生成二维医学图像的装置结构框图；
[0030]图8A是DBT采集的二维乳腺模体图像；
[0031]图8B是按照本发明的第一实施例生成的二维乳腺模体图像；
[0032]图8C是按照本发明的第二实施例生成的二维乳腺模体图像；
[0033]图8D是按照本发明的第三实施例生成的二维乳腺模体图像。
【具体实施方式】
[0034]在下面的描述中阐述了很多具体细节以便于充分理解本发明，但是本发明还可以采用其它不同于在此描述的其它方式来实施，因此本发明不受下面公开的具体实施例的限制。
[0035]本发明的实施例描述生成二维医学图像的方法和装置，它能够将重建的三维断层图像转换为二维医学图像。本发明可以用于DBT技术中以将三维数字乳腺断层图像转换为二维投影图像。本发明还可以用于将其它人体组织的断层图像转换为二维投影图像的场合。下面将以乳腺作为人体组织的例子进行说明。
[0036]图1是三维断层图像转换为二维投影图像的示意图。参考图1所示，长方体110示意三维断层重建图像表征的重建后乳腺。三维断层重建图像包含许多断层图像，每个断层图像可显示乳腺的一个断层的结构，图1中示例性显示6个断层111。每个断层中又包含多个体素112。整个三维断层重建图像可重现整个乳腺内部每个断层的结构。虚拟的射线源120发出多条射线121，穿过重建后乳腺的各个断层，投影到下方的虚拟的探测器130。在探测器130上会获得二维投影图像。
[0037]下面将展开描述生成二维医学图像，例如乳腺二维投影图像的各个实施例。
[0038]第一实施例
[0039]图2是根据本发明第一实施例生成二维医学图像的方法流程图。参考图2所示，本实施例的生成二维医学图像的方法，包括以下步骤:
[0040]在步骤201，提供三维重建图像以及几何参数。这些几何参数包括射线源和探测器分别与所述三维重建图像的相对位置。
[0041]通过重建后的三维图像来生成二维图像，实际上是模拟X射线穿过重建后的三维图像进而在探测器上形成二维图像。因此例如参考图1所示，提供几何参数来确定射线源120与重建后乳腺110的相对位置，以及探测器130与重建后乳腺110的相对位置。举例来说，可以参考重建后乳腺110建立一个空间坐标系xyz，在这一坐标系中确定射线源120和探测器130的位置，此外所述几何参数还包括:射线源到检测器成像面的距离，即源像距(SID，Source to image receptor Distance)以及探测器像素尺寸。
[0042]在步骤202，根据三维重建图像的重建层数和几何参数，确定三维重建图像中每一个体素与射线源发出的各条射线所相交的射线段中的最长射线段。
[0043]重建后的乳腺被划分为许多断层，在后续的步骤将对各断层计算X射线穿过后的衰减效果。断层数划分跟实际重建大小有关系，譬如重建图像大小是1024*1024*100，z轴的分辨率是0.1，那在三维重建图像转为二维图像的过程中就将重建图像划分为100层，每层之间的间距是0.1。断层的层数可以根据实际的需求而定。
[0044]每个断层上都包含许多体素，体素的数量由乳腺三维重建图像的分辨率决定。回到图1所示，当射线源120发出的多条射线121穿过重建后乳腺110时，会有一条或多条射线穿过同一个体素，并分别与该体素相交。对于每一个体素，此步骤会找出它与所相交的射线中长度最长的射线段，即最长射线段。图5A、5B是根据本发明一实施例的体素与射线相交的最长射线段的示意图。图5A示意处于同一平面的多条射线501-508穿过重建后乳腺500的位于同一垂直面的体素。图5B显不图5A的一行体素。结合参考图5A和图5B所不，考虑第三行第1个体素C1，射线501-508中，射线501，502穿过体素C1，分别与体素C1有相交的射线段501a，502a。此步骤会找出这些射线段中的最长射线段，在此为射线段501a。类似地，考虑体素C2，射线503，504和505穿过第三行第2个体素C2，分别与体素C2有相交的射线段503a，504a和505a。此步骤也会找出这些射线段中的最长射线段，在此为射线段504a。当然，如果只有一条射线穿过要考虑的体素，那么这条射线与该体素相交的射线段即为最长射线段。作为特例，如果没有射线穿过要考虑的体素，那么不存在最长射线段，此时该体素对重现的二维图像不会有影响。
[0045]在得到最长射线段后，即可确定该最长射线段的长度。
[0046]在步骤203，对每一个体素的最长射线段分段，并计算各个分段的衰减系数值，以最大衰减系数值作为该体素的衰减系数值。
[0047]在此步骤中，将单独计算各个分段的衰减系数值。最长射线段被划分的分段数例如可以根据该最长射线段的长度和一分段单位确定。最长射线段被划分的分段数还可以根据精度要求来确定。或者，分段数可以根据项目需求来确定。图6是根据本发明一实施例的最长射线段的分段示意图。参考图6所示，某个体素600的最长射线段610被划分为3段610a，610b 和 610c。
[0048]对图6的体素600的最长射线段610，分别计算分段610a，610b和610c的衰减系数值。通过比较得到这些分段的衰减系数值中的最大值，以最大的衰减系数值作为体素600对应的衰减系数值。
[0049]由此，每一个体素将与衰减系数值关联。在此后计算中，将以体素对应的衰减系数值来计算各条射线的衰减，无论这些射线与此体素实际相交的射线段及其衰减系数如何。
[0050]在步骤204，遍历探测器接收到的射线，计算每一条射线经过的体素的衰减系数值之和。
[0051]探测器上的一个点代表二维图像的一个像素。每个点都会有一条对应的射线到达。这条射线在到达探测器之前，穿过了一个或多个体素。以图5A来说，射线501依次穿过第一行第2个体素A2，第二行第1个体素B 1，第三行第1个体素C1。因此对射线501，累加经过的体素A2，B1和C1的衰减系数值，得到各个体素的衰减系数值之和。
[0052]在步骤205，以各条射线经过的体素的衰减系数值之和生成二维医学图像。
[0053]在步骤205中，可以以各条射线经过的体素的衰减系数值之和作为各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值，从而生成二维医学图像。
[0054]在一实施例中，步骤203中，计算分段的衰减系数值的步骤是通过三维线性插值来计算。在实施时，可以选择NVIDIA公司提供的三维纹理技术进行三维线性插值，也可以通过类似的线性插值库进行实现。
[0055]本实施例通过求取射线源的各射线与重建后乳腺的各体素相交的最长射线段，对最长射线段进行分段，并以其中衰减系数值最大的射线段的衰减系数值作为对应体素的衰减系数值进行后续计算。这种方式可以更为精确地得到二维图像。
[0056]在上述步骤中，对于重建后乳腺的各断层中体素的衰减系数值的计算，可以并行执行以提高处理效率。
[0057]第二实施例
[0058]图3是根据本发明第二实施例生成二维医学图像的方法流程图。参考图3所示，本实施例的生成二维医学图像的方法，包括以下步骤:
[0059]在步骤301，提供三维重建图像以及几何参数。这些几何参数包括射线源