CN105374062B - 二维医学图像的生成方法及装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种生成二维医学图像的方法和设备。在该方法中，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三维重建图像的相对位置；根据三维重建图像的重建层数和所述几何参数，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；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；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，以及/或者确定每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值；以各条射线经过的体素的衰减系数值之和和/或各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值生成二维医学图像。

Description

二维医学图像的生成方法及装置

技术领域

本发明主要涉及医学图像处理，尤其涉及一种二维医学图像的生成方法及装置。

背景技术

乳腺癌在全球范围内都是严重威胁女性健康的重要疾病。乳腺X射线摄影目前被公认为乳腺癌的首选检查方式。近年来，随着影像设备不断更新，数字化乳腺断层合成技术，又称数字乳腺断层摄影(Digital Breast Tomosynthesis,DBT)的出现，使乳腺癌的早期检出和诊断有了进一步的提高。

DBT是一种三维成像技术，可以在短暂的扫描过程中，在不同角度获得乳房的投影图像。然后将这些独立的图像重建成包含一系列高分辨率的乳腺三维断层图像。这些断层图像单独显示或以连续播放的形式动态显示。每个断层图像显示乳腺的每个断层的结构，整个乳腺三维断层图像表示重建后的乳腺。

对于大多数医生而言在实际诊断过程中除了需要为其提供三维重建乳腺图像外，仍需要为其提供二维乳腺图像以帮助其进行分析和诊断。而为了获得三维重建乳腺图像和二维乳腺图像，若采用对患者先进行一次DBT以获得三维重建乳腺图像，再进行一次全视野数字乳腺X线摄影(FFDM，full-field digital mammography)以获得二维乳腺图像，势必会导致患者受到过多的辐射剂量。因此，出现了利用三维断层图像生成二维图像的方法。

目前，在X射线摄影中实现投影的方法有以下几种：

第一种是Siddon在1984年应用于迭代运算的正投影方法。此方法大量用于迭代重建及正投影中。该方法精度高，但是计算时间长，不符合实际的商业用途。

第二种是Nvidia公司提供的含有正投影加速工程的SDK库。基于SDK库获得正投影在速度上可以满足实际要求，但是由于其需要导入所有的重建数据，因此其并不适用于重建数据较多的数据，且其精度不高。此外对于显存有限的设备而言基于SDK库实现正投影具有一定的局限性。

第三种是遍历z轴，利用三角比例关系，在对应的z层算出相应的x,y坐标进行插值计算，然后逐层累加进而获得正投影。该方法在速度上可以满足实际的要求，但是由于DBT中存在缺失角度的问题，因此z轴分辨率会相对较低，通常与x，y轴相差10倍左右，因此在逐层累加获得正投影的过程中会带来极大的误差，故该法在精度上不能满足实际需求，

因此现有的获得二维投影图像的方法无法在处理图像的速度和图像质量上很好地满足实际临床需求。

发明内容

本发明要解决的技术问题是提供二维医学图像的生成方法和装置，其可以将三维断层图像高精度的转换为二维医学图像。

为解决上述技术问题，本发明提供了一种二维医学图像的生成方法，包括以下步骤：提供三维重建图像以及几何参数，所述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；根据所述三维重建图像的重建层数和所述几何参数，确定所述三维重建图像中每一个体素与所述射线源发出的各条射线所相交的射线段中的最长射线段；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；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，以及/或者确定所述每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值；以各条射线经过的体素的衰减系数值之和和/或各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值生成所述二维医学图像。

可选地，通过图像处理器并行处理至少一重建层中的体素的衰减系数的方式而获得所述三维重建图像中体素的衰减系数。

可选地，通过三维线性插值的方式计算各个分段的衰减系数值。

可选地，根据所述最长射线段的长度和一分段单位确定划分所述最长射线段的分段数。

可选地，以各条射线经过的体素的衰减系数值之和和/或各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值生成所述二维医学图像的步骤包括：以各条射线经过的体素的衰减系数值之和作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值；或者以各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值；或者以预定的权重对各条射线经过的体素的衰减系数值之和与各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值进行分配并求和后获得的衰减系数值作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值。

本发明还提出一种生成二维医学图像的装置，包括第一处理器和第二处理器。第一处理器，被配置为执行如下步骤：提供三维重建图像以及几何参数，所述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；接收各条射线经过的体素的衰减系数值之和和/或各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值，并据此生成所述二维医学图像；第二处理器，被配置为执行下述步骤：根据所述三维重建图像的重建层数和所述几何参数，确定所述三维重建图像中每一个体素与所述射线源发出的各条射线所相交的射线段中的最长射线段；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；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，以及/或者确定所述每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值；以及提供衰减系数值之和和/或该衰减系数值的最大值给该第一处理器。

可选地，该第二处理器并行处理至少一重建层中的体素的衰减系数而获得所述三维重建图像中体素的衰减系数。

可选地，通过三维线性插值的方式计算各个分段的衰减系数值。

可选地，根据所述最长射线段的长度和一分段单位确定划分所述最长射线段的分段数。

可选地，该第一处理器以如下方式生成所述二维医学图像：以各条射线经过的体素的衰减系数值之和作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值；或者以各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值；或者以预定的权重对各条射线经过的体素的衰减系数值之和和各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值进行分配并求和后获得的衰减系数值作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值。

可选地，该第一处理器是中央处理器，该第二处理器是图像处理器。

与现有技术相比，本发明通过求取射线源的各射线与重建后人体组织的各体素相交的最长射线段，对最长射线段进行分段，并以其中衰减系数最大的射线段的衰减系数作为对应体素的衰减系数进行后续计算。这种方式可以更为精确地得到二维医学图像。

附图说明

图1是三维断层图像转换为二维投影图像的示意图；

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；

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；

图4是根据本发明第三实施例生成二维医学图像的方法流程图；

图5A、5B是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6是根据本发明一实施例的最长射线段的分段示意图；

图7是根据本发明第一实施例生成二维医学图像的装置结构框图；

图8A是DBT采集的二维乳腺模体图像；

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；

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；

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

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。

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。

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。

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。

第一实施例

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：

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。

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。

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。

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。

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显示图5A的一行体素。结合参考图5A和图5B所示，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。

在得到最长射线段后，即可确定该最长射线段的长度。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

第二实施例

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：

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和探测器分别与三维重建图像的相对位置。

在步骤302，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。

在步骤303，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。

本步骤中，计算每一个体素的最长射线段的各个分段的衰减系数值与第一实施例中相类似，此处不再赘述。

在步骤304，遍历探测器接收到的射线，确定每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值。

仍以图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B1，第三行第1个体素C1。比较经过的体素A2，B1和C1的衰减系数值，确定衰减系数值的最大值。

在步骤305，根据每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值生成二维医学图像。

在步骤305中，可以是以各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值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。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。

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。

第三实施例

图4是根据本发明第三实施例生成二维医学图像的方法流程图。参考图4所示，本实施例的生成二维医学图像的方法，包括以下步骤：

在步骤401，提供三维重建图像以及几何参数，所述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。

在步骤402，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。

在步骤403，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。

本步骤中，计算每一个体素的最长射线段的各个分段的衰减系数值与第一实施例中相类似，此处不再赘述。

在步骤404，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。

在步骤405，遍历探测器接收到的射线，确定每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值。

以图5A来说，射线501穿过体素A2，B1和C1。因此对射线501，累加经过的体素A2，B1和C1的衰减系数值，得到一个累加衰减系数值。同时对射线501，比较经过的体素A2，B1和C1的衰减系数值，确定最大的衰减系数值。

在步骤406，根据各条射线经过的体素的衰减系数值之和和各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值，生成二维医学图像。

在步骤406中，可以按照预定的权重对衰减系数值之和与衰减系数值的最大值求和，示例性方式如下：

ImageOut＝f_Ratio*MipData+(1-f_Ratio)*Sum_Data

其中f_Ratio属于[0,1]，MipData为衰减系数值的最大值，Sum_Data为衰减系数值之和。在此，如果添加不同的权重因子f_Ratio，可以获得不同质量的二维医学图像。

在步骤406中，可以是以预定的权重对各条射线经过的体素的衰减系数值之和与各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值进行分配并求和后获得的衰减系数值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。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。同时，结合对各条射线经过的体素的衰减系数值之和和各条射线经过的体素中衰减系数值的最大值配以相应的权重，可以较好的得到符合实际临床需求的二维图像。

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。

在上述的第一至第三实施例中，对于该重建后乳腺的各断层执行的步骤可以是在图像处理器中进行。如前所述，当使用并行处理时，图像处理器并行处理多层数据，层数是依据图像处理器的资源决定。除此之外，其他步骤可以例如在通用处理器，例如设备的中央处理器中进行。

图7是根据本发明第一实施例生成二维医学图像的装置结构框图。参考图7所示，本实施例的生成二维医学图像的装置用于执行前述第一至第三实施例或其变化例的方法，它使用两个处理器710、720来执行方法中的不同步骤。典型的，第一处理器710是中央处理器，第二处理器720是图像处理器。

当执行第一实施例的方法时，如图7所示，第一处理器710被配置为执行如下步骤：提供三维重建图像以及几何参数，所述几何参数包括射线源和探测器分别与三维重建图像的相对位置；接收各条射线经过的体素的衰减系数值之和，据此生成所述二维医学图像。第二处理器720，被配置为执行下述步骤：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；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；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；提供衰减系数值之和给第一处理器710。

类似地，当执行第二实施例的方法时，第一处理器710被配置为执行如下步骤：提供三维重建图像以及几何参数，所述几何参数包括射线源和探测器分别与三维重建图像的相对位置；接收各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值，据此生成二维医学图像。第二处理器720，被配置为执行下述步骤：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；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；遍历探测器接收到的射线，确定每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值；提供该衰减系数值的最大值给第一处理器710。

类似地，当执行第三实施例的方法时，第一处理器710被配置为执行如下步骤：提供三维重建图像以及几何参数，所述几何参数包括射线源和探测器分别与三维重建图像的相对位置；接收各条射线经过的体素的衰减系数值之和和各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值，据此生成二维医学图像。第二处理器720，被配置为执行下述步骤：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；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；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，以及确定每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值；提供衰减系数值之和和衰减系数值的最大值给第一处理器710。

如前所述，第二处理器720并行处理一层或多层重建层中的体素的衰减系数值的方式而获得三维重建图像中体素的衰减系数值，层数是依据第二处理器720的资源决定。

图8B、图8C、图8D分别给出了通过DBT对乳腺模体重建后采用本发明实施例的技术方案对重建后的乳腺模体图像进行转换以获得的二维乳腺模体图像。

图8A所示的是DBT采集的二维乳腺模体图像，从图中可以看到DBT采集的乳腺模体图像噪声较多，因此会给医生的诊断带来不便，甚至导致误诊。而通过对采用DBT获得的重建图像进行二维转换可以有效地降低噪声，如图8B所示。而基于最大密度投影原理，获得的二维乳腺模体图像可以显示出高衰减系数的物质，如图8C所示。按照预定的权重叠加图8B、8C则可以获得更优的图像，如图8D所示，具体地，图8D的图像中图8B图像的权重为80％，图8C图像的权重为20％。

本发明上述实施例的生成二维医学图像的方法可以在例如计算机软件、硬件或计算机软件与硬件的组合的计算机可读取介质中加以实施。对于硬件实施而言，本发明中所描述的实施例可在一个或多个专用集成电路(ASIC)、数字信号处理器(DSP)、数字信号处理器件(DAPD)、可编程逻辑器件(PLD)、现场可编程门阵列(FPGA)、处理器、控制器、微控制器、微处理器、用于执行上述功能的其它电子装置或上述装置的选择组合来加以实施。在部分情况下，这类实施例可以通过控制器进行实施。

对软件实施而言，本发明中所描述的实施例可通过诸如程序模块(procedures)和函数模块(functions)等独立的软件模块来加以实施，其中每一个模块执行一个或多个本文中描述的功能和操作。软件代码可通过在适当编程语言中编写的应用软件来加以实施，可以储存在内存中，由控制器或处理器执行。

虽然本发明已参照当前的具体实施例来描述，但是本技术领域中的普通技术人员应当认识到，以上的实施例仅是用来说明本发明，在没有脱离本发明精神的情况下还可作出各种等效的变化或替换，因此，只要在本发明的实质精神范围内对上述实施例的变化、变型都将落在本申请的权利要求书的范围内。

Claims (11)

1.一种二维医学图像的生成方法，包括以下步骤：

S1：提供三维重建图像以及几何参数，所述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；

S2：根据所述三维重建图像的重建层数和所述几何参数，确定所述三维重建图像中每一个体素与所述射线源发出的各条射线所相交的射线段中的最长射线段；

S3：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；

S4：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，以及/或者确定所述每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值；

S5：以各条射线经过的体素的衰减系数值之和和/或各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值生成所述二维医学图像。

2.根据权利要求1所述的二维医学图像的生成方法，其特征在于，通过图像处理器并行处理至少一重建层中的体素的衰减系数值的方式而获得所述三维重建图像中体素的衰减系数值。

3.根据权利要求1所述的二维医学图像的生成方法，其特征在于，通过三维线性插值的方式计算各个分段的衰减系数值。

4.根据权利要求1所述的二维医学图像的生成方法，其特征在于，根据所述最长射线段的长度和一分段单位确定划分所述最长射线段的分段数。

5.根据权利要求1所述的二维医学图像的生成方法，其特征在于，步骤S5中，以各条射线经过的体素的衰减系数值之和和/或各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值生成所述二维医学图像的步骤包括：

当步骤S4为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时，以各条射线经过的体素的衰减系数值之和作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值；

当步骤S4为遍历探测器接收到的射线，确定所述每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值时，以各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值；

当步骤S4为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，以及确定所述每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值时，以预定的权重对各条射线经过的体素的衰减系数值之和与各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值进行分配并求和后获得的衰减系数值作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值。

6.一种二维医学图像的生成装置，包括：

第一处理器，被配置为执行如下步骤：

提供三维重建图像以及几何参数，所述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；

接收各条射线经过的体素的衰减系数值之和和/或各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值，并据此生成所述二维医学图像；

第二处理器，被配置为执行下述步骤：

根据所述三维重建图像的重建层数和所述几何参数，确定所述三维重建图像中每一个体素与所述射线源发出的各条射线所相交的射线段中的最长射线段；

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；

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，以及/或者确定所述每一条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值；

提供衰减系数值之和和/或该衰减系数值的最大值给该第一处理器。

7.根据权利要求6所述的二维医学图像的生成装置，其特征在于，该第二处理器并行处理至少一重建层中的体素的衰减系数值而获得所述三维重建图像中体素的衰减系数值。

8.根据权利要求6所述的二维医学图像的生成装置，其特征在于，通过三维线性插值的方式计算各个分段的衰减系数值。

9.根据权利要求6所述的二维医学图像的生成装置，其特征在于，根据所述最长射线段的长度和一分段单位确定划分所述最长射线段的分段数。

10.根据权利要求6所述的二维医学图像的生成装置，其特征在于，该第一处理器以如下方式生成所述二维医学图像：

当该第二处理器提供该衰减系数之和给该第一处理器时，以各条射线经过的体素的衰减系数值之和作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值；

当该第二处理器提供该衰减系数值的最大值给该第一处理器时，以各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值；

当该第二处理器提供衰减系数值之和和该衰减系数值的最大值给该第一处理器时，以预定的权重对各条射线经过的体素的衰减系数值之和和各条射线经过的体素中，衰减系数值的最大值进行分配并求和后获得的衰减系数值作为所述各条射线在探测器上生成的像素点的灰度值。

11.根据权利要求6所述的二维医学图像的生成装置，其特征在于，该第一处理器是中央处理器，该第二处理器是图像处理器。