JPH05161632A - 放射線診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】本発明は、例えＸ線透過量が同じであっても実
際には異なった組織で組成されている部分同士を区別で
き、かつ被検体の組成情報特に病変部情報を消失するこ
とのない画像を得ることができるＸ線診断装置を提供す
ることを目的とする。 【構成】本発明に係るＸ線診断装置は、少なくとも２種
類のエネルギー毎の被検体のＸ線透過量に基づいた画像
を得るＸ線装置と、前記少なくとも２種類のエネルギー
毎のＸ線透過量の相対的な変化率を前記画像の各画素毎
に得る演算部１０と、前記変化率に応じた画像を得る手
段とを具備することを特徴とする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、複数種類のエネルギー
の放射線により撮影して得た複数の放射線像に基づいて
新たな画像を得る放射線診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】通常、放射線診断装置は放射線、例えば
Ｘ線が被検体を透過した透過量、換言するとＸ線吸収量
に応じてＸ線透過像を得、診断に供するものである。し
かしこのＸ線透過像の欠点はＸ線の第１の透過パス上の
組織成分と第２の透過パス上の組織成分とが実際には異
なっている場合であっても、各透過パスにおける全体の
Ｘ線吸収量が等価であれば同一組織であるかのごとく表
示してしまうこと、特定の関心組織、例えば血管と、他
の組織、例えば骨とが同一パス上に存する場合に、血管
が骨に隠されて表示されないこと等である。

【０００３】また、近年、特定の関心組織の診断を阻害
する組織、例えば骨だけ又は軟部組織だけを消去して表
示する方法、いわゆるエネルギーサブトラクション法が
考案された。このエネルギーサブトラクション法は物質
のＸ線吸収係数はＸ線のエネルギーに依存するという性
質、および物質のＸ線吸収係数のエネルギー依存性はそ
の物質の原子番号の相違に応じて異なるとういう性質を
利用するものである。ここで、Ｘ線吸収係数は物質の単
位厚さ（Ｘ線透過路長）当りの吸収率であるので同一物
質であれば厚さの相違に関係なく同一である。このエネ
ルギーサブトラクション法について以下に説明する。

【０００４】エネルギーサブトラクション法は、まずＸ
線管に比較的低キロボルトの管電圧を印加して得られる
比較的低エネルギーのＸ線を被検体に照射し、その被検
体を透過したＸ線が比較的低い平均エネルギーを持つ帯
域のエネルギースペクトル分布を持つようなＸ線透過像
（以下「低エネルギー像」と称する）を得る。ここで、
この被検体における透過像領域を便宜上骨、血管とを含
む肺野であるとする。次に低エネルギー像を得たときの
管電圧より高い管電圧をＸ線管に印加し、Ｘ線が比較的
高い平均エネルギーを持つ帯域のエネルギースペクトル
分布を持つようなＸ線透過像（以下「高エネルギー像」
と称する）を得る。

【０００５】この得られた高エネルギー像から低エネル
ギー像を減算し、２つの像の差の像を得る。ただし減算
する前に高エネルギー像と低エネルギー像それぞれに適
当な重み係数を乗算し、消去したい組織が減算によって
相殺されるようにする。この重み係数は、消去したい組
織のＸ線吸収係数のエネルギー依存性に応じて設定され
ていて、様々に変更することにより例えば“骨だけを消
去した画像”、あるいは“軟部組織だけを消去した画
像”を得ることが可能となる。

【０００６】しかしこのエネルギーサブトラクション法
により得られる“所望の組織を消去した画像”による診
断には次の問題がある。すなわち、診断の本来的な目的
である病変部の発見を援助するために消去した組織がそ
の病変部を組成する物質と同じ物質で組成している場合
には、肝心の病変部が消去した組織と共に消去されてし
まうことになる。例えば、エネルギーサブトラクション
法により得た画像が“骨だけを消去した画像”であり、
透過像領域が肺野であり、診断対象である病変部がカル
シウムを含む組織である場合には、病変部が骨と共に消
去され、その結果正確な診断が阻害されてしまう。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】そこで本発明の目的は
例え放射線透過量が同じであっても実際には異なった組
織で組成されている部分同士を区別でき、かつ被検体の
組成情報、特に病変部情報を消失することのない画像を
得ることができる放射線診断装置を提供することであ
る。

【０００８】

【課題を解決するための手段】本発明に係る放射線診断
装置は少なくとも２種類のエネルギー毎の被検体の放射
線透過量に基づいた画像を得る放射線装置と、前記少な
くとも２種類のエネルギー毎の放射線透過量の比を前記
画像の各画素毎に得る手段と、前記比に応じた画像を得
る手段とを具備することを特徴とする。

【０００９】

【作用】本発明によれば、少なくとも２種類のエネルギ
ー毎の放射線透過量の比に基づいて画素毎の組織情報を
得ることができ、その結果例え放射線透過量が同じであ
っても実際には異なった組織で組成されている部分同士
を区別でき、かつ被検体の組成情報特に病変部情報を消
失することのない画像を得ることができる。

【００１０】

【実施例】以下、図面を参照しながら実施例を説明す
る。ここで、本発明に係る放射線診断装置に用いる放射
線をＸ線として以下説明する。図１は本発明の第１の実
施例に係るＸ線診断装置の構成を示すブロック図であ
る。

【００１１】第１の実施例に係るＸ線診断装置はＸ線透
過像データを得るＸ線装置と、そのＸ線装置で得られた
Ｘ線透過像データを記憶する記憶装置と、その記憶装置
に記憶されているＸ線透過像データに所定の演算処理を
施す演算部１０と、演算部１０から出力される演算後の
画像（以下「エネルギー特性値像」と称する）データを
記憶し、モニタ１３の走査方式に応じてエネルギー特性
値像を出力するフレームメモリ１１と、フレームメモリ
１１から入力したエネルギー特性値像をディジタル／ア
ナログ変換するディジタル／アナログ（Ｄ／Ａ）変換器
１２と、Ａ／Ｄ変換器１２から出力されるエネルギー特
性値像を表示するモニタ１３と、システム全体の制御を
行うシステム制御部１４とを備えている。

【００１２】Ｘ線装置はＸ線を被検体Ｃに向かって照射
するＸ線管１と、Ｘ線管１へ管電圧を印加するＸ線制御
部３と、被検体Ｃを挟んでＸ線管１に対向して設けら
れ、被検体Ｃの透過Ｘ線像を光学像に変換するイメージ
インテンシファイヤ２と、イメージインテンシファイヤ
２からの光学像を電気信号化してＸ線透過像データを得
るＴＶカメラ４と、ＴＶカメラ４で得たＸ線透過像デー
タをアナログ／ディジタル変換するアナログ／ディジタ
ル（Ａ／Ｄ）変換器５とからなる。ここでＸ線管１はＸ
線制御部３から印加される管電圧に応じたエネルギーの
Ｘ線を***する。またＸ線制御部３はシステム制御部１
４からの管電圧制御信号を受けてＸ線管１へ印加する管
電圧を制御する。

【００１３】記憶装置はＩL0記憶部６と、ＩH0記憶部７
と、ＩLC記憶部８と、ＩHC記憶部９とを備えている。Ｉ
L0記憶部６は比較的低エネルギーのＸ線で被検体Ｃを介
さずにすなわちＸ線管１から***されたＸ線***量を検
出したＸ線***量データ（このＸ線***量データは画像
とは言いづらいが説明の便宜上あえて「低エネルギー像
ＩL0」と称するものとする）を記憶し、ＩH0記憶部７は
比較的高エネルギーのＸ線で被検体Ｃを介さずにすなわ
ちＸ線管１から***されたＸ線***量を検出したＸ線爆
射量データ（以下「高エネルギー像ＩH0」と称する）を
記憶し、ＩLC記憶部８は低エネルギーのＸ線で被検体Ｃ
を撮影して得たＸ線透過像（以下「低エネルギー像ＩL
C」と称する）を記憶し、ＩHC記憶部９は高エネルギー
のＸ線で被検体Ｃを撮影して得たＸ線透過像（以下「高
エネルギー像ＩHC」と称する）を記憶する。これらＩL0
記憶部６、ＩH0記憶部７、ＩLC記憶部８、ＩHC記憶部９
それぞれの書込／読出タイミングはシステム制御部１４
に制御される。ここで高エネルギーＸ線のエネルギー値
と低エネルギーＸ線のエネルギー値とは、高エネルギー
Ｘ線における関心部位（病変部）の物質の吸収係数と低
エネルギーＸ線における関心部位（病変部）の物質の吸
収係数と差が最も顕著に表れるように設定する。ここで
この高エネルギーＸ線における吸収係数と低エネルギー
Ｘ線における吸収係数との比をエネルギー特性値と称す
るものとする。

【００１４】演算部１０はＩL0記憶部６、ＩH0記憶部
７、ＩLC記憶部８、ＩHC記憶部９それぞれから各画像デ
ータを入力し、エネルギー特性値を画像の画素毎に算出
する。エネルギー特性値Ｒを算出する式は次のように得
られる。ただしある１画素（ｘ，ｙ）における高エネル
ギーＸ線の場合の平均吸収係数をμH(x,y)とし、同じ画
素（ｘ，ｙ）における低エネルギーＸ線の場合の平均吸
収係数をμL(x,y)とし、同じ画素（ｘ，ｙ）の被検体Ｃ
における厚さｔ(x,y) とし、高エネルギー像ＩHCの同じ
画素（ｘ，ｙ）における画素値をＩHC(x,y) と、低エネ
ルギー像ＩLCの同じ画素（ｘ，ｙ）における画素値をＩ
LC(x,y) とし、高エネルギー像ＩH0の同じ画素（ｘ，
ｙ）における画素値をＩH0(x,y) と、低エネルギー像Ｉ
L0の同じ画素（ｘ，ｙ）における画素値をＩL0(x,y) と
する。まず一般的に知られている等価式を示す。

【００１５】 ＩLC(x,y) ＝ＩL0(x,y) ・exp(−μL(x,y)・ｔ(x,y) ) …（１） ＩHC(x,y) ＝ＩH0(x,y) ・exp(−μH(x,y)・ｔ(x,y) ) …（２） 次に式（１）、（２）とから画素（ｘ，ｙ）におけるエ
ネルギー特性値Ｒ(x,y) は次の式で表すことができる。
ただし「In」は自然対数である。 Ｒ(x,y) ＝μH(x,y)／μL(x,y)

【００１６】 ＝{ln(ＩLC(x,y) ／ＩL0(x,y))} ／{ln(ＩHC(x,y) ／ＩH0(x,y))} …（３） 演算部１０ではこの式（３）による演算を記憶装置から
入力した画像の各画素について実施し、エネルギー特性
値像データとして出力する。このエネルギー特性値像デ
ータは前述したようにフレームメモリ１１、ディジタル
／アナログ（Ｄ／Ａ）変換器１２を介してモニタ１３に
表示される。次に以上のように構成された第１の実施例
に係るＸ線診断装置の作用について図２乃至図６を参照
して説明する。

【００１７】図２は図１に示したＸ線診断装置の作用を
説明するための被検体の組成およびＸ線パスを示す図で
あり、図３は図２に示した被検体におけるＸ線パス毎の
高、低エネルギー像のＸ線量分布の比較を示す図であ
り、図４は図２に示したＸ線パス毎のＸ線エネルギーに
対する吸収係数の変化を示す図であり、図５は図２に示
した被検体の各Ｘ線パス毎における図４に示した吸収係
数の比に応じて算出されたエネルギー特性値を示した図
である。

【００１８】図２に示すように被検体Ｃは均一物質層か
らなる組織ａと前記物質と異なる原子番号の物質からな
る組織ｂとからなるものとし、ここでは便宜上特に４つ
のＸ線パスＰ1,Ｐ2,Ｐ3,Ｐ4 について説明する。この４
つのＸ線パスＰ1,Ｐ2,Ｐ3,Ｐ4 はそれぞれ図２に示した
被検体Ｃ内の異なる位置を透過するものとする。図２に
示すようにＸ線パスＰ1 とＰ2 はそのＸ線パスの位置に
応じた被検体Ｃ内における長さ（以下単に「パス長」と
称する）は同じであるがそのＸ線パス上の組成が異な
り、位置Ｐ3 とＰ4 は同様にパス長は同じであるがその
Ｘ線パス上の組成が異なり、位置Ｐ4 とＰ1 はＸ線パス
上の組成は共に均一物質ａで同じであるがパス長が異な
る。

【００１９】まず比較的低エネルギー、例えば管電圧７
０ｋＶで得られるＸ線で被検体Ｃを介さずにＸ線管１か
ら***されたＸ線を直接検出して得たＸ線像、すなわち
低エネルギー像ＩL0を得、ＩL0記憶部６に記憶する。同
様に比較的高エネルギー、例えば管電圧１２０ｋＶで得
られるのＸ線で被検体Ｃを介さずにＸ線管１から***さ
れたＸ線を直接検出して得たＸ線像、すなわち高エネル
ギー像ＩH0を得、ＩH0記憶部７に記憶する。

【００２０】次に低エネルギー像ＩL0を得るときと同じ
低エネルギー（管電圧７０ｋＶ）のＸ線で今度は被検体
Ｃを介して得たＸ線透過像、すなわち低エネルギー像Ｉ
LCを得、ＩLC記憶部８に記憶する。同様に高エネルギー
像ＩH0を得るときと同じ高エネルギー（管電圧１２０ｋ
Ｖ）の高エネルギーのＸ線で被検体Ｃを介して得たＸ線
透過像、すなわち高エネルギー像ＩHCを得、ＩHC記憶部
９に記憶する。

【００２１】ここで図３に示すように４つのＸ線パスＰ
1,Ｐ2,Ｐ3,Ｐ4 における透過Ｘ線量はその組成および厚
さの相違に応じて異なっていて、かつＸ線エネルギーの
相違によっても異なっている。また図４に示すように同
じ組成のＸ線パスＰ1 とＰ4における吸収係数の変化状
態は同じであり、Ｘ線パスＰ1 およびＰ4 における吸収
係数の変化状態とパスＰ2 およびＰ3 における吸収係数
の変化状態とでは異なっている。このため演算部１０で
得られる各Ｘ線パスに応じた被検体Ｃの位置におけるエ
ネルギー特性値Ｒは図５に示すようにＸ線パスＰ1 とＰ
4 では同じ、Ｘ線パスＰ1 、Ｐ4 のエネルギー特性値と
Ｘ線パスＰ2 、Ｐ3 のエネルギー特性値とでは異なるこ
とになる。エネルギー特性値像はこの得られたエネルギ
ー特性値に応じて得られモニタ１３に表示される。

【００２２】このエネルギー特性値像によって、診断に
際して実際には異なった組織で組成されている部分同士
を区別でき、かつ消失することなく被検体の組成情報特
に病変部情報を得ることができる。

【００２３】このように本実施例に係るＸ線診断装置に
よれば実際には異なった組織で組成されている部分同士
を区別でき、かつ被検体の組成情報特に病変部情報が消
失しないエネルギー特性値を得ることができる。

【００２４】次に第２の実施例について説明する。図６
は本発明の第２の実施例に係るＸ線診断装置の構成を示
すブロック図である。本実施例の構成部について図１に
示した第１の実施例の構成部と同じ構成部には図１と同
一符号を付して説明は省略する。

【００２５】本実施例はＩHC記憶部９に記憶されている
高エネルギー像ＩHCと、フレームメモリ１１に記憶され
ているエネルギー特性値像とを重み付け処理部２０でそ
れぞれ独立して重み付け処理して１枚の画像、すなわち
加重像を得るものである。ただしエネルギー特性値像と
重み付けを行うＸ線透過像は低エネルギー像ＩLCであっ
てもよいし、高エネルギー像ＩHCと低エネルギー像ＩLC
とを平均化して得た平均像であってもよい。

【００２６】重み付け処理部２０では次の式の演算を行
う。ただし次の式に用いる変数は式（１）のところで用
いたものを用いて、また加重像Ａの画素（ｘ，ｙ）にお
ける画素値をＡ(x,y) とする。ただしａ，ｂは重み係数
である。 Ａ(x,y) ＝ａ・Ｒ(x,y) ＋ｂ・ＩHC(x,y) …（４）

【００２７】この演算を各画素毎に行い加重像Ａを得
る。図示していないが重み付け処理部２０には重み係数
ａ，ｂをそれぞれ独立に調節するボリュームが設けられ
て、この重み係数ａ，ｂを様々に調節することにより適
当な加重像Ａを得ることができる。この加重像Ａを観察
することによって関心部位の位置を確認しながら診断す
ることができる。

【００２８】このように本実施例に係るＸ線診断装置に
よれば第１の実施例と同様に実際には異なった組織で組
成されている部分同士を区別でき、かつ被検体の組成情
報特に病変部情報を消失させずに診断することができる
上、その病変部の位置を第１の実施例の場合より詳細に
確認することができる。

【００２９】次に第３の実施例について説明する。図７
は本発明の第３の実施例に係るＸ線診断装置の構成を示
すブロック図である。本実施例の構成部について図１に
示した第１の実施例の構成部と同じ構成部には図１と同
一符号を付して説明は省略する。本発明はＸ線透過像の
周波数処理の強調度としてエネルギー特性値像の情報を
用いることによって、１枚の画像を得るものである。

【００３０】本実施例はＩHC記憶部９に記憶されている
高エネルギー像ＩHCを、周波数処理部２１でフレームメ
モリ１１に記憶されているエネルギー特性値像の画素値
に基づいて周波数処理することによって周波数処理像を
得るものである。ただしエネルギー特性値像と周波数処
理を行うＸ線透過像は低エネルギー像ＩLCであってもよ
いし、高エネルギー像ＩHCと低エネルギー像ＩLCとを平
均化して得た平均像であってもよい。。

【００３１】周波数処理部２１では次の式の演算を行
う。ただし次の式に用いる変数は式（１）のところで用
いたものを用いて、また周波数処理像Ｂの画素（ｘ，
ｙ）における画素値をＢ(x,y) とする。ただしはｋ
（ｉ，ｊ）フィルター係数であり、ｍとｎはフィルタサ
イズである。

【００３２】

【数１】

【００３３】上記式（５）の演算を各画素毎に行い周波
数処理像Ｂを得る。図示していないが周波数処理部２１
にはフィルター係数ｋ（ｉ，ｊ）とフィルタサイズｍ、
ｎを調節するボリュームが各々設けられて、このフィル
ター係数ｋ（ｉ，ｊ）とフィルタサイズｍ、ｎを様々に
調節することにより適当な周波数処理像Ｂを得ることが
できる。この周波数処理像ＢによってＸ線透過像だけで
は認識できなかった組織間の境界位置を確認しながら診
断することができる。

【００３４】このように本実施例に係るＸ線診断装置に
よれば第１の実施例の場合に比しより正確に実際には異
なった組織で組成されている部分の境界位置を区別で
き、かつ被検体の組成情報特に病変部情報を消失させず
に診断することができる上、その病変部の位置を確認よ
り詳細に確認することができる。

【００３５】次に第４の実施例について説明する。図８
は本発明の第４の実施例に係るＸ線診断装置の構成を示
すブロック図である。本実施例の構成部について図１に
示した第１の実施例の構成部と同じ構成部には図１と同
一符号を付して説明は省略する。

【００３６】本実施例はフレームメモリ１１に記憶され
ている濃淡情報で表現されているエネルギー特性値像を
カラー処理部２２でカラー処理しカラーエネルギー特性
値像Ｃを得るものである。カラー処理部２２は演算部１
０で得られフレームメモリ１１から出力されたエネルギ
ー特性値像Ｒを数種類の色相、通常赤（Ｒ）、青
（Ｂ）、緑（Ｇ）の３原色を用いて各画素毎のエネルギ
ー特性値に応じて色相およびその色度を与える。このカ
ラー化されたカラーエネルギー特性値像ＣはＤ／Ａ変換
器１２を介してモニタ１３に表示される。このように本
実施例に係るＸ線診断装置によれば先の実施例の場合に
比しＸ線透過像をより忠実に表示でき、異なった組織で
組成されている部分をカラーで鮮明に区別でき、かつ被
検体の組成情報、特に病変部情報を消失させずに診断す
ることができる。

【００３７】また図示していないが、本実施例装置で得
られるカラーエネルギー特性値像ＣとＸ線透過像（濃淡
像）、例えばＩHC記憶部９に記憶されている高エネルギ
ー像ＩHCと重ね合わせ、すなわちカラーエネルギー特性
値像Ｃの明度として高エネルギー像ＩHCを用いて１枚の
画像を得、その１枚の画像を表示するようにしてもよ
い。この場合、このような重ね合わせの画像を観察する
ことによって病変部の被検体における位置を正確に認識
することができる。ここで重ね合わせるＸ線透過像は低
エネルギー像ＩLCであってもよいし、高エネルギー像Ｉ
HCと低エネルギー像ＩLCとを平均化して得た平均像であ
ってもよい。

【００３８】本発明は上記実施例に限定されることなく
本発明の主旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施可能
である。例えば上記実施例では管電圧を変えて２種のエ
ネルギーのＸ線を得たが、Ｘ線管と被検体との間あるい
は被検体とイメージインテンシファイヤとの間にフィル
タを挿入するまたはフィルタを挿出することによってＸ
線エネルギーを変化させるようにしてもよい。

【００３９】また上記実施例において、イメージインテ
ンシファイヤやＴＶカメラにおける各変換特性を均一に
し誤差を解消するために被検体を介さずに得るＸ線像の
各画素の補正を記憶部への出力前に行ってもよいし、散
乱線補正や、ビームハードニング補正を行っってもよ
い。すなわち散乱線補正によってＸ線装置から入力した
Ｘ線透過像データに含まれている被検体Ｃ透過時に発生
した散乱線による誤差成分を除去し、散乱線による誤差
成分のないＸ線透過像データを得ることができる。また
ビームハードニング補正によってＸ線透過像データから
軟らかいＸ線による成分を除去し、硬いＸ線による成分
だけのＸ線透過像データを得ることができる。

【００４０】また上記実施例では被検体を介さずに得た
Ｘ線像ＩLO、ＩH0は本実施例装置の動作の都度得ること
としているが、インストール前に予め様々な撮影条件、
すなわち様々なエネルギーのＸ線毎に且つ様々な画素値
の換算のときの撮影系のゲイン毎に求めて記憶させ、撮
影条件を入力することにより適当なＸ線像ＩLO、ＩH0を
選択するようにしてもよく、その場合にはＸ線像ＩLO、
ＩH0を本実施例装置の動作の都度求める手間が無くなり
非常に効率よく診断することができる。また所定の近似
関数式を用いて撮影条件からＸ線像ＩLO、ＩH0を算出す
るようにしてもよい。

【００４１】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、少
なくとも２種類のエネルギー毎のＸ線透過量の相対的な
変化率に基づいて画素毎の組織情報を得ることができ、
その結果例えＸ線透過量が同じであっても実際には異な
った組織で組成されている部分同士を区別でき、かつ被
検体の組成情報特に病変部情報を消失することのない画
像を得ることができるＸ線診断装置を得ることができ
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施例に係るＸ線診断装置の構
成を示すブロック図。

【図２】図１に示したＸ線診断装置の作用を説明するた
めの被検体の組成およびＸ線パスを示す図。

【図３】図２に示した被検体における高、低エネルギー
像のＸ線量分布の比較を示す図。

【図４】図２に示したＸ線パス上のＸ線エネルギーに対
する吸収係数の変化を示す図。

【図５】図２に示した被検体の各Ｘ線パスにおける図４
に示した吸収係数の変化を吸収係数として示した図。

【図６】本発明の第２の実施例に係るＸ線診断装置の構
成を示すブロック図。

【図７】本発明の第３の実施例に係るＸ線診断装置の構
成を示すブロック図。

【図８】本発明の第４の実施例に係るＸ線診断装置の構
成を示すブロック図。

【符号の説明】

１…Ｘ線管、２…イメージインテンシファイヤ、３…Ｘ
線制御部、４…ＴＶカメラ、５…アナログ／ディジタル
変換器、６…ＩL0記憶部、７…ＩH0記憶部、８…ＩLC記
憶部、９…ＩHC記憶部、１０…演算部、１１…フレーム
メモリ、１２…ディジタル／アナログ変換器、１３…モ
ニタ、１４…システム制御部。

フロントページの続き (72)発明者 中山 博士 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式会 社東芝那須工場内

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 少なくとも２種類のエネルギー毎の被検
   体の放射線透過量に基づいた画像を得る放射線装置と、 前記少なくとも２種類のエネルギー毎の放射線透過量の
   比を前記画像の各画素毎に得る手段と、 前記比に応じた画像を得る手段とを具備することを特徴
   とする放射線診断装置。