CN102438525B - 放射线诊断装置及控制方法 - Google Patents
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Abstract
一种放射线诊断装置，具备CT用架台装置、PET用架台装置和控制部。CT用架台装置具有用来重构X射线CT图像的X射线管及X射线检测器。此外，PET用架台装置具有用来重构核医学图像的多个光检测器及与多个光检测器的后级连接的FE电路。并且，控制部在来自X射线管的X射线照射时，进行控制，以使从多个光检测器向FE电路的输出停止或降低。
Description
技术领域
本发明的实施方式涉及放射线诊断装置及控制方法。
背景技术
以往，作为能够进行被检体的生物体组织的功能诊断的医用图像诊断装置，已知有单光子发射CT装置(SPECT装置，SPECT：Single Photon Emission computed Tomography)、及正电子发射CT装置(PET装置，PET：Positron Emission computed Tomography)等的核医学成像装置。具体而言，核医学成像装置是通过检测器检测从被有选择地取入到生物体组织中的同位元素或标识化合物放射的伽马射线，重构将检测到的伽马射线的照射剂量分布图像化的核医学图像的装置。
此外，近年来，使核医学成像装置与将被检体的生物体组织的形态信息图像化的X射线CT(CT；Computed Tomography)装置一体化的装置(例如，PET-CT装置或SPECT-CT装置等)已实用化。另外，X射线CT装置通过一边使X射线管和X射线检测器以被检体的体轴为中心旋转，一边从X射线管对被检体照射X射线，检测透过了被检体的X射线，由此重构描绘了X射线照射部位的被检体的组织形态的图像(X射线CT图像)。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2007-107995号公报
发明内容
发明要解决的技术问题
但是，从X射线CT装置产生比由PET装置或SPECT装置检测的伽马射线多的X射线。即，在PET-CT装置或SPECT-CT装置中，在X射线CT图像的摄影时，由X射线CT装置产生的X射线的散射线入射到 伽马射线的检测器中。有入射的散射线超过核医学图像摄影中的计测的动态范围的情况。在超过计测的动态范围的情况下，在连接在伽马射线的检测器上的电路上作用有负荷。
用于解决技术问题的技术方案
实施方式的放射线诊断装置具备第1架台部、第2架台部、和控制部。第1架台部具有用来重构X射线CT图像的X射线管及X射线检测器。第2架台部具有用来重构核医学图像的多个光检测器及与该多个光检测器的后级连接的电路。控制部在来自上述X射线管的X射线照射时，进行控制，以使从上述多个光检测器向上述电路的输出停止或降低。根据上述结构的放射线诊断装置，能够避免因X射线散射造成的故障。
附图说明
图1是用来说明有关实施例1的PET-CT装置的整体结构的图。
图2是用来说明CT用架台装置的结构的图。
图3是用来说明PET用架台装置的结构的图。
图4是用来说明PET检测器模块的图。
图5A是用来说明FE电路的结构的图(1)。
图5B是用来说明FE电路的结构的图(2)。
图6是用来说明控制台装置的结构的图。
图7A是用来说明有关实施例1的控制部的图(1)。
图7B是用来说明有关实施例1的控制部的图(2)。
图8是用来说明有关实施例1的PET-CT装置的处理的流程图。
图9是用来说明有关实施例1的控制部的控制处理的变形例的图。
图10是用来说明有关实施例2的控制部的图。
图11是用来说明有关实施例2的PET-CT装置的处理的流程图。
具体实施方式
以下，参照附图详细地说明放射线诊断装置的实施例。另外，以下作为放射线诊断装置，将一体化了PET(Positron Emission computed Tomography)装置和X射线CT(Computed Tomography)装置的PET-CT装置作为实施例进行说明。
[实施例1]
首先，使用图1对有关实施例1的PET-CT装置的整体结构进行说明。图1是用来说明有关实施例1的PET-CT装置的整体结构的图。
如图1所示，有关实施例1的PET-CT装置具备PET用架台装置1、CT用架台装置2、诊视床3、和控制台装置4。
CT用架台装置2是通过检测透过被检体P的X射线，生成用来重构X射线CT图像的X射线投影数据、及用来生成在摄影计划的设立中使用的扫描图的X射线投影数据的装置。图2是用来说明CT用架台装置的结构的图。
CT用架台装置2如图2所示，具有X射线管21、X射线检测器22、旋转框架23及DAS24等。X射线管21是产生X射线束、将产生的X射线束向被检体P照射的装置。X射线检测器22是在对置于X射线管21的位置检测透过被检体P的X射线的装置。具体而言，X射线检测器22是检测透过被检体P的X射线的2维强度分布的数据(2维X射线强度分布数据)的2维阵列型检测器。更具体地讲，X射线检测器22沿着被检体P的体轴方向排列有多列配设有多个通道的量的X射线检测元件的检测元件列。
旋转框架23将X射线管21和X射线检测器22支承在对置的位置上。DAS24是“Data Acquisition System(数据采集系统)”，收集由X射线检测器22检测到的2维X射线强度分布数据。并且，DAS24对收集到的2维X射线强度分布数据进行放大处理及A/D变换处理等，生成X射线投影数据。并且，DAS24将X射线投影数据向图1所示的控制台装置4发送。
回到图1，PET用架台装置1是通过检测从取入了对被检体P投放的正电子放出原子核素的组织释放的一对伽马射线，生成用来重构PET图像的伽马射线投影数据的装置。图3是用来说明PET用架台装置的结构的图。
PET用架台装置1如图3所示，具有构成PET检测器的多个PET检测器模块11、FE(Front End)电路12及同时计数电路13等。PET检测器模块11是检测从被检体P释放的伽马射线的光子计数(photon counting)方式的检测器。PET检测器通过将多个PET检测器模块11配置为使其以环状包围被检体P的周围而构成。另外，多个PET检测器模块11并不限定 于以环状配置的情况。例如，PET检测器也可以是将多个PET检测器模块11以部分环状配置的情况。或者，例如PET检测器也可以是将排列在平板上的多个PET检测器模块11夹着被检体P配置两组的情况。图4是用来说明PET检测器模块的图。
例如，PET检测器模块11如图4所示，是具有闪烁器11a、作为光检测器的光电子倍增管(PMT：Photomultiplier Tube)11c、和光导11b的安杰型的检测器。
闪烁器11a如图4所示，以2维排列有多个将从被检体P释放并入射的伽马射线变换为可视光的NaI(Sodium Iodide)或BGO(Bismuth Germanate)、LYSO(Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate)、LSO(Lutetium Oxyorthosilicate)、LGSO(Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate)等。此外，光电子倍增管11c是将从闪烁器11a输出的可视光倍增并变换为电信号的装置，如图4所示，经由光导11b稠密地配置有多个。光导11b用于将从闪烁器11a输出的可视光向光电子倍增管11c传递，由光透过性良好的塑料材料等构成。
另外，光电子倍增管11c由受光闪烁光而产生光电子的光电阴极、施加将产生的光电子加速的电场的多级的二极管、以及作为电子的流出口的阳极构成。通过光电效应从光电阴极释放的电子被朝向二极管加速而撞击在二极管的表面上，撞击出多个电子。通过将该现象遍及多级的二极管反复进行，使电子数雪崩性地倍增，阳极中的电子数达到约100万。在该例中，光电子倍增管11c的增益率为100万倍。此外，为了利用雪崩现象的放大，在二极管与阳极之间通常施加600伏特以上的高电压。
这样，PET检测器模块11通过将伽马射线由闪烁器11a变换为可视光、将变换后的可视光由光电子倍增管11c变换为电信号，计数从被检体P释放的伽马射线的数量。
FE电路12连接在多个PET检测器模块11分别具有的多个光电子倍增管11c各自的后级上，同时连接在计数电路13的前级上。FE电路12根据光电子倍增管11c输出的电信号的模拟波形数据生成在同时计数电路13的处理中使用的各种数字数据。图5A及图5B是用来说明FE电路的结构的图。
FE电路12如图5A所示，具有模拟波形整形电路12a、位置识别电路12b、能量计测电路12c、和定时计测电路12d。模拟波形整形电路12a进行光电子倍增管11c输出的电信号的模拟波形数据的波形整形处理。具体而言，模拟波形整形电路12a对图5B的左图所示的模拟波形数据进行运算处理(积分处理及微分处理)。由此，模拟波形整形电路12a如图5B的右图所示，生成波高为能量的数据。并且，模拟波形整形电路12a将生成的数据向位置识别电路12b及能量计测电路12c输出。
位置识别电路12b识别伽马射线的入射位置。具体而言，位置识别电路12b通过根据将从闪烁器11a输出的可视光以相同的定时变换为电信号并输出的光电子倍增管11c的位置、和由模拟波形整形电路12a生成的数据计测的能量运算重心位置，由此决定伽马射线的入射位置(闪烁器11a的位置)。并且，位置识别电路12b将所决定的伽马射线的入射位置的数字数据向同时计数电路13输出。
能量计测电路12c根据模拟波形整形电路12a生成的数据计测能量。并且，能量计测电路12c将计测的能量的数字数据向同时计数电路13输出。
此外，定时计测电路12d根据图5B的左图所示的模拟波形数据计测检测到伽马射线的时间(定时)。例如，定时计测电路12d通过图5B的左图所示的模拟波形数据，计测超过规定的电压值的时刻作为伽马射线的检测时间。并且，定时计测电路12d将检测时间的数字数据向同时计数电路13输出。
回到图3，同时计数电路13根据从FE电路12输出的各种数字数据，生成用来决定从正电子释放的一对伽马射线的入射方向的同时计数信息。具体而言，同时计数电路13根据从FE电路12输出的各种数字数据，检索(Coincidence Finding)伽马射线的入射定时(检测时间)在一定时间的时间窗口宽度以内、能量都在一定的能量窗口宽度中的组合。例如，设定2nsec的时间窗口宽度、和350keV～550keV的能量窗口宽度作为检索条件。并且，同时计数电路13将检索到的组合的输出结果，作为同时计数了两个湮没光子的信息，生成同时计数信息(Coincidence List)。并且，同时计数电路13将同时计数信息作为PET图像重构用的伽马射线投影数据向图1所示的控制台装置4发送。另外，将连结同时计数两个湮没光子的两个检测 位置的线称作LOR(Line of Response：响应线)。此外，同时计数信息也可以是由控制台装置4生成的情况。
回到图1，诊视床3是载置被检体P的床。诊视床3基于经由控制台装置4受理的来自PET-CT装置的操作者的指示，被依次移动到CT用架台装置2及PET用架台装置1各自的摄影口。
即，PET-CT装置通过使诊视床3移动，最初进行X射线CT图像的摄影，然后进行PET图像的摄影。例如，PET-CT装置在摄影X射线CT图像时，通过一边使CT用架台装置2的旋转框架23旋转一边使诊视床3移动，执行将被检体P的摄影部位通过X射线以螺旋状扫描的螺旋扫描。此外，PET-CT装置通过使诊视床3移动以将被检体P的摄影部位插入到PET用架台装置1的摄影口内，摄影PET图像。
另外，在通过PET-CT装置的检查中，通过在使旋转框架23固定的状态下一边从X射线管21照射X射线一边使诊视床3移动，摄影将被检体P的全身沿着体轴方向扫描的扫描图。并且，参照了被检体P的扫描图的操作者设立X射线CT图像及PET图像的摄影计划。
控制台装置4是受理来自操作者的指示而控制PET-CT装置中的摄影处理的装置。图6是用来说明控制台装置的结构的图。
如图6所示，控制台装置4具有伽马射线投影数据存储部41a、PET图像重构部41b、X射线投影数据存储部42a、扫描图生成部42b、和CT图像重构部42c。另外，控制台装置4如图6所示，具有控制部43。
X射线投影数据存储部42a将从DAS24发送的X射线投影数据存储。具体而言，X射线投影数据存储部42a将用来生成扫描图的X射线投影数据、及用来重构X射线CT图像的X射线投影数据存储。
扫描图生成部42b根据X射线投影数据存储部42a存储的用来生成扫描图的X射线投影数据生成扫描图。CT图像重构部42c通过将X射线投影数据存储部42a存储的重构用的X射线投影数据例如通过FBP(Filtered Back Projection：滤波反投影)法进行反投影处理而重构X射线CT图像。
即，扫描图生成部42b生成用来在使用PET-CT装置的全身检查中设立摄影计划的扫描图。并且，CT图像重构部42c在使用PET-CT装置的全身检查中，基于通过摄影计划决定的摄影条件(例如，切片宽度等)，根 据生成的X射线投影数据，重构摄影了被检体P的正交于体轴方向的多个截面的多个X射线CT图像。
伽马射线投影数据存储部41a将从同时计数电路13发送来的伽马射线投影数据存储。PET图像重构部41b根据伽马射线投影数据存储部41a存储的伽马射线投影数据，通过例如MLEM(Maximum Likelihood Expectation Maximization：最大似然期望最大化)法或OSEM(Ordered Subset MLEM：有序子集期望最大化)法等的逐渐近似法重构PET图像。
控制部43控制PET-CT装置整体的处理。具体而言，控制部43通过控制PET用架台装置1及CT用架台装置2，控制由PET-CT装置进行的摄影。此外，控制部43控制使用了伽马射线投影数据存储部41a存储的数据的PET图像重构部41b的处理。此外，控制部43控制使用了X射线投影数据存储部42a存储的数据的扫描图生成部42b及CT图像重构部42c的处理。另外，控制部43从未图示的输入输出装置受理操作者的指示。此外，控制部43通过未图示的输入输出装置进行控制，以显示用于操作者输入指示的GUI(Graphical User Interface：图形用户界面)、扫描图、X射线CT图像及PET图像。
以上，对有关实施例1的PET-CT装置的整体结构进行了说明。基于该结构，有关实施例1的PET-CT装置进行X射线CT图像及PET图像的摄影。
在PET图像摄影时，在计测从被取入到被检体P的组织中的正电子放出原子核素释放的伽马射线的情况下，由PET检测器模块11计测的伽马射线的计测率(cps：count per sec)通常在300M～500Mcps的范围中。此外，如上所述，对光电子倍增管11c施加了高电压。因此，在设使电源为OFF的状态的光电子倍增管11c的电源为ON的情况下，到光电子倍增管11c的输出稳定为止需要例如2小时左右。因而，通常为对光电子倍增管11c供给高电压的状态。
可是，在扫描图及X射线CT图像的摄影时，由X射线管21产生的X射线的散射线入射到PET检测器模块11中。处于被供给高电压的状态的PET检测器模块11对于X射线的散射线也进行计测。并且，将计测了散射线的数据从光电子倍增管11c向FE电路12输出。但是，该散射线的计测 率有与PET图像摄影时相比为100倍到1000倍以上的情况。
因此，模拟波形整形电路12a虽然对来源于散射线的电信号的模拟波形数据也进行处理，但由于是较高的计测率，所以在运算处理的中途被持续输入模拟波形数据。即，在FE电路12中，作为处理对象的数据堆积(pile up)。因此，对模拟波形整形电路12a等作用有负荷，有FE电路12发生故障的情况。
所以，本有关实施例1的PET-CT装置进行以下详细说明的控制部43的控制。
即，控制部43在来自X射线管21的X射线照射时，进行控制，以使从多个光电子倍增管11c向FE电路12的输出停止。具体而言，控制部43在来自X射线管21的X射线照射时，进行控制，以将来自多个光电子倍增管11c的输出接地。图7A及图7B是用来说明有关实施例1的控制部的图。
例如，在本实施例1中，在PET用架台装置1中，如图7A所示，设有将从多个光电子倍增管11c分别向FE电路12的输出配线旁通的旁通配线14、开关15、和接地线16。开关15为了将旁通配线14与接地线16连接、或将旁通配线14与接地线16的连接解除而使用。
并且，控制部43例如在从扫描图摄影开始到X射线CT图像摄影结束的期间中，如图7A所示，控制开关15以将旁通配线14与接地线16连接。由此，将多个光电子倍增管11c全部的输出接地(GND：Ground)。
另一方面，如果来自X射线管21的X射线照射结束，则为了PET图像的摄影，如图7B所示，控制部43控制开关15以将旁通配线14与接地线16的连接解除。由此，将多个光电子倍增管11c全部的输出向FE电路12输出。
接着，使用图8对有关实施例1的PET-CT装置的处理进行说明。图8是用来说明有关实施例1的PET-CT装置的处理的流程图。
如图8所示，有关实施例1的PET-CT装置判断是否从操作者受理了扫描图的摄影请求(步骤S101)。这里，在没有受理扫描图的摄影请求的情况下(步骤S101否)，PET-CT装置为待机状态。
另一方面，在受理了扫描图的摄影请求的情况下(步骤S101是)，控 制部43进行控制以使来自多个光电子倍增管11c的输出接地(步骤S102)。然后，控制部43通过控制CT用架台装置2而执行扫描图摄影，扫描图生成部42b生成扫描图。
并且，控制部43判断是否受理了X射线CT图像的摄影请求(步骤S103)。这里，在没有受理X射线CT图像的摄影请求的情况下(步骤S103否)，PET-CT装置为待机状态。另一方面，在受理了X射线CT图像的摄影请求的情况下(步骤S103是)，控制部43控制CT用架台装置2以执行X射线CT图像的摄影(步骤S104)。由此，CT图像重构部42c重构X射线CT图像。
并且，控制部43判断是否受理了PET图像的摄影请求(步骤S105)。这里，在没有受理PET图像的摄影请求的情况下(步骤S105否)，PET-CT装置为待机状态。
另一方面，在受理了PET图像的摄影请求的情况下(步骤S105肯定)，控制部43进行控制，以使来自多个光电子倍增管11c的输出向FE电路12输出(步骤S106)。并且，控制部43控制PET用架台装置1以执行PET图像的摄影(步骤S107)，结束处理。另外，扫描图的摄影请求、X射线CT图像的摄影请求及PET图像的摄影请求，在每当操作者操作控制台装置4具有的输入输出装置时被向控制部43转送。
如上所述，在实施例1中，CT用架台装置2具有用来重构X射线CT图像的X射线管21及X射线检测器22。此外，PET用架台装置1具有用来重构核医学图像(PET图像)的多个光电子倍增管11c及与多个光电子倍增管11c的后级连接的FE电路12。并且，控制部43在来自X射线管21的X射线照射时，进行控制，以使从多个光电子倍增管11c向FE电路12的输出停止。具体而言，控制部43在来自X射线管21的X射线照射时，进行控制，以将来自多个光电子倍增管11c的输出接地。
因而，根据实施例1，能够使得计测了X射线的散射线的数据不被向FE电路12输出。结果，根据实施例1，能够避免因X射线散射造成的故障。
另外，在上述实施例1中，对于在来自X射线管21的X射线照射时，将从多个光电子倍增管11c向FE电路12的输出全部停止的情况进行了说 明。但是，本实施例1也可以是在来自X射线管21的X射线照射时，将从多个光电子倍增管11c向FE电路12的输出降低的情况。
即，控制部43在来自X射线管21的X射线照射时，进行控制，以将来自多个光电子倍增管11c的一部分的输出接地。具体而言，控制部43在来自X射线管21的X射线照射时，进行控制，以将来自多个光电子倍增管11c中接近于CT用架台装置2的多个光电子倍增管11c的输出接地。图9是用来说明有关实施例1的控制部的控制处理的变形例的图。
另外，图9所示的图是将图1所示的PET-CT装置俯视的情况下的概略图。如图9所示，在PET-CT装置中，PET用架台装置1和CT用架台装置2沿着诊视床3并列配置。在此情况下，PET用架台装置1内的多个光电子倍增管11c可以分类为接近于CT用架台装置2的组、和远离CT用架台装置2的组。例如，图4所示的PET检测器模块11沿着诊视床3的长度方向排列有两列光电子倍增管11c。在此情况下，接近于CT用架台装置2的组为处于图9所示的虚线的矩形中的多个光电子倍增管11c。
本变形例的控制部43将图9所示的处于虚线的矩形中的多个光电子倍增管11c作为接地控制处理的对象。例如，通过仅对接近于CT用架台装置2的多个光电子倍增管11c的输出配线设置旁通配线14，控制部43进行接地控制处理。
这样，在本变形例中，进行控制，以将来自X射线的散射线入射的概率较高的光电子倍增管11c的输出在X射线照射时接地。结果，能够降低X射线的散射线的计数率，所以能够避免因X射线散射造成的故障。
另外，上述变形例也可以是进行控制以将来自从多个光电子倍增管11c中选择的一部分光电子倍增管11c的输出接地的情况。例如，在光电子倍增管11c有500个的情况下，也可以是对任意选择的一半的250个光电子倍增管11c设置旁通配线14的情况。在此情况下，也能够降低X射线的散射线的计数率，所以能够避免因X射线散射造成的故障。
[实施例2]
在实施例2中，使用图10说明通过与实施例1不同的方法将从多个光电子倍增管11c向FE电路12的输出停止的情况。另外，图10是用来说明有关实施例2的控制部的图。
有关实施例2的PET-CT装置的控制台装置4与使用图6说明的有关实施例1的PET-CT装置的控制台装置4同样地构成，但控制部43的控制处理与实施例1不同。
有关实施例2的控制部43在来自X射线管21的X射线照射时，进行控制，以停止向FE电路12的电源供给。即，控制部43如图10所示，控制FE电路用电源17的ON/OFF。例如，控制部43在从扫描图摄影开始到X射线CT图像摄影结束的期间中，将FE电路用电源17设为断开。另一方面，控制部43如果结束来自X射线管21的X射线照射，则为了PET图像的摄影，而将FE电路用电源17设为接通
接着，使用图11对有关实施例2的PET-CT装置的处理进行说明。图11是用来说明有关实施例2的PET-CT装置的处理的流程图。
如图11所示，有关实施例2的PET-CT装置判断是否从操作者受理了扫描图的摄影请求(步骤S201)。这里，在没有受理扫描图的摄影请求的情况下(步骤S201否)，PET-CT装置为待机状态。
另一方面，在受理了扫描图的摄影请求的情况下(步骤S201是)，控制部43进行控制，以使从FE电路用电源17向FE电路12的电源供给停止(步骤S202)。然后，控制部43通过控制CT用架台装置2而执行扫描图摄影，扫描图生成部42b生成扫描图。
并且，控制部43判断是否受理了X射线CT图像的摄影请求(步骤S203)。这里，在没有受理X射线CT图像的摄影请求的情况下(步骤S203否)，PET-CT装置为待机状态。另一方面，在受理了X射线CT图像的摄影请求的情况下(步骤S203是)，控制部43控制CT用架台装置2，以执行X射线CT图像的摄影(步骤S204)。由此，CT图像重构部42c重构X射线CT图像。
并且，控制部43判断是否受理了PET图像的摄影请求(步骤S205)。这里，在没有受理PET图像的摄影请求的情况下(步骤S205否)，PET-CT装置为待机状态。
另一方面，在受理了PET图像的摄影请求的情况下(步骤S205是)，控制部43进行控制，以开始从FE电路用电源17向FE电路12的电源供给(步骤S206)。并且，控制部43控制PET用架台装置1以执行PET图 像的摄影(步骤S207)，结束处理。
如上所述，在实施例2中，控制部43在来自X射线管21的X射线照射时，进行控制以停止向FE电路12的电源供给。
因而，根据实施例2，能够使得计测了X射线的散射线的数据不被FE电路12处理。结果，根据实施例2，能够避免因X射线散射造成的故障。另外，由于向FE电路12供给的电压是低电压，所以FE电路12的输出在电源供给再开始后，在短时间内稳定。
另外，在上述实施例1及2中，对于在从扫描图摄影开始到X射线CT图像摄影结束时的期间中，进行接地控制处理及电源供给的停止处理的情况进行了说明。这里，在扫描图摄影中，通常照射比X射线CT图像摄影低照射剂量的X射线。因而，能够调节在扫描图摄影时使用的X射线量以使其不超过FE电路12的动态范围。在此情况下，控制部43仅在X射线CT图像摄影期间中进行接地处理或电源供给的停止处理。此外，在上述实施例1及2中，对PET检测器模块11作为光检测器而具有多个光电子倍增管11c的情况进行了说明。但是，上述的实施例1及2在PET检测器模块11代替光电子倍增管11c而具有使用了半导体元件的光检测器的情况下也能够应用。作为这样的光检测器，例如可以举出作为半导体元件阵列而使用了雪崩光电二极管(APD：Avalanche Photodiode)的硅光电倍增管(SiPM：Silicon Photomultiplier)。
另外，在上述实施例1及2中，对由PET-CT装置进行接地控制处理及电源供给的停止处理的情况进行了说明。但是，在上述实施例1及2中说明的接地控制处理及电源供给的停止处理，在一体化了使用与PET装置同样的检测器的SPECT装置和X射线CT装置的SPECT-CT装置中也能够应用。
另外，在实施例1及2中说明的控制方法也可以通过由个人计算机或终端站等的计算机执行预先准备的控制程序来实现。该程序可以经由因特网等的网络分发。此外，该程序也可以记录在硬盘、软盘(FD)、CD-ROM、MO、DVD等的能够由计算机读取的记录介质中，通过由计算机从记录介质读取来执行。
以上，如所说明的那样，根据实施例1及2，能够避免由X射线散射 造成的故障。
说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式是作为例子提出的，并不意味着限定发明的范围。这些实施方式能够以其他各种形态实施，在不脱离发明的主旨的范围中能够进行各种省略、替代、变更。这些实施方式及其变形包含在发明的范围及主旨中，同样包含在权利要求书所述的发明和与其等价的范围中。
Claims (6)
1.一种放射线诊断装置，具备：
第1架台部，具有用来重构X射线CT图像的X射线管及X射线检测器；
第2架台部，具有用来重构核医学图像的多个光检测器及与该多个光检测器的后级连接的电路；以及
控制部，在来自上述X射线管的X射线照射时，进行控制，使得在向上述多个光检测器进行电源供给的状态下，从上述多个光检测器向上述电路的输出停止或降低。
2.如权利要求1所述的放射线诊断装置，其中，
上述控制部在来自上述X射线管的X射线照射时，进行控制，以将来自上述多个光检测器的输出接地。
3.如权利要求1所述的放射线诊断装置，其中，
上述控制部在来自上述X射线管的X射线照射时，进行控制，以将来自上述多个光检测器的一部分的输出接地。
4.如权利要求3所述的放射线诊断装置，其中，
上述控制部在来自上述X射线管的X射线照射时，进行控制，以将来自上述多个光检测器中接近于上述第1架台部的多个光检测器的输出接地。
5.如权利要求1所述的放射线诊断装置，其中，
上述控制部在来自上述X射线管的X射线照射时，进行控制，以停止向上述电路的电源供给。
6.一种控制方法，包含：
控制部在来自X射线管的X射线照射时，进行控制，使得在向用来重构核医学图像的多个光检测器进行电源供给的状态下，从上述多个光检测器向与该多个光检测器的后级连接的电路的输出停止或降低。
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