dòng)態(tài)圖像的各小區(qū)域進(jìn)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(duì)以有濾線器與無(wú)濾線器的方式拍攝的動(dòng)態(tài)圖像的各小區(qū)域進(jìn)行著色后的圖像、基于最大流速比對(duì)以有濾線器與無(wú)濾線器的方式拍攝的動(dòng)態(tài)圖像的各小區(qū)域進(jìn)行著色后的圖像以及最大流速比的直方圖。圖11是以下面的拍攝條件進(jìn)行了拍攝的動(dòng)態(tài)圖像的解析結(jié)果。檢測(cè)器尺寸40 X 30cm、檢測(cè)器像素尺寸194 y m，濾線器間距801ine/cm、濾線器比12 :1、管球 檢測(cè)器間距離2m、幀數(shù)75幀(約10秒鐘的拍攝)，總的被輻射線量(將到達(dá)檢測(cè)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0. 24mGy，無(wú)濾線器的情況下為0. HmGy0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(duì)兩者進(jìn)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。
在拍攝同一被拍攝體時(shí)的有濾線器的動(dòng)態(tài)圖像與無(wú)濾線器的動(dòng)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(huì)產(chǎn)生若干不同。例如在圖11中，以無(wú)濾線器的方式拍攝的動(dòng)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(lèi)為正常、異常I n的類(lèi)型并著色的情況下，若在有濾線器與無(wú)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(jìn)行了不同的重癥度的分類(lèi)的情況，因而不優(yōu)選。因此，如圖11所示，由于濾線器的有無(wú)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(wú)而改變特征量的分類(lèi)所使用的閾值(轉(zhuǎn)換表)。對(duì)以有濾線器的方式拍攝的動(dòng)態(tài)圖像解析的結(jié)果、與對(duì)以無(wú)濾線器的方式拍攝的動(dòng)態(tài)圖像解析的結(jié)果會(huì)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(duì)相同的被拍攝體以有濾線器 和無(wú)濾線器的方式拍攝的多個(gè)圖像，使用該結(jié)果，利用歸納法計(jì)算有濾線器的動(dòng)態(tài)圖像所使用的閾值與無(wú)濾線器的動(dòng)態(tài)圖像所使用的閾值。另外，在本實(shí)施方式中，由于拍攝裝置I進(jìn)行控制，以便使用無(wú)濾線器的方式拍攝動(dòng)態(tài)圖像，因此可認(rèn)為若存儲(chǔ)有以無(wú)濾線器的方式拍攝的動(dòng)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(dòng)態(tài)圖像的拍攝系統(tǒng)與診斷用中央控制臺(tái)3連接的情況。該情況下，當(dāng)濾線器有無(wú)的拍攝條件不同時(shí)，會(huì)弄錯(cuò)判斷。因此，在本實(shí)施方式中，使構(gòu)成動(dòng)態(tài)圖像的各幀圖像的附帶信息附帶濾線器有無(wú)信息，控制部31基于該濾線器有無(wú)信息，并利用使用了與拍攝時(shí)的濾線器有無(wú)對(duì)應(yīng)的閾值的解析算法進(jìn)行解析。圖12A 圖12C中示出在步驟S108中顯示于顯示部34的顯示畫(huà)面的例子。圖12A是顯示對(duì)以有濾線器的方式拍攝的正常人的肺野的動(dòng)態(tài)圖像進(jìn)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(huà)面。圖12B是顯示對(duì)COPD (閉塞性疾病)的肺野的動(dòng)態(tài)圖像進(jìn)行解析后的解析結(jié)果的顯示畫(huà)面。圖12C是顯示對(duì)混合性疾病的肺野的動(dòng)態(tài)圖像進(jìn)行解析后的解析結(jié)果的顯示畫(huà)面。如圖12A 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(2mm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(shì)的指標(biāo)值34d。另外，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(gè)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(zhǔn)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(shì)的指標(biāo)值34d，通過(guò)計(jì)算其平均值以及標(biāo)準(zhǔn)偏差并一并顯示在畫(huà)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(shì)以數(shù)值的形式向醫(yī)生提供。這里,在將呼氣期的幀間差值的最大值(絕對(duì)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(duì)值)設(shè)為吸氣的特征量時(shí)，對(duì)于正常人的肺野而言，在利用以有濾線器的方式動(dòng)態(tài)拍攝的動(dòng)態(tài)圖像進(jìn)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0. 9 I. 2，標(biāo)準(zhǔn)偏差為0. 10 0. 22左右。由此，當(dāng)在步驟S108中顯示了圖12A所示的顯示畫(huà)面時(shí)，醫(yī)生能夠容易地把握所拍攝的肺野為正常。另一方面，對(duì)于COPD (閉塞性疾病)的肺野而言，在使用以有濾線器的方式動(dòng)態(tài)拍攝的動(dòng)態(tài)圖像進(jìn)行解析時(shí)，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(biāo)準(zhǔn)偏差也不在0. 10 0.22內(nèi)(比正常人的大)。由此，當(dāng)在步驟S108中顯示圖12B所示的顯示畫(huà)面時(shí)，醫(yī)生能夠容易地把握所拍攝的肺野是C0PD。另一方面，對(duì)于混合性肺疾病的肺野而言，使用以有濾線器的方式動(dòng)態(tài)拍攝的動(dòng)態(tài)圖像進(jìn)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0. 66以下的數(shù)據(jù)的數(shù)量以及I. 5以上的數(shù)據(jù)的數(shù)量均增加。由此，當(dāng)在步驟S108中顯示圖12C所示的顯示畫(huà)面時(shí)，醫(yī)生能夠容易地把握拍攝的肺野是混合性疾病。 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(shì)的指標(biāo)值，將能夠確定COPD (閉塞性肺疾病)、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。此外，還可以利用表示“吸氣的特征量/呼氣的特征量”的趨勢(shì)的指標(biāo)值等來(lái)判斷被拍攝體M的正常/異常。即使在這種情況下，也優(yōu)選基于濾線器有無(wú)信息來(lái)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(lái)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0. 9 I. 2判斷為正常，在無(wú)濾線器的方式中將平均值0. 8 I. 3判斷為正常。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。例如，還可以將呼氣的特征量設(shè)為與呼吸I循環(huán)中的呼氣期相當(dāng)?shù)膸瑘D像數(shù)(呼氣時(shí)間)，將吸氣的特征量設(shè)為與呼吸I循環(huán)中的吸氣期相當(dāng)?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(shí)間與呼氣時(shí)間幾乎為相同長(zhǎng)度、或者、呼氣時(shí)間稍長(zhǎng)。由此，醫(yī)生只要觀察“與呼氣期相當(dāng)?shù)膸瑘D像數(shù)/與吸氣期相當(dāng)?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?yàn)楹魵鈸Q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(shí)間(呼氣的幀圖像數(shù))/吸氣時(shí)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(zhǔn)，來(lái)進(jìn)行正常、COPD(閉塞性肺疾病)、混合性肺疾病的識(shí)別。另外，在I呼吸循環(huán)中的各幀圖像中，可以計(jì)算各小區(qū)域的像素的信號(hào)值(平均信號(hào)值)，按每一個(gè)小區(qū)域求出呼吸I循環(huán)中的信號(hào)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(rèn)為在正常的位置處，信號(hào)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(dòng)變差，所以肺泡的密度變化變小。由此，醫(yī)生可通過(guò)參照“信號(hào)值的最大值/信號(hào)值的最小值”的直方圖，確認(rèn)平均值以及標(biāo)準(zhǔn)偏差，以作為肺野正常或疾病的判斷材料。例如，在肺野整體的“信號(hào)值的最大值/信號(hào)值的最小值”的平均值大于1，且標(biāo)準(zhǔn)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(hào)值的最大值/信號(hào)值的最小值”的平均值為接近I的值，且標(biāo)準(zhǔn)偏差大的情況下，可判斷為肺的功能有疾病。除此之外，作為表示“吸氣的特征量/呼氣的特征量”的趨勢(shì)的指標(biāo)值，除了平均值、標(biāo)準(zhǔn)偏差以外，還可以將計(jì)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(jì)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(jì)數(shù)的比例作為指標(biāo)值使用。或者、還可以將這些多個(gè)指標(biāo)值組合而作成新的指標(biāo)值。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(shì)的指標(biāo)值的一個(gè)為X軸，另一個(gè)為Y軸的曲線圖中，示出了相對(duì)各個(gè)指標(biāo)值的正常、異常的閾值TH1，在該曲線圖上，可以將標(biāo)示出根據(jù)動(dòng)態(tài)圖像計(jì)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(shì)的指標(biāo)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(biāo)準(zhǔn)偏差、并標(biāo)示出根據(jù)動(dòng)態(tài)圖像計(jì)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(biāo)準(zhǔn)偏差的指 標(biāo)值的曲線圖。通過(guò)使用這樣的曲線圖來(lái)顯示表示“吸氣的特征量/呼氣的特征量”的趨勢(shì)的指標(biāo)值，能夠根據(jù)從被標(biāo)示出的點(diǎn)到閾值THl的距離，從視覺(jué)上容易地把握異常的程度。另外，例如還可以將把2個(gè)指標(biāo)值(例如，“吸氣的特征量/呼氣的特征量”的平均值、標(biāo)準(zhǔn)偏差)線性結(jié)合后的值設(shè)為新的指標(biāo)值，如圖14所示那樣，在將2個(gè)指標(biāo)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(lèi)新的指標(biāo)值(將2個(gè)指標(biāo)值線性結(jié)合后的指標(biāo)值)的閾值thl th4，并在該圖上標(biāo)示出根據(jù)動(dòng)態(tài)圖像計(jì)算出的新的指標(biāo)值。作為線性結(jié)合的例子，能夠?qū)⒏鶕?jù)相對(duì)平均值以及標(biāo)準(zhǔn)偏差的多個(gè)測(cè)量值數(shù)據(jù)，通過(guò)主成分分析計(jì)算出的第I主成分設(shè)為指標(biāo)值。通過(guò)使用這樣的曲線圖，能夠在視覺(jué)上容易地把握異常的程度。另外，例如，還可以根據(jù)相對(duì)多個(gè)(M個(gè))的指標(biāo)值的多個(gè)(N個(gè))測(cè)量值數(shù)據(jù)，通過(guò)計(jì)算相對(duì)NXM個(gè)數(shù)據(jù)的協(xié)方差矩陣的最大固有值來(lái)計(jì)算第一主成分，并將計(jì)算出的主成分作為指標(biāo)值使用。另外，除了表示“吸氣的特征量/呼氣的特征量”的趨勢(shì)的指標(biāo)值以外，還可以針對(duì)吸氣的特征量、或者呼氣的特征量分別計(jì)算表示趨勢(shì)的指標(biāo)值。例如，如圖15所示,還可以針對(duì)以小區(qū)域?yàn)閱挝挥?jì)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(gè)、共6個(gè)區(qū)域的每一個(gè)中計(jì)算變動(dòng)系數(shù)(=標(biāo)準(zhǔn)偏差/平均值)，并根據(jù)與變動(dòng)系數(shù)的大小對(duì)應(yīng)的色相(或者亮度或者彩度)，制作將6個(gè)區(qū)域著色顯示的靜止圖像。通過(guò)進(jìn)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(jìn)行不均等換氣的部分是區(qū)域性的還是彌漫性的。接下來(lái)，對(duì)在圖5的步驟S242中執(zhí)行的血流信息生成處理進(jìn)行說(shuō)明。圖16表示血流信息生成處理的流程圖。這里，本實(shí)施方式中的血流解析如下，即血液通過(guò)心臟的收縮從右心室經(jīng)由大動(dòng)脈被急劇排出，由此肺野血管擴(kuò)張，因此通過(guò)解析動(dòng)態(tài)圖像來(lái)提取該擴(kuò)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(kuò)張，則肺血管擴(kuò)張的區(qū)域的放射線透過(guò)量與透過(guò)肺野(肺泡)區(qū)域的放射線透過(guò)量相比較大地減少，因此與該區(qū)域?qū)?yīng)的放射線檢測(cè)部13的輸出信號(hào)值降低。與這樣的心臟的搏動(dòng)呼應(yīng)的肺血管擴(kuò)張從心臟附近的動(dòng)脈向末梢傳播。因此，將構(gòu)成動(dòng)態(tài)圖像的一系列幀圖像間的放射線檢測(cè)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(duì)應(yīng)，按每一個(gè)像素單位或者小區(qū)域單位，求出信號(hào)值最低的幀圖像，將該幀圖像的對(duì)應(yīng)區(qū)域作為表示肺血管因血流擴(kuò)張的時(shí)刻的信號(hào)著色。并且，通過(guò)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(shí)別出血流的狀態(tài)。如圖18的(A)所示那樣，可以在各像素(小區(qū)域)中，通過(guò)求出表示該像素(小區(qū)域)的信號(hào)值的時(shí)間變化的波形(稱(chēng)為輸出信號(hào)波形)的極小值來(lái)取得表示肺血管因血流擴(kuò)張的時(shí)刻的信號(hào)(稱(chēng)為血流信號(hào))。該血流信號(hào)表現(xiàn)與心臟的搏動(dòng)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(huì)以與心臟的搏動(dòng)周期不同的間隔，且與伴隨血流的血管擴(kuò)張無(wú)關(guān)地表現(xiàn)極小值。因此，在本實(shí)施方式中，通過(guò)求出表示心臟的搏動(dòng)的搏動(dòng)信號(hào)波形與各小區(qū)域的輸出信號(hào)波形的相關(guān)系數(shù)，能夠高精度地提取血流信號(hào)。 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SlOl中的說(shuō)明相同，故引用該說(shuō)明。接下來(lái)，各幀圖像的肺野區(qū)域被分割成由多個(gè)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(duì)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(shuō)明相同，故引用其說(shuō)明。另外，構(gòu)成各小區(qū)域的各像素的信號(hào)值可被替換為它們的代表值(平均值、中間值、最頻值等)。此外，還可以不進(jìn)行步驟S202的處理，而在以后不是以各小區(qū)域?yàn)閱挝欢且愿飨袼貑挝贿M(jìn)行處理。若增大小區(qū)域的尺寸,則會(huì)在各小區(qū)域的輸出信號(hào)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(kuò)張的影響占各個(gè)小區(qū)域的累計(jì)值的比例降低，肺血管的擴(kuò)張的周期檢測(cè)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(jìn)觀察將血流信號(hào)可識(shí)別地顯示的動(dòng)態(tài)圖像(嘩啦嘩啦翻頁(yè)地顯示圖像)的用戶(hù)(醫(yī)生)的殘像效果后的辨認(rèn)性，則本發(fā)明中的優(yōu)選小區(qū)域的尺寸為0. 2 5mm,更優(yōu)選為0. 4 2_。接下來(lái)，取得成為提取血流信號(hào)時(shí)的基準(zhǔn)的搏動(dòng)信號(hào)波形(步驟S203)?？梢允褂靡韵碌娜我庖粋€(gè)作為搏動(dòng)信號(hào)波形。(I)在心臟區(qū)域(或者大動(dòng)脈區(qū)域)中規(guī)定ROI (關(guān)心區(qū)域)，表示該ROI中的信號(hào)值的時(shí)間變化的波形(2)使(I)的波形反轉(zhuǎn)后的信號(hào)波形(3)通過(guò)心電檢測(cè)傳感器取得的心電信號(hào)波形(4)表示心壁的活動(dòng)(位置的變化)的信號(hào)波形S卩、在胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)100中，具有利用上述(I) (4)中的任意一個(gè)取得搏動(dòng)信號(hào)波形的單元。其中，在將基于心電檢測(cè)傳感器的心電信號(hào)波形作為搏動(dòng)信號(hào)波形使用的構(gòu)成的情況下，在通過(guò)動(dòng)態(tài)拍攝取得幀圖像的期間，同時(shí)進(jìn)行基于心電檢測(cè)傳感器的心電信號(hào)波形的取得，并存儲(chǔ)在RAM中。在步驟S203中，讀出存儲(chǔ)在RAM中的心電信號(hào)波形。另外，雖然將心臟區(qū)域的ROI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(dòng)態(tài)圖像中與右心室區(qū)域相比，左心室區(qū)域中信號(hào)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(dòng)信號(hào)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(shí)間差作為修正量與以后述的方法計(jì)算出的血管擴(kuò)張時(shí)刻相加等方法，可以修正血管擴(kuò)張時(shí)刻。如圖19所示，可以通過(guò)針對(duì)利用操作部33指定的ROI區(qū)域，在將橫軸設(shè)為從動(dòng)態(tài)圖像的拍攝開(kāi)始的經(jīng)過(guò)時(shí)間(幀編號(hào))、將縱軸設(shè)為ROI中的信號(hào)值(代表值)的坐標(biāo)空間上，標(biāo)示各幀圖像的ROI區(qū)域的信號(hào)值(代表值)，以作成上述(I)的信號(hào)波形。
如圖20所示，(2)是使(I)的信號(hào)波形反轉(zhuǎn)后的波形。通過(guò)將該波形設(shè)定為與各小區(qū)域(或者各像素)的信號(hào)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)。圖21的(A)是示意性示出設(shè)定在心臟區(qū)域中的ROI的I次心跳的輸出信號(hào)波形的圖，圖21的(B)是示意性示出肺血管區(qū)域的I次心跳的輸出信號(hào)波形的圖。如圖21的(A)所示，對(duì)于I次心跳中的ROI的輸出信號(hào)波形而言，由于在心臟(心室)的收縮期，血液通過(guò)心臟的收縮而從心室向大動(dòng)脈被急劇地排出，所以ROI的信號(hào)值急劇地增加，但在心臟(心室)的擴(kuò)張期，由于通過(guò)從靜脈平穩(wěn)地排入血液，心臟擴(kuò)張，所以信號(hào)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(dǎo)致血管壁擴(kuò)張，因此如圖21的(B)所示那樣，信號(hào)值與心臟的收縮期對(duì)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(hào)值增加。這樣，肺野血管區(qū)域的輸出信號(hào)波形成為使心臟區(qū)域的輸出信號(hào)波形反轉(zhuǎn)后的波形。因此，為了使兩者的信號(hào)波形一致，通過(guò)使心臟區(qū)域的輸出信號(hào)波形反轉(zhuǎn)，如圖21的(C)與(D)所示那樣，來(lái)使兩者的信號(hào)波形的形狀的特征一致。通過(guò)在各幀圖像中利用模板匹配等識(shí)別心臟區(qū)域，確定心壁位置的基準(zhǔn)位置(例如，在心臟區(qū)域中X坐標(biāo)(水平方向坐標(biāo))最大的(外側(cè)的)邊緣點(diǎn))，并在將橫軸設(shè)為從動(dòng)態(tài)圖像的拍攝開(kāi)始的經(jīng)過(guò)時(shí)間(幀編號(hào))，將縱軸設(shè)為心壁位置的基準(zhǔn)位置(X坐標(biāo))的坐標(biāo)空間上，標(biāo)示各幀圖像的心壁位置的基準(zhǔn)位置，能夠制作(4)的信號(hào)波形。接下來(lái)，針對(duì)每個(gè)小區(qū)域，生成表示該小區(qū)域的信號(hào)值的時(shí)間變化的波形(輸出信號(hào)波形)(步驟S204)。通過(guò)在將橫軸設(shè)為從動(dòng)態(tài)圖像的拍攝開(kāi)始的經(jīng)過(guò)時(shí)間(幀編號(hào))，將縱軸設(shè)為信號(hào)值(放射線檢測(cè)部13的輸出信號(hào)值的代表值。例如，平均值、中間值、最頻值等)的坐標(biāo)空間上，標(biāo)示各幀圖像的該小區(qū)域的代表值，能夠制作每一個(gè)小區(qū)域的輸出信號(hào)波形。接下來(lái)，對(duì)搏動(dòng)信號(hào)波形以及各小區(qū)域的輸出信號(hào)波形實(shí)施時(shí)間軸方向的濾波處理(步驟S205)。該濾波處理是指用于除去基于呼吸等的低頻率的信號(hào)變化，提取基于血流的信號(hào)值的時(shí)間變化的處理。例如，對(duì)每一個(gè)小區(qū)域的信號(hào)值的時(shí)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(jìn)行高通濾波?；蛘摺榱顺ジ哳l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(jìn)行濾波。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(gè)拍攝的動(dòng)態(tài)圖像進(jìn)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(hào)變化計(jì)算心臟的收縮期的時(shí)間與擴(kuò)張期(弛緩期)的時(shí)間。并且，將對(duì)擴(kuò)張期的時(shí)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(duì)收縮期的時(shí)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。另外，對(duì)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(cè)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(gè)安靜吸氣位的幀之間的幀數(shù)求出吸氣期的時(shí)間，將其倒數(shù)、和對(duì)上述擴(kuò)張期的時(shí)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(shí)，在安靜換氣的情況下，對(duì)于自動(dòng)地設(shè)定的截止頻率，優(yōu)選低域截止頻率被限制在0. 2 I. OHz之間，高域截止頻率被限制在2. OHz以上。另外，在圖4的步驟SI中，還可以將另外測(cè)量出的安靜時(shí)的I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(jì)算截止頻率。例如，可以將作為患者信息輸入的I分鐘內(nèi)的呼吸數(shù)轉(zhuǎn)換成I秒鐘內(nèi)的呼吸數(shù)，將對(duì)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I分鐘內(nèi)的脈搏數(shù)轉(zhuǎn)換成I秒鐘內(nèi)的脈搏數(shù)，將對(duì)I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(duì)I秒鐘內(nèi)的呼吸數(shù)和I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。此外，步驟S205中的濾波處理是為了高精度地提取血流信號(hào)而進(jìn)行的，也可以根據(jù)所要求的精度、處理速度予以省略。相對(duì)各個(gè)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(dòng)的，若肺血管從該小區(qū)域偏移，則該小區(qū)域的信號(hào)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(dòng)，給各個(gè)小區(qū)域的信號(hào)值帶來(lái)影響。然而，由于心臟的搏動(dòng)周期遠(yuǎn)遠(yuǎn)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(shí)施濾波處理的圖像)，通過(guò)利用該周期差來(lái)取得血流信號(hào)。接下來(lái)，根據(jù)濾波處理后的搏動(dòng)信號(hào)波形，取得心臟最收縮的時(shí)刻的幀圖像的編號(hào)(步驟S206)。例如，作為搏動(dòng)信號(hào)波形，在使用上述(2)中說(shuō)明的ROI中的反轉(zhuǎn)后的信號(hào)波形的情況下，圖22的(A)所示的波形的極小值(信號(hào)值最低的幀圖像。在圖22的(A)中幀編號(hào)8、16)為心臟最收縮的時(shí)刻的幀圖像。接下來(lái)，針對(duì)各小區(qū)域的每一個(gè)，一邊將輸出信號(hào)波形各以I幀間隔移動(dòng)(一邊向時(shí)間方向移位)，一邊計(jì)算與搏動(dòng)信號(hào)波形的相互相關(guān)系數(shù)(步驟S207)。例如，首先，計(jì)算從拍攝開(kāi)始的幀編號(hào)相互一致的相同時(shí)間軸的搏動(dòng)信號(hào)波形與輸出信號(hào)波形的2個(gè)信號(hào)波形的相互相關(guān)系數(shù)(計(jì)算無(wú)時(shí)間移動(dòng)的相互相關(guān)系數(shù))。接下來(lái)，針對(duì)搏動(dòng)信號(hào)波形，將輸出信號(hào)波形向左移動(dòng)I幀，即、前進(jìn)I幀間隔，計(jì)算2個(gè)信號(hào)波形的相互相關(guān)系數(shù)。以下，反復(fù)進(jìn)行輸出信號(hào)波形的左移動(dòng)，并針對(duì)各小區(qū)域分別計(jì)算將輸出信號(hào)波形從無(wú)移動(dòng)開(kāi)始向左移動(dòng)了I心跳周期以上后的相互相關(guān)系數(shù)。接下來(lái)，同樣地，可以一邊將輸出信號(hào)波形各以I幀間隔向右移動(dòng)，一邊計(jì)算從無(wú)移動(dòng)開(kāi)始向右移動(dòng)了 I心跳周期以上后的相互相關(guān)系數(shù)。但是，通常情況下，對(duì)于從心臟提取出的搏動(dòng)信號(hào)波形，由于輸出信號(hào)波形的相位有時(shí)間延遲，所以?xún)H計(jì)算確定延遲程度的左移動(dòng)即可。但是，在相互相關(guān)系數(shù)計(jì)算時(shí)，由于數(shù)據(jù)數(shù)量減少了移動(dòng)了的幀數(shù)，所以數(shù)據(jù)數(shù)量根據(jù)移動(dòng)量減少，從而導(dǎo)致相互相關(guān)系數(shù)的計(jì)算精度降低。因此，將搏動(dòng)信號(hào)波形、輸出信號(hào)波形視為完全周期函數(shù)，與從無(wú)移動(dòng)開(kāi)始向左移動(dòng)了 1/2心跳周期以上的情況同樣、對(duì)從無(wú)移動(dòng)開(kāi)始向右移動(dòng)了 1/2心跳周期以上的情況計(jì)算相互相關(guān)系數(shù)，也可以將針對(duì)右移動(dòng)的相互相關(guān)系數(shù)視為左移動(dòng)了(I心跳周期-右移動(dòng)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(jì)算時(shí)的移動(dòng)量對(duì)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(guò)以下的[式I]求出。[式I]
權(quán)利要求
1.ー種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)具有 拍攝單元，其使用放射線源和放射線檢測(cè)器來(lái)進(jìn)行被拍攝體的胸部的拍攝，上述放射線檢測(cè)器利用以ニ維狀配置的多個(gè)檢測(cè)元件來(lái)檢測(cè)由上述放射線源照射并透過(guò)上述被拍攝體的放射線，生成上述被拍攝體的圖像數(shù)據(jù)； 圖像解析単元，其基于由上述拍攝單元取得的圖像數(shù)據(jù)，來(lái)生成與上述被拍攝體的胸部相關(guān)的診斷輔助信息；和 顯示單元，其顯示由上述圖像解析単元生成的診斷輔助信息， 上述拍攝單元被構(gòu)成為能夠從上述放射線源連續(xù)照射放射線來(lái)取得表示上述被拍攝體的胸部的動(dòng)態(tài)的多個(gè)幀圖像， 上述圖像解析単元具有 呼吸信息生成単元，其針對(duì)由上述拍攝單元取得的多個(gè)幀圖像，在上述多個(gè)幀圖像間，使對(duì)在上述放射線檢測(cè)器中的相同位置的檢測(cè)元件所輸出的信號(hào)值進(jìn)行表示的像素或者像素塊相互建立對(duì)應(yīng)，并基于在時(shí)間上相鄰的幀圖像間的上述相互對(duì)應(yīng)的像素或者像素塊的信號(hào)值的差值來(lái)生成與上述被拍攝體的呼吸相關(guān)的診斷輔助信息；和 血流信息生成単元，其針對(duì)由上述拍攝單元取得的多個(gè)幀圖像，在上述多個(gè)幀圖像間，使對(duì)在上述放射線檢測(cè)器中的相同位置的檢測(cè)元件所輸出的信號(hào)值進(jìn)行表示的像素或者像素塊相互建立對(duì)應(yīng)，生成表示上述相互對(duì)應(yīng)的像素或者像素塊的信號(hào)值的時(shí)間變化的輸出信號(hào)波形，并基于該生成的輸出信號(hào)波形來(lái)生成與上述被拍攝體的血流相關(guān)的診斷輔助信息。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)，其中， 上述呼吸信息生成單元從上述多個(gè)幀圖像的每個(gè)幀圖像中提取肺野區(qū)域，按上述提取出的肺野區(qū)域的上述每個(gè)像素或者每個(gè)像素塊，計(jì)算在時(shí)間上相鄰的幀圖像間的信號(hào)值的差值，并基于計(jì)算出的差值，將該像素或者像素塊中的與呼吸相關(guān)的特征量生成為與上述被拍攝體的呼吸相關(guān)的診斷輔助信息， 上述血流信息生成單元從上述多個(gè)幀圖像的每個(gè)幀圖像中提取肺野區(qū)域，按上述提取出的肺野區(qū)域的上述每個(gè)像素或者每個(gè)像素塊，解析上述生成的輸出信號(hào)波形來(lái)確定該像素或者像素塊的肺血管因血流而擴(kuò)張了的時(shí)刻的幀圖像，并對(duì)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(kuò)張了的時(shí)刻的識(shí)別信息，由此生成與上述被拍攝體的血流相關(guān)的診斷輔助信息。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)，其中， 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(shí)進(jìn)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(shí)進(jìn)行動(dòng)畫(huà)顯示。
4.根據(jù)權(quán)利要求I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)具有搏動(dòng)信號(hào)波形取得単元，該搏動(dòng)信號(hào)波形取得単元取得表示上述多個(gè)幀圖像的拍攝期間中的上述被拍攝體的心臟搏動(dòng)的搏動(dòng)信號(hào)波形， 上述血流信息生成単元針對(duì)上述每個(gè)像素或者每個(gè)像素塊，生成將橫軸設(shè)為表示幀圖像的拍攝順序的幀編號(hào)，將縱軸設(shè)為該像素或者像素塊的信號(hào)值的坐標(biāo)平面，并將與上述各幀圖像的該像素或者像素塊的信號(hào)值對(duì)應(yīng)的點(diǎn)標(biāo)示在上述坐標(biāo)平面上，由此生成該像素或者像素塊的輸出信號(hào)波形，針對(duì)上述取得的搏動(dòng)信號(hào)波形，一邊以幀編號(hào)為単位錯(cuò)開(kāi)上述輸出信號(hào)波形，一邊計(jì)算上述搏動(dòng)信號(hào)波形與上述輸出信號(hào)波形的相互相關(guān)系數(shù)，將從上述搏動(dòng)信號(hào)波形中心臟收縮最大的時(shí)刻開(kāi)始錯(cuò)開(kāi)了上述相互相關(guān)系數(shù)成為最大時(shí)的錯(cuò)開(kāi)量的時(shí)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(kuò)張了的時(shí)刻的幀圖像。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)，其中， 上述搏動(dòng)信號(hào)波形取得單元是取得心電波形的心電檢測(cè)傳感器、從上述多個(gè)幀圖像中取得表示心臟區(qū)域或者大動(dòng)脈區(qū)域中的信號(hào)值的時(shí)間變化的波形作為搏動(dòng)信號(hào)波形的單元、和從上述多個(gè)幀圖像中提取心壁位置并取得表示所提取出的心壁位置的時(shí)間變化的波形作為搏動(dòng)信號(hào)的単元中的任意ー個(gè)。
6.根據(jù)權(quán)利要求I所述的胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)，其中， 上述血流信息生成単元使用多個(gè)周期的搏動(dòng)信號(hào)波形以及輸出信號(hào)波形來(lái)取得與上述血流相關(guān)的信息。
7.根據(jù)權(quán)利要求I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)具有 修正単元，其對(duì)由上述拍攝單元取得的圖像數(shù)據(jù)實(shí)施偏移修正處理以及増益修正處理中的至少ー個(gè)；和 控制單元，其進(jìn)行是否由上述修正單元對(duì)由上述拍攝單元取得的圖像數(shù)據(jù)實(shí)施修正的控制， 上述控制單元進(jìn)行控制，使得在由上述圖像解析単元生成與上述被拍攝體的動(dòng)態(tài)相關(guān)的診斷輔助信息的情況下不實(shí)施由上述修正單元進(jìn)行的修正。
8.根據(jù)權(quán)利要求I 7中任意一項(xiàng)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)具有 散射線除去濾線器,其除去來(lái)自上述放射線源的散射放射線；和 拍攝控制単元，其進(jìn)行是否使用上述散射線除去濾線器來(lái)進(jìn)行拍攝的控制， 上述拍攝控制単元進(jìn)行控制，使得在由上述圖像解析単元生成與上述被拍攝體的動(dòng)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(jìn)行拍攝。
全文摘要
本發(fā)明涉及胸部診斷輔助信息生成系統(tǒng)，通過(guò)1次動(dòng)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(tái)(3)的控制部(31)針對(duì)在拍攝裝置(1)中通過(guò)動(dòng)態(tài)拍攝取得的多個(gè)幀圖像，在上述多個(gè)幀圖像間，將表示放射線檢測(cè)器(13)中的相同位置的檢測(cè)元件輸出的信號(hào)值的像素或者像素塊相互建立對(duì)應(yīng)，并基于時(shí)間上相鄰的幀圖像間的上述相互對(duì)應(yīng)的像素或者像素塊的信號(hào)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(duì)應(yīng)的像素或者像素塊的信號(hào)值的時(shí)間變化的輸出信號(hào)波形，基于該生成的輸出信號(hào)波形，生成與被拍攝體(M)的血流相關(guān)的診斷輔助信息。
文檔編號(hào)G06T7/00GK102793551SQ20121015959
公開(kāi)日2012年11月28日 申請(qǐng)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(qǐng)人:柯尼卡美能達(dá)醫(yī)療印刷器材株式會(huì)社