X線CT画像を再構成するためのX線管およびX線検出器を有する第1の架台部と、核医学画像を再構成するための複数の光検出器および当該複数の光検出器の後段に接続される回路を有する第2の架台部と、前記X線管からのX線照射時において、前記複数の光検出器から前記回路への出力を停止、または低減させるように制御する制御部と、を備える、放射線診断装置。前記制御部は、前記X線管からのX線照射時において、前記複数の光検出器からの出力を接地するように制御する、請求項1に記載の放射線診断装置。前記制御部は、前記X線管からのX線照射時において、前記複数の光検出器の一部からの出力を接地するように制御する、請求項1に記載の放射線診断装置。前記制御部は、前記X線管からのX線照射時において、前記複数の光検出器の中で、前記第1の架台部に近接する複数の光検出器からの出力を接地するように制御する、請求項3に記載の放射線診断装置。前記制御部は、前記X線管からのX線照射時において、前記回路への電源供給を停止するように制御する、請求項1に記載の放射線診断装置。制御部が、X線管からのX線照射時において、核医学画像を再構成するための複数の光検出器から、当該複数の光検出器の後段に接続される回路への出力を停止、または低減させるように制御する、ことを含む制御方法。しかしながら、X線CT装置からは、PET装置やSPECT装置で検出されるガンマ線より多くのX線が発生する。すなわち、PET―CT装置やSPECT―CT装置では、X線CT画像の撮影時に、X線CT装置にて発生したX線の散乱線がガンマ線の検出器に入射することとなる。入射した散乱線は、核医学画像撮影における計測のダイナミックレンジを超える場合がある。計測のダイナミックレンジを超える場合、ガンマ線の検出器に接続される回路には、負荷がかかってしまう。実施の形態の放射線診断装置は、第1の架台部と、第2の架台部と、制御部とを備える。第1の架台部は、X線CT画像を再構成するためのX線管およびX線検出器を有する。第2の架台部は、核医学画像を再構成するための複数の光検出器および当該複数の光検出器の後段に接続される回路を有する。制御部は、前記X線管からのX線照射時において、前記複数の光検出器から前記回路への出力を停止、または低減させるように制御する。以下、添付図面を参照して、放射線診断装置の実施例を詳細に説明する。なお、以下では、放射線診断装置として、PETPositronEmissioncomputedTomography装置とX線CTComputedTomography装置とが一体化されたPET-CT装置を、実施例として説明する。まず、実施例1に係るPET-CT装置の全体構成について、図1を用いて説明する。図1は、実施例1に係るPET-CT装置の全体構成を説明するための図である。図1に示すように、実施例1に係るPET-CT装置は、PET用架台装置1と、CT用架台装置2と、寝台3と、コンソール装置4とを有する。CT用架台装置2は、被検体Pを透過したX線を検出することで、X線CT画像を再構成するためのX線投影データや、撮影計画の立案に用いられるスキャノグラムを生成するためのX線投影データを生成する装置である。図2は、CT用架台装置の構成を説明するための図である。CT用架台装置2は、図2に示すように、X線管21、X線検出器22、回転フレーム23およびDAS24などを有する。X線管21は、X線ビームを発生し、発生したX線ビームを被検体Pに照射する装置である。X線検出器22は、X線管21に対向する位置にて、被検体Pを透過したX線を検出する装置である。具体的には、X線検出器22は、被検体Pを透過したX線の2次元強度分布のデータ2次元X線強度分布データを検出する2次元アレイ型検出器である。より具体的には、X線検出器22は、複数チャンネル分のX線検出素子を配してなる検出素子列が被検体Pの体軸方向に沿って複数列配列されている。回転フレーム23は、X線管21とX線検出器22とを対向する位置にて支持する。DAS24は、DataAcquisitionSystemであり、X線検出器22により検出された2次元X線強度分布データを収集する。そして、DAS24は、収集した2次元X線強度分布データに対して、増幅処理やA/D変換処理などを行なって、X線投影データを生成する。そして、DAS24は、X線投影データを図1に示すコンソール装置4に送信する。図1に戻って、PET用架台装置1は、被検体Pに投与された陽電子放出核種を取り込んだ組織から放出される一対のガンマ線を検出することで、PET画像を再構成するためのガンマ線投影データを生成する装置である。図3は、PET用架台装置の構成を説明するための図である。PET用架台装置1は、図3に示すように、PET検出器を構成する複数のPET検出器モジュール11、FEFrontEnd回路12および同時計数回路13などを有する。PET検出器モジュール11は、被検体Pから放出されるガンマ線を検出するフォトンカウンティングphotoncounting方式の検出器である。PET検出器は、複数のPET検出器モジュール11が、被検体Pの周囲をリング状に取り囲むように配置されることで構成される。なお、複数のPET検出器モジュール11は、リング状に配置される場合に限定されるものではない。例えば、PET検出器は、複数のPET検出器モジュール11がパーシャルリング状に配置される場合であっても良い。或いは、例えば、PET検出器は、平板上に配列された複数のPET検出器モジュール11が2組、被検体Pを挟んで、配置される場合であっても良い。図4は、PET検出器モジュールを説明するための図である。例えば、PET検出器モジュール11は、図4に示すように、シンチレータ11aと、光検出器としての光電子増倍管PMT:PhotomultiplierTube11cと、ライトガイド11bとを有するアンガー型の検出器である。シンチレータ11aは、被検体Pから放出されて入射したガンマ線を可視光に変換するNaISodiumIodideやBGOBismuthGermanate、LYSOLutetiumYttriumOxyorthosilicate、LSOLutetiumOxyorthosilicate、LGSOLutetiumGadoliniumOxyorthosilicateなどが、図4に示すように、2次元に複数個配列されている。また、光電子増倍管11cは、シンチレータ11aから出力された可視光を増倍して電気信号に変換する装置であり、図4に示すように、ライトガイド11bを介して稠密に複数個配置されている。ライトガイド11bは、シンチレータ11aから出力された可視光を光電子増倍管11cに伝達するために用いられ、光透過性に優れたプラスチック素材などからなる。なお、光電子増倍管11cは、シンチレーション光を受光し光電子を発生させる光電陰極、発生した光電子を加速する電場を与える多段のダイノード、および電子の流れ出し口である陽極から成っている。光電効果により光電陰極から放出された電子は、ダイノードに向って加速されてダイノードの表面に衝突し、複数の電子を叩き出す。この現象が多段のダイノードに渡って繰り返されることにより、なだれ的に電子数が増倍され、陽極での電子数は、約100万にまで達する。かかる例では、光電子増倍管11cの利得率は、100万倍となる。また、なだれ現象を利用した増幅のためにダイノードと陽極との間には、通常600ボルト以上の高電圧が印加される。このように、PET検出器モジュール11は、ガンマ線をシンチレータ11aにより可視光に変換し、変換した可視光を光電子増倍管11cにより電気信号に変換することで、被検体Pから放出されたガンマ線の数を計数する。FE回路12は、複数のPET検出器モジュール11それぞれが有する複数の光電子増倍管11cそれぞれの後段に接続され、同時計数回路13の前段に接続される。FE回路12は、光電子増倍管11cが出力した電気信号のアナログ波形データから同時計数回路13の処理に用いられる各種デジタルデータを生成する。図5Aおよび図5Bは、FE回路の構成を説明するための図である。FE回路12は、図5Aに示すように、アナログ波形整形回路12aと、位置弁別回路12bと、エネルギー計測回路12cと、タイミング計測回路12dとを有する。アナログ波形整形回路12aは、光電子増倍管11cが出力した電気信号のアナログ波形データの波形整形処理を行なう。具体的には、アナログ波形整形回路12aは、図5Bの左図に示すアナログ波形データに対して演算処理積分処理および微分処理を行なう。これにより、アナログ波形整形回路12aは、図5Bの右図に示すように、波高がエネルギーとなるデータを生成する。そして、アナログ波形整形回路12aは、位置弁別回路12bおよびエネルギー計測回路12cに生成したデータを出力する。位置弁別回路12bは、ガンマ線の入射位置を弁別する。具体的には、位置弁別回路12bは、シンチレータ11aから出力された可視光を同じタイミングで電気信号に変換出力した光電子増倍管11cの位置と、アナログ波形整形回路12aが生成したデータにて計測されるエネルギーとから重心位置を演算することで、ガンマ線の入射位置シンチレータ11aの位置を決定する。そして、位置弁別回路12bは、決定したガンマ線の入射位置のデジタルデータを同時計数回路13に出力する。エネルギー計測回路12cは、アナログ波形整形回路12aが生成したデータから、エネルギーを計測する。そして、エネルギー計測回路12cは、計測したエネルギーのデジタルデータを同時計数回路13に出力する。また、タイミング計測回路12dは、図5Bの左図に示すアナログ波形データから、ガンマ線が検出された時間タイミングを計測する。例えば、タイミング計測回路12dは、図5Bの左図に示すアナログ波形データにて、所定の電圧値を超えた時点をガンマ線の検出時間として計測する。そして、タイミング計測回路12dは、検出時間のデジタルデータを同時計数回路13に出力する。図3に戻って、同時計数回路13は、FE回路12から出力された各種デジタルデータから、陽電子から放出された一対のガンマ線の入射方向を決定するための同時計数情報を生成する。具体的には、同時計数回路13は、FE回路12から出力された各種デジタルデータから、ガンマ線の入射タイミング検出時間が一定時間の時間ウィンドウ幅以内にあり、エネルギーがともに一定のエネルギーウィンドウ幅にある組み合わせを検索CoincidenceFindingする。例えば、2nsecの時間ウィンドウ幅と、350keV~550keVのエネルギーウィンドウ幅とが、検索条件として設定される。そして、同時計数回路13は、検索した組み合わせの出力結果を、2つの消滅フォトンを同時計数した情報であるとして同時計数情報CoincidenceListを生成する。そして、同時計数回路13は、同時計数情報をPET画像再構成用のガンマ線投影データとして図1に示すコンソール装置4に送信する。なお、2つの消滅フォトンを同時計数した2つの検出位置を結ぶ線は、LORLineofResponseと呼ばれる。また、同時計数情報は、コンソール装置4にて生成される場合であってもよい。図1に戻って、寝台3は、被検体Pを載せるベッドである。寝台3は、コンソール装置4を介して受け付けたPET-CT装置の操作者からの指示に基づいて、CT用架台装置2およびPET用架台装置1それぞれの撮影口に順次移動される。すなわち、PET-CT装置は、寝台3を移動させることで、最初に、X線CT画像の撮影を行ない、その後、PET画像の撮影を行なう。例えば、PET-CT装置は、X線CT画像を撮影時に、CT用架台装置2の回転フレーム23を回転させながら寝台3を移動させることで、被検体Pの撮影部位をX線により螺旋状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。また、PET-CT装置は、被検体Pの撮影部位がPET用架台装置1の撮影口内に挿入されるように寝台3を移動させることで、PET画像を撮影する。なお、PET-CT装置による検査では、回転フレーム23を固定させた状態でX線管21からX線を照射しながら寝台3を移動させることで、被検体Pの全身を体軸方向に沿ってスキャンしたスキャノグラムが撮影される。そして、被検体Pのスキャノグラムを参照した操作者は、X線CT画像およびPET画像の撮影計画を立案する。コンソール装置4は、操作者からの指示を受け付けてPET-CT装置における撮影処理を制御する装置である。図6は、コンソール装置の構成を説明するための図である。図6に示すように、コンソール装置4は、ガンマ線投影データ記憶部41aと、PET画像再構成部41bと、X線投影データ記憶部42aと、スキャノグラム生成部42bと、CT画像再構成部42cとを有する。さらに、コンソール装置4は、図6に示すように、制御部43を有する。X線投影データ記憶部42aは、DAS24から送信されたX線投影データを記憶する。具体的には、X線投影データ記憶部42aは、スキャノグラムを生成するためのX線投影データや、X線CT画像を再構成するためのX線投影データを記憶する。スキャノグラム生成部42bは、X線投影データ記憶部42aが記憶するスキャノグラムを生成するためのX線投影データから、スキャノグラムを生成する。CT画像再構成部42cは、X線投影データ記憶部42aが記憶する再構成用のX線投影データを、例えば、FBPFilteredBackProjection法により逆投影処理することで、X線CT画像を再構成する。すなわち、スキャノグラム生成部42bは、PET-CT装置を用いた全身検査において撮影計画を立案するためのスキャノグラムを生成する。そして、CT画像再構成部42cは、PET-CT装置を用いた全身検査において、撮影計画により決定された撮影条件例えば、スライス幅などに基づいて、生成されたX線投影データから、被検体Pの体軸方向に直交する複数の断面を撮影した複数のX線CT画像を再構成する。ガンマ線投影データ記憶部41aは、同時計数回路13から送信されたガンマ線投影データを記憶する。PET画像再構成部41bは、ガンマ線投影データ記憶部41aが記憶するガンマ線投影データから、例えば、MLEMMaximumLikelihoodExpectationMaximization法や、OSEMOrderedSubsetMLEM法などの逐次近似法によりPET画像を再構成する。制御部43は、PET-CT装置全体の処理を制御する。具体的には、制御部43は、PET用架台装置1およびCT用架台装置2を制御することで、PET-CT装置による撮影を制御する。また、制御部43は、ガンマ線投影データ記憶部41aが記憶するデータを用いたPET画像再構成部41bの処理を制御する。また、制御部43は、X線投影データ記憶部42aが記憶するデータを用いたスキャノグラム生成部42bおよびCT画像再構成部42cの処理を制御する。なお、制御部43は、図示しない入出力装置から操作者の指示を受け付ける。また、制御部43は、図示しない入出力装置にて、操作者が指示を入力するためのGUIGraphicalUserInterfaceや、スキャノグラム、X線CT画像およびPET画像を表示するように制御する。以上、実施例1に係るPET-CT装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、実施例1に係るPET-CT装置は、X線CT画像およびPET画像の撮影を行なう。PET画像撮影時にて、被検体Pの組織に取り込まれた陽電子放出核種から放出されたガンマ線を計測する場合、PET検出器モジュール11にて計測されるガンマ線の計測率cps:countpersecは、通常、300M~500Mcpsの範囲にある。また、上述したように、光電子増倍管11cには、高電圧が印加されている。このため、電源をOFFの状態の光電子増倍管11cの電源をONとした場合、光電子増倍管11cの出力が安定するまでには、例えば、2時間程度要する。したがって、通常、光電子増倍管11cに対しては、高電圧が供給されたままの状態なっている。ところで、スキャノグラムやX線CT画像の撮影時には、X線管21で発生したX線の散乱線が、PET検出器モジュール11に入射する。高電圧が供給されたままの状態にあるPET検出器モジュール11は、X線の散乱線についても計測を行なう。そして、散乱線を計測したデータは、光電子増倍管11cからFE回路12に出力される。しかし、かかる散乱線の計測率は、PET画像撮影時と比較して、100倍から1000倍以上となる場合がある。このため、アナログ波形整形回路12aは、散乱線に由来する電気信号のアナログ波形データに対しても処理を行なうこととなるが、高い計測率のために、演算処理の途中で次々とアナログ波形データが入力される。すなわち、FE回路12において、処理対象となるデータが積み重なるpileupすることとなる。このため、アナログ波形整形回路12aなどに対して負荷がかかり、FE回路12が故障してしまう場合がある。そこで、本実施例1に係るPET-CT装置は、以下、詳細に説明する制御部43の制御を行なう。すなわち、制御部43は、X線管21からのX線照射時において、複数の光電子増倍管11cからFE回路12への出力を停止させるように制御する。具体的には、制御部43は、X線管21からのX線照射時において、複数の光電子増倍管11cからの出力を接地するように制御する。図7Aおよび図7Bは、実施例1に係る制御部を説明するための図である。例えば、本実施例1においては、PET用架台装置1に、図7Aに示すように、複数の光電子増倍管11cそれぞれからFE回路12への出力配線をバイパスするバイパス配線14と、スイッチ15と、接地線16とが設けられる。スイッチ15は、バイパス配線14と接地線16とを接続したり、バイパス配線14と接地線16との接続を解除したりするために用いられる。そして、制御部43は、例えば、スキャノグラム撮影開始からX線CT画像撮影終了の期間、図7Aに示すように、バイパス配線14と接地線16とを接続するようにスイッチ15を制御する。これにより、複数の光電子増倍管11cすべての出力は、接地GND:Groundされる。一方、制御部43は、X線管21からのX線照射が終了すると、PET画像の撮影のために、図7Bに示すように、バイパス配線14と接地線16との接続が解除されるようにスイッチ15を制御する。これにより、複数の光電子増倍管11cすべての出力は、FE回路12に出力される。次に、図8を用いて、実施例1に係るPET-CT装置の処理について説明する。図8は、実施例1に係るPET-CT装置の処理を説明するためのフローチャートである。図8に示すように、実施例1に係るPET-CT装置は、操作者からスキャノグラムの撮影要求を受け付けたか否かを判定するステップS101。ここで、スキャノグラムの撮影要求を受け付けない場合ステップS101否定、PET-CT装置は、待機状態となる。一方、スキャノグラムの撮影要求を受け付けた場合ステップS101肯定、制御部43は、複数の光電子増倍管11cからの出力を接地させるように制御するステップS102。その後、制御部43がCT用架台装置2を制御することで、スキャノグラム撮影が実行され、スキャノグラム生成部42bは、スキャノグラムを生成する。そして、制御部43は、X線CT画像の撮影要求を受け付けたか否かを判定するステップS103。ここで、X線CT画像の撮影要求を受け付けない場合ステップS103否定、PET-CT装置は、待機状態となる。一方、X線CT画像の撮影要求を受け付けた場合ステップS103肯定、制御部43は、X線CT画像の撮影が実行されるようにCT用架台装置2を制御するステップS104。これにより、CT画像再構成部42cは、X線CT画像を再構成する。そして、制御部43は、PET画像の撮影要求を受け付けたか否かを判定するステップS105。ここで、PET画像の撮影要求を受け付けない場合ステップS105否定、PET-CT装置は、待機状態となる。一方、PET画像の撮影要求を受け付けた場合ステップS105肯定、制御部43は、複数の光電子増倍管11cからの出力をFE回路12に出力させるように制御するステップS106。そして、制御部43は、PET画像の撮影が実行されるようにPET用架台装置1を制御しステップS107、処理を終了する。なお、スキャノグラムの撮影要求、X線CT画像の撮影要求およびPET画像の撮影要求は、コンソール装置4が有する入出力装置を操作者が操作するごとに制御部43に転送される。上述してきたように、実施例1では、CT用架台装置2は、X線CT画像を再構成するためのX線管21およびX線検出器22を有する。また、PET用架台装置1は、核医学画像PET画像を再構成するための複数の光電子増倍管11cおよび複数の光電子増倍管11cの後段に接続されるFE回路12を有する。そして、制御部43は、X線管21からのX線照射時において、複数の光電子増倍管11cからFE回路12への出力を停止させるように制御する。具体的には、制御部43は、X線管21からのX線照射時において、複数の光電子増倍管11cからの出力を接地するように制御する。したがって、実施例1によれば、X線の散乱線を計測したデータがFE回路12へ出力されないようにすることができる。その結果、実施例1によれば、X線散乱による故障を回避することが可能となる。なお、上記の実施例1では、X線管21からのX線照射時において、複数の光電子増倍管11cからFE回路12への出力がすべて停止される場合について説明した。しかし、本実施例1は、X線管21からのX線照射時において、複数の光電子増倍管11cからFE回路12への出力が低減される場合であってもよい。すなわち、制御部43は、X線管21からのX線照射時において、複数の光電子増倍管11cの一部からの出力を接地するように制御する。具体的には、制御部43は、X線管21からのX線照射時において、複数の光電子増倍管11cの中で、CT用架台装置2に近接する複数の光電子増倍管11cからの出力を接地するように制御する。図9は、実施例1に係る制御部の制御処理の変形例を説明するための図である。なお、図9に示す図は、図1に示すPET-CT装置を俯瞰した場合の概略図である。図9に示すように、PET-CT装置では、寝台3に沿って、PET用架台装置1とCT用架台装置2とが並列に配置される。かかる場合、PET用架台装置1内の複数の光電子増倍管11cは、CT用架台装置2に近接したグループと、CT用架台装置2から離れたグループとに分類することができる。例えば、図4に示すPET検出器モジュール11は、光電子増倍管11cが、寝台3の長手方向沿って2列、配列されている。かかる場合、CT用架台装置2に近接したグループは、図9に示す点線の矩形にある複数の光電子増倍管11cとなる。本変形例における制御部43は、図9に示す点線の矩形にある複数の光電子増倍管11cを接地制御処理の対象とする。例えば、CT用架台装置2に近接する複数の光電子増倍管11cに出力配線にのみにバイパス配線14を設けることで、制御部43は、接地制御処理を行なう。このように、本変形例では、X線の散乱線が入射する確率が高い光電子増倍管11cからの出力をX線照射時において接地するように制御する。その結果、X線の散乱線の計数率を低減することができるので、X線散乱による故障を回避することが可能となる。なお、上記した変形例は、複数の光電子増倍管11cから選択された一部の光電子増倍管11cからの出力を接地するように制御する場合であってもよい。例えば、光電子増倍管11cが500個ある場合、任意に選択された半分の250個の光電子増倍管11cに対して、バイパス配線14を設ける場合であってもよい。かかる場合でも、X線の散乱線の計数率を低減することができるので、X線散乱による故障を回避することが可能となる。実施例2では、実施例1と異なる方法により、複数の光電子増倍管11cからFE回路12への出力が停止される場合について、図10を用いて説明する。なお、図10は、実施例2に係る制御部を説明するための図である。実施例2に係るPET-CT装置のコンソール装置4は、図6を用いて説明した実施例1に係るPET-CT装置のコンソール装置4と同様に構成されるが、制御部43の制御処理が実施例1と異なる。実施例2に係る制御部43は、X線管21からのX線照射時において、FE回路12への電源供給を停止するように制御する。すなわち、制御部43は、図10に示すように、FE回路用電源17のON/OFFを制御する。例えば、制御部43は、スキャノグラム撮影開始からX線CT画像撮影終了の期間、FE回路用電源17をOFFとする。一方、制御部43は、X線管21からのX線照射が終了すると、PET画像の撮影のために、FE回路用電源17をONとする。次に、図11を用いて、実施例2に係るPET-CT装置の処理について説明する。図11は、実施例2に係るPET-CT装置の処理を説明するためのフローチャートである。図11に示すように、実施例2に係るPET-CT装置は、操作者からスキャノグラムの撮影要求を受け付けたか否かを判定するステップS201。ここで、スキャノグラムの撮影要求を受け付けない場合ステップS201否定、PET-CT装置は、待機状態となる。一方、スキャノグラムの撮影要求を受け付けた場合ステップS201肯定、制御部43は、FE回路用電源17からFE回路12への電源供給を停止するように制御するステップS202。その後、制御部43がCT用架台装置2を制御することで、スキャノグラム撮影が実行され、スキャノグラム生成部42bは、スキャノグラムを生成する。そして、制御部43は、X線CT画像の撮影要求を受け付けたか否かを判定するステップS203。ここで、X線CT画像の撮影要求を受け付けない場合ステップS203否定、PET-CT装置は、待機状態となる。一方、X線CT画像の撮影要求を受け付けた場合ステップS203肯定、制御部43は、X線CT画像の撮影が実行されるようにCT用架台装置2を制御するステップS204。これにより、CT画像再構成部42cは、X線CT画像を再構成する。そして、制御部43は、PET画像の撮影要求を受け付けたか否かを判定するステップS205。ここで、PET画像の撮影要求を受け付けない場合ステップS205否定、PET-CT装置は、待機状態となる。一方、PET画像の撮影要求を受け付けた場合ステップS205肯定、制御部43は、FE回路用電源17からFE回路12への電源供給が開始されるように制御するステップS206。そして、制御部43は、PET画像の撮影が実行されるようにPET用架台装置1を制御しステップS207、処理を終了する。上述してきたように、実施例2では、制御部43は、X線管21からのX線照射時において、FE回路12への電源供給を停止するように制御する。したがって、実施例2によれば、X線の散乱線を計測したデータがFE回路12にて処理されないようにすることができる。その結果、実施例2によれば、X線散乱による故障を回避することが可能となる。なお、FE回路12へ供給される電圧は、低電圧であるため、FE回路12の出力は、電源供給再開後、短時間で安定する。なお、上記の実施例1および2では、スキャノグラム撮影開始からX線CT画像撮影終了時の期間、接地制御処理や電源供給の停止処理が行なわれる場合について説明した。ここで、スキャノグラム撮影では、通常、X線CT画像撮影より低線量のX線が照射される。したがって、スキャノグラム撮影時に用いられるX線量をFE回路12のダイナミックレンジを超えないように調整することが可能である。かかる場合、制御部43は、X線CT画像撮影期間のみに、接地処理や電源供給の停止処理を行なう。また、上記の実施例1および2では、PET検出器モジュール11が、光検出器として複数の光電子増倍管11cを有する場合について説明した。しかし、上記の実施例1および2は、PET検出器モジュール11が、光電子増倍管11cの代わりに、半導体素子を用いた光検出器を有する場合であっても適用可能である。かかる光検出器としては、例えば、半導体素子アレイとしてアバランシェフォトダイオードAPD:AvalanchePhotodiodeを用いたシリコンフォトマルチプライアーSiPM:SiliconPhotomultiplierが挙げられる。なお、上記の実施例1および2では、PET-CT装置にて接地制御処理や電源供給の停止処理が行なわれる場合について説明した。しかし、上記の実施例1および2にて説明した接地制御処理や電源供給の停止処理は、PET装置と同様の検出器が用いられるSPECT装置とX線CT装置とが一体化したSPECT-CT装置においても適用可能である。なお、実施例1および2で説明した制御方法は、あらかじめ用意された制御プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーションなどのコンピュータで実行することによって実現することができる。このプログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、このプログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスクFD、CD-ROM、MO、DVDなどのコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。以上、説明したとおり、実施例1および2によれば、X線散乱による故障を回避することが可能となる。本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。