专利名称：放射线诊断装置及控制方法以往，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)、及正电子发身寸 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。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。3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。

7Ilc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Ilc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SlOl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SlOl是)，控制部43进行控制以使来自多个光电子倍增管Ilc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Ilc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Ilc及与多个光电子倍增管Ilc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Ilc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Ilc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Ilc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Ilc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Ilc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Ilc中接近于CT用架台装置2的多个光电子倍增管Ilc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Ilc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Ilc 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 Ilc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Ilc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Ilc中选择的一部分光电子倍增管Ilc的输出接地的情况。例如，在光电子倍增管Ilc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Ilc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 Ilc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0N/0FF。 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S2(^)。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
9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Ilc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Ilc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)、⑶-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。


一种放射线诊断装置，具备CT用架台装置(2)、PET用架台装置(1)和控制部(43)。CT用架台装置(2)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(1)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(43)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。