CN103815925B - 一种多模态同态等时医学影像成像系统及其成像方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种多模态同态等时医学影像成像系统及其成像方法。本发明的成像系统包括：X射线计算机断层成像X-ray？CT装置、正电子发射断层成像PET装置、单光子发射断层成像SPECT装置、旋转装置、扫描床装置、以及数据采集系统和计算机；其中，X-ray？CT装置、PET装置和SPECT装置安装在同一个旋转装置上，共用一个扫描床装置和同一个扫描区域，构成多模态成像系统。本发明对于同一个采样角度，三个模态分时扫描，旋转一周后实现了多模态的同态等时成像，有利于不同影像设备的优势互补，使获取的影像结果更精确、更可靠，并实现真正意义上的多模态动态采集。

Description

一种多模态同态等时医学影像成像系统及其成像方法

技术领域

本发明涉及生物医学成像领域，尤其涉及一种多模态同态等时医学影像成像系统及其成像方法。

背景技术

医学影像技术一直是诊断疾病的重要手段，也是人们最早用于医学诊断的工程手段。1895年，德国科学家WilhelmConrad在试验阴极射线管时发现了一种能够穿透物质的未知射线，伦琴将其命名为“X射线”。而伦琴夫人的手骨X射线造影也开创了用X射线进行医学诊断的放射学——X射线造影术，同时也开创了工程技术与医学相结合的新纪元。医学断层成像技术（ComputedTomography）始于19世纪60年代抑或更早时期，而直到80年代才开始系统研究断层图像融合。继早期的平板图像融合之后，到20世纪90年代图像融合的两大基础方法软件法和硬件法，都得到了长足的发展。软件法是在不同模态设备不同时间采集图像之后，将图像进行配准。而与此不同的是，硬件法则是将此不同模态的成像设备结合到一起，由此实现在同一坐标系内进行多模态的图像采集，从而保证尽可能准确的图像融合定位。多模态医学影像技术可实现不同影像设备的优势互补，使获取的影像结果更精确、更可靠。已有实践表明，多模态医学影像设备在重大疾病的早诊早治、治疗方案的制定、治疗效果的验证与评估中发挥着重要作用。

任何单一模态的分子影像都存在着自身难以克服的缺陷，无法满足生命科学研究的迫切需求——完整、准确地解释生命过程。例如正电子发射断层成像（PositronEmissionTomography）PET虽然具有很高的探测灵敏度，但由于辐射光子能量为固定的511keV，不能同时进行多分子探测；单光子发射断层成像（SinglePhotonEmissionComputedTomography）SPECT虽然无需昂贵的回旋加速器制备核素药物，但难以寻找到参与新陈代谢的SPECT放射示踪物，且其灵敏度比PET低1到2个数量级。目前已有将X-rayCT、PET、SPECT这三个模态采用硬件法结合到一起，但是三个模态成像时并不是同态等时采集数据。而核医学成像方法如PET与SPECT的成像时间一般都在数十分钟，因此对于等时性要求较高的多模态动态采集往往难尽人意。现有技术中的多模态成像装置，对于分子医学影像领域而言，都是将各个成像模态放置与不同的位置，未能共用同一个扫描区域，只能采用分时扫描，均未能做到X-rayCT/PET/SPECT三模态同态等时扫描成像。

发明内容

为了实现多模态分子影像技术的同态等时成像性能，本发明提供了一种可行的X-rayCT/PET/SPECT三个模态同态等时的多模态医学影像成像系统及其成像方法。

本发明的一个目的在于提供一种多模态同态等时医学影像成像系统。

本发明的多模态同态等时医学影像成像系统包括：X射线计算机断层成像X-rayCT装置、正电子发射断层成像PET装置、单光子发射断层成像SPECT装置、旋转装置、扫描床装置、以及数据采集系统和计算机；其中，X-rayCT装置、PET装置和SPECT装置安装在同一个旋转装置上，构成多模态成像系统，安装在底座的一端；扫描床装置安装在底座的另一端，各个成像装置的扫描轨迹在同一个水平面内；各个成像装置经数据线由数据采集系统采样保存至计算机；各个成像装置共用一个扫描床装置和同一个扫描区域；X-rayCT装置的X射线源和X射线探测器以扫描区域为中心相对地安装在旋转装置上；PET装置的γ射线探测器形成的阵列围绕着扫描区域安装在旋转装置上，阵列采用弧形结构，或者两个以上互成等角度的平板结构；SPECT装置对准扫描区域安装在旋转装置上，并且位于X-rayCT装置的扫描区域外。

旋转装置包括旋转台、轴套和滑环。旋转台通过旋转台托架固定在底座上，可以完成在平面内的旋转。旋转台的中间具有通孔，其中心轴与扫描床装置的轴线共轴。滑环通过滑环托架安装在底座上，并且通过轴套与旋转台相连接。安装在旋转台上的各种设备的数据线和电线通过轴套进入滑环，数据线和电线经滑环梳理后分别连接至电源或数据采集系统。

X-rayCT装置包括：X射线源、X射线准直器和X射线探测器；其中，X射线源与X射线探测器相对地围绕着通孔安装在旋转装置的旋转台上，二者之间形成扫描区域，借助旋转机架的转动可围绕被测体在平面内做旋转；X射线准直器安装在X射线源的前端，位于扫描区域与X射线源之间；X射线源发出X射线，经过X射线准直器产生满足要求的X射线束，X射线束通过被测体后投影在X射线探测器的成像面，生成投影的数据经数据线由数据采集系统采样保存至计算机。X射线源通过电线经滑环连接至电源，X射线探测器通过数据线经电源连接至数据采集系统。X射线探测器可以采用平板型探测器或者是线型探测器；成像模式可根据实际需求采用三代CT扫描模式、螺旋CT模式或者锥束CT扫描模式。根据技术特点，优选采用平板探测器以及锥束CT扫描模式，而线型探测器难以满足等时同态技术需求。

PET装置包括：γ射线探测器和探测电子学装置；其中，γ射线探测器以通孔为中心安装在旋转装置的旋转台上，形成γ射线探测器阵列，γ射线探测器围绕的区域形成扫描区域；探测电子学装置经数据线与γ射线探测器相连，并且探测电子学装置不在扫描区域内。γ射线探测器由前端能够将γ射线转换成可见光的闪烁晶体和后端的高灵敏度的光电探测器组成，二者之间通过光导连接。探测电子学装置经数据线连接至数据采集系统，数据采集系统连接至计算机。探测电子学装置由高速信号甄别电路构成，每个γ射线探测器接收到γ光子后产生一个定时脉冲，将这些定时脉冲分别输入高速信号甄别电路进行甄别。探测电子学装置通过一个时钟电路模块设置了一个时间窗，同时落入时间窗的定时脉冲则视为是同一个正电子湮灭事件中产生的γ光子，记录这些符号γ光子信号的位置信息，并将其计数，从而得到PET成像原始数据，通过数据采集系统记录PET数据并将其保存至计算机用于图像重建。探测电子学装置通过电线经滑环连接至电源，γ射线探测器通过数据线经电源连接至数据采集系统。γ射线探测器阵列可采用环形结构，也可采用两个以上互成等角度的平板结构。

SPECT装置包括：SPECT探测器和准直器；其中，SPECT探测器对准扫描区域固定在旋转装置的旋转台上；SPECT探测器数量为一个或两个以上，当SPECT探测器为两个以上时，各个探测器之间呈一定夹角，围绕着旋转台的通孔安装在旋转台上。SPECT探测器围绕的区域形成扫描区域。准直器安装在SPECT探测器的前端，位于SPECT探测器与扫描区域之间。SPECT探测器由前端能够将γ射线转换成可见光的闪烁晶体与后端高灵敏度光电探测器组成，二者之间通过光导连接。注射至生物体内的单光子示踪剂发出γ射线，γ射线经闪烁晶体转换成可见光，在经过光电倍增管转换为电信号。SPECT探测器通过数据线经电源连接至数据采集系统。准直器由可屏蔽γ射线的材料构成，可采用平行孔阵列形式、针孔形式以及斜孔形式中的一种。

扫描床装置由升降机构、平移机构和扫描床。升降机构固定在底座上，平移机构安装在升降机构上，扫描床安装在平移机构上。升降机构与平移机构用于移动扫描床，使其处于扫描区域的合适位置。扫描床的前端作为被扫描区域用于承放被测体，其孔径大小应适合成像系统的要求。

X-rayCT装置、PET装置和SPECT装置设置在同一个旋转装置上。X-rayCT装置的扫描区域成倒三角形，为了各个成像装置之间互相没有干扰，SPECT装置位于X-rayCT装置的扫描区域外。

本发明将三个成像装置：X射线计算机断层成像X-rayCT装置、正电子发射断层成像PET装置和单光子发射断层成像SPECT装置设置在同一个旋转装置上，共用一个扫描床系统和同一扫描区域，对于同一个采样角度，三个模态分时扫描后，旋转装置旋转，进行下一个采样角度的数据采集，旋转一周后实现了多模态的同态等时成像。

本发明的另一个目的在于提供一种多模态同态等时医学影像的成像方法。

本发明的多模态同态等时医学影像的成像方法，包括以下步骤：

1）将被测体固定在扫描床的前端，调整扫描床的位置，使被测体位于扫描区域中；

2）调整旋转装置的角度，打开X-rayCT装置，进行X-rayCT数据采集；

3）关闭X-rayCT装置，打开PET装置和SPECT装置，采用能量甄别法，同时进行PET和SPECT数据采集；

4）当X-rayCT、PET和SPECT数据采集都结束后，旋转机架步进一个角度增量，重复步骤2）～3），直到旋转机架旋转一周，完成X-rayCT、PET、SPECT三个模态的同态等时扫描成像。

其中，在步骤2）中，X-rayCT数据采集的时间为20～40秒。

在步骤3）中，同时进行PET和SPECT数据采集的时间为1～2分钟。能量甄别法是指，预先设定一个阈值能量Eth，由数据采集系统根据能量信号的幅度进行判断，对于能量大于阈值能量的γ射线，由PET装置接收；而对于能量小于阈值能量的γ射线，由SPECT装置接收。

在步骤4）中，角度增量根据成像装置的数据采集效率确定，并且由数据采集效率要求最高的成像装置决定。一般情况下，X-rayCT装置的数据采集效率要求较高，而PET和SPECT装置的数据采集效率较低，因此按照X-rayCT装置的数据采集效率确定角度增量。

本发明在数据采集时，根据X-rayCT、PET和SPECT探测原理不同，实现同态等时成像。X-rayCT是通过探测由X射线源发出的X射线穿透被测物后的衰减来进行断层成像；PET是通过探测注射至被测物内的正电子同位素示踪剂与电子结合湮灭后产生的互成180°发射，能量为511KeV的γ射线对来进行断层成像；SPECT是通过探测注射至被测物内的具有γ放射性的放射性同位素示踪剂产生的较低能量的γ射线（一般为100至200KeV之间）来进行断层成像。由于X射线能量大信号强，使空气中的粉尘具有放射性，对PET和SPECT造成干扰，影响PET和SPECT数据采集；并且，X-rayCT模态的探测效率较高，信号信噪比高，因此相比起PET和SPECT，采集时间较短。因此，为了避免X射线影响PET和SPECT数据采集，因此在每一个采样角度进行采集时，先进行X-rayCT数据采集，然后关闭X射线源和X射线探测器，之后再进行PET和SPECT数据采集。对于PET数据采集与SPECT数据采集，由于PET与SPECT探测的γ射线能量范围不同（PET明显高于SPECT），并且PET装置具备符合探测原理，能够进行电子准直，因此在SPECT采集时采用能量甄别设计，使PET与SPECT数据采集同时进行。当三个模态的数据采集都结束后，旋转装置步进一个角度增量，进行下一个采样角度的数据采集。这样，旋转装置旋转一周，就可完成X-rayCT、PET、SPECT三个模态的同态等时扫描成像。本发明在采用对于同一个采样角度，三个模态分时扫描，旋转一周后实现了三个模态的同态等时扫描成像。

本发明的优点：

本发明将X射线计算机断层成像X-rayCT装置、正电子发射断层成像PET装置和单光子发射断层成像SPECT装置设置在同一个旋转装置上，共用一个扫描床系统和同一扫描区域，对于同一个采样角度，三个模态分时扫描，旋转一周后实现了多模态的同态等时成像，有利于不同影像设备的优势互补，使获取的影像结果更精确、更可靠，并实现真正意义上的多模态动态采集。

附图说明

图1是本发明的多模态同态等时医学影像成像系统的一个实施例的整体结构的示意图；

图2是本发明的多模态同态等时医学影像成像系统的一个实施例的旋转台的正视图；

图3本发明的多模态同态等时医学影像成像系统的一个实施例的旋转装置的示意图。

具体实施方式

下面结合附图，通过实例对本发明做进一步说明。

如图1所示，在本实施例中，多模态同态等时医学影像成像系统包括：X射线计算机断层成像X-rayCT装置1、正电子发射断层成像PET装置2、单光子发射断层成像SPECT装置3、旋转装置4、扫描床装置5、以及数据采集系统和计算机；其中，X-rayCT装置1、PET装置2和SPECT装置3安装在同一个旋转装置4上，构成多模态成像系统，安装在底座6的一端；扫描床装置5安装在底座的另一端，各个成像装置的扫描轨迹在同一个水平面内；各个成像装置经数据线由数据采集系统采样保存至计算机；各个成像装置共用一个扫描床装置和同一个扫描区域。

如图3所示，旋转装置包括旋转台41、轴套42和滑环43。旋转台41通过旋转台托架411固定在底座6上，可以完成在平面内的旋转。旋转台的中间具有通孔44（如图3所示），其轴线与扫描床装置的轴线位于同一个轴线上。滑环43通过滑环托架431安装在底座上，并且通过轴套42与旋转台41相连接。安装在旋转台41上的各种设备的数据线和电线通过轴套42进入滑环43，数据线和电线经滑环43梳理后分别连接至电源或数据采集系统。在本实施例中，旋转台41进一步包括驱动电机412、大口径轴承413、旋转平台414和圆盘415。旋转平台通过旋转台托架411固定在底座6上，大口径轴承413安装在旋转平台414上，与大口径轴承413相连接的圆盘415上有固定孔位，用来固定X-rayCT装置的X射线源与探测器及其配套设备、SPECT装置的SPECT探测器及其配套设备、以及PET装置的γ射线探测器及其配套设备。轴套42用于将大口径轴承413与后端的滑环相连接。根据圆盘上各项设备的重量分布情况进行配重，保证圆盘在旋转时使旋转轴受力均匀。整个旋转台41的驱动旋转是由驱动电机412驱动其旋转驱动机构来完成的。驱动电机412采用大功率的高精度伺服电机，旋转驱动机构采用齿轮啮合；保证系统供电与数据传输的滑环43采用多通道、能够传输强弱电、高传输速率、能够保证信号精确传输的高性能滑环，并根据实际需要的有效扫描区域来决定大口径轴承的尺寸。

如图1所示，扫描床装置5由扫描床51、平移机构52和升降机构53。升降机构53在底座6上，平移机构安52装在升降机构53上，扫描床51安装在平移机构上。升降机构53与平移机构52用于移动扫描床51，使其处于扫描区域的合适位置。扫描床51的前端作为被扫描区域用于承放被测体，其孔径大小应适合成像系统的要求。在本实施例中，扫描床51使用透明的高硬度有机玻璃，其刚性较好、对X射线以及可见光吸收较小，此外，为考虑活体被测体成像的需要，还预留了麻醉气体管和被测体呼吸面罩的空间。

如图2所示，X-rayCT装置1包括：X射线源11、X射线准直器和X射线探测器13。在本实施例中，X-rayCT装置采用35KV-75KV，40μm焦点的微焦点X射线源与面阵X射线探测器，采用锥束CT扫描方式，X射线源与X射线探测器相互成对立并围绕扫描区域安装，借助旋转机架的转动可围绕被测体在平面内旋转。X射线源11发出X射线，经过X射线准直器产生满足要求的X射线束，X射线束通过被测体后投影在X射线探测器13的成像面，生成投影的数据经数据线由数据采集系统采样保存至计算机。X-rayCT装置能够实现透视扫描、螺旋扫描、高精度定点扫描采集模式，能够实现被测体的高精度断层成像，并为PET或SPECT装置提供解剖结构信息，进行多模态融合成像。

PET装置2包括：γ射线探测器21和探测电子学装置；γ射线探测器21环绕着通孔44安装在旋转台41上，形成γ射线探测器阵列，γ射线探测器阵列呈两端对称的弧形结构，弧形的中心与旋转台的圆心一致，γ射线探测器围绕的区域形成扫描区域。探测电子学装置经数据线与γ射线探测器相连，并且探测电子学装置不在扫描区域内。γ射线探测器21由前端能够将γ射线转换成可见光的闪烁晶体和后端的高灵敏度的光电探测器组成，二者之间通过光导连接。优选的，闪烁晶体采用高光子产额的闪烁晶体，如碘化铯晶体，LYSO晶体；光电探测器宜采用高增益并且能够探测位置信息的光电探测器，如位敏光电倍增管；也可采用直接转换高能射线为电信号的探测晶体，如碲锌镉（CZT）探测器。在本实施例中，PET装置的γ射线探测器采用硅酸钇镥闪烁晶体LYSO与硅基半导体光电倍增阵列SiPM构成，LYSO晶体与SiPM探测器之间采用光学硅油耦合。LYSO晶体具有高光输出、快发光衰减、有效原子序数多、密度大等特性，并且物化性质稳定、不潮解、对γ射线探测效率高；SiPM具有体积小、重量轻、无需高压电、不受磁场干扰、寿命长以及易于维护等优点。探测电子学装置22包括配套SiPM探测器前端放大器及甄别单元、位置编码电子学单元、脉冲事件时间提取单元（快速成型放大器、定时电路、TDC电路）、数字符合及事件编码单元、先入先出（Firstinfirstout）FIFO数据缓冲单元、数据采集及接口单元。探测电子学装置通过一个时钟电路模块设置了一个时间窗，同时落入时间窗的定时脉冲则视为是同一个正电子湮灭事件中产生的γ光子，记录这些符号γ光子信号的位置信息，并将其计数，从而得到PET成像原始数据，通过数据采集系统记录PET数据并将其保存至计算机用于图像重建。γ射线探测器阵列还可以采用两个以上互成等角度的平板结构。

SPECT装置3包括：SPECT探测器31和准直器32。SPECT探测器31由前端能够将γ射线转换成可见光的闪烁晶体与后端高灵敏度光电探测器组成，二者之间通过光导连接。在本实施例中，SPECT装置的SPECT探测器31采用碘化铯CsI晶体与位置灵敏光电倍增管PsPMT构成，CsI晶体与PsPMT探测器之间采用光学硅油耦合。准直器32由金属铅制成，采用平行孔阵列形式。注射至生物体内的单光子示踪剂发出γ射线，γ射线经闪烁晶体转换成可见光，再经过光电倍增管转换为电信号。本实施例中采用两个SPECT探测器31，探测器之间互成一定夹角围绕探测区域在平面内做旋转，使有效FOV足以覆盖整个被测物体，提高采集效率。探测器之间的一定夹角在设计中根据实际设计指标具体确定，在本实施例中两个探测器之间的夹角为80°。入射的γ射线事件，在晶体上激发出的荧光的位置，经过权重网络和ADC转为包含位置信息的X、Y、E数据，通过100M传输速度的TCP/IP网络接口发送到数据采集系统，形成图像帧。

本实施例的多模态同态等时医学影像的成像方法，包括以下步骤：

1）将被测体固定在扫描床的前端，调整扫描床的位置，使其位于扫描区域中；

2）调整旋转装置的角度，打开X-rayCT装置，进行X-rayCT数据采集，采集时间25秒；

3）关闭X-rayCT装置，打开PET装置和SPECT装置，同时进行PET和SPECT数据采集，采集时间1分钟，采用能量甄别法，预先设定阈值能量Eth，由数据采集系统根据能量信号的幅度与阈值能量进行比较，PET或SPECT都是先将γ射线的光信号转变成电信号，然后将电信号传送至数据采集系统，数据采集系统根据电信号的电压幅值的大小来进行判断，对于能量大于阈值能量的γ射线，由PET装置接收；而对于能量小于阈值能量的γ射线，由SPECT装置接收，从而同时进行PET和SPECT数据采集；

4）当X-rayCT装置、PET装置和SPECT装置数据采集都结束后，旋转机架，步进角度增量为6⁰，重复步骤2）～3），转动60个角度，旋转机架旋转一周，完成X-rayCT、PET、SPECT三个模态的同态等时扫描成像。

最后需要注意的是，公布实施方式的目的在于帮助进一步理解本发明，但是本领域的技术人员可以理解：在不脱离本发明及所附的权利要求的精神和范围内，各种替换和修改都是可能的。因此，本发明不应局限于实施例所公开的内容，本发明要求保护的范围以权利要求书界定的范围为准。

Claims (10)

1.一种多模态同态等时医学影像成像系统，其特征在于，所述成像系统包括：X射线计算机断层成像X-rayCT装置(1)、正电子发射断层成像PET装置(2)、单光子发射断层成像SPECT装置(3)、旋转装置(4)、扫描床装置(5)、以及数据采集系统和计算机；其中，所述X-rayCT装置(1)、PET装置(2)和SPECT装置(3)安装在同一个旋转装置(4)上，构成多模态成像系统，安装在底座(6)的一端；所述扫描床装置(5)安装在底座(6)的另一端，各个成像装置的扫描轨迹在同一个水平面内；各个成像装置经数据线由数据采集系统采样保存至计算机；各个成像装置共用一个扫描床装置(5)和同一个扫描区域；所述X-rayCT装置(1)的X射线源和X射线探测器以扫描区域为中心相对地安装在旋转装置(4)上；所述PET装置(2)的γ射线探测器形成的阵列围绕着扫描区域安装在旋转装置(4)上，阵列采用弧形结构，或者两个以上互成等角度的平板结构；所述SPECT装置(3)对准扫描区域安装在旋转装置(4)上，并且位于X-rayCT装置(1)的扫描区域外；所述数据采集系统根据能量信号的幅度与阈值能量进行比较，PET或SPECT都是先将γ射线的光信号转变成电信号，然后将电信号传送至数据采集系统，数据采集系统根据电信号的电压幅值的大小来进行判断，对于能量大于阈值能量的γ射线，由PET装置接收；而对于能量小于阈值能量的γ射线，由SPECT装置接收，从而同时进行PET和SPECT数据采集。

2.如权利要求1所述的成像系统，其特征在于，所述旋转装置(4)包括旋转台(41)、轴套(42)和滑环(43)；所述旋转台(41)通过旋转台托架(411)固定在底座(6)上；所述旋转台(41)的中间具有通孔(44)，其中心轴与扫描床装置(5)的轴线共轴；所述滑环(43)通过滑环托架(431)安装在底座(6)上，并且通过轴套(42)与旋转台(41)相连接。

3.如权利要求2所述的成像系统，其特征在于，所述X-rayCT装置(1)包括X射线源(11)、X射线准直器和X射线探测器(13)；其中，X射线源(11)与X射线探测器相对地围绕着通孔安装在旋转装置(4)的旋转台(41)上，二者之间形成扫描区域；所述X射线准直器安装在X射线源(11)的前端，位于扫描区域与X射线源(11)之间；所述X射线探测器(13)采用平板型探测器或者是线型探测器；成像模式采用三代CT扫描模式、螺旋CT模式或者锥束CT扫描模式。

4.如权利要求2所述的成像系统，其特征在于，所述PET装置(2)包括γ射线探测器(21)和探测电子学装置；其中，γ射线探测器(21)以通孔(44)为中心安装在旋转装置(4)的旋转台(41)上，形成γ射线探测器阵列，γ射线探测器围绕的区域形成扫描区域；所述探测电子学装置经数据线与γ射线探测器相连，并且探测电子学装置不在扫描区域内。

5.如权利要求2所述的成像系统，其特征在于，所述SPECT装置(3)包括：SPECT探测器(31)和准直器(32)；其中，SPECT探测器(31)对准扫描区域固定在旋转装置(4)的旋转台(41)上。

6.一种多模态同态等时医学影像的成像方法，其特征在于，所述成像方法包括以下步骤：

1)将被测体固定在扫描床的前端，调整扫描床的位置，使被测体位于扫描区域中；

2)调整旋转装置的角度，打开X-rayCT装置，进行X-rayCT数据采集；

3)关闭X-rayCT装置，打开PET装置和SPECT装置，采用能量甄别法，同时进行PET和SPECT数据采集；

4)当X-rayCT、PET和SPECT数据采集都结束后，旋转机架步进一个角度增量，重复步骤2)～3)，直到旋转机架旋转一周，完成X-rayCT、PET、SPECT三个模态的同态等时扫描成像。

7.如权利要求6所述的成像方法，其特征在于，在步骤2)中，X-rayCT数据采集的时间为20～40秒。

8.如权利要求6所述的成像方法，其特征在于，在步骤3)中，同时进行PET和SPECT数据采集的时间为1～2分钟。

9.如权利要求6所述的成像方法，其特征在于，在步骤3)中，所述能量甄别法是指，预先设定一个阈值能量E_th，由数据采集系统根据能量信号的幅度进行判断，对于能量大于阈值能量的γ射线，由PET装置接收；而对于能量小于阈值能量的γ射线，由SPECT装置接收。

10.如权利要求6所述的成像方法，其特征在于，所述在步骤4)中，角度增量根据成像装置的数据采集效率确定，并且由数据采集效率要求最高的成像装置决定。