CT 装置、CT 图像系统及CT 图像生成方法

技术领域

本发明涉及CT装置、CT图像系统及CT图像生成方法，尤其涉及用 于提高CT图像迭代重建效率的CT装置、CT图像系统及CT图像生成方 法。

背景技术

X射线计算机断层成像（CT）技术已被广泛用于对人体进行检查，CT 图像作为对疾病诊断的依据已有30年的历史，对CT图像重建技术进行研 究以降低辐射剂量、提高CT图像质量、降低图像伪影一直是研究与临床中 的热点问题。

实际应用中，CT图像重建技术主要包括滤波反投影方式和迭代重建方 式。其中，滤波反投影方式是CT图像重建的传统方式，已经在目前的CT 产品中得到了广泛的应用。但在滤波反投影方式中，重建图像的投影数据 被假设为无噪声干扰的，而实际上，噪声是伴随着投影数据始终存在的， 尤其是在低剂量扫描的情况下更是如此，因此难以获得高质量的CT图像。 然而随着临床诊疗的发展，CT临床应用的广度和深度都日渐达到了前所未 有的高度，在这种新的形势背景下，业界对CT使用的安全性考虑与图像质 量均有了新的、更高的要求。这便使得滤波反投影方式难以满足新的需求。 即使在中低端应用中，滤波反投影方式仍然需要新的更加精确的反投影方 法以减小伪影，提高图像质量。

针对以上新的需求，在高端应用中，迭代重建方式被重视并研究。迭 代重建方式可以很好地处理电子噪声和其它物理因素所导致的图像伪影， 从而在保证图像质量的情况下，降低检查时的X射线剂量。以往，由于其 庞大的计算量导致成像速度缓慢而无法实际临床应用。近年来，随着计算 机硬件和计算科学的飞速发展，迭代重建方式应用于实际产品成为了可能， 并且随着社会对医疗健康的日益重视，CT诊断中的X射线辐射对人体健康 的影响越来越受到人们的关注，低X射线辐射剂量已经成为CT发展的未 来趋势。因此迭代重建方式越来越受到广泛的关注，是目前的研究热点。

迭代重建过程主要包括多次循环迭代的投影与反投影过程，在这个过 程中，通过每一轮的迭代，得到的图像会逐步逼近理想图像，能够在低噪 声的情况下保证很好的图像分辨率和清晰度，但是往往需要很多次的迭代， 耗时长，成为临床应用的一个主要瓶颈。

因此，在当前的CT领域中，在滤波反投影方式和迭代重建方式中都存 在各自的技术问题，迫切需要在确保安全性的前提下，兼顾CT图像质量和 CT图像生成效率。

发明内容

基于以上背景，本发明的目的在于，提供一种CT装置、CT图像系统 及CT图像生成方法，能够在确保安全性的前提下，兼顾CT图像质量和 CT图像生成效率。

为了达到上述目的，本发明涉及一种CT装置，通过X射线对扫描区 域进行扫描，生成位于所述扫描区域中的扫描对象的CT图像，其特征在于， 具备：参考物装置，设置在所述扫描区域中的规定位置；以及CT图像生成 装置，根据所述参考物装置的已知的CT图像信息、以及通过扫描得到的所 述扫描区域的扫描数据，生成所述扫描对象的CT图像。

根据本发明的CT装置，通过在扫描对象（例如人体）附近的扫描区域 内的规定位置增加CT图像信息已知（例如给定材料）的参考物装置，并在 生成扫描对象的CT图像时利用参考物装置已知的CT图像信息，能够在确 保安全性的前提下，兼顾CT图像质量和CT图像生成效率。

在上述CT装置中也可以是，所述CT图像生成装置利用所述参考物装 置的已知的CT图像信息，对通过扫描得到的所述扫描区域的扫描数据进行 迭代重建，由此生成所述扫描对象的CT图像。

由此，在迭代重建方式中，参照参考物装置已知的CT图像信息来生成 扫描对象的CT图像，能够有效地减少迭代重建中迭代的次数，提高迭代重 建的效率。由于迭代重建方式具有安全性高和图像质量高的特点，在此又 进一步提高了迭代重建方式的效率，从而大大提高了迭代重建方式的实用 性。

在上述CT装置中也可以是，在所述迭代重建中，所述CT图像生成装 置根据所述参考物装置的已知的CT图像、以及所述扫描区域中所述参考物 装置所在的参考物区域的当前的重建图像和更新图像，决定本次迭代中使 用的步长。

在迭代重建中，步长的大小设置对迭代重建的收敛速度具有很大的影 响。通过利用参考物装置的已知的CT图像以及在迭代中参考物装置所对应 的重建图像和更新图像来自适应地决定迭代步长，能够更加适当地决定步 长，从而大大加速迭代收敛的过程，提高迭代重建方式的效率。

在上述CT装置中也可以是，所述迭代重建中，在所述扫描区域的扫描 数据与所述扫描区域的当前的重建图像的投影数据之间的差异小于第一规 定阈值的情况下，所述CT图像生成装置在本次迭代中使用规定范围内的随 机步长。

在上述CT装置中也可以是，在所述迭代重建中，在上次迭代中使用的 步长小于第二规定阈值的情况下，所述CT图像生成装置在本次迭代中使用 规定范围内的随机步长。

在此，针对在利用参考物装置决定迭代步长的过程中可能出现的局部 最优的问题，通过使用规定范围内的随机步长来跳出局部最优，防止在局 部最优范围内振荡而收敛缓慢或不能收敛，从而提高迭代收敛的精度和效 率。

在上述CT装置中也可以是，在所述迭代重建中，在所述参考物区域的 当前的重建图像达到规定质量的情况下，或者所述参考物区域的重建图像 的质量在本次迭代中低于上次迭代中的情况下，所述CT图像生成装置停止 迭代。

在现有技术中，有时始终无法满足迭代终止条件，导致发生迭代重建 收敛判定失效的问题。对此，基于与参考物装置对应的重建图像设定迭代 终止条件，能够解决现有技术中的上述问题，准确可靠地进行迭代重建收 敛判定。

在上述CT装置中也可以是，在所述参考物装置的已知的CT图像与所 述参考物区域的当前的重建图像之间的差异小于第三规定阈值的情况下， 所述CT图像生成装置判断为所述参考物区域的当前的重建图像达到规定 质量，在所述参考物装置的已知的CT图像与所述参考物区域的重建图像之 间的差异在本次迭代中大于上一次迭代中的情况下，所述CT图像生成装置 判断为所述参考物区域的重建图像的质量在本次迭代中低于上一次迭代 中。

在此，提供了基于参考物装置的具体的迭代终止条件。通过根据以上 迭代终止条件，能够准确可靠地进行迭代重建收敛判定。

在上述CT装置中也可以是，在所述迭代重建中，所述CT图像生成装 置还进行正则化滤波处理，该正则化滤波处理是对所述扫描区域的扫描数 据与所述扫描区域的重建图像的投影数据之间的差异所对应的残差图像进 行正则化滤波的处理，在所述正则化滤波处理中，所述CT图像生成装置根 据所述参考物区域的重建图像的噪声，决定正则化滤波中使用的滤波器参 数。

在现有技术中，在迭代重建中进行正则化滤波处理时，根据图像的噪 声强度来设置滤波器的参数，但由于得到的噪声强度存在误差，导致无法 设置适当的滤波器的参数。对此，通过利用与参考物装置对应的重建图像 的噪声，能够解决现有技术中的问题，在正则化滤波处理中自适应地设置 滤波器的参数。

在上述CT装置中也可以是，所述参考物装置一体或分体地配置在围绕 着所述扫描对象的环形区域中，在所述迭代重建中，所述CT图像生成装置 将初始图像中比所述环形区域更靠外侧的区域的像素值设为0。

在参考物装置以环形围绕扫描对象设置时，可以认为该环形区域的外 侧的区域中不存在扫描对象。因此，通过将该环形区域的外侧的区域的像 素值设为0，能够使得初始图像更接近于最终结果图像，从而加速收敛的过 程，提高迭代重建的效率。

在上述CT装置中也可以是，所述参考物装置为一体的环形、一体的矩 形、分体的多个矩形、分体的多个圆形中的某一种，均匀地围绕着所述扫 描对象配置。

在此，具体列出参考物装置的几种优选的配置形态。由此，能够更加 方便地掌握参考物装置在扫描区域中的配置位置，从而更好地掌握参考物 装置的CT图像信息。

另外，为了达到本发明的目的，本发明还涉及一种CT图像系统，其特 征在于，具备上述CT装置以及输出由所述CT图像生成装置生成的所述扫 描对象的CT图像的CT图像输出装置。

根据本发明的CT图像系统，通过在扫描对象（例如人体）附近的扫描 区域内的规定位置增加CT图像信息已知（例如给定材料）的参考物装置， 并在生成扫描对象的CT图像时利用参考物装置已知的CT图像信息，能够 在确保安全性的前提下，兼顾CT图像质量和CT图像生成效率。由此，能 够以更快的速度输出（例如显示）质量更高的CT图像。

另外，为了达到本发明的目的，本发明还涉及一种CT图像生成方法， 根据通过X射线对扫描区域进行扫描而得到的扫描数据，生成位于所述扫 描区域中的扫描对象的CT图像，其特征在于，利用设置在所述扫描区域 中的规定位置处的参考物装置的已知的CT图像信息，对所述扫描数据进行 迭代重建，由此生成所述扫描对象的CT图像；在所述迭代重建中，以对扫 描数据进行反投影而得到的图像作为初始的重建图像，反复执行下述步骤 （1）～（3）直到满足迭代停止条件：（1）基于所述扫描区域的扫描数据 与所述扫描区域的重建图像的投影数据之间的差异，得到所述扫描区域的 更新图像；（2）根据所述参考物装置的已知的CT图像、以及所述扫描区 域中所述参考物装置所在的参考物区域的重建图像和更新图像，决定本次 迭代中使用的步长；（3）根据所述扫描区域的重建图像和更新图像，利用 所决定的所述步长，得到所述扫描区域的新的重建图像；在满足迭代停止 条件时，根据所述扫描区域的当前的重建图像，生成扫描对象的CT图像。

根据本发明的CT图像生成方法，在基于迭代重建方式生成扫描对象 （例如人体）的CT图像时，利用设置在扫描对象附近的扫描区域内的规定 位置处的CT图像信息已知（例如给定材料）的参考物装置，特别利用参考 物装置的已知的CT图像以及在迭代中参考物装置所对应的重建图像和更 新图像来自适应地决定迭代步长。由此，能够有效地减少迭代重建中迭代 的次数，提高迭代重建的效率。由于迭代重建方式具有安全性高和图像质 量高的特点，在此又进一步提高了迭代重建方式的效率，从而大大提高了 迭代重建方式的实用性。

根据本发明的CT装置、CT图像系统及CT图像生成方法，能够在确 保安全性的前提下，兼顾CT图像质量和CT图像生成效率。其中，本发明 并限定于以上列出的方式。例如，在本发明的CT图像生成方法中，不仅能 够采用上述的基于参考物装置的步长自适应决定方法，而且还可以单独采 用或适当组合上述的随机步长设定方法、基于参考物装置的迭代重建收敛 判定方法、基于参考物装置的自适应正则化滤波参数设置方法、基于参考 物装置的迭代初始化图像修正方法等。而且，本发明的CT图像生成方法中 的各步骤还可以作为功能模块实现。

附图说明

图1是CT图像系统的结构图。

图2A是参考物装置的配置位置的一例的示意图。

图2B是参考物装置的几种配置形态的示意图。

图3是迭代重建的基本步骤图。

图4A是以往利用固定步长时步长较大的情况下的迭代过程示意图。

图4B是以往利用固定步长时步长较小的情况下的迭代过程示意图。

图4C是利用自适应步长的情况下的迭代过程示意图。

图4D是基于参考物装置计算自适应步长的原理图。

图4E是固定步长与自适应步长的情况下的实验结果的对比图。

图5是自适应步长与自适应+随机步长的情况下的实验结果的对比图。

图6是基于参考物装置的迭代重建收敛判定的示意图。

图7是基于参考物装置的自适应正则化滤波参数设置的示意图。

图8描述基于参考物装置的迭代初始化图像修正处理。

图9是表示本发明的CT图像生成方法的流程图。

图10是表示本发明的CT图像生成方法的一例的流程图。

具体实施方式

首先，说明本发明所涉及的CT图像系统的结构。图1是CT图像系统 的结构图。如图1所示，CT图像系统主要包括CT装置1和CT图像输出 装置2。CT装置1例如利用现有的X射线扫描器，通过X射线对扫描区 域进行扫描，生成位于扫描区域中的扫描对象的CT图像。在此，扫描对象 例如为人体等。CT图像输出装置2输出由CT装置1生成的扫描对象的 CT图像。在此，CT图像输出装置2典型为CT图像显示装置，在屏幕上 显示由CT装置1生成的扫描对象的CT图像。当然，CT图像输出装置不 限于CT图像显示装置，也可以通过网络发送由CT装置1生成的CT图像 的数据传输接口、打印由CT装置1生成的CT图像的打印机等。

本发明所涉及的CT装置1的特征性结构主要包括参考物装置11和CT 图像生成装置12。参考物装置11设置在扫描区域中的规定位置，关于参 考物装置11留待后文详述。CT图像生成装置12例如由通用的处理器或专 用的集成电路实现，根据参考物装置11的已知的CT图像信息、以及通过 扫描得到的扫描区域的扫描数据，生成扫描对象的CT图像。

以下，具体说明本发明提出的参考物装置11。本发明在CT图像系统 中新增了参考物装置11。图2A是参考物装置的配置位置的一例的示意图。 如图2A所示，在CT装置1的现有的X射线扫描器中，旋转轨道201是 X射线源202和检测器203的旋转轨道。作为参考物装置11的一例，参考 物204安装在作为扫描对象的人体扫描区域205周围。这里参考物可以由 任意固态高纯度材料构成，例如由硅等非金属材料、合成高分子材料等有 机材料、或者铁、铜等金属材料等构成，并且材料的纯度和一致性越高越 好，这样有助于参考物对应的CT图像值是一个常量，各个材料制造出的参 考物对应的例如CT图像值等CT图像信息可以事先实验测试得到，是已知 的。图2B是参考物装置的几种配置形态的示意图。如图2B所示，分布在 人体扫描区域（图中心附近的椭圆区域）周围的参考物204可以是一体的 环形、一体的矩形、分体的多个矩形、分体的多个圆形中的某一种，均匀 地围绕着作为扫描对象的人体扫描区域配置。在此，参考物204的形状不 限，分布位置不限，但需要知道参考物204在扫描区域中的位置，从而得 到对应于CT图像中参考物的像素区域（也称为参考物区域）。在此，优选 参考物均匀地分布在作为扫描对象的人体扫描区域周围，本发明书中将以 环形作为示意图说明。

作为本发明的一个实施方式，CT图像生成装置12由处理器实现，主 要包括用于基本的程序、参数等控制的通用处理器单元和专用于迭代重建 的迭代重建处理单元。CT图像生成装置12利用参考物装置11的已知的 CT图像信息，对通过扫描得到的扫描区域的扫描数据进行迭代重建，由此 生成扫描对象的CT图像。

图3是迭代重建的基本步骤图。以下进行简单描述，CT装置1例如利 用基本的X射线扫描器实际对扫描区域进行扫描（步骤301）得到实际扫 描数据S,实际扫描数据S经过滤波反投影过程（步骤309）得到迭代重建 的初始图像对该初始图像进行投影（步骤308）得到计算投影数据然后对S和进行差值计算（步骤302）到投影残差ΔS,对投影残差ΔS再进 行反投影（步骤303），得到残差图像ΔI，对残差图像ΔI进行正则化滤波（步 骤304）得到更新图像ΔUI，然后判断ΔUI所有像素是否近似为0（步骤306）， 若不是近似为0，则累加更新（步骤307）重建图像，累加更新是将更新图 像ΔUI加权一个步长（也称为松弛因子）α后累加到上一轮循环迭代得到的 重建图像上，即

$\hat{I}(i+1)=\hat{I}\left(i\right)+\alpha \times \mathrm{\Delta UI}$（式1）

其中首轮迭代的初始重建图像为再对重建图像进行投影得到计算投影 数据进行下一轮的迭代过程，直到更新图像ΔUI所有像素近似为0结束，这 时的重建图像即为整个迭代重建的最终重建图像。

在迭代重建中，迭代的过程可以认为是目标函数J最小化的过程，为了 求解I使得目标函数J最小化，即

$\underset{I}{\min }\{J={\left|\right|\mathrm{AI}-S\left|\right|}^2+{\left|\right|P\left(I\right)\left|\right|}^2\}$（式2）

其中A是系统矩阵，I是CT图像，S是实际扫描数据，P(I)是图像先验信 息项，由迭代过程中的正则化滤波体现。最小化求解上面的目标函数，一 般采用梯度下降法，从而得到

$\hat{I}(i+1)=\hat{I}\left(i\right)+\alpha \times \frac{\partial J}{\partial I}$

                  （式3）

其中α即为累加更新过程中的步长（松弛因子）。该步长（松弛因子）的大 小设置对迭代重建收敛速度具有很大的影响，以下具体说明。

图4A是以往利用固定步长时步长较大的情况下的迭代过程示意图。如 图4A所示，如果设置较大的步长（松弛因子）α，当目标函数J的值接近 最小值I_∞或者遇到局部极小值时，更新过程会导致目标函数值在最小值或 局部极小值附近振荡，即使迭代很多次也不能很快收敛到最小值I_∞。

图4B是以往利用固定步长时步长较小的情况下的迭代过程示意图。如 图4B所示，当设置较小的步长（松弛因子）α时，每一次迭代更新的都很 少，迭代过程很缓慢，同样需要很多次的迭代才能收敛到最小值I_∞。

因此，如果能够根据迭代过程中重建图像的质量来自适应地调整步长 （松弛因子）α的大小，迭代收敛的过程将会大大的被加速。图4C是利用 自适应步长的情况下的迭代过程示意图。如图4C所示，与图4A及图4B 的情况相比，迭代收敛的过程大大加速。

为了根据迭代过程中重建图像的质量来自适应地调整步长（松弛因子） α的大小，本发明中根据参考物装置11来计算自适应的步长（松弛因子）。 在迭代重建中，CT图像生成装置12根据参考物装置11的已知的CT图像、 以及扫描区域中参考物装置11所在的参考物区域的当前的重建图像和更新 图像，决定本次迭代中使用的步长。作为一个具体例，如图4D所示，对于 给定的第i轮迭代，选择一个步长（松弛因子）α，使得在这个步长（松弛 因子）α下，重建图像中参考物区域在累加更新后与参考物材料对应的CT 图像值的差值平方最小，可以用公式表达为

${\text{α}}_i=\arg \underset{\alpha }{\min }\left\{{\left|\right|I_r-({\hat{I}}_r+\alpha \times \mathrm{\Delta U}{I}_r)\left|\right|}^2\right\}$（式4）

其中I_r为参考物装置11的已知的CT图像，表示参考物图像区域，其值为 常量，即参考物材料对应的CT图像值，为当前参考物图像区域的重建图 像，ΔUI_r为当前参考物图像区域的更新图像。

图4E是固定步长与自适应步长的情况下的实验结果的对比图。在图 4E所示的仿真实验中，迭代终止条件设置为残差小于50，可以看出，使用 自适应步长（松弛因子）方法可以有效地提高迭代的收敛速度。

如上所述，通过利用参考物装置11的已知的CT图像以及在迭代中参 考物装置11所对应的重建图像和更新图像来决定迭代步长，能够更加适当 地决定步长，从而大大加速迭代收敛的过程，提高迭代重建方式的效率。

以下，具体说明上述基于参考物装置的自适应步长决定的一个变形例。 在上述自适应步长的决定过程中，参考物区域图像只是整个CT图像中的局 部区域，因此，基于该区域的最优化的步长（松弛因子）可能使得迭代过 程陷入局部最优，即虽然参考物区域已经重建达到很高的精度，但整个图 像重建结果仍然未达到最优，从而导致停止迭代或者迭代缓慢。在这种情 况下，使用随机的步长能够有效的跳出局部最优。

作为使用随机的步长跳出局部最优的一种情形，在迭代重建中当残差 很小但尚未满足迭代终止条件时，使用随机的步长跳出局部最优。即，在 扫描区域的扫描数据与扫描区域的当前的重建图像的投影数据之间的差异 （即残差）小于第一规定阈值T1的情况下，CT图像生成装置12在本次 迭代中使用规定范围内的随机步长。在此，上述残差可以使用投影残差ΔS， 也可以使用残差图像ΔI。第一规定阈值T1一般可以设置为首轮迭代残差的 5%或者根据具体实施情况试验测定。另外，随机步长是被控制在一定范围 内的随机数，根据实际实验测定这个随机数范围。

作为使用随机的步长跳出局部最优的另一种情形，在迭代重建中步长 很小但残差尚未满足迭代终止条件时，使用随机的步长跳出局部最优。即， 在上次迭代中使用的步长小于第二规定阈值的情况下，CT图像生成装置11 在本次迭代中使用规定范围内的随机步长。在此，第二规定阈值一般可以 设置为首轮步长（松弛因子）的5%或者根据具体实施情况试验测定。另外， 随机步长是被控制在一定范围内的随机数，根据实际实验测定这个随机数 范围。

图5是自适应步长与自适应+随机步长的情况下的实验结果的对比图。 如图5所示，在低残差情况下（对应于上述第一种情形），在自适应步长后 续迭代收敛较慢的情况下使用随机步长能够使得迭代很快地收敛到设定的 迭代终止目标（满足迭代终止条件）。同样，在低步长情况下（对应于上述 第二种情形），也能够得到类似的效果。即，针对在利用参考物装置11决 定迭代步长的过程中可能出现的局部最优的问题，通过在上述情形下使用 随机的步长跳出局部最优，能够防止在局部最优范围内振荡而收敛缓慢或 不能收敛，从而提高迭代收敛的精度和效率。

以下，具体说明本发明的另一个实施方式，即基于参考物装置进行迭 代重建收敛判定。

在传统的迭代重建中，如图3中描述，往往根据更新图像是否近似为0 来作为迭代的终止条件，或者根据投影残差是否近似为0来作为迭代终止 条件，但由于投影和反投影模型是近似模型，更新图像和投影残差可能会 始终不能近似为0，导致方法有时候会失效。因此本发明利用参考物装置 11，提出了一种基于参考物装置的收敛判定方式。即，在迭代重建中，在 参考物区域的当前的重建图像达到规定质量的情况下，或者参考物区域的 重建图像的质量在本次迭代中低于上次迭代中的情况下，CT图像生成装置 12停止迭代。

作为基于参考物装置的具体的迭代终止条件的例子，在参考物装置11 的已知的CT图像与参考物区域的当前的重建图像之间的差异小于第三规 定阈值的情况下，CT图像生成装置12判断为参考物区域的当前的重建图 像达到规定质量。另外，在参考物装置11的已知的CT图像与参考物区域 的重建图像之间的差异在本次迭代中大于上一次迭代中的情况下，CT图像 生成装置12判断为参考物区域的重建图像的质量在本次迭代中低于上一次 迭代中。以下对照附图说明上述基于参考物装置的具体的迭代终止条件的 例子。图6是基于参考物装置的迭代重建收敛判定的示意图。如图6所示， 当重建图像中参考物区域与参考物材料对应的CT图像值的差值平方小于 阈值T_stop时，或者本次迭代中该差值平方大于上一次迭代中该差值平方， 则停止迭代，用公式可表达为

${\left|\right|I_r-{\hat{I}}_r\left|\right|}^2<T_{\mathrm{stop}}$

或

${\left|\right|I_r-{\hat{I}}_r(i+1)\left|\right|}^2>{\left|\right|I_r-{\hat{I}}_r\left(i\right)\left|\right|}^2$

                         （式5）

其中T_stop可以由用户根据要求的图像质量等级指定。在此，参考物装置11 的已知的CT图像与参考物区域的重建图像之间的差异不限于表现为重建 图像中参考物区域与参考物材料对应的CT图像值的差值平方，也可以用该 差值的绝对值等其他适当的值来表现，此时适当设置与其对应的阈值即可。

在上述基于参考物装置的迭代重建收敛判定中，由于参考物装置11的 CT图像是已知的，因此与以往基于更新图像或残差等利用近似模型的情况 相比，能够更加准确可靠地进行迭代重建收敛判定。

以下，具体说明本发明的另一个实施方式，即基于参考物装置自适应 地设置正则化滤波参数。

在迭代重建中，正则化滤波对应于目标函数中的先验信息项，例如图 像中相邻像素往往具有近似的像素值等这类先验信息就是通过正则化滤波 来融合到目标函数中的，往往使用一些平滑滤波器或者边缘保持的复杂滤 波器，如高斯平滑滤波、双边滤波、Geman滤波等，这些滤波器中的参数往 往是根据图像的噪声强度来进行设置的。但在迭代过程中，每一轮迭代结 果的噪声强度不一样，实际应用中，一般设置一个固定参数或者根据图像 中某一致性较好的部分，如某个器官组织区域估计出噪声强度进行调节， 但重建图像中的器官组织区域不可能具有完全一致性，估计得到的噪声强 度也存在一定误差。

针对现有技术中的上述问题，在此提出了一种基于参考物装置的自适 应正则化滤波参数设置方式。即，CT图像生成装置12还进行正则化滤波 处理，对扫描区域的扫描数据与扫描区域的重建图像的投影数据之间的差 异所对应的残差图像进行正则化滤波的处理，在正则化滤波处理中，CT图 像生成装置12根据参考物区域的重建图像的噪声，决定正则化滤波中使用 的滤波器参数。图7是基于参考物装置的自适应正则化滤波参数设置的示 意图。如图7所示，计算重建图像中参考物区域的噪声的标准差SD_noise（步 骤701），然后根据此标准差去设置正则化滤波器的参数（步骤702），具体 参数设置依据不同的滤波器而不同，例如对于高斯平滑滤波，高斯滤波器 中的方差正比于标准差SD_noise，即较强的噪声需要较大的平滑强度。SD_noise的 计算方法如下式：

${\mathrm{SD}}_{\mathrm{noise}}=\left\{\underset{x}{\Sigma }{[\hat{I}{\left(x\right)}_r-\mathrm{mean}\left(\hat{I}{\left(x\right)}_r\right)]}^2\right\}/N$（式6）

其中，mean为均值函数，为图像中参考物区域像素，N为所有图像中 参考物区域像素总数。

在上述基于参考物装置自适应地设置正则化滤波参数的实施方式中， 利用已知的参考物装置11来设置正则化滤波参数，与现有技术中基于经验 估计来设置相比，能够更加适当地设置正则化滤波参数。特别是在参考物 装置11具有很高的一致性的情况下，能够以高精度设置正则化滤波参数。

以下，具体说明本发明的另一个实施方式，即基于参考物装置修正迭 代初始化图像。

图8描述基于参考物装置的迭代初始化图像修正处理。在迭代重建中， 初始图像往往使用传统的滤波反投影结果图像，但是当实际投影数据不完 全时，如图8中的左图所示，得到的滤波反投影图像的形态和扫描物将具 有很大的差异。

考虑到迭代过程是目标函数的最优化过程，若迭代的图像初始状态越 是接近最终的图像，则会加速迭代的过程。因此，在参考物装置11一体或 分体地配置在围绕着扫描对象的环形区域中的情况下，在迭代重建中，CT 图像生成装置12将初始图像中比该环形区域更靠外侧的区域的像素值设为 0。即，如图8所示，在参考物装置802外的区域801，由于都是空气，最 终结果图像的值必全为0，因此，在初始化图像中，设置参考物装置外的区 域801的像素值为0。这样可以使得初始图像更接近于最终结果图像，从而 加速收敛的过程。

以下，具体说明本发明所涉及的CT图像生成方法。本发明所涉及的 CT图像生成方法可由CT装置1执行，更具体而言可由CT装置1的CT 图像生成装置12执行。图9是表示本发明的CT图像生成方法的流程图。 如图9所示，本发明所涉及的CT图像生成方法根据通过X射线对扫描区 域进行扫描而得到的扫描数据，生成位于扫描区域中的扫描对象的CT图 像。其中，利用CT装置1中设置在扫描区域中的规定位置处的参考物装 置12的已知的CT图像信息，对扫描数据进行迭代重建，由此生成扫描对 象的CT图像。

在迭代重建中，首先在步骤S1中，以对扫描数据进行反投影而得到的 图像作为初始的重建图像。然后，在步骤S2中，基于扫描区域的扫描数据 与扫描区域的重建图像的投影数据之间的差异，得到扫描区域的更新图像。 在步骤S3中，根据参考物装置11的已知的CT图像、以及扫描区域中参 考物装置11所在的参考物区域的重建图像和更新图像，决定本次迭代中使 用的步长。在步骤S4中，根据上次迭代中扫描区域的重建图像和更新图像， 利用所决定的步长，得到扫描区域的新的重建图像。在步骤S5中，判断是 否满足迭代终止条件，如果不满足迭代终止条件，则反复执行步骤S2～S4。 在满足迭代停止条件时，根据扫描区域的当前的重建图像，生成扫描对象 的CT图像并结束。

根据本发明的CT图像生成方法，在利用迭代重建方式生成扫描对象 （例如人体）的CT图像时，利用设置在扫描对象附近的扫描区域内的规定 位置处的CT图像信息已知（例如给定材料）的参考物装置，特别利用参考 物装置的已知的CT图像以及在迭代中参考物装置所对应的重建图像和更 新图像来决定迭代步长。由此，能够有效地减少迭代重建中迭代的次数， 提高迭代重建的效率。由于迭代重建方式具有安全性高和图像质量高的特 点，在此又进一步提高了迭代重建方式的效率，从而大大提高了迭代重建 方式的实用性。

在本发明的CT图像生成方法中，不仅能够采用上述实施方式中基于参 考物装置的步长自适应决定方法，而且还可以单独采用或适当结合上述变 形例中的随机步长设定方法、上述其他实施方式中的基于参考物装置的迭 代重建收敛判定方法、基于参考物装置的自适应正则化滤波参数设置方法、 基于参考物装置的迭代初始化图像修正方法等。以下，具体说明结合了上 述各实施方式和变形例之后的本发明的CT图像生成方法的一例。

图10是表示本发明的CT图像生成方法的一例的流程图。首先，在步 骤901中，利用上述实施方式中的基于参考物装置的迭代初始化图像修正 方法对滤波反投影初始化图像进行修正。然后在步骤902中，进行投影得 到投影数据。在步骤903中，进一步计算投影残差。在步骤904中，再对 投影残差进行反投影得到残差图像。在步骤905中，利用上述实施方式中 基于参考物装置设置的自适应正则化滤波参数对残差图像进行正则化滤波 得到更新图像。然后在步骤906中，判断投影残差的累加和是否小于阈值 T1。若小于，在步骤908中使用上述变形例中的随机自适应步长（松弛因 子）。否则，在步骤907中依据上述实施方式基于参考物装置估计自适应步 长。然后在步骤909中，对更新图像用步骤908中得到的随机自适应步长 或步骤907中得到的自适应步长加权，并累加更新到重建图像。在步骤910 中，计算当前重建图像中的参考物区域对应像素的噪声均方值和标准差。 在此，步骤910中计算的标准差用于自适应调节下一轮迭代中正则化滤波 的参数，步骤910中计算的均方值用于进行收敛条件的判断。在步骤911 中，若满足上述实施方式中的基于参考物装置的迭代终止条件，则停止迭 代得到最终结果，否则继续返回到步骤902进行下一步迭代。

在CT图像生成方法的上述一例中，当然可以根据本说明书中已经说明 的CT装置1的各个实施方式和变形例来进一步变形。例如，在步骤906 中，也可以如前所述判断步长是否小于第二规定阈值，在迭代重建中步长 很小但残差尚未满足迭代终止条件时，使用随机的步长跳出局部最优。另 外，在步骤911中，可以根据参考物区域的当前的重建图像达到规定质量 或者根据参考物区域的重建图像的质量在本次迭代中低于上次迭代中来判 断满足收敛条件。

以上参照附图说明了本发明的具体实施方式。其中，以上说明的具体 实施方式仅是本发明的具体例子，用于理解本发明，而不用于限定本发明 的范围。本领域技术人员能够基于本发明的技术思想对具体实施方式进行 各种变形、组合和要素的合理省略，由此得到的方式也包括在本发明的范 围内。