CN1706345A - 放射成像设备和放射成像方法 - Google Patents

Abstract

放射成像设备的图像拾取装置，包括围绕壳体上供受检者引入的通孔部分环形设置的多个辐射检测器。带有X射线源的X射线源装置沿壳体上一环形导轨在该通孔部分外围方向上运动。每个辐射检测器输出通过受检者的X射线的检测信号，和由放射药物引起的由受检者发出的γ射线检测信号。一计算机根据X射线检测信号产生X射线计算机断层摄影图像数据，和根据γ射线检测信号产生PET图像数据，并使用两图像数据产生熔合的断层图像数据。

Description

放射成像设备和放射成像方法

本申请是申请号为02118014.8、申请日为2002年4月19日、发明名称为“放射成像设备和放射成像方法”的发明专利申请的分案申请。

发明背景

本发明涉及一种放射成像设备和放射成像方法，更具体地说，本发明涉及这样的放射成像设备和放射成像方法，所述装置和方法能够理想地应用于正电子发射的计算机断层摄影(positron emissioncomputed Tomography，下文称为“PET”)和单光子发射的计算机断层摄影(下文称为“SPECT”)。

放射成像是一种用于检查医疗受检者的身体功能和结构的非侵入的成像技术。在使用放射的一般的放射成像方法当中，有X射线计算机断层摄影，PET和SPECT等。X射线计算机断层摄影向受检者辐射由X射线源发出的放射线，并根据放射线在受检者身体内的透射率形成身体结构的图像。使用辐射检测器检测通过身体的X射线的强度，使得可以计算在X射线源和辐射检测器之间的线性衰减系数。由所述线性衰减系数，使用在IEEEE Transactions on Huclear Science NSVolume 21(1974，pp.228-229)中所述的滤波后投影方法(a filtered backprojection method)计算每个体素(voxel)的线性衰减系数，并把这个值转换成CT值。用于X射线计算机断层摄影的辐射源通常大约80keV。

PET是一种由给予放射性药物构成的方法(下文称为“PET放射性药物”)，其中包括这样的实体，所述实体具有集中在正电子放射物(¹⁵O，¹³N，¹¹C，¹⁸F等)和受检者的身体内的特殊细胞上的性能，从而检查身体内的消耗PET放射性药物较多的位置。在PET放射性药物中的正电子放射物发出的一个正电子和附近的细胞的电子结合而消失，并放射出一对具有511keV的γ射线(γ射线对)。这些γ射线沿着彼此相反的方向照射。使用辐射检测器检测所述的γ射线对使得能够得知正电子是在哪些辐射检测器之间发出的。检测许多所述γ射线对，使得能够识别消耗较多的PET放射性药物的位置。例如，当包括正电子放射物的PET放射性药物使用碳水化合物作为具有在特殊细胞上集中的性能的实体而被产生时，这些PET放射性药物集中在具有过渡活跃的碳水化合物代谢功能的癌细胞上。这使得能够发现癌的病灶。例如使用上述的滤波后投影方法把获得的数据转换成每个体素的放射密度。用于PET的¹⁵O，¹³N，¹¹C，¹⁸F是具有2到110分钟的短的半衰期的放射性同位素。

SPECT向受检者给予包括单光子放射物的放射性药物(下文称为“SPECT放射性药物”)，并使用辐射检测器检测由放射物发出的γ射线。由利用SPECT进行检查中常用的单光子放射物发出的γ射线的能量大约是几百keV。在SPECT的情况下，辐射单γ射线，因此不能获得其在检测器上的入射角。因而，只通过使用准直器检测从一个特定的角度入射的γ射线来获得角度信息。SPECT给予包括这样的实体的SPECT放射性药物，所述实体具有在受检者的特定的肿瘤或分子和单光子放射物(⁹⁹Tc，⁶⁷Ga，²⁰¹Tl等)上集中的性能，检测由SPECT放射性药物产生的γ射线，并识别消耗SPECT放射性药物较多的位置。SPECT还例如使用滤波后投影方法把获得的数据转换成每个体素的数据。SPECT还通常拍摄透射图像。用于SPECT的⁹⁹Tc，⁶⁷Ga，²⁰¹T1的半衰期大于用于PET的半衰期，例如为6小时到3天。

上述的一般的检查相互独立地进行。使用PET和SPECT进行检查使得能够得知在图像拾取装置内的放射性药物的消耗量的分布。不过，因为缺少关于和受检者的身体位置相应的信息，仍然不能识别病灶的详细位置。因而，在近些年来采用PET图像或SPECT图像和可以识别在受检者的身体中的位置的X射线计算机断层图像的组合。这种放射成像设备的一个例子在JP-A-7-20245中披露了。即，这种放射成像设备使X射线计算机断层摄影装置的图像拾取装置和PET装置的图像拾取装置相互平行靠近地并排设置，从而实现准同时成像。受检者躺在受检者保持装置的床上，通过床的水平运动在两个图像拾取装置内依次移动。由X射线计算机断层摄影装置的图像拾取装置拍摄受检者的图像，接着由PET装置的图像拾取装置拍摄。在这种情况下，因为在两个成像操作之间的时间间隔是短的，因此受检者几乎不能在床上移动，因而可以知道在PET数据和X射线计算机断层摄影数据之间的相关性，这两个数据是由两个图像拾取装置取得的。使用关于所述相关性的信息使PET数据和X射线计算机断层摄影数据结合，并且用这种方式识别受检者的病灶位置。

JP-A-9-5441公开了一种放射成像设备，其也是一张床，使X射线计算机断层摄影装置的图像拾取装置紧靠着SPECT装置的图像拾取装置平行地设置。使由这些图像拾取装置拾取的X射线计算机断层摄影数据和SPECT数据相结合，从而识别受检者的病灶位置。

在上述专利公开中披露的放射成像设备似乎在两个图像数据段之间具有清楚的位置关系，但是，具有这样的可能性，即受检者在两个图像拾取装置之间移动。最近的PET装置的图像拾取装置的分辨率大约是5mm，X射线计算机断层摄影装置的图像拾取装置的分辨率大约是0.5mm。因此，如果受检者在两个图像拾取装置之间移动，或者受检者的角度改变，则由两个图像拾取装置拾取的图像数据段之间的相关性便成为不清楚的。结果，在把所述图像数据段重构成图像之后，需要提取在不同图像中的特征区域，由所述特征区域的位置关系求得这些图像之间的位置关系，并在这些图像上进行定位。此外，由于配备有两个图像拾取装置，其中每一个具有辐射检测器等，使得这些放射成像设备具有复杂的设备配置。

发明概述

本发明的目的在于以简单的设备配置提供一种放射成像设备，和放射成像方法。

用于实现上述目的的本发明的特征在于其具有多个辐射检测器，用于输出第一检测信号，所述第一检测信号是通过受检者的X射线的检测信号；和第二检测信号，所述第二检测信号是从受检者发出的γ射线的检测信号。因为每个辐射检测器输出所述第一检测信号和第二检测信号，所以配备有这种辐射检测器的放射成像设备和常规的放射成像设备相比具有大为简化的设备配置，所述常规的放射成像设备具有一种图像拾取装置，其具有多个辐射检测器，用于检测通过受检者的X射线，还具有另一种图像拾取装置，其具有多个辐射检测器，用于检测受检者发出的γ射线。所述放射成像设备是一种利用放射线检查受检者的设备。

最好是，所述放射成像设备包括一断层图像数据产生装置，其根据所述第一检测信号产生受检者的第一断层图像数据，和根据所述第二检测信号产生受检者的第二断层图像数据，并产生用于组合所述第一断层图像数据和所述第二断层图像数据的熔合的断层图像数据。

用于实现上述目的的本发明的另一个特征在于，所述图像拾取装置包括一辐射检测器环状结构，其由多个按环形排列的用于检测来自受检者的辐射的辐射检测器，利用X射线照射受检者的X射线源以及沿着辐射检测器环状结构的圆周方向传送X射线源的X射线源传送装置构成。利用多个环形排列的多个辐射检测器，可以检测从受检者发出的多个γ射线对，还检测从沿圆周方向运动的所述X射线源发出的并通过受检者的X射线。这简化了放射成像设备的配置。

最好是，所述X射线源被置于上述的辐射检测器环状结构的外部。

附图简述

图1是作为本发明优选实施例的放射成像设备的透视图；

图2是在图1所示的实施例中的信号识别器的方块图；

图3表示被输入给图2中的波形成形装置的γ射线图像拾取信号的波形；

图4表示从图2的波形成形装置输出的γ射线图像拾取信号的波形；

图5是由图1的计算机执行的处理流程图；

图6表示由辐射检测器检测的γ射线图像拾取信号的能谱；

图7表示除去γ射线图像拾取信号的X射线图像拾取信号的能谱；

图8表示图1所示实施例中的信号识别器的另一个实施例；

图9A-9D表示图8的信号识别器的操作时间图；

图10表示作为本发明另一个实施例的放射成像设备的透视图；

图11表示是图10中信号识别器的详细方块图；

图12表示作为本发明另一个实施例的放射成像设备的透视图；

图13表示作为本发明另一个实施例的放射成像设备的纵向剖面图；

图14表示从辐射检测器的位置移动的图12所示的实施例中的准直器；

图15表示作为本发明另一个实施例的放射成像设备的透视图；

图16表示作为本发明另一个实施例的放射成像设备的纵截面图；

图17是图16在XVII-XVII位置的截面图；

图18是由图16的计算机执行的处理流程图；

图19表示作为本发明另一个实施例的放射成像设备的纵截面图；

图20表示作为本发明另一个实施例的放射成像设备的纵截面图；

图21表示作为本发明另一个实施例的放射成像设备的纵截面图；

图22表示作为本发明另一个实施例的放射成像设备的纵截面图；

图23是图22在XXIII-XXIII位置的截面图；

图24表示作为本发明另一个实施例的放射成像设备的纵截面图；

图25是图24在XXV-XXV位置的截面图；以及

图26是图24在XXVI-XXVI位置的截面图。

实施例的详细说明

(实施例1)

下面参照图1和图2说明作为本发明优选实施例的放射成像设备。本实施例的放射成像设备1具有图像拾取装置2，受检者保持装置14，信号识别器19，一致检测器26，存储装置28，计算机27和显示装置29。受检者保持装置24包括支撑15和以可沿纵向移动的方式安装在支撑15的顶部的床。图像拾取装置2包括辐射检测器4，具有通孔部分30的壳体15，X射线源装置8，导轨12和驱动控制器17。图像拾取装置2沿着垂直于床16的纵向的方向安装。辐射检测器4是一种半导体辐射检测器。许多辐射检测器4(共10000个)被设置在壳体15中，它们围绕通孔部分30排列，受检者35被引入所述通孔中。即，沿着通孔30的周边方向形成环形的辐射检测器的阵列，其中设置有许多辐射检测器4。沿通孔30的轴向即床16的纵向设置有许多环形辐射检测器的阵列，从而形成辐射检测器的环状结构。

构成辐射检测器4的半导体器件由碲化镉(CdTe)，砷化镓(GaAs)或碲化镉锌(CZT)等构成。

X射线源装置8具有X射线源9和X射线源驱动装置10。X射线源驱动装置10具有电动机和动力传送机构，包括在壳体15内的减速齿轮机构，虽然这些在图中未示出。动力传送机构和电动机相连。X射线源9被连附到X射线源驱动装置10的壳体上，并朝向通孔部分30的内部延伸。环形导轨12以这种方式被设置在面向壳体15的受检者保持装置的侧壁上，使得其围绕所述通孔部分30、X射线源驱动装置10以这种方式被连附到导轨12上，使其不会掉下，并且可以沿着环形导轨12运动。X射线源驱动装置10具有小齿轮(未示出)，用于接收来自上述的动力传送机构的转动力。所述小齿轮和对导轨12提供的齿条啮合。

信号识别器4具有波形成形装置20，γ射线识别器21和脉冲高度分析器38。信号识别器4通过导线23和辐射检测器2相连。每个辐射检测器4具有一个信号识别器19。导线23和信号识别器19的波形成形装置20相连。γ射线识别器21和脉冲高度分析器38和波形成形装置20相连。γ射线识别器21通过一致检测器26和计算机27相连。一致检测器26的数量是1，并和全部γ射线识别器21相连。也可以对几个γ射线识别器21提供一致检测器26。每个脉冲高度分析器38和计算机27相连。存储装置28和显示装置监视器29和计算机27相连。电源25的负端通过电阻24和导线23相连，电源25的正端和辐射检测器4相连。信号识别器19是一个信号处理器。所述信号处理器具有包括脉冲高度分析器38的第一信号处理器和包括波形成形装置20以及γ射线识别器21的的第二信号处理器。

这个实施例表示进行X射线计算机断层摄影检查(使用辐射检测器检查从X射线源9发出的并通过受检者的身体的X射线)和使用一图像拾取装置2进行PET检查(使用辐射检测器检测由PET放射性药物引起的从受检者35的身体内发出的γ射线的作用)的例子。

在开始检查之前，PET放射性药物借助于注射装置等被注入受检者35的身体内，然后，系统等待一个预定的时间，直到PET放射性药物在体内散布，使得可以拍摄图像并集中在感染的部位。按照要被检查的感染部位选择PET放射性药物。在经过预定时间之后，PET放射性药物被集中在受检者35的被感染的部位(例如被癌感染的部位)。经过预定时间之后，使受检者35躺在受检者保持装置14的床16上。

当使用图像拾取装置2拍摄受检者35的图像时，使床16朝向图像拾取装置2移动。在床16上的受检者35和床16被引入通孔部分30中，并沿相反的方向移动。从受检者35体内的感染部位发出的511keV的γ射线被引入辐射检测器4中。另一方面，从X射线源9发出的具有某个能级的X射线通过受检者35，然后进入辐射检测器4。例如X射线的能量是80keV。在X射线CT检查期间，X射线源装置8沿着导轨12围绕受检者35运动，因此，从沿圆周方向的各个位置利用X射线源9发出的X射线照射受检者35。在X射线计算机断层摄影检查的开始，当X射线源装置8沿导轨12运动时，驱动控制器17输出驱动启动信号，并闭合开关，使电源和X射线源驱动装置10的电动机相连。借助于提供电流，电动机开始旋转，转动力通过动力传动机构被传送给小齿轮，使得小齿轮旋转。因为小齿轮和导轨50的齿条啮合，所以X射线源装置8沿圆周方向沿着导轨12运动。X射线源9围绕被引入通孔部分30中的受检者运动。当完成X射线计算机断层摄影检查时，驱动控制器17输出驱动停止信号，并打开上述的开关。

每个辐射检测器4检测来自X射线源9的并通过受检者35的身体的X射线和由PET放射性药物引起的感染部位发出的γ射线。然后，每个辐射检测器4输出一个输出信号，其包括通过人体的X射线的检测信号(下文称为“X射线图像拾取信号”)和γ射线检测信号(下文称为“γ射线图像拾取信号”)。所述输出信号也是图像拾取信号，并通过相应的线路33被输入到相应的信号识别器19。电源25对辐射检测器4提供电压，以便启动辐射检测器4。因为提供的电压在辐射检测器4的半导体器件内产生电场，所以入射到半导体器件上的X射线和γ射线便在半导体器件内产生电荷。这些电荷作为图像拾取信号从辐射检测器4输出。

下面说明信号识别器19的功能。信号识别器19具有从辐射检测器4的输出信号中分离X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号。即，信号识别器19是根据能量来识别由一个辐射检测器4检测的X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号。X射线源发射X射线的时间间隔比信号识别器19的操作时间窗口Δτ要大。

信号识别器19的波形成形装置20接收来自辐射检测器4的输出信号。被输入的γ射线图像拾取信号在开始时突然下降，然后，以指数的速率接近于0，如图3所示。被馈给波形成形装置20的输出信号的γ射线识别器21不能处理具有图3所示波形的γ射线图像拾取信号。因此，波形成形装置20把具有图3所示波形的γ射线图像拾取信号转换成在时间轴上呈高斯分布的波形，如图4所示，并输出该信号。由辐射检测器4检测到的X射线图像拾取信号的波形也由波形成形装置20形成为高斯分布并输出。

从波形成形装置20输出的γ射线图像拾取信号和X射线图像拾取信号被输入γ射线识别器21和脉冲高度分析器38。γ射线识别器21需要处理γ射线图像拾取信号，而脉冲高度分析器38需要需要处理X射线图像拾取信号。因而，这个实施例采用下述特征。

如上所述，由在体内的PET放射性药物发出的正电子的消失而产生的γ射线的能量是511keV。不过，γ射线的所有能量并不总是被变为辐射检测器4的半导体器件中的电荷。因而，γ射线识别器21使用450keV的能量，其小于511keV，作为能量设置值，并当输入具有等于或大于这个能量设置值(称为第一能量设置值)的能量的预定能量的图像拾取信号时产生脉冲信号。即γ射线识别器是这样一个装置，当输入具有等于或大于第一能量设置值的能量的图像拾取信号(γ射线图像拾取信号)时，其产生具有上述能量的脉冲信号。

当输入具有小于第一能量设置值的能量的由波形成形装置20输出的图像拾取信号(X射线图像拾取信号)时，脉冲高度分析器38则测量图像拾取信号的计数率。因为在这个实施例中被照射到受检者35上的X射线的能量是80keV，故脉冲高度分析器38计数能量为70keV(第二能量设置值)到90keV(第三能量设置值)的范围内的图像拾取信号(X射线图像拾取信号)，并输出图像拾取信号的计数率。利用这个特定能量处理这种图像拾取信号，可以大大减少脉冲高度分析器38的负担。

如上所述，为了使γ射线识别器21和脉冲高度分析器38处理具有特定能量的图像拾取信号，最好是提供一个滤波器，其允许在预定能量范围内的图像拾取信号通过γ射线识别器21和脉冲高度分析器38的内部(或者在γ射线识别器21和脉冲高度分析器38之前)。在γ射线识别器21内提供第一滤波器，以允许其能量等于或大于第一能量设置值的图像拾取信号通过，并阻止其能量小于所述设置值的图像拾取信号通过。γ射线识别器21对于已经通过第一滤波器的图像拾取信号产生一脉冲信号。在脉冲高度分析器38内提供第二滤波器，以允许其能量在第二能量设置值到第三能量设置值的范围内的图像拾取信号通过，并阻止具有在所述范围外的能量的图像拾取信号通过。脉冲高度分析器38计数已经通过第二滤波器的图像拾取信号(X射线图像拾取信号)。

使用信号识别器19本实施例可以从辐射检测器4输出的图像拾取信号中分离出相应于一个峰值计数率的γ射线图像拾取信号和X射线图像拾取信号。

一致检测器26被馈给从每个信号识别器19的γ射线识别器21输出的脉冲信号，使用这些脉冲信号进行一致计数，并计算相应于γ射线图像拾取信号的计数率。

此外，一致检测器26数据化这样两个检测点，在所述检测点一对X射线被一对相应于前述的一对γ射线的一对脉冲信号检检测到(一对辐射检测器4的位置)，作为γ射线检测的位置信息。

计算机27根据图5中的步骤54到62的过程进行处理。进行这种处理的计算机27是一用于产生断层图像数据的装置。由一致检测器26计数的γ射线图像拾取信号的计数率、从一致检测器26输出的检测点的位置信息、和由脉冲高度分析器38输出的X射线图像拾取信号的计数率被输入(步骤54)。在存储装置28中存储被输入的γ射线图像拾取信号的计数率、检测点的位置信息和X射线图像拾取信号的计数率(步骤55)

然后，在步骤56校正X射线图像拾取信号的计数率。这个校正下面还要详细说明。

如上所述，被照射到受检者35上的X射线的能量是80keV，其小于由PET放射性药物引起的在体内产生的γ射线的能量。从脉冲高度分析器38输出的X射线图像拾取信号的计数率包括γ射线图像拾取信号的计数率，其能量已经在半导体器件内被衰减到大约80keV。因此，真正的X射线图像拾取信号的计数率通过进行校正被计算，其中从X射线图像拾取信号的计数率中除去γ射线图像拾取信号的计数率。下面说明校正X射线图像拾取信号的计数率的方法的一个例子。例如，预先测量检测的511keV的γ射线的能谱，并使用所述被检测的能谱的测量结果估算大约80keV的γ射线的强度。假定图6所示的能谱是当辐射检测器2的半导体器件被511keV的γ射线照射时获得的。然后，假定由某个半导体器件检测由受检者7的体内辐射的100条γ射线。在这种情况下，在利用一相等的值乘图6所示的所有能谱的计数率从而使在图6的峰值部分的计数率是100之后，从X射线图像拾取信号的计数率中减去被等乘的计数率，便获得单个X射线图像拾取信号的精确的计数率，如图7所示。这个被校正的计数率被存储在存储装置28中。

使用在存储装置28中存储的该X射线图像拾取信号的校正的计数率计算强度，并计算在受检者35的体内的每个体素中的X射线的衰减率(步骤57)。这个衰减率和X射线图像拾取信号的强度被存储在存储装置28中。

受检者35截面的断层摄影使用在相应位置的X射线图像拾取信号的衰减率被重构(步骤58)。X射线图像拾取信号的强度，即使用X射线图像拾取信号的衰减率重构的断层摄影，被称为“X射线计算机断层图像”。为了重构X射线计算机断层图像，使用从存储装置28中读出的X射线图像拾取信号的衰减率计算在X射线源9和检测X射线的辐射检测器4的半导体器件之间的衰减的身体内的线性衰减系数。使用这个线性衰减系数，按照滤波后投影方法计算每个体素的线性衰减系数。利用每个体素的线性衰减系数的值，计算每个体素的CT值。利用这些CT值，获得X射线计算机断层图像数据。此X射线计算机断层图像数据被存储在存储装置29中。

因为在感染部位产生的γ射线在其通过人体时被吸收或衰减，所以也可以由上述的衰减率数据估算这些影响，校正γ射线图像拾取信号的计数率，借以获得更精确的γ射线图像拾取信号的计数率。在步骤59中，对于γ射线图像拾取信号的计数率进行校正。下面说明一个关于γ射线图像拾取信号的计数率的校正方法的例子。首先，使用X射线图像拾取信号的衰减率重构受检者7的断层摄影，并计算在身体内的每个位置的CT值。由所获得的CT值估算在每个位置的物质成分。然后，由所述物质成分数据估算在511keV下的每个位置上的线性衰减系数。使用所获得的线性衰减系数数据，按照正投影方法(forwardproiection method)计算用于检测一对γ射线的一对半导体器件之间的衰减的线性衰减系数。此线性衰减系数的倒数根据γ射线图像拾取信号的计数率被放大，借以校正由于体内的衰减而带来的数据差。

包括感染部位(例如癌的感染部位)的受检者35截面的断层摄影，利用在相应的位置的γ射线图像拾取信号的校正的计数率被重构(步骤60)。利用γ射线图像拾取信号的计数率重构的断层摄影被称为“PET图像”。这个处理还要详细说明。使用从存储装置28读出的γ射线图像拾取信号的计数率，计算被检测到一对γ射线的一对辐射检测器4(由检测点的位置信息规定的)的半导体器件之间的衰减在人体中的线性衰减系数。使用这个线性衰减系数，按照滤波后投影方法计算每个体素的线性衰减系数。使用所计算的每个体素的线性衰减系数，计算每个体素的辐射密度。根据所述辐射密度，可以获得PET图像数据。这个PET图像数据被存储在存储装置28中。

PET图像数据与X射线计算机断层图像数据熔合，从而获得包括两个数据段并被存储在存储装置28中的熔合的断层图像数据(步骤61)。PET图像数据和X射线计算机断层图像数据的熔合，可以通过对准两个图像数据段中的通孔部分30的中心轴被容易而精确地进行。即，PET图像数据和X射线计算机断层图像数据根据由公共辐射检测器4输出的图像拾取信号被产生，因此可以如上所述精确地进行对准。熔合的断层图像数据从存储装置28中调出，并输出到显示装置29(步骤29)，因而在监视器32的显示器上被显示。在监视器32上显示的熔合的断层图像包括X射线计算机断层图像，因此可以容易地检查在PET图像中的感染部位在受检者7体内的位置。即，因为X射线计算机断层图像包括内部器官和骨骼的图像，故医生可以根据内部器官或骨骼的关系识别感染部位的位置(例如癌的感染部位)。

X射线计算机断层图像需要多个扫描数据段，因此可以通过使用X射线源装置17沿着导轨50移动X射线源3，由辐射检测器4计算所需的数据量。

在这个实施例中，每个辐射检测器4检测通过受检者35的身体的X射线(所谓“穿透的X射线”)和由PET放射性药物引起的从体内发出的γ射线。因此，常规的技术需要用于检测穿透的X射线的图像拾取装置和作为图像拾取装置用于检测γ射线的另一个图像拾取装置。本实施例容许只利用一个图像拾取装置2便能检测上述穿透的X射线和γ射线，因而大大简化了放射成像设备的配置，减少了放射成像设备的尺寸。此外，本实施例使得能够从用于检测穿透的X射线和γ射线的辐射检测器4的输出信号中分离X射线图象拾取信号和γ射线图象拾取信号，使用被分离的X射线图像拾取信号的强度重构包括受检者内部器官和骨骼的第一断层图像(X射线计算机断层图像)，并使用被分离的γ射线图像拾取信号的强度重构包括受检者的感染部位图象的第二断层图像(PET图像)。因为第一断层图像数据和第二断层图像数据是根据检测穿透的X射线和γ射线的辐射检测器4的输出信号被重构的，所以通过精确的对准可以熔合第一断层图像数据和第二断层图像数据，并容易地获得感染部位、内部器官和骨骼的精确的断层图像(熔合的断层图像)。这个熔合的断层图像使得能够根据内部器官或骨骼的关系精确地识别感染部位的位置。

因为本实施例可以由公共的辐射检测器4获得用于产生第一断层图像所需的图像拾取信号和用于产生第二断层图像所需的图像拾取信号，故可以大大缩短检查受检者所需的时间(检查时间)。换句话说，本实施例可以在短的检查时间内获得用于产生第一断层图像所需的图像拾取信号和用于产生第二断层图像所需的图像拾取信号。本实施例不需把受检者从检测穿透的X射线的图像拾取装置移动到检测γ射线的另一个图像拾取装置，如在现有技术中那样，因而可以减少受检者移动的可能性。不需把受检者从检测穿透的X射线的图像拾取装置移动到检测γ射线的另一个图像拾取装置还能够缩短检查受检者的时间。

因为本实施例包括被设置在引入受检者35的通孔部分30周围的环形的辐射检测器4的阵列，所以可以检测通过受检者35的X射线和由放射性药物引起的从受检者35中发出的γ射线。这个效果在实施例2-12中也可以获得，它们将在后面进行说明。尤其是按照实施例1-3和实施例6-12，多个环形辐射检测器阵列沿床16的纵向设置，因此增加了沿所有方向从受检者35发出的多个γ射线对的检测效率。

此外，用于检查X射线图像拾取信号以便产生X射线计算机断层图像所需的时间小于用于获得γ射线图像拾取信号以便产生PET图像所需的时间。因而，通过总是利用来自X射线源9的X射线照射受检者并在检查期间获得X射线图像拾取信号以便获得γ射线图像拾取信号，即使受检者在检查期间移动，也可以由根据X射线图像拾取信号获得的连续的X射线计算机断层图像校正由于受检者的移动而引起的PET图像的偏差。

用作辐射检测器4的半导体辐射检测器具有高的能量分辨率。因而，本实施例可以使用信号识别器19容易地从辐射检测器4输出信号中分离X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号。

顺便说来，在全部的检查时间内，不需要对受检者进行X射线计算机断层图像检查和PET检查。按照所需的数据的数量，可以有时只进行PET检查或者只进行X射线计算机断层图像检查。

(实施例2)

下面说明按照本发明另一个实施例的放射成像设备。虽然没有示出，本实施例的配置使用图8所示的信号识别器19A代替图1的配置中的信号识别器19。信号识别器19A也可以用于代替实施例4中的信号识别器19，这在后面将要说明。信号识别器19A具有这样一种配置，其在上述的信号识别器19上增加了转换开关31，并由信号处理器22代替脉冲高度分析器38。信号识别器19A具有波形成形装置20，γ射线识别器21和用于计算X射线的强度的信号处理器22。信号处理器22具有一个积分器(未示出)。转换开关31包括可动端子32和固定端子33，34。导线33和可动端子32相连。波形成形装置20和固定端子33以及γ射线识别器21相连。信号处理器22和固定端子34相连。信号识别器19A是一种信号处理器，其具有作为第一信号处理器的信号处理器22和具有波形成形装置20和γ射线识别器21的第二信号处理器。

在图2所示的信号处理器19的情况下，γ射线图像拾取信号和X射线图像拾取信号被输入到γ射线识别器21和脉冲高度分析器38，因此不能把每个信号的量保持为一个固定的值。此外，最好也可以是，由X射线源9辐射X射线的时间间隔小于信号识别器的时间窗口Δτ，以便缩短X射线计算机断层摄影检查的检查时间。为了满足这个要求，本实施例的信号识别器19A包括转换开关31，使得通过导线23发出的图像拾取信号通过转换开关31的转换被传送到γ射线识别器21或者信号处理器22。在PET检查期间，可动端32和固定端33相连，从而进行PET检查。

用于连接转换开关31的固定端33或固定端34的转换操作根据驱动控制器17输出的控制信号进行。驱动控制器17控制X射线源装置8的运动，如上所述，但是同时还选择和X射线源9相反的180度的辐射检测器4，并使和选择的辐射检测器4相连的信号识别器19A的转换开关31的可动端32和固定端34相连。

现在说明上述的辐射检测器4(和X射线源3相对呈180°)的选择方法。在X射线源驱动装置10中的电动机和一个编码器(未示出)相连。驱动控制器17接收编码器的检测信号，并确定X射线源9在导轨12上的位置，并使用被存储的每个辐射检测器4的位置的数据选择其位置和X射线源9相对呈180度的辐射检测器4。因为从X射线源9辐射的X射线沿导轨12的周边方向具有某个宽度，所以除去选择的辐射检测器4之外，具有多个这样的辐射检测器4，其沿周边方向检测通过受检者35的身体的X射线。驱动控制器17也选择多个辐射检测器4。因此，驱动控制器17也使和辐射检测器4相连的多个转换开关31和固定端34相连。当由于X射线源9的运动而使驱动控制器17选择另一个辐射检测器4时，和新选择的辐射检测器4相连的可动端32和固定端34相连。和选择的辐射检测器4相连的可动端32通过驱动控制器17和固定端33相连。

在可动端32和固定端33相连的情况下，从辐射检测器4输出的γ射线图像拾取信号通过波形成形装置20被输入到γ射线识别器21，并以和上述的放射成像设备1相同的方式被处理。从γ射线识别器21输出的脉冲信号被输入到一致检测器26。从一致检测器26输出的γ射线图像拾取信号的计数率被输入计算机27，并被放射成像设备1A处理，并以这种方式获得PET图像数据。在本实施例中，如后所述，在可动端32和固定端33相连时没有X射线被输入到辐射检测器4，因此，只有γ射线图像拾取信号被输入波形成形装置20和γ射线识别器21。γ射线识别器21通过第一滤波器删除对PET图像数据有不利影响的低能的γ射线信号。因而，有可能以高的精度获得PET图像数据。

下面使用图9A-9D说明从辐射检测器4输出的X射线图像拾取信号的处理。因为由X射线源9辐射X射线的时间间隔小于信号识别器19A的时间窗口Δτ，故在Δτ的时间间隔内，许多X射线被输入辐射检测器4。另一方面，在由PET放射性药物引起而产生的γ射线的情况下，如果在Δτ的时间间隔内产生多个γ射线对，则不知道在哪些辐射检测器4之间产生的γ射线。因此，该系统被这样构成，使得在时间间隔Δτ内，在受检者的体内只产生一个平均值最大的X射线对。这可以通过调节被给予受检者的PET放射性药物的量为这样一个量，使得在Δτ的时间间隔内在身体内只产生一个平均值最大的γ射线对。因为辐射检测器4的数量对于一般的PET装置具有几千或几万个，故在时间间隔10Δτ等的时间间隔内，多个γ射线进入同一个辐射检测器的几率几乎是0。因而，例如假定在10Δτ的检查时间内从X射线源9辐射X射线，并且在所述时间间隔内γ射线曾经进入辐射检测器4(图9B)。则由通过人体的X射线产生的X射线图像拾取信号和由γ射线产生的γ射线图像拾取信号如图9D，9C所示。结果，从辐射检测器4输出的图像拾取信号似乎如图9B所示。因此，例如通过从辐射检测器4的输出信号中除去最大的信号而获得的平均信号获得X射线图像拾取信号的强度。

在可动端32和固定端34相连时，由辐射检测器4检测到的X射线图像拾取信号和极少量的γ射线图像拾取信号被输入到信号处理器22，并通过积分器对这些信号进行积分。图像拾取信号的积分在可动端32和固定端34相连时进行，并且当可动端32和固定端33相连时完成所述积分。

信号处理器22把X射线图像拾取信号的积分的值，即关于X射线图像拾取信号的强度的信息输入给计算机27。在本实施例中，图5中的步骤54的“输入X射线图像拾取信号的计数率”相应于“输入X射线图像拾取信号的强度”，在步骤55中的“存储X射线图像拾取信号的计数率”相应于“存储X射线图像拾取信号的强度”并且不进行步骤56的处理。在步骤55中的处理之后进行步骤57的处理。步骤57的计算处理从输入的X射线图像拾取信号的强度中提取γ射线图像拾取信号的积分值〔预定数量(1或2)γ射线图像拾取信号的积分值〕，并利用可动端32和固定端34相连的时间间隔平均所得的结果，借以计算X射线图像拾取信号的平均强度。根据所述平均强度，计算每个体素的衰减率，并在步骤58获得X射线计算机断层摄影数据。

使用信号识别器19A改善了固定量的γ射线图像拾取信号和X射线图像拾取信号的可维持性。使用信号识别器19A代替信号识别器19的本发明的放射成像设备也具有在实施例1中所述的效果。虽然本实施例不像实施例1那样进行从辐射检测器4的输出信号中分离X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号的处理，但是本实施例可以根据从辐射检测器4输出的X射线图像拾取信号产生X射线计算机断层摄影数据，并且因而可以根据γ射线图像拾取信号获得PET图像数据。

(第3实施例)

下面参照图10说明按照本发明另一个实施例的放射成像设备。这个实施例表示使用一图像拾取装置2A进行X射线计算机断层摄影检查和PET检查的例子。这个实施例的放射成像设备1A具有通过导线23B和信号处理器22相连的辐射检测器4A和通过导线23A和信号识别器19B相连的辐射检测器4B。辐射检测器4A和辐射检测器4B是半导体辐射检测器，如同辐射检测器4的情况那样。辐射检测器4A和辐射检测器4B在图像拾取装置2A的通孔部分30的圆周方向被交替地设置。辐射检测器4A和辐射检测器4B并不总是被交替地设置，而是根据需要可以改变它们的排列比。信号识别器19B是一种信号处理器。

信号识别器19B具有串联连接的波形成形装置20和γ射线识别器21。波形成形装置20和导线23A相连。

辐射检测器4A和辐射检测器4B和在图1的实施例中的辐射检测器4的情况下那样输出X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号。和辐射检测器4A相连的信号处理器22和在上述的信号识别器19A的信号处理器22的情况那样输出X射线图像拾取信号的强度。接收辐射检测器4B的输出的波形成形装置20和γ射线识别器21进行和信号识别器19相同的处理。γ射线识别器21根据γ射线图像拾取信号产生脉冲信号。

由本实施例的计算机27进行的处理和实施例2中所述的相同。最后，获得和X射线计算机断层摄影数据以及PET图像数据组合的熔合的断层图像数据。本实施例可以获得在实施例2中所述的效果。为了补偿由于交替设置辐射检测器4A和辐射检测器4B而存在这样的位置，在所述位置没有检测到γ射线(设置有辐射检测器4A的位置)，和由于存在这样的位置，在所述位置没有检测到X射线(设置有辐射检测器4B的位置)而使PET图像和X射线计算机断层图像的质量降低，例如使用电动机使辐射检测器4A和辐射检测器4B沿通孔部分30的周边方向转动。这使得能够仔细地沿周边方向检测X射线和γ射线。这可以防止PET图像或X射线计算机断层图像的质量降低。

(实施例4)

下面根据图12说明作为本发明另一个实施例的放射成像设备1B。放射成像设备1B具有X射线计算机断层摄影装置和SPECT装置的功能。放射成像设备1B的图像拾取装置2B包括在放射成像设备1的图像拾取装置2内的辐射检测器环形结构内部的准直器63。放射成像设备1B的其余配置和放射成像设备1相同。计数器5A和信号识别器4的各个γ射线识别器42相连。也可以对于几个γ射线识别器21提供一个计数器64。用这种方式对每个辐射检测器4提供一个准直器63(图12中未示出)使得它们彼此面对，并具有供X射线和γ射线通过的通孔。本实施例表示使用一个图像拾取装置2B进行X射线计算机断层摄影检查和SPECT检查(使用辐射检测器检测由SPECT放射性药物引起的从受检者35体内发出的γ射线的作用)的例子。

在SPECT检查期间，受检者35被给予包括上述的单光子放射物的SPECT放射性药物，并躺在床16上，由辐射检测器4检测由SPECT放射性药物引起的在受检者35的体内产生的单γ射线。为了检测从特定角度输入的γ射线，准直器63被按上述方式设置。例如，准直器63使γ射线垂直于辐射检测器4，以便输入到辐射检测器4中。

当由辐射检测器4检测通过受检者35的身体的X射线时，还需要沿对角线方向输入到辐射检测器4的X射线。如果这种X射线被准直器63阻断，则不能进行X射线计算机断层摄影检查。因而，本实施例使用X射线源9产生高能量的X射线，使这些X射线照射到受检者35上，从而利用辐射检测器4检测通过人体之后的X射线。和图1中的实施例使用的X射线源9相比，在本实施例中的X射线源9辐射具有较高能量的X射线。

由SPECT放射性药物引起的γ射线的能量小于由PET放射性药物引起的γ射线的能量。由SPECT放射性药物引起的γ射线的能量范围为例如大约80eV-130keV。在这种情况下，准直器63被这样构成，使得其能量大约等于或小于80eV的γ射线除去通孔之外不能通过。

从X射线源9发出的X射线被阻止具有和由SPECT放射性药物产生的γ射线相同的能量并被进一步调节使得具有能够穿透准直器63的通孔之外的部分的能量。这使得在安装有准直器63的情况下能够进行X射线计算机断层摄影检查。假定X射线的能量是300keV，γ射线的能量是100keV，并且使用钨作为准直器63的材料。在具有300keV的钨的光子的线性衰减系数大约为6.0cm^-1时，具有100keV的光子的线性衰减系数大约是83cm^-1。因此，当X射线和γ射线穿透准直器10的厚度为0.5mm时，此时X射线穿透75％，而γ射线只穿透2％。结果，辐射检测器4也输出沿对角线方向进入辐射检测器4的X射线的输出信号，而不输出沿对角线方向输入的由准直器63阻断的γ射线的输出信号。

在本实施例中，每个辐射检测器4检测从X射线源9发出的并通过受检者35的身体的X射线和由SPECT放射性药物引起的从感染部位发出的γ射线，并输出包括X射线图像拾取信号的输出信号(图像拾取信号)和γ射线的检测信号(γ射线图像拾取信号)。信号识别器19从图像拾取信号中分离X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号。在本实施例中，γ射线识别器21当被输入其能量等于或小于第一能量设置值(例如120keV)的图像拾取信号(γ射线图像拾取信号)时输出脉冲信号。计数器64计数所述脉冲信号，并计算γ射线图像拾取信号的计数率。脉冲高度分析器38输出其能量范围为从第二能量设置值(例如290keV)到第三能量设置值(例如310keV)的图像拾取信号(X射线图像拾取信号)的计数率。γ射线图像拾取信号的计数率和X射线图像拾取信号的计数率被输入到计算机27并被存储在存储器28中。计算机27使用这些计数率执行图5所示的处理。在本实施例中的步54到62，下面只说明和图1的实施例中的不同的步骤。和图1所示的步56进行的校正不同，在本实施例中在步56进行的X射线图像拾取信号的计数率的校正使用准直器63的线性衰减系数执行。下面详细说明这种校正。

因为所获得的X射线图像拾取信号的计数率包括已经通过准直器63的X射线的计数率，故这个计数率需要使用准直器63的线性衰减系数被校正。例如，在准直器63由钨制成的情况下，X射线穿透准直器63的厚度为1mm，根据上述的线性衰减系数，计数大约变成0.55倍。因而，可以通过由其倒数乘被存储在存储装置28中的X射线图像拾取信号的计数率来校正所述计数率。

在本实施例的步骤60中，通过使用滤波后投影方法能够进行SPECT图像的重构。SPECT图像指的是使用在本实施例中获得的γ射线图像拾取信号的计数率重构的受检者35的截面的断层图像。在本实施例的步61中，X射线计算机断层图像数据通过使相应于在步58获得的X射线计算机断层摄影数据的图像拾取装置的通孔部分30的中心轴线和相应于在步60获得的SPECT图像数据的图像拾取装置的通孔部分30的中心轴线一致，被精确地和SPECT图像数据熔合。所获得的熔合的断层图像数据被存储在存储装置28中。

本实施例通过组合根据上述从辐射检测器4输出的两种输出信号获得的X射线计算机断层摄影数据和SPECT图像数据，获得熔合的断层图像数据，并且可以获得在图1的实施例中产生的效果。在图1的实施例的效果的说明中的“PET”图像相应于本实施例中的“SPECT图像”。

在对受检者进行检查的整个时间间隔内不需进行X射线计算机断层摄影检查和SSPET两种检查。根据所需的数据量，可以具有只进行X射线计算机断层摄影检查的时间间隔。

在实施例2，3和6中使用的每个图像拾取装置中，也可以把准直器63置于每个辐射检测器的通孔部分30的中心侧上，如本实施例中的情况那样。具有这种准直器63的每个图像拾取装置都可以用于SPECT检查。

(实施例5)

下面使用图13和图14说明按照本发明另一实施例的放射成像设备1C。和上述的放射成像设备1B一样，放射成像设备1C具有X射线计算机断层摄影装置和SPECT装置的功能。放射成像设备1C和放射成像设备1B的不同之处在于，放射成像设备1B的图像拾取装置2B由图像拾取装置2C代替。除去图像拾取装置2C之外，放射成像设备1C的其余的配置和放射成像设备1B的相同。图像拾取装置2C具有这样的结构，其能够使准直器63和X射线源9沿通孔部分30的轴线方向运动，而这种结构在图像拾取装置2B中是没有的。图像拾取装置2C的其余配置和图像拾取装置2B的相同。本实施例表示这样一个例子，其中X射线计算机断层摄影数据和SPECT检查可以使用一个图像拾取装置2C进行。

准直器63被安装在多个线性的水平导轨(未示出)上，所述导轨沿着通孔部分30的轴向延伸，以这种方式被安装在壳体15内部，使得可以沿水平方向运动。沿水平方向驱动准直器63的准直器驱动装置包括被安装在壳体15中的准直器存储区域65中的电动机，和所述电动机的转轴相连的小齿轮，以及被提供在准直器63的周边上的齿条，所有这些都没有示出。齿条在准直器63的周边上以这种方式沿通孔部分30的轴线方向延伸，使得避开准直器63的通孔。小齿轮和所述齿条啮合。具有齿条的准直器63借助于由电动机的转矩转动的小齿轮沿通孔部分30的轴线方向运动。除去使上述的X射线源装置8沿导轨12运动的驱动机构(第一驱动机构)之外，X射线源驱动装置10包括另一个驱动机构(第二驱动机构，未示出)，用于使X射线源9沿通孔部分30的轴线方向运动。所述第二驱动机构包括第二动力传送机构，其通过第二离合器和上述的X射线源驱动装置10的电动机相连，以及为所述X射线源9提供的和齿条(沿着通孔部分30的轴向延伸)啮合的和第二动力传送机构相连的小齿轮。本实施例通过第一离合器使第一驱动机构的动力传送机构(第一动力传送机构)和上述的电动机相连。

在本实施例中的准直器63在进行SPECT检查之前利用准直器驱动装置被移动到辐射检测器4的前方。此外，在开始SPECT检查之前，准直器驱动装置通过第一离合器释放电动机和第一动力传送机构之间的连接。并通过第二离合器使电动机和第二动力传送机构相连，从而使X射线源9从辐射检测器4的前方移动到通孔部分30的外部。在这种条件下进行SPECT检查。在开始进行X射线计算机断层摄影检查之前，准直器63由准直器驱动装置被容纳在准直器存储区域65中，如图14所示。在X射线计算机断层摄影检查开始之前，借助于由第二离合器连接的电动机和第二动力传送机构，通过驱动所述电动机，X射线源9被引入通孔部分30中，如图14所示。

被给予SPECT放射性药物的受检者躺在床16上。在SPECT检查期间，需要使用上述的准直器63识别进入辐射检测器4的γ射线的方向。因而，在图13所示的条件下进行SPECT检查。在SPECT检查期间，从辐射检测器4只输出γ射线图像拾取信号，并且从信号识别器19的γ射线识别器21向γ射线图像拾取信号输出脉冲信号。脉冲信号被计数器64计数，并被输入计算机27(未示出)，作为γ射线图像拾取信号。

在X射线计算机断层摄影检查期间，X射线源驱动装置10通过第一离合器连接电动机和第一动力传送机构(第二离合器被释放)，并驱动电动机使得X射线源装置8沿导轨12运动。通过受检者35的身体的X射线被辐射检测器4检测。辐射检测器4只输出X射线图像拾取信号，并且信号识别器19的脉冲高度分析器38输出X射线图像拾取信号的计数率。这个计数率也输入到计算机27。计算机27进行类似于在放射成像设备1B中的计算机27的处理，通过组合SPECT图像数据和X射线计算机断层摄影数据获得熔合的断层图像数据。这种熔合的断层图像数据被显示在显示装置29上(未示出)。

在本实施例中，使用一个图像拾取装置2C可以检测上述穿透的X射线和γ射线，而不需要用于两个图像拾取装置的两个辐射检测器，因而大大简化了放射成像设备的结构。

使用由辐射检测器4的输出信号分离出的X射线图像拾取信号的强度，本实施例可以重构在实施例1中描述的受检者的第一断层图像(X射线计算机断层图像)，并且使用被分离出的γ射线图像拾取信号的强度，重构包括受检者感染部位图象的第二断层图像(SPECT图像)。本实施例可以进行精确的熔合，并且容易地获得如同实施例1的情况中的包括感染部位、内部器官和骨骼的图像的精确的断层图像。此熔合的断层图像使得能够精确地识别感染部位相对于内部器官和骨骼的位置。由于和实施例1所述的相同的原因，本实施例可以缩短受检者的检查时间。在SPECT检查期间，通过设置床16的运动方向和在X射线计算机断层摄影检查期间的床16的运动方向相反，可以进一步缩短检查时间。例如，在刚刚完成X射线计算机断层摄影检查之后，在使床16沿着其被引入通孔部分30中的方向运动的同时，进行X射线计算机断层摄影检查，在使床16沿着其被拉出通孔部分30中的方向运动的同时，进行X射线计算机断层摄影检查SPECT检查。和在X射线计算机断层摄影检查完成之后，把床从通孔部分30中拉出，然后再引入通孔部分30中进行SPECT检查的情况相比，这种情况缩短了检查时间。

本实施例中的X射线源9也可以是发射比放射成像设备1B的X射线源9低的能量的X射线源，在这种情况下，系统变得更紧凑。因此，本实施例可以使用低能的X射线，借以减少加于病人的负担。不过，在X射线的能量被减少到由SPECT放射性药物引起的从人体内发出的γ射线的能级的情况下，信号识别器19将不能识别X射线图像拾取信号的能量和γ射线图像拾取信号的能量。因此，例如，如果使用产生80keV的SPECT放射性药物，则需要使用例如100keV的X射线。

在利用被容纳在准直器存储区域65的准直器63进行X射线计算机断层摄影检查期间，辐射检测器4也检测从体内发出的γ射线，此时，不能获得相对于输入辐射检测器4的γ射线的角度信息。如果根据这个γ射线检测信号(γ射线图像拾取信号)获得SPECT图像数据，则即使X射线源发射较低能量的X射线，也不需要准直器63，这使得能够减少图像拾取装置1C的通孔部分30沿轴向的尺寸。这导致减少图像拾取装置2C的尺寸。为实现这点可以使用两种方法。第一种方法是假定一种特定的分布条件下在准直器63被容纳在准直器存储区域65中时估算输入到辐射检测器4的γ射线的计数。第二种方法是利用用于检测辐射检测器4的γ射线的具有最长的时间间隔的时间，在此时间内准直器63不位于前方，作为参考时间，并调整由另一个辐射检测器4检测的γ射线的计数率到相应于所述参考时间的计数率。使用第一或第二种方法，使用作为每个辐射检测器4的输出的γ射线图像拾取信号获得的计数率的加权被均衡，并例如使用滤波后投影方法计算SPECT图像数据。

(实施例6)

下面使用图15说明按照本发明另一实施例的放射成像设备1D。放射成像设备1D具有这样的配置，其在放射成像设备1的配置上附加一个X射线源控制器18，并且放射成像设备1的信号识别器19由图8所示的信号识别器19A代替。图像拾取装置2D具有这样的配置，其中在图像拾取装置2上附加了X射线源控制器18。放射成像设备1D的其余配置和放射成像设备1的相同。这个实施例表示这样一个例子，其中使用图像拾取装置2D进行X射线计算机断层摄影检查和PET检查。

在说明本实施例的特定的检查之前，首先说明本实施例中的放射检查的原理。本实施例基于本发明人等所作所以下考虑。X射线计算机断层摄影数据根据由辐射检测器检测到的X射线的强度产生，其中借助于在一个预定的时间内沿特定的方向照射由X射线源发出的X射线，并重复(扫描)辐射检测器对通过人体的X射线的检测。为了获得精确的X射线计算机断层摄影数据，最好是在进行X射线计算机断层摄影检查时，在受检者的体内发出的γ射线不进入检测X射线的辐射检测器。为此目的，根据本发明人等人的新的认识，即，“在一个辐射检测器中，如果X射线在受检者上照射的时间按照入射的γ射线的量被缩短，则γ射线的影响是可以忽略的”，这个实施例旨在缩短X射线照射受检者的时间。为了确定X射线照射的时间T，首先考虑入射到辐射检测器上的γ射线的量。假定基于在PET检查中给予受检者的PET放射性药物的体内的放射性是N(Bq)，所产生的穿过人体的γ射线的速率是A，由一个辐射检测器的立体角算出的入射速率是B，以及辐射检测器的灵敏度是C。则由一个辐射检测器检测的γ射线的速率α(射线/秒)由式(1)给出。

α＝2NABC    (1)

在式(1)中，系数“2”指的是当一个正电子被消灭时发射一对(2个射线)γ射线。在发射时间T内由一个辐射检测器检测到的γ射线的几率W由式(2)给出。

W＝1-exp(-Tα)    (2)

通过以这样的方式确定发射时间T，使得式(2)中的W的值被减少，则在X射线计算机断层摄影检查期间进入一个辐射检测器的γ射线的影响小到可以忽略的程度。

下面说明X射线发射时间T的一个例子。根据式(1)和(2)计算一个特定的X射线发射时间T。由在PET检查中给予受检者所PET放射性药物引起的体内的辐射强度最大为360MBq(N＝360MBq)的数量级，如果假定受检者的身体是具有15cm的半径水，则通过人体的γ射线的穿透率为0.6(A＝0.6)数量级。例如，如果在半径为50cm的环形中设置每侧5mm的辐射检测器，则由一个辐射检测器的立体角算出的入射速率B是8×10^-6(B＝8×10^-6)。此外，当使用半导体辐射检测器时，辐射检测器的检测灵敏度C最大是0.6的数量级。由这些值可得，一个辐射检测器的γ射线检测速率α为2000(射线/sec)的数量级。例如，假定X射线发射时间T是1微秒。则在X射线检测期间一个辐射检测器检测到γ射线的几率W是0.003。因此，γ射线是几乎可以忽略的。在人体中的放射剂量是360MBq或更小的情况下，如果X射线发射时间是1微秒或更小，则W＜0.003，即，检测到γ射线的几率为0.3％或更小，这是可以忽略的。

X射线源控制器18控制从X射线源9发射X射线的时间。X射线源9包括X射线管(未示出)。所述X射线管具有阳极、阴极、用于阴极的电流源和用于在外圆柱的内部在阳极和阴极之间施加电压的电压源。阴极由钨丝构成。当电流从电流源流向阴极时，则从钨丝发射电子。这些电子被由电压源施加于阴极和阳极之间的电压(几百kV)加速，并和作为靶子的阳极(W，Mo等)碰撞。电子和阳极的碰撞产生80keV的X射线。这些X射线从X射线源3中发出，并照射到在床16上的受检者35上。受检者35被给予PET放射性药物，使得在体内的放射剂量达到360MBq。

当从驱动控制器9输出驱动开始信号时，X射线源驱动装置10沿着导轨12运动，如上所述，并且X射线源9也一起运动。X射线源9由X射线源驱动装置10驱动以预定的速度沿着导轨12运动。在第一设置时间期间，X射线源控制器18关闭被提供在X射线管的阳极(或阴极)和电压源之间的开关(下文称为“X射线源开关”，未示出)，并且在第二设置时间期间打开所述开关，并重复这种开关控制。在第一设置时间期间，在阳极和阴极之间施加电压，而在第二设置时间期间不施加电压。这种控制使得能够从X射线管发射脉冲状的X射线。第一设置时间是发射时间T(例如1微秒)。第二设置时间是时间T0，在此期间，X射线源9在辐射检测器4和与其相邻的另一个辐射检测器之间运动，并由X射线源9沿导轨12的圆周方向的运动速度确定。第一或第二设置时间被存储在X射线源控制器18中。

下面说明按照本实施例的X射线计算机断层摄影装置中的X射线的检测和检测到的X射线的信号处理。当开始X射线计算机断层摄影检查时，从驱动控制器17输出驱动开始信号，并且X射线源9沿着导轨12运动，如上所述。驱动开始信号被输入到X射线源控制器18。X射线源控制器18根据输入的驱动开始信号向X射线源9或者更具体地说向X射线管输出X射线产生开始信号。X射线源开关由所述X射线产生开始信号闭合。在阳极和阴极之间提供电压，因而产生X射线。由X射线源9产生的X射线以扇束的形式照射到受检者35上，它们通过受检者35，并进入多个辐射检测器4，这些辐射检测器4的中心在这样一个辐射检测器4上，所述辐射检测器4位于以通孔部分30的轴向中心为基点与X射线源9呈180度的位置。X射线源控制器18在第一设置时间即1微秒内关闭X射线开关，并在接着的第二设置时间内打开X射线开关。当X射线源9沿周边方向运动时，X射线开关按照上述的时间间隔重复打开/关闭。在X射线源开关闭合时发射的X射线进入面向上述X射线源9的每个上述的辐射检测器4。

如实施例2中所述，收到X射线的每个辐射检测器4发出的输出信号被输入到信号处理器22，因为转换开关31的可动端32在驱动控制器17的控制下和固定端34相连。信号处理器22向计算机27输入关于X射线图像拾取信号的强度的信息。由PET放射性药物引起的511keV的γ射线从受检者35中发出，并且这些γ射线进入辐射检测器4。由输入X射线的辐射检测器4检测到γ射线的几率小得可以忽略，如上所述。输入X射线的辐射检测器4之外的辐射检测器4检测γ射线，并输出γ射线图像拾取信号。因为和这些辐射检测器4相连的可动端32和固定端33相连所以，γ射线图像拾取信号被输入到波形成形装置20和γ射线识别器21。相应于等于或大于从γ射线识别器21输出的第一能量设置值的γ射线图像拾取信号的脉冲信号被一致检测器26计数。获得的γ射线图像拾取信号的计数率被输入到计算机27。由计算机执行的处理和实施例2中说明的相同。不过，在实施例2中执行的步骤57的处理中，本实施例不执行减去γ射线图像拾取信号的积分值的操作。通过计算机27的处理获得熔合的断层图像数据。

本实施例可以获得实施例2中所述的效果。在本实施例中，和实施例2相比，被输入到信号处理器22中的γ射线图像拾取信号的数量被大大减少。因此，根据X射线图像拾取信号，能够获得精确的X射线计算机断层摄影数据。当最后获得的熔合的断层图像数据在显示装置29上显示时，便可以准确地知道感染部位的位置。如实施例2的情况一样，本实施例不进行从辐射检测器4的输出信号中分离X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号的处理。但是可以产生X射线计算机断层摄影数据并获得PET图像数据。

(实施例7)

下面参照图16和17说明按照本发明另一实施例的放射成像设备。本实施例的放射成像设备1包括图像拾取装置2D，受检者保持装置14、信号识别器19A、一致检测器26、计算机(例如工作站)27、存储装置28和显示装置29。受检者保持装置14包括支撑15，以可以沿纵向运动的方式设置在支撑15的顶部的床16。图像拾取装置2D被沿垂直于床16的纵向的方向设置，并且包括辐射检测器环状结构3、X射线源圆周方向传送单元7、驱动控制器17、X射线源控制器18和壳体(未示出)。辐射检测器环状结构3包括环形保持部分5和在环形保持部分5的内部呈环形设置的多个辐射检测器4。在辐射检测器环状结构3的辐射检测器4的内部，形成有被引入床16的通孔部分30。不仅沿环形保持部分5的圆周方向设置有多个辐射检测器4(大约总共10000个)，而且沿通孔部分30的轴向设置有多个辐射检测器4。所述辐射检测器4是半导体辐射检测器，并且作为检测部分的每边5mm的立方体的半导体装置由碲化镉(CdTe)制成。检测部分还可以由砷化镓(GaAs)或碲化镉锌(CZT)制成。环形保持部分5被设置在支撑6的顶部。支撑6和15相互连接，并被固定到检查室的地板上。驱动控制器17和X射线源控制器18被设置在环形保持部分5的外表面上。辐射检测器环状结构3，驱动控制器17和X射线源控制器18被设置在壳体内。

X射线源圆周方向传送单元7包括X射线源装置8和环形X射线源保持部分13。X射线源保持部分13被连附在环形保持部分5的外表面上，位于环形保持部分5的一端。环形导轨12被设置在X射线源保持部分13的一个端面上。导轨12和X射线源保持部分13围绕着通孔部分30。X射线源装置8包括X射线源9，X射线源驱动装置10和轴向传送臂11。X射线源驱动装置10包括在壳体内配备有第一电动机(未示出)和减速齿轮机构的动力传动机构。动力传动机构和第一电动机的转轴相连。轴向传送臂11伸入通孔部分30中，和X射线源驱动装置10的壳体相连。X射线源9和轴向传送臂11相连。轴向传送臂11沿通孔部分30的轴向伸长，从而沿通孔部分30的轴向移动X射线源9。轴向传送臂11借助于被安装在X射线源驱动装置10内的第二电动机(未示出)的作用伸长。X射线源驱动装置10和导轨12相连，使得其可以沿着导轨12运动而不会掉下。X射线源驱动装置10包括用于接收来自上述动力传动机构的转动力的小齿轮(未示出)。所述小齿轮和导轨12上的齿条啮合。

X射线源9包括公知的X射线管(未示出)。所述X射线管和实施例6中的X射线管具有相同的结构和功能，并产生80keV的X射线。这些X射线从X射线源9发出。

辐射检测器4通过导线23和其相应的信号识别器19相连。对于每个辐射检测器4提供一个具有图8所示的结构的信号识别器19A。信号识别器19A的γ射线识别器21通过一致检测器26和计算机27相连。被提供的一致检测器的数量是1，并且和γ射线识别器21相连。也可以对于几个γ射线识别器21提供一致检测器26。信号识别器19A的每个信号处理器和计算机27相连。存储装置28和显示装置29和计算机27相连。信号识别器19A是一种信号处理器。这种信号处理器具有包括信号处理器22的第一信号处理器和包括波形成形装置20以及γ射线识别器21的第二信号处理器。

本实施例为这样一个实例，其使用单个图像拾取装置2D进行X射线计算机断层摄影检查(使用辐射检测器检测从X射线源9发出并通过受检者的身体的X射线的作用)和PET检查(使用辐射检测器检测由PET放射性药物引起的从受检者体内发出的γ射线的作用)。本实施例也基于在实施例6中说明的辐射检测的原理。当进入人体的放射剂量被假定为360MBq或更低时，根据式(1)和(2)计算的特定的X射线发射时间T也可以被设置为1微秒或更少。

在进行放射检查之前，预先通过注射给予受检者35以PET放射性药物，使得进入体内的放射剂量是370MBq或更少。按照检查目的选择PET放射性药物(癌的定位或者检查心脏的动脉血流等)。使用图像拾取装置2，通过移动床16把受检者引入通孔部分30中进行X射线计算机断层摄影检查和PET检查，被给予了PET放射性药物的受检者35躺在床16上。

X射线源控制器18如实施例6那样控制从X射线源9发射X射线的时间。当开始X射线计算机断层摄影检查时，驱动控制器17输出驱动开始信号，并闭合使电源和X射线源驱动装置10的第一电动机相连的开关(下文称为“第一电动机开关”)。由于供给电流，第一电动机开关旋转，并通过动力传动机构将其转动力传送给小齿轮，因而小齿轮旋转。因为小齿轮和导轨12的齿条啮合，X射线源装置8，即X射线源9便沿导轨沿圆周方向运动。X射线源以预定的速度围绕受检者35运动。当完成X射线计算机断层摄影数据时，驱动控制器14输出驱动停止信号，并断开第一电动机开关。这使得X射线源沿圆周方向的运动停止。在本实施例中，呈环形设置在圆周方向的所有的辐射检测器4不沿圆周方向运动，也不沿通孔部分30的轴向运动。使用公知的不干涉X射线源的运动的技术，控制信号从不动的X射线源控制器和驱动控制器发送给可动的X射线源。

当开始X射线计算机断层摄影检查时，从驱动控制器17输出的驱动开始信号被输入X射线源控制器18。X射线源控制器18根据输入的驱动开始信号输出X射线产生信号。然后X射线源控制器18重复地输出X射线停止信号和X射线产生信号。通过重复地输出X射线停止信号和X射线产生信号，X射线源9在第一设置时间，即1微秒内发送X射线，并在第二设置时间内停止X射线的发送。在X射线源9的圆周方向运动期间，重复这种X射线的发送和停止。从X射线源9发出的X射线以扇束的形式照射到被引入通孔部分30中的受检者35上。当X射线源9沿圆周方向运动时，床16上的受检者35受到所有方向的X射线照射。这些X射线通过受检者35，并由沿圆周方向设置的多个辐射检测器4检测，这些辐射检测器4的中心在这样一个辐射检测器4上，所述辐射检测器4位于以通孔部分30的轴向中心为基点与X射线源9呈180°的位置。这些辐射检测器4输出X射线图像拾取信号。这些X射线图像拾取信通过它们的各自导线23输入到其各自的信号识别器19A上。为了方便，用于检测上述的X射线的辐射检测器4被称为“第一辐射检测器4”。

由PET放射性药物引起的511keV的γ射线从被引入通孔部分30中的床16上的受检者35发出。第一辐射检测器4之外的辐射检测器4检测从受检者35发出的γ射线，并输出γ射线图像拾取信号。这些γ射线图像拾取信号通过各自导线输入到其各自的信号识别器19A上。为了方便，用于检测γ射线的辐射检测器4被称为“第二辐射检测器4”。

在信号识别器19A中，从第二辐射检测器4输出的γ射线图像拾取信号被传送给γ射线识别器21，且从第一辐射检测器4输出的X射线图像拾取信号被传送给信号处理器22。这些图像拾取信号借助于信号识别器19A的转换开关31的操作被传送。根据从驱动控制器17输出的转换控制信号进行使转换开关31的可动端32和固定端33相连或者和固定端34相连的操作。驱动控制器17控制X射线源驱动装置10的传送操作，如上所述，并与此同时选择第一辐射检测器4，并使和这些第一辐射检测器4相连的信号识别器19的转换开关31的可动端32和固定端34相连。

下面说明选择第一辐射检测器4的方法。在X射线源驱动装置10中的第一电动机和一个编码器(未示出)相连。驱动控制器17接收编码器的检测信号，并确定X射线源驱动装置10即X射线源9沿圆周方向的位置，并使用被存储的每个辐射检测器4的位置的数据选择其位置和该X射线源9相对呈180°设置的辐射检测器4。因为从X射线源9辐射的X射线沿导轨12的周边方向具有某个宽度，所以除去选择的辐射检测器4之外，具有多个这样的辐射检测器4，其沿周边方向检测通过受检者35的身体的X射线。驱动控制器17也选择多个辐射检测器4。这些辐射检测器4是第一辐射检测器。当X射线源9沿圆周方向运动时，第一辐射检测器4也改变。似乎第一辐射检测器4也沿圆周方向和X射线源9一道运动。当在X射线源9沿圆周方向运动时驱动控制器17选择另一个辐射检测器4时，和成为新的第一辐射检测器4的辐射检测器4相连的可动端32和固定端34相连。当X射线源9沿圆周方向运动时，借助于驱动控制器17，使和不再是第一辐射检测器4的辐射检测器4相连的可动端32和固定端31相连。

第一辐射检测器4也可以被称为通过转换开关31和信号处理器22相连的辐射检测器4。第二辐射检测器4也可以被称为通过转换开关31和γ射线识别器21相连的辐射检测器4。根据和X射线源9的位置关系，在环形保持部分5中安装的各个辐射检测器4有时成为第一辐射检测器4或第二辐射检测器4。因此，一个辐射检测器4可以分别输出X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号。

第一辐射检测器4在1微秒的第一设置时间内检测由X射线源9发出并通过受检者35的X射线。如上所述，在1微秒的时间内，第一辐射检测器3检测到从受检者35发出的γ射线的可能性极小，因而可以忽略。由PET放射性药物引起的在受检者35中的体内产生的许多γ射线不沿特定的方向辐射，而沿所有方向辐射。这些γ射线是成对的，并且几乎沿彼此相反的方向辐射(180°±0.6°)，如上所述，因而可以被辐射检测器环状结构3的第二辐射检测器4中的任何一个检测。

在受检者35的感染部位的位置未被事先确定的情况下，使床16移动，以便对受检者35进行全身的PET检查。在进行这种PET检查时，使X射线源9沿圆周方向转动，并对进行PET检查的部分进行X射线计算机断层摄影检查。在受检者35的感染部位的位置事先由其它检查被确定的情况下，床16被这样移动，使得感染部位的预定位置被引入通孔部分30中，并使用图像拾取装置2在感染部位附近进行PET检查和X射线计算机断层摄影检查。

下面说明当输入从辐射检测器4输出的X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号时信号识别器19A的信号处理。从第一辐射检测器4输出的X射线图像拾取信号借助于上述的转换开关的作用被输入到信号处理器22，信号处理器22使用积分器积分输入的X射线图像拾取信号，并输出X射线图像拾取信号的积分值，即关于X射线图像拾取信号的强度的信息。

从第二辐射检测器4输出的γ射线图像拾取信号通过转换开关31的作用被输入波形成形装置20。波形成形装置20把具有上述的图3所示的波形的γ射线图像拾取信号转换成具有图4所示的时间高斯分布波形的γ射线图像拾取信号并输出。通过消灭从PET放射性药物发射的正电子而在人体内产生的γ射线的能量是511keV，如上所述。当收到具有等于或大于第一能量设置值450keV的图像拾取信号时，γ射线识别器21产生具有预定能量的脉冲信号，如实施例1所述。γ射线识别器21可被认为具有第一滤波器，如实施例1所述。

一致检测器26被馈给从每个信号识别器19A的γ射线识别器21输出的脉冲信号，使用这些脉冲信号进行一致性计数，并计算γ射线图像拾取信号的计数率。此外，一致检测器26存储两个检测点的数据作为γ射线检测的位置信息，在所述两个点上利用一对相应于一对γ射线的脉冲信号检测点一对γ射线(中心在通孔部分30的轴向的中心上的具有大约180°差的一对辐射检测器4的位置)。

计算机27执行图18所示的步骤54A，55A，57-62的处理。执行这种处理的计算机27是一种断层数据产生装置。由一致检测器26计数的γ射线图像拾取信号的计数率、从一致检测器26输出的检测点的位置信息以及从信号处理器22输出的X射线图像拾取信号的强度被输入(步骤54A)。γ射线图像拾取信号的计数率、检测点的位置信息和已经被输入的X射线图像拾取信号的强度被存储在存储装置28中(步骤55A)。如实施例1那样执行步57-62的处理。在步骤57中，使用从存储装置28中提取的X射线图像拾取信号的强度计算每个体素的X射线的衰减率。在显示装置29上显示熔合的断层图像数据。

顺便说明，X射线计算机断层图像需要多个扫描数据段，因此，通过使用X射线源驱动装置10使X射线源9沿着导轨12运动，可以从辐射检测器4获得所需的数据量。通过X射线源9的圆周扫描，本实施例能够获得受检者35的一个截面上的关于X射线图像拾取信号的两维的截面数据。关于在另一个截面上的X射线图像拾取信号的两维的截面数据，可以借助于伸长轴向传送臂11，并沿着通孔部分30的轴向移动X射线源9来获得。借助于积累这些两维的截面数据段，可以获得三维的截面数据。通过使用这些三维的截面数据，可以获得三维的X射线计算机断层摄影数据。此外，通过在X射线源9转动时沿通孔部分30的轴向连续地伸长轴向传送臂11，可以进行X射线的螺旋扫描。关于在另一个截面上的X射线图像拾取信号的两维的截面数据，也可以通过沿通孔部分30的轴向移动床16来获得，而不用伸长轴向传送臂11。

本实施例可以产生以下的效果：

(1)在本实施例中，在辐射检测器环状结构3上提供的多个辐射检测器4被设置成环形。本实施例使得被设置成环形的这些辐射检测器4不仅能够检测受检者35发出的γ射线，而且能够检测由沿周边方向运动的X射线源9发出并通过受检者35的X射线。因而，和需要一个图像拾取装置检测穿透的X射线，另一个图像拾取装置检测γ射线的常规的技术相比，本实施例只需要一个图像拾取装置，这简化了能够实行X射线计算机断层摄影检查和PET检查的放射成像设备的配置。

(2)在本实施例中，被设置呈环形的每个辐射检测器4输出X射线图像拾取信号，其是通过人体35的X射线的检测信号(称为“透射X射线”)，和γ射线图像拾取信号，其是由放射性药物引起的从人体内发出的γ射线的检测信号。这种配置进一步简化了放射成像设备的配置，并减小了放射成像设备的尺寸。

(3)本实施例可以利用X射线图像拾取信号重构包括受检者35的内部器官和骨骼的图像的第一断层图像(X射线计算机断层图像)，所述X射线图像拾取信号是被排列成环形的辐射检测器4的一个输出信号，并且可以使用γ射线图像拾取信号重构包括受检者35的感染部位的图像的第二断层图像，所述γ射线图像拾取信号是辐射检测器4的另一个输出信号。因为第一断层图像数据和第二断层图像数据根据检测穿透的X射线和γ射线的辐射检测器4的输出信号被重构，所以可以熔合被精确定位的第一断层图像数据和第二断层图像数据这使得能够容易地获得包括感染部位、内部器官和骨骼的精确的断层图像(熔合的断层图像)。所述熔合的断层图像使得能够准确地知道感染部位相对于内部器官和骨骼的位置。例如，通过对准第一断层图像数据和其中心在图像拾取装置2的通孔部分30的轴向中心上的第二断层图像数据，可以容易地获得含有两种断层图像的图像数据。

(4)本实施例可以由共用的辐射检测器4获得用于产生第一断层图像所需的图像拾取信号和用于产生第二断层图像的图像拾取信号，因而大大缩短了受检者35的所需的检查时间(检查时间)。换句话说，本实施例可以在短的检查时间内获得用于产生第一断层图像所需的图像拾取信号和用于产生第二断层图像所需的图像拾取信号。本实施例不需要使受检者从用于检测穿透的X射线的图像拾取装置移动到另一个用于检测γ射线的图像拾取装置，如现有技术那样，因而减少了受检者移动的可能性。不需要使受检者从用于检测穿透的X射线的图像拾取装置移动到另一个用于检测γ射线的图像拾取装置，也可以缩短用于检查受检者的时间。

(5)本实施例转动X射线源9而不移动辐射检测器环状结构3，即，在通孔部分30的圆周方向和轴向中的辐射检测器4，因而，和需要移动辐射检测器环状结构3的电动机相比，本实施例的用于使X射线源9转动的电动机可以具有较小的容量。这还可以减少用于驱动所述电动机所需的功率。

(6)因为输入到信号处理器22即第一信号处理器的γ射线图像拾取信号的数量被大大减少，所以可以获得精确的第一断层图像数据。因而，利用通过组合第一断层图像数据和第二断层图像数据而获得的图像数据使得能够精确地知道感染部位的位置。

(7)在本实施例中，X射线源9在被排列成环形的辐射检测器4内转动，因此环形保持部分5的直径增加，因而可以增加在环形保持部分5中沿圆周方向设置的辐射检测器4的数量。这使得能够改善灵敏度和关于受检者35的截面的分辨率。

(8)在本实施例中，因为在辐射检测器4的内部的和X射线源9相连的轴向传送臂11以及X射线源9的位置，有可能挡住从受检者35发出的γ射线，从而妨碍位于其正后方的辐射检测器4检测到γ射线因而丢失用于产生PE图像所需的检测数据。不过，因为X射线源9和轴向传送臂11借助于上述的在本实施例中的X射线源驱动装置10沿圆周方向转动，所以实际上数据的丢失不是问题。特别是，X射线源9和轴向传送臂11的转速大约是1秒/片，因此和用于进行PET检查所需的时间相比，该时间最小为几分钟的数量级，是足够短的。因此，从这方面来看，实际上数据的丢失也不是问题。此外，当不进行X射线计算机断层摄影检查时，可以从辐射检测器4中除去关于X射线计算机断层摄影检查的设备并被封装起来。例如，本实施例采用X射线源9被封装在X射线源驱动装置10中的结构。

(实施例8)

下面使用图19说明按照本发明另一实施例的实施例8的放射成像设备1F。放射成像设备1F利用图像拾取装置2F替代实施例7中的放射成像设备1E的图像拾取装置2E，并利用图2所示的信号识别器19代替信号识别器19A。放射成像设备1F的其余的结构和放射成像设备1E的结构相同。因为放射成像设备1F具有信号识别器19，所以计算机27执行图5所示的处理。图像拾取装置2F具有这样的结构，其中实施例7中的图像拾取装置2E的驱动控制器17和X射线源控制器18分别被驱动控制器17A和X射线源控制器18A代替。图像拾取装置2F的其余结构和图像拾取装置2E的相同。对于每个辐射检测器4提供一个信号识别器19。信号识别器19的脉冲高度分析器38和计算机27相连。信号识别器19的γ射线识别器21通过一致检测器26和计算机27相连。信号识别器19A是一种信号处理器，并提供有具有脉冲高度分析器38的第一信号处理器和具有波形成形装置20以及γ射线识别器21的第二信号处理器。驱动控制器17A和X射线源控制器18A被安装在环形保持部分5上。

本实施例表示一个这样的例子，其使用一个图像拾取装置2F进行X射线计算机断层摄影检查和PET检查。由辐射检测器4检测从受检者35的感染部位发出的511keV的γ射线，受检者被给予PET放射性药物，并躺在床16上，同时被引入通孔部分30中。另一方面，由辐射检测器4检查由X射线源9发出的并通过受检者35之后的X射线(80keV)。在X射线计算机断层摄影检查期间X射线源9的转动操作和实施例7中相同。以和实施例1相同的方式检测X射线和γ射线。在从X射线源9发出的X射线不能到达的位置的辐射检测器4(例如沿通孔部分30的轴向远离X射线源9的辐射检测器4)检测γ射线，除非X射线源9沿轴向移动。本实施例的驱动控制器17A以和实施例1中的驱动控制器相同的方式输出驱动开始信号和驱动停止信号，用于控制X射线源驱动装置10的运动。不过，驱动控制器17A不进行由驱动控制器17进行的转换开关31的转换控制。X射线源控制器18A输出X射线产生信号，用于如同实施例1中的情况那样闭合X射线源开关，并输出X射线停止信号，以便打开X射线源开关。不过，X射线源控制器18A不用这样的方式进行控制，使得只在第一设置时间内产生X射线，在所述第一设置时间期间入射到辐射检测器4上的γ射线是可以忽略的，如同在实施例1中的X射线源控制器18中的情况下那样。因而，在本实施例中，甚至检测X射线的辐射检测器4也检测γ射线。因此，在使用一个图像拾取装置2A进行X射线计算机断层摄影检查和PET检查的本实施例中，每个辐射检测器4输出包括X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号的输出信号。来自辐射检测器4的输出信号被输入其各自的信号识别器19中。

信号识别器19执行和实施例1一样的X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号的处理。本实施例使用信号识别器19从辐射检测器4输出的图像拾取信号中分离具有相对于峰值计数率的不同能级的X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号。一致检测器26使用从每个信号识别器19的每个γ射线识别器21输出的脉冲信号同时计算关于γ射线图像拾取信号的计数率，并把所述计数率输入给计算机27。脉冲高度分析器38把X射线图像拾取信号的计数率输出到计算机27。计算机27执行基于图5所示的步54-62的处理。通过组合第一断层图像数据和第二断层图像数据而获得的熔合的断层图像数据被在显示装置29上显示。

本实施例可以提供实施例1的效果(1)到(5)，(7)和(8)。此外，本实施例还具有下述的效果(9)和(10)。

(9)本实施例利用从辐射检测器4的输出信号中分离X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号。因而，本实施例可以使用分离分X射线图像拾取信号容易地产生第一断层图像数据，并且使用分离的γ射线图像拾取信号容易地产生第二断层图像数据。此外，本实施例可以如实施例1那样容易地熔合第一断层图像数据和第二断层图像数据。

(10)使用半导体辐射检测器作为辐射检测器4具有高的能量分辨率。因而，本实施例使用信号识别器19A可以从辐射检测器4的输出中容易地分离出X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号。

(实施例9)

下面使用图20说明作为本发明另一个实施例的放射成像设备1G。放射成像设备1G具有由实施例7的图像拾取装置2E的结构稍微改变的图像拾取装置2G的结构。即，图像拾取装置2G具有这样的结构，其中图像拾取装置2E中的X射线源圆周方向传送装置7被X射线源圆周方向传送装置7A代替。放射成像设备1G的其余配置和放射成像设备1E的相同。X射线源圆周方向传送装置7A包括X射线源装置8A和环形X射线源保持部分13。本实施例的X射线源保持部分13的配置和实施例7中的X射线源保持部分相同。X射线源装置8A包括X射线源9和X射线源驱动装置10，并且没有任何的轴向传动臂(transfer arm)8。在本实施例中，X射线源9以这样的方式设置，使得其面向辐射检测器环状结构3的一个端面，即，一个和另一个的端面相邻地设置。按照上述布置的X射线源9被连附在X射线源驱动装置10的壳体上，其沿通孔部分30的轴向倾斜，使得X射线发射孔可以面向这样的辐射检测器4，所述辐射检测器4在辐射检测器环状结构的辐射检测器4和X射线源9呈反向180度设置。在本实施例中的X射线源驱动装置10的壳体比实施例7中的X射线源驱动装置10的壳体短。

如同实施例7的情况一样，本实施例也使用单个图像拾取装置进行PET检查和X射线计算机断层摄影检查。本实施例中的PET检查以和实施例7相同的方式通过使用第二辐射检测器4检测由PET放射性药物引起的由受检者35发出的γ射线进行。X射线计算机断层摄影检查也和X射线源装置8被转动的实施例1的情况那样通过沿着导轨12转动X射线源装置8A进行。在PET检查或X射线计算机断层摄影检查期间，在床16上的受检者35被沿轴向移动。在本实施例中，X射线从倾斜的X射线源9沿对角线方向照射到受检者35上，并沿对角线方向通过受检者35的身体。这些穿过的X射线被第一辐射检测器4检测。在本实施例中，第一辐射检测器4位于面向X射线源装置8的辐射检测器环状结构3的端部。从第一辐射检测器4输出的X射线图像拾取信号和从第二辐射检测器4输出的γ射线图像拾取信号获得熔合的断层图像数据的处理以和实施例7相同的方式进行。本实施例使用X射线图像拾取信号获得沿对角线方向通过受检者35的身体的X射线的X射线计算机断层图像，因此，需要使X射线源9倾斜一个不会使X射线计算机断层图像的精度变差的角度。

本实施例可以产生实施例7中(1)-(6)的效果。本实施例还可以产生下面的(11)-(13)的效果。

(11)因为本实施例中的X射线源9紧靠其中以环形设置有辐射检测器4的辐射检测器环状结构转动，所以环形保持部分5的直径可被减小。这减小了两个彼此相对呈180°的辐射检测器4之间的距离，使得能够改善PET图像的质量。从受检者35的体内发出的一对γ射线不精确地成180°，而是180°±0.6°。当辐射检测器4之间的距离增加时，±0.6°影响也增加，因而在相应于由一致检测器26规定的一对γ射线的两个检测点之间产生小的偏差。当这些辐射检测器4之间的距离小时，±0.6°的影响也减小，使得在相应于由一致检测器26规定的一对γ射线的两个检测点比较接近真实的位置。这改善了本实施例中的PET图像的质量。

(12)因为本实施例中的X射线源9紧靠其中以环形设置有辐射检测器4的辐射检测器环状结构转动，所以没有物体阻碍在辐射检测器4的前方由受检者35发出的γ射线，如同实施例7中X射线源9和轴向传送臂11那样。因而，本实施例没有实施例7的情况下的丢失数据的问题。

(13)因为辐射检测器环状结构的直径被减小，所以和实施例1相比，本实施例使得能够进一步减小放射成像设备的尺寸。

当X射线源9沿圆周方向转动时，通过使用受检者保持装置14的床16使受检者35在通孔部分30内部连续运动，本实施例还可以进行X射线螺旋扫描。

(实施例10)

下面根据图21说明作为本发明另一个实施例的实施例10。本实施例的放射成像设备具有这样的结构，其中在放射成像设备1E中的图像拾取装置2E被图像拾取装置2H代替。放射成像设备1H的其余结构和放射成像设备1E相同。图像拾取装置2H包括一对辐射检测器环状结构3A和3B。辐射检测器环状结构3A包括环形保持部分5A和呈环形被安装在环形保持部分5A内部的多个辐射检测器4，如同实施例7的情况一样。辐射检测器环状结构3B包括环形保持部分5B和呈环形被安装在环形保持部分5B内部的多个辐射检测器4，如同实施例7的情况一样。对于辐射检测器环状结构3A和3B提供的辐射检测器4和实施例7中使用的相同。对于辐射检测器环状结构3A和3B提供的辐射检测器4和其各自的信号识别器19A相连，或者更具体地说，通过导线23和信号识别器19A中各自的转换开关31相连，如同实施例7的情况那样。在辐射检测器环状结构3A和3B上的辐射检测器4内部形成通孔部分30，床16被引入所述通孔部分30中。辐射检测器环状结构3A和3B被彼此相邻地设置，使得在其间形成一个裂缝(间隙)。所述裂缝沿辐射检测器环状结构的整个圆周形成。辐射检测器环状结构3A被连附在支撑6A上，所述支撑6A用于把环形保持部分5A固定在地板上。辐射检测器环状结构3B被连附在支撑6B上，所述支撑6B用于把环形保持部分5B固定在地板上。辐射检测器环状结构3A的轴向中心和辐射检测器环状结构3B的轴向中心对准，并且环形保持部分5A和5B具有相同的内径和外径。

此外，图像拾取装置2H还具有X射线源圆周方向传送装置7B，其包括X射线源装置8B和环形的X射线源装置保持部分13。X射线源圆周方向传送装置7B的环形的X射线源装置保持部分13和实施例7的这些部分具有相同的形状，并被连附在环形保持部分5A的外表面上。X射线源装置8B包括X射线源9和X射线源驱动装置10，没有轴向传送臂11。在本实施例中，X射线源9位于环形保持部分5A，5B的外部，并面向间隙36。X射线源9被连附在X射线源驱动装置10的壳体上，相对于通孔部分30的轴向以这种方式倾斜，使得X射线发射孔(emission orifice)可以面对和在辐射检测器环状结构3B的辐射检测器4的X射线源9相对呈180°的位置的辐射检测器4。如在实施例7的情况那样，本实施例也使用单个图像拾取装置进行PET检查和X射线计算机断层摄影检查。本实施例的PET检查以和实施例7相同的方式通过检查由PET放射性药物引起的在受检者35体内发出的γ射线进行。X射线计算机断层摄影检查通过沿着导轨12围绕受检者35转动X射线源装置8B进行，如同实施例7的情况那样，其中X射线源装置8被转动。在PET检查或者X射线计算机断层摄影检查期间，受检者35沿轴向移动，如同实施例9的情况那样。在本实施例中，为了使X射线源装置8B平滑地转动，在支撑6B和环形保持部分5A的外部的X射线源装置保持部分13之间形成有空间37。当X射线源装置8B转动时，其通过所述空间37。在本实施例中，从倾斜的X射线源9发出的并通过间隙36的X射线沿对角线方向照射到躺在床16上的受检者上，并沿对角线方向通过受检者35的身体。这些通过的X射线被第一辐射检测器4检测。在本实施例中，第一辐射检测器4位于面向X射线源9的辐射检测器环状结构3B的一端。因为从X射线源9发出的X射线具有某个宽度，所以在面向辐射检测器环状结构3B的辐射检测器环状结构3A的一个端面上也具有第一辐射检测器4。当X射线源9如在实施例1中那样旋转时，第一辐射检测器4沿辐射检测器环状结构的周边方向运动。

使用从第一辐射检测器4输出的X射线图像拾取信号和从第二辐射检测器4输出的γ射线图像拾取信号获得熔合断层图像数据的处理以和实施例7相同的方式进行。本实施例使用沿对角线方向通过受检者身体的X射线的X射线图像拾取信号获得X射线计算机断层图像，因此，需要使X射线源9倾斜一个不致使X射线计算机断层图像的精度变差的角度。

本实施例可以产生实施例7的效果(1)-(6)，并且还产生实施例9中的效果(11)-(13)。

在本实施例中，可以向着辐射检测器环状结构3B伸长X射线源驱动装置10，并相对于通孔部分30的轴向被这样倾斜地连附到X射线源装置10的壳体上，使得在X射线源9中的X射线源发射孔面向和在辐射检测器环状结构3A的辐射检测器4的X射线源9相对呈180°的辐射检测器4。还可以把X射线源装置保持部分13连附于环形保持部分5B，并使其这样倾斜，使得X射线源9的X射线发射孔面向辐射检测器环状结构3A的辐射检测器4。

(实施例11)

下面根据图22和图23说明作为本发明另一个实施例的实施例11的放射成像设备1I。本实施例的放射成像设备1I包括图像拾取装置2I，并除去图像拾取装置2I之外具有和放射成像设备1E相同的结构。图像拾取装置2I包括辐射检测器环状结构3C和X射线源圆周方向传送装置7C。辐射检测器环状结构3C包括位于被安装在支撑6中的环形保持部分5C的内表面上的多个辐射检测器4，如实施例1的情况那样。环形保持部分5C具有窄缝36A，其是在180°的范围内切开的通孔。窄缝36A位于环形保持部分5C的上半部中。在窄缝36A的部分中没有辐射检测器4。准直器39被设置在环形保持部分5C的内部的窄缝36A中。准直器39是由铅制成的。辐射检测器4位于准直器39的外部。

X射线源圆周方向传送装置7C被设置在环形支撑的外部，如同实施例10中的X射线源圆周方向传送装置7B那样，并且准半环X射线源装置保持部分13A设置在环形保持部分5C的上部的外表面上。半环导轨12A被连附于X射线源装置保持部分13A上。X射线源圆周方向传送装置7C具有包括X射线源9和X射线驱动装置10的X射线源装置8C。X射线源装置8C和X射线源装置8B的区别仅在于X射线源9被连附于X射线源驱动装置10上，使得X射线源9的X射线发射孔位于和通孔部分30的轴向中心垂直的方位上。

本实施例也使用单个图像拾取装置2I对躺在床16上的并被给予PET放射性药物的受检者35进行PET检查和X射线计算机断层摄影检查。在PET检查或X射线计算机断层摄影检查期间，受检者35沿轴向移动，如同实施例9的情况那样。通过用从X射线源9发出的并经过窄缝36A和准直器39的X射线照射受检者35进行X射线计算机断层摄影检查。以和实施例4相同的方式利用通过窄缝的X射线照射受检者35。在本实施例中的PET检查借助于使用第二辐射检测器4以和实施例7相同的方式检测由受检者35发出的γ射线进行，并通过使用第一辐射检测器4检查通过受检者35的X射线进行X射线计算机断层摄影检查。

在本实施例中，通过沿着导轨12A在180°的范围内围绕受检者35移动X射线源装置保持部分进行X射线计算机断层摄影检查，从而使用第一辐射检测器4获得X射线图像拾取信号。使用所述X射线图像拾取信号经过计算机27的处理获得X射线计算机断层摄影检查的两维的截面数据。使用借助于沿通孔部分30的轴向并沿着X射线源9的导轨12A移动受检者35而获得的X射线图像拾取信号，可以产生另一个两维截面数据。通过这这些两维截面数据相互叠置，可以获得X射线计算机断层图像的三维截面数据。此外，当X射线源9沿圆周方向转动时，通过连续地移动受检者35，也可以进行X射线的伪螺旋扫描。不过，在本实施例中，X射线源9只能在180°范围内运动，通过连续地重复X射线源9的前后运动，也可以进行伪螺旋扫描。

本实施例可以产生实施例7的效果(1)-(6)，也可以产生实施例9的效果(11)到(13)。本实施例还可以产生下面的效果(14)和(15)。

(14)准直器39的辐射屏蔽功能可阻止X射线进入和窄缝36A相邻的辐射检测器4。此外，准直器39把从X射线源9发出的X射线校直成扇束的形式。

(15)和当准直器被安装在跟随着的X射线源9上时相比，X射线源9的重量较轻，因此，当X射线源9由X射线源驱动装置10移动时，施加于X射线源驱动装置10上的载荷可被减轻。这减少了X射线源驱动装置10的第一电动机的功率消耗。

代替对环形保持部分5C提供准直器39，准直器也可以被连附于X射线源9上。所述准直器抑制X射线沿通孔部分30的轴向散开，因此可以减少窄缝36A的宽度。因此，没有X射线进入和窄缝36A相邻的辐射检测器4。

在环形保持部分5C上，也可以形成多个窄缝36A，它们沿环形保持部分5C的轴向相互靠紧。在这种情况下，X射线源9位于向外离开环形保持部分5C的位置，使得从X射线源9发出的X射线可以通过窄缝36A。通过多个窄缝36A的X射线可以利用位于环形保持部分5C的轴向的不同位置的各自的第一辐射检测器4检测。通过沿圆周方向扫描X射线源9，这种结构使得可以同时一致地获得能够产生X射线计算机断层图像的多个两维截面数据的X射线图像拾取信号。这使得X射线计算机断层摄影检查具有高的效率。

(实施例12)

下面使用图24和25说明作为本发明另一个实施例的实施例12的放射成像设备1J。与实施例7-11相比，其中辐射检测器环状结构是固定的，本实施例具有这样的结构，其中辐射检测器环状结构和X射线源一道转动。放射成像设备1J具有这样的结构，其中在放射成像设备1F中的图像拾取装置2F用图像拾取装置2J代替。放射成像设备1J的其余结构和放射成像设备1E的相同。图像拾取装置2J具有环形转子40、圆周方向驱动装置41、驱动控制器17A和X射线源控制器18A。

环形转子40具有辐射检测器环状结构3D、X射线源装置8C和X射线源装置保持部分48。辐射检测器环状结构3D包括辐射检测器4和环形保持部分5D。如同实施例2的情况那样，辐射检测器4被固定在环形保持部分5D的内表面上。环形保持部分5D形成一窄缝36B，其沿轴向延伸，并在圆周方向的一个位置上具有矩形的截面。在窄缝36B的部分内不设置辐射检测器4。X射线源装置保持部分48沿轴向延伸并被设置在环形保持部分5D的外表面上。本实施例中的X射线源装置8C具有和实施例11类似的结构。X射线源装置8C的X射线源驱动装置10沿着为X射线源装置保持部分48提供的导轨12B运动。因而，X射线源9沿辐射检测器环状结构3D的轴向运动。

圆周方向驱动装置41包括基本上是环形的转子保持部分42和驱动单元44。转子保持部分42被安装在固定于地板上的支撑6C上，如图26所示。和转子保持部分42的支撑6C接触的区域的一部分被切口，形成空间43，如图26所示。驱动单元44位于空间43内。驱动单元44包括电动机45，和电动机45的转轴相连的减速齿轮装置46和与减速齿轮装置46相连的小齿轮47。电动机45和减速齿轮装置46被安装在支撑6C上。转子保持部分42包括在面向环形转子40的一端上的基本上是圆环形的导槽49。支撑15还包括在面向环形转子40的一个端面上的弧形导槽50。环形保持部分5D的一端被插在导槽49中，另一端被插在导槽50中。齿条(未示出)被提供在环形保持部分5D的转子保持部分42一侧的一端的外表面上。所述齿条和小齿轮47啮合。环形转子40被支撑15和转子保持部分42支撑着，其中环形保持部分5D的一端被插在导槽49和50中。

本实施例通过转动环形转子40进行X射线计算机断层摄影检查和PET检查。当两种检查都进行时，辐射检测器4和X射线源9都沿圆周方向转动。在检查开始，电动机45被驱动，其转动力通过减速齿轮装置46传送到小齿轮47。当小齿轮47转动时，环形保持部分5D在导槽49和50的引导下转动。环形转子40用这种方式转动。当环形转子40转动时，从X射线源9发射X射线。安装在X射线源9上的准直器(未示出)抑制X射线沿通孔部分30的轴向散开，因而沿轴向形成扇形X射线。

因为在本实施例中辐射检测器4和X射线源9都沿圆周方向转动，所以检测X射线的辐射检测器的位置不改变，如实施例7到11的情况那样。即，当X射线源9转动时，位于辐射检测器环状结构3D内的特定位置中的多个辐射检测器4(称为“辐射检测器4A”见图25)总是检测通过受检者35的X射线。这些辐射检测器4A也检测由受检者35发出的γ射线并输出X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号。和辐射检测器4A相连的信号识别器19进行如实施例8那样的X射线图像拾取信号和γ射线图像拾取信号的处理。辐射检测器4A之外的辐射检测器4(被称为“辐射检测器4B”，见图25)检测γ射线，而不检测X射线。辐射检测器4B不输出X射线图像拾取信号，而输出γ射线图像拾取信号。因而，和辐射检测器4B相连的信号识别器19不具有用于处理X射线图像拾取信号的脉冲高度分析器38，这使得结构简化。和辐射检测器4B相连的信号识别器19处理γ射线图像拾取信号。在本实施例中的计算机27执行图5所示的处理，以便产生熔合的断层图像数据。

本实施例产生实施例7中的效果(2)-(4)，实施例8中的效果(9)和(10)，以及实施例9中的效果(11)和(13)。本实施例还可以产生以下的效果(16)。在本实施例中，在实施例11中使用的准直器也可以被设置在窄缝36B的出口侧。这样安装准直器可以产生在实施例11中获得的效果(14)。

(16)在本实施例中，多个辐射检测器4呈环形排列在转动的辐射检测器环状结构3上。本实施例使得被设置在环形中的一些辐射检测器4能够检测从自被检查的受检者35发出的多个γ射线对，还检测沿圆周方向运动的X射线源9发出的并通过受检者35的X射线。因而，本实施例只需要一个图像拾取装置，如实施例7的情况那样，因而简化了能够进行X射线计算机断层摄影检查和PET检查的放射成像设备。

本实施例具有这样的结构，其中沿辐射检测器环状结构的轴向具有细长的矩形截面的窄缝36B使得X射线源9能够沿轴向运动，但是本实施例不限于这种结构，例如，也可以形成和X射线源的射线束的形状匹配的最小的窄缝。这种结构不需要X射线源的轴向传送机构(具有导轨12B的X射线源装置保持部分48等)。在这种情况下，可以利用床16沿轴向移动受检者35。

当扇束形状的X射线在实施例1-12中照射时，X射线的照射不限于此。例如也可以照射锥形的X射线，以便获得三维的熔合断层图像数据。虽然在实施例1-12中使用CdTe制成的半导体辐射检测器作为辐射检测器4，但是也可以使用CZT和GaAs等制成的半导体辐射检测器。在实施例1-12中，可以使用半导体辐射检测器之外的闪烁器作为辐射检测器。作为闪烁器的晶体，可以使用铋锗酸盐、钆硅酸盐或钇硅酸盐。使用闪烁器作为辐射检测器还进一步减少在每个实施例中的检查时间。在实施例1-12中，X射线源或者X射线源和辐射检测器围绕被试物体转动，但是也可以固定X射线源和辐射检测器，而使被试物体转动。

在实施例1-12中，沿通孔部分30的轴向的被试物体的检查通过移动床16进行。不过，所述检查也可以在床16固定而沿轴向移动图像拾取装置进行。此外，在实施例1-12中，辐射检测器被排列成圆柱形，但是辐射检测器的排列不限于此。例如，可以采用各种构型，例如通过组合其上具有辐射检测器的6个平板可以将其设置成六面体的形状。

本领域技术人员应当理解，不脱离所附权利要求的范围和本发明的构思，上面说明的本发明的实施例可以具有许多改变和改型。

Claims (1)

1.一种用于对受检者进行X射线计算机断层摄影检查和PET检查的放射成像方法，其中使用：

一辐射检测器环状结构，其包括多个辐射检测器，用于检测来自所述受检者的辐射，并被排列成环形；

利用X射线照射所述受检者的X射线源；以及

X射线源传送装置，用于沿所述辐射检测器环状结构的圆周方向传送所述X射线源。

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