CN103619259A - 图像重构装置及图像重构方法 - Google Patents

Abstract

提供一种图像重构装置及图像重构方法，基于对重构像进行正投影计算而得到的计算投影数据与计量投影数据的差分，进行逐次近似计算来生成逐次近似重构像，该重构像是基于所述计量投影数据而重构出的，图像重构装置具备：输入操作者重视的画质参数的输入部；基于所述画质参数来计算权重系数的权重计算部；和基于对利用所述权重系数将自此要求出的像素值和前次反复时求出的像素值进行加权相加而得到的值，进行逐次近似计算的逐次近似计算部。由此，在利用逐次近似计算来重构断面图像之际，可生成具有符合操作者要求的画质的图像。

Description

图像重构装置及图像重构方法

技术领域

本发明涉及基于利用X射线CT(Computed Tomography)装置取得的计量投影数据，通过逐次近似计算来重构断面图像的图像重构装置及图像重构方法，尤其是涉及在维持初始图像的特征的同时改善画质的技术。

背景技术

X射线CT装置是如下的装置：基于通过从被检测体的周围照射X射线而取得的来自各个角度的计量投影数据来重构断面图像，显示断面图像。基于计量投影数据来重构断面图像的方法大致分为解析法和逐次近似法。解析法是基于投影切断面定理而分析获得图像的方法，由于以较少的计算量就能根据计量投影数据来重构断面图像，故广泛利用于X射线CT装置中。

逐次近似法是基于以数学方法对取得计量投影数据的观测系统进行模型化或者以统计方法对计量投影数据所包含的X射线量的波动进行模型化等而得到的模型，进行逐次近似计算，由此推测断面图像的方法。由于逐次近似法伴随着反复计算，故与解析法相比，虽然计算量会增加，但可减少解析法引起的伪影、例如锥束伪影或X射线量的波动引起的量子噪声。

X射线CT装置虽然作为图像诊断的一种而广泛利用于医疗现场，但X射线引起的辐射具有危害。尤其是，最近对辐射的关心进一步变高。为此，从减少被辐射的观点出发，以低量取得的计量投影数据也能减少量子噪声的逐次近似法倍受关注。随着近几年的计算机的高性能化，也正在研究逐次近似法的实际安装。例如，在专利文献1中公开了以下图像处理装置：重复逐次近似计算，直到在利用解析法而重构出的断面图像上所设定的区域内的图像计量值达到期望的值。

在先技术文献

专利文献

专利文献1JP特开2006-25868号公报

专利文献2JP特开2004—188163号公报

非专利文献

非专利文献1H.Erdogan et.al.，“Ordered subsets algorithms fortransmission tomography，”Phys.Med.Biol.，Vol.44，pp.2835-2851，1999

非专利文献2K.Lange and J.Fessler，“Globally ConvergentAlgorithms for Maximum a Posteriori Transmission Tomography，”IEEE.Trans.Image.Proc.，Vol.4，No.10，PP.1430—1438，Oct1995

发明内容

发明要解决的技术问题

然而，即便重复多次逐次近似计算，有时得到的还是画质与操作者的要求不相符的图像。例如，即便成为了量子噪声被充分平滑化后的图像，有时也会增强因被检测体的运动而引起的伪影、或者内脏器官间的边界变得不清楚。

因而，本发明的目的在于，提供一种在利用逐次近似计算来重构断面图像之际可生成具有与操作者的要求相应的画质的图像的图像重构装置。

用于解决技术问题的方案

为了达成上述目的，本发明是一种图像重构装置及图像重构方法，其特征在于，利用基于操作者所重视的画质参数而设定的权重系数，基于将自此要求出的像素值和前次反复时求出的像素值进行加权相加而得到的值，进行逐次近似计算，以生成逐次近似重构像。

发明效果

根据本发明，可提供一种在利用逐次近似计算来重构断面图像之际可生成具有符合操作者要求的画质的图像的图像重构装置。

附图说明

图1是表示X射线CT装置1的整体结构的框图。

图2是表示图像重构装置所执行的处理的流程的图。

图3是表示在步骤202中利用的画面的一例的图。

图4是表示步骤203的处理流程的第1例的图。

图5是表示视图方向权重的一例的图。

图6是表示步骤203的处理流程的第2例的图。

具体实施方式

本发明是一种图像重构装置，基于对重构像进行正投影计算而得到的计算投影数据与计量投影数据的差分，进行逐次近似计算来生成逐次近似重构像，所述重构像是基于所述计量投影数据而重构出的，图像重构装置的特征在于，具备：取得操作者重视的画质参数的取得部；基于所述画质参数来计算权重系数的权重计算部；和基于对利用所述权重系数将自此要求出的像素值和前次反复时求出的像素值进行加权相加而得到的值，进行逐次近似计算的逐次近似计算部。

再有，本发明是一种图像重构方法，基于对重构像进行正投影计算而得到的计算投影数据与计量投影数据的差分，进行逐次近似计算来生成逐次近似重构像，所述重构像是基于所述计量投影数据而重构出的，图像重构方法的特征在于，包括：取得操作者重视的画质参数的取得步骤；基于所述画质参数来计算权重系数的权重计算步骤；和基于对利用所述权重系数将当前反复时的像素值和一个反复前的像素值进行加权相加而得到的值，进行逐次近似计算的逐次近似计算步骤。

以下，基于附图对本发明涉及的图像重构装置及图像重构方法的优选实施方式进行说明。其中，在以下的说明及附图中，对于具有同一功能结构的构成要素赋予同一符号，省略重复说明。

图1是表示取得计量投影数据时利用的X射线CT装置的整体结构的框图。如图1所示，X射线CT装置1具备扫描托台部100和操作单元120。其中，坐标系如图1的左下方所示那样，以横方向作为x坐标、以纵方向作为y坐标、以垂直于纸面的方向作为z坐标。

扫描托台部100具备X射线管装置101、旋转圆盘102、准直仪103、X射线检测器106、数据收集装置107、床装置105、托台控制装置108、床控制装置109、和X射线控制装置110。X射线管装置101是向载置于床装置105上的被检测体照射X射线的装置。准直仪103是对从X射线管装置101照射出的X射线的辐射范围进行限制的装置。旋转圆盘102具备输入载置于床装置105上的被检测体的开口部104，并且搭载有X射线管装置101和X射线检测器106，围绕被检测体的周围旋转。X射线检测器106是通过对透过与X射线管装置101对置配置的被检测体后的X射线进行检测而计量透过X射线的空间分布的装置，是在旋转圆盘102的旋转方向和旋转轴方向上以二维方式排列多个检测元件而成的装置。排列在旋转圆盘102的旋转方向上的检测元件被称为通道方向的检测元件，排列在旋转轴方向上的检测元件被称为切片方向的检测元件。数据收集装置107是将由X射线检测器106检测出的X射线量作为数字数据而收集的装置。托台控制装置108是对旋转圆盘102的旋转及倾斜进行控制的装置。床控制装置109是对床装置105的上下前后左右移动进行控制的装置。X射线控制装置110是对输入至X射线管装置101中的电力进行控制的装置。

操作单元120具备输入装置121、图像处理装置122、显示装置125、存储装置123和系统控制装置124。输入装置121是用于输入被检测体的姓名、检查日期及时间、摄影条件等的装置，具体而言，是键盘或指向设备等。图像处理装置122是对从数据收集装置107送出的计量投影数据进行运算处理后进行断面图像的重构的装置。显示装置125是显示由图像处理装置122生成的断面图像的装置，具体而言，是CRT(Cathode-Ray Tube)或液晶显示器等。存储装置123是存储由数据收集装置107收集到的数据及由图像处理装置122生成的断面图像的图像数据等的装置，具体而言，是HDD(Hard Disk Drive)等。系统控制装置124是对这些装置及托台控制装置108、床控制装置109和X射线控制装置110进行控制的装置。另外，系统控制装置124也可以经由未图示的网络适配器及网络而与外部装置进行通信。

基于从输入装置121输入的摄影条件、尤其是X射线管电压或X射线管电流等，控制X射线控制装置110输入给X射线管装置101的电力，从而X射线管装置101向被检测体照射与摄影条件相应的X射线。X射线检测器106利用多个X射线检测元件来检测从X射线管装置101照射并透过被检测体后的X射线，以对透过X射线的分布进行计量。旋转圆盘102被托台控制装置108控制，基于从输入装置121输入的摄影条件、尤其是旋转速度等而旋转。床装置105被床控制装置109控制，基于从输入装置121输入的摄影条件、尤其是螺旋间距等而工作。

与旋转圆盘102的旋转一同重复进行来自X射线管装置101的X射线照射、基于X射线检测器106的透过X射线分布的计量，由此可取得基于各种角度的计量投影数据。在旋转圆盘102的旋转方向上的离散位置处取得计量投影数据，将各位置处的计量投影数据的取得单位称为“视图”。每个视图的计量投影数据被发送至图像处理装置122。图像处理装置122基于发送来的计量投影数据，通过解析法来重构断面图像。通过重构而得到的断面图像被显示于显示装置125。

通过解析法而重构的断面图像中包含因解析法引起的伪影，例如锥束伪影、X射线量的波动引起的量子噪声等。本发明的图像重构装置通过后述的处理流程来减少这种锥束伪影、量子噪声，并且生成具有与操作者的要求相符的画质的断面图像。该处理既可以由系统控制装置124来执行，也可以由图像处理装置122来执行。

本发明的图像重构装置所执行的处理的流程是在取得计量投影数据之后执行的。因此，本发明的图像重构装置既可以是X射线CT装置1所包含的图像处理装置122，也可以是X射线CT装置1并未包含的通用的计算机。再有，本发明的图像重构装置所具备的输入装置、显示装置及存储装置既可以是X射线CT装置1所包含的输入装置121、显示装置125及存储装置123，也可以是通用的计算机所具备的各装置、或者外部装置。以下，将图像处理装置122设为本发明的图像重构装置，将输入装置121、显示装置125及存储装置123设为图像重构装置所具备的输入装置、显示装置及存储装置来进行说明。

图2表示本发明的图像重构装置所执行的处理的流程。以下，对图2的各步骤进行详细说明。

(步骤200)

图像处理装置122取得计量投影数据。所取得的计量投影数据既可以是由扫描托台部100计量出的数据，也可以是存储装置123所存储的数据。

(步骤201)

图像处理装置122通过解析法对步骤200中取得的计量投影数据进行运算处理，由此重构断面图像。重构出的断面图像被显示在显示装置125上。

(步骤202)

图像处理装置122取得操作者重视的画质参数。

为了取得被重视的画质参数，例如也可以利用图3所示的画面300。画面300被显示于显示装置125上，具备断面图像显示部301和画质参数设定部302。在断面图像显示部301上显示在步骤201中重构出的断面图像。画质参数设定部302显示操作者可选择的画质参数的种类。在图3的例子中，作为画质参数，显示伪影的减少与区域边界的增强。当然，也可以显示除此以外的画质参数。

操作者使用输入装置121从画质参数设定部302所显示的参数中选择想要重视的画质参数。画质参数的选择也可以参照断面图像显示部301所显示的断面图像。即，操作者也可以观看断面图像显示部301所显示的断面图像，如果并不想增强运动伪迹，则可以选择运动伪迹减少，如果想使区域间的边界变得清楚，则可以选择区域边界的增强。

另外，操作者重视的画质参数也可以按每个设施而预先设定。在预先设定被重视的画质参数的情况下，也可以不显示画面300。

(步骤203)

图像处理装置122基于在步骤202中取得的画质参数，计算权重系数。

图4表示在步骤202中取得运动伪迹减少时的该步骤的处理流程。以下，对图4的各步骤进行详细说明。

(步骤400)

图像处理装置122确定透过断面图像中的关注像素的视图。透过关注像素的视图在x-y平面上遍及360度的范围而离散地存在。

(步骤401)

图像处理装置122计算在x-y平面上对置的视图在z轴上的位置。x-y平面上对置的视图其X射线的透过路径大致相互重叠，因此它们的计量投影数据具有高的相关性。

利用图5，对x-y平面上对置的视图在z轴上的位置进行说明。在X射线管装置101对被检测体描绘螺旋轨道的同时取得计量投影数据的情况下，在透过关注像素的视图之中，x-y平面上对置的视图在z轴上的位置是不同的。例如，透过图5中的关注像素而具有对置关系的视图在z轴上的位置为z1与z2。可根据关注像素在x-y平面上的坐标、螺旋间距、检测器元件的间距等，计算在x-y平面上对置的视图在z轴上的位置。

(步骤402)

图像处理装置122根据对置的视图的z位置来计算权重系数。

只要两者之和为恒定值，则对置的视图的权重系数就可以是任何系数。例如，可利用专利文献1所公开的权重系数。

在专利文献2中，将关注像素所处的z轴上的位置作为中心视图，根据从中心视图到该视图为止的z轴上的距离，设定权重系数。再有，在从中心视图起超过规定视图数的范围内设置成权重系数变为0。在图5的例子中，由于z1距中心视图的距离比z2距中心视图的距离近，故将相当于z1的视图的权重系数设定成大于相当于z2的视图的权重系数。

这样，通过利用根据距关注像素所处的z轴上的位置的距离而设定出的权重系数，从而取得计量投影数据的时刻的差异小的视图进一步得到重视。即，通过利用这种权重系数，可减少运动伪迹。

(步骤204)

图像处理装置122借助逐次近似计算来重新生成断面图像。

以下，对该步骤进行详细说明。

首先，设定评价函数。

逐次近似法是如下的方法：事先设定图像的评价指标，按照使评价指标数值化后的评价值取最大值或最小值的方式，对图像进行逐次更新。评价指标利用的是：基于将取得计量投影数据的观测系统以数学方法模型化而得到的数学模型来对图像进行正投影处理后得到的数据、与计量投影数据之间的矛盾、或盖然性的似是而非等。计算评价值的函数被称为评价函数，由各种文献提出了几种评价函数。以下，示出评价函数的例子。

非专利文献1提出了将带惩罚规则的加权平方误差函数用作评价函数的逐次近似法，用下式来表示该评价函数。

【数学式1】

$L(x_1,...,x_J)=\underset{i=1}{\overset{I}{\mathrm{\Σ}}}\frac{d_i}{2}{(y_i-\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ij}}{x}_j)}^2+\mathrm{\βR}(x_1,...,x_J)$

在此，x₁、...、x_j、...、x_J是图像的像素值，y₁、...、y_i、...、y_I表示计量投影数据，d₁、...、d_i、...、d_I表示检测器输出权重。再有，α_ij是将第j个像素与第i个投影数据建立对应关系的矩阵的要素，该矩阵因为借助上述的数学模型来表示摄影系统的特性，故被称为系统矩阵。因此，

是上述的正投影数据，是根据系统矩阵将x₁、...、x_j、...、x_J的图像变换成投影数据的值。R(x₁、...、x_j、...、x_J)是惩罚规则项，β是决定图像的平滑度的惩罚规则项权重。

再有，即便在评价函数未包含惩罚规则项的情况下也可以进行同样的考虑，下式的评价函数被称为加权平方误差函数。

【数学式2】

$L(x_1,...,x_J)=\underset{i=1}{\overset{I}{\mathrm{\Σ}}}\frac{d_i}{2}{(y_i-\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ij}}{x}_j)}^2$

还有，非专利文献2提出了将事后概率函数用作评价函数的逐次近似法，用下式来表示该评价函数。

【数学式3】

$L(x_1,...,x_J)=-\underset{i=1}{\overset{I}{\mathrm{\Σ}}}[d_i\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ij}}{x}_j+d_T{e}^{-\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ij}}{x}_j}]+\mathrm{\βR}(x_1,...,x_J)$

在此，d_T表示来自X射线管的照射光子数。再有，数学式3中将除以惩罚规则项权重的评价函数称为相似度函数，用下式来表示。

【数学式4】

$L(x_1,...,x_J)=-\underset{i=1}{\overset{I}{\mathrm{\Σ}}}[d_i\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ij}}{x}_j+d_T{e}^{-\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ij}}{x}_j}]$

以上的4种评价函数是能考虑投影数据的统计学性质的逐次近似法，使用这些评价函数的逐次近似法被称为统计性逐次近似法。

本发明也可以利用任意的评价函数。以后，利用数学式1的带惩罚规则的加权平方误差函数进行说明。

接着，进行正投影数据的置换。

为了利用评价函数，在逐次近似计算的过程中需要利用该时间点的断面图像来进行正投影处理。例如，通过利用数学式1进行逐次近似计算，从而可根据计量投影数据及检测器输出权重来生成量子噪声已被平滑化的断面图像。

然而，如果仅仅简单地进行逐次近似计算，那么有时被检测体的移动引起的伪影会被增强、或者内脏器官间的边界会变得不清楚。

因而，在本发明中，如下置换正投影数据。

【数学式5】

$\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ij}}{x}_j\→\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ij}}\{w_{\mathrm{ij}}{x}_j+(1-w_{\mathrm{ij}})x_j^{\left(n\right)}\}$

在此，w_ij是与第i个投影数据相对应的第j个像素的权重系数，x_j ⁽ⁿ⁾是逐次更新中第n次反复的图像之中的第j个像素值。在数学式5中，利用视图方向权重来结合作为推测变量的像素值x_j和逐次更新中的最新图像的像素值x_j ⁽ⁿ⁾。此时，设为两者的结合系数相加为1。

通过这样置换正投影数据，能够在将前次反复时求出的像素值交接为自此要求出的像素值的同时进行逐次近似计算。由此，由于前次反复时的像素值始终被交接，故可维持借助解析法而重构的断面图像的特征、即微小的运动伪迹、清楚的区域边界。前次反复时的像素值被交接的程度是由步骤203中计算出的权重系数的大小来决定的。

图像处理装置122利用基于评价函数的设定和正投影数据的置换而生成的更新式来进行逐次近似计算。

利用数学式5，将数学式1置换为下式。

【数学式6】

$L(x_1,...,x_J)=\underset{i=1}{\overset{I}{\mathrm{\Σ}}}\frac{d_i}{2}{[y_i-\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ij}}\{w_{\mathrm{ij}}{x}_j+(1-w_{\mathrm{ij}})x_j^{\left(n\right)}\left\}\right]}^2+\mathrm{\βR}(x_1,...,x_J)$

同样地，数学式3可置换为下式。

【数学式7】

$\begin{array}{c}L(x_1,...,x_J)\\ =-\underset{i=1}{\overset{I}{\mathrm{\Σ}}}\left[d_i\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ij}}\right\{w_{\mathrm{ij}}{x}_j+(1-w_{\mathrm{ij}})x_j^{\left(n\right)}\}+d_T{e}^{-\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ij}}\{w_{\mathrm{ij}}{x}_j+(1-w_{\mathrm{ij}})x_j^{\left(n\right)}\}}]+\mathrm{\βR}(x_1,...,x_J)\end{array}$

以后，描述根据数学式6的评价函数导出更新式并进行逐次更新的次序。

对通过本发明而得到的数学式6的评价函数应用了非专利文献1所提出的Separable Paraboloidal Surrogate(SPS)的情况进行描述。SPS可按每个像素独立进行逐次更新，故具有容易进行并列运算的优点。

首先，在数学式6中应用SPS而获得下式。

【数学式8】

$\begin{array}{c}L(x_1,...,x_J)\\ =-\underset{i=1}{\overset{I}{\mathrm{\Σ}}}\underset{j=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}\frac{d_i{\mathrm{\α}}_{\mathrm{ij}}}{2}{[y_i-\frac{a_{\mathrm{ij}}{w}_{\mathrm{ij}}}{{\mathrm{\α}}_{\mathrm{ij}}}(x_j-x_j^{\left(n\right)})-\underset{k=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ik}}{x}_k^{\left(n\right)}]}^2+\mathrm{\βR}(x_1,...,x_J)\end{array}$

在此，α_ij是凸组合的系数，用下式来表示。

【数学式9】

${\mathrm{\α}}_{\mathrm{ij}}=\frac{a_{\mathrm{ij}}}{\underset{k=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ik}}}$

进而，对数学式9应用牛顿法，SPS的更新式变成下式。

【数学式10】

$x_j^{(n+1)}=x_j^{\left(n\right)}+\mathrm{\γ}\frac{\frac{\∂L(x_1,...,x_J)}{\∂x_j}{|}_{x_j=x_j^{\left(n\right)}}}{\frac{{\∂}^{2}L(x_1,...,x_J)}{\∂{x_j}^2}{|}_{x_j=x_j^{\left(n\right)}}}$

在此：

【数学式11】

$\begin{array}{c}\frac{\∂L(x_1,...,x_J)}{\∂x_j}{|}_{x_j=x_j^{\left(n\right)}}\\ =\underset{i=1}{\overset{I}{\mathrm{\Σ}}}{d}_i{a}_{\mathrm{ij}}{w}_{\mathrm{ij}}(y_i-\underset{k=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ik}}{x}_k)+\mathrm{\β}\frac{\∂R(x_1,...,x_J)}{\∂x_j}\end{array}$

【数学式12】

$\begin{array}{c}\frac{{\∂}^{2}L(x_1,...,x_J)}{\∂{x_j}^2}{|}_{x_j=x_j^{\left(n\right)}}\\ =\underset{i=1}{\overset{I}{\mathrm{\Σ}}}{d}_i{a}_{\mathrm{ij}}{w}_{\mathrm{ij}}^2\underset{k=1}{\overset{J}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{ik}}+\mathrm{\β}\frac{{\∂}^{2}R(x_1,...,x_J)}{\∂{x_j}^2}\end{array}$

再有，数学式10的γ是对更新的步幅进行调整的缓和系数，是对收敛的稳定化和更新的速度进行调整的参数。γ除了根据经验决定以外，还可以例如利用专利文献3的方法来计算。

数学式10、数学式11及数学式12是更新式，根据这些更新式按照如下方式进行逐次近似计算。

首先，计算出数学式12的第一项。该项为常数，因此只要事先一次性计算出即可。接着，计算数学式12的第二项及数学式11。接着，利用数学式10更新断面图像，重复进行计算直到满足预先设定的收敛条件、例如逐次更新次数等为止。只要满足预先设定的收敛条件就停止重复计算。

在此，虽然示出了基于SPS的更新式的导出例，但本发明的评价函数能够与所有公知的数值解析法相组合，例如也能应用IterativeCoordinate Descent(ICD)。

(步骤205)

图像处理装置122将在步骤204中逐次近似计算出的断面图像显示在显示装置125上。

通过由本发明的图像重构装置执行以上的处理流程，从而能够获得符合操作者的要求、尤其是运动伪迹减少且量子噪声被充分平滑化的图像。

接着，对步骤203的处理流程的第2例进行说明。

图6表示步骤202中取得了区域边界增强时的步骤203中的处理流程。以下，详细地说明图6的各步骤。

(步骤600)

图像处理装置122进行对在步骤201中重构出的断面图像中的区域边界进行增强的处理。例如，对断面图像实施公知的边缘增强处理。对于被实施了边缘增强处理的断面图像中的各像素而言，以数值表示该像素是否相当于区域边界。若周围像素的像素值和该像素的像素值的差异大，则作为区域边界的程度就高，若像素值的差异小，则作为区域边界的程度就低。

(步骤601)

图像处理装置122根据在步骤600中被数值化的作为区域边界的程度，计算每个像素的权重系数。即，若作为区域边界的程度高，则权重系数也增大，若作为区域边界的程度低，则权重系数也减小。

本步骤中计算出的权重系数用在步骤204中。由此，交接步骤201中重构出的断面图像的区域边界的特征的同时进行逐次近似计算，由此能够获得维持内脏器官间的边界清楚的状态不变且量子噪声被充分平滑化的断面图像。

以上，说明了本发明的实施方式，但本发明并不限于这些实施方式。

符号说明

1  X射线CT装置、100  扫描托台部、101  X射线管装置、102旋转圆盘、  103  准直仪、  104  开口部、  105床装置、  106 X射线检测器、107数据收集装置、108托台控制装置、109床控制装置、1 10 X射线控制装置、  120操作单元、  121  输入装置、  122  图像处理装置、  123存储装置、  124系统控制装置、  125显示装置。

Claims (7)

1.一种图像重构装置，基于对重构像进行正投影计算而得到的计算投影数据与计量投影数据的差分，进行逐次近似计算来生成逐次近似重构像，所述重构像是基于所述计量投影数据而重构出的，该图像重构装置的特征在于，具备：

输入部，输入操作者重视的画质参数；

权重计算部，基于所述画质参数来计算权重系数；和

逐次近似计算部，基于对利用所述权重系数将自此要求出的像素值和前次反复时求出的像素值进行加权相加而得到的值，进行逐次近似计算。

2.根据权利要求1所述的图像重构装置，其特征在于，

所述输入部至少输入运动伪迹减少与区域边界的增强中的任一个，以作为所述画质参数。

3.根据权利要求2所述的图像重构装置，，其特征在于，

在作为所述画质参数而输入了运动伪迹减少的情况下，所述权重计算部将根据与所述重构像正交的方向上的距离而决定的视图方向权重作为权重系数来计算。

4.根据权利要求3所述的图像重构装置，其特征在于，

根据从透过所述重构像上的关注像素的视图到所述重构像为止的距离，决定所述视图方向权重。

5.根据权利要求2所述的图像重构装置，其特征在于，

在作为所述画质参数而输入了区域边界的增强的情况下，所述权重计算部计算所述重构像中的区域边界的程度，根据所述程度来计算权重系数。

6.根据权利要求5所述的图像重构装置，其特征在于，

利用对所述重构像实施了边缘增强处理的图像，计算所述区域边界的程度。

7.一种图像重构方法，基于对重构像进行正投影计算而得到的计算投影数据与计量投影数据的差分，进行逐次近似计算来生成逐次近似重构像，所述重构像是基于所述计量投影数据而重构出的，该图像重构方法的特征在于，包括：

取得操作者重视的画质参数的取得步骤；

基于所述画质参数来计算权重系数的权重计算步骤；和

基于对利用所述权重系数将当前反复时的像素值和一个反复前的像素值进行加权相加而得到的值，进行逐次近似计算的逐次近似计算步骤。

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