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Die
Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Erfassung einer von einer
innerhalb eines Untersuchungsobjekts angeordneten Strahlenquelle
ausgehenden Hochenergiestrahlung mit einem Detektor. Eine derartige
Vorrichtung wird in der Nuklearmedizin verwendet.
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Auf
dem Gebiet der Nuklearmedizin, welche einen technisch hoch entwickelten
Teilbereich der Medizintechnik darstellt, werden Strahlungsenergien im
Bereich 70 Kilo-Elektronenvolt, abgekürzt keV, und mehr zur Durchführung von
Untersuchungen und Therapien angewendet. Klinisch verbreitete Anwendungen
der Nuklearmedizin finden sich in Form der Einzel-Photonen-Emissions-Computer-Tomographie
bzw. Single-Photon-Emission-Computed-Tomography
(SPECT) sowie in Form von Positronen-Emissions-Tomographie (PET). Die für SPECT
und PET genutzte Strahlung ist Gammastrahlung, d.h. hochenergetische
elektromagnetische Strahlung, und damit regelmäßig von höherer Energie als Röntgenstrahlung.
SPECT nutzt zur Erzeugung der benötigten Gammastrahlen radioaktive
Zerfallsprozesse von Substanzen, die an Tracer gebunden sind, bei
welchen Gammastrahlen emittiert werden und die dem Untersuchungsobjekt
vor der Untersuchung oral, intravenös oder respiratorisch zugeführt werden.
Bei PET wird dem Untersuchungsobjekt ebenfalls eine radioaktive
Substanz zugeführt,
welche jedoch unter Emission von Positronen, d.h. mittels eines
sogenannten β+-Zerfalls, zerfällt. Die von der radioaktiven Substanz
emittierten Positronen zerstrahlen dann im Untersuchungsobjekt mit
den von diesem stammenden Elektronen zu charakteristischer Gammastrahlung.
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Der
Tracer bzw. die radioaktive Substanz nimmt in der Regel am zu untersuchenden
Stoffwechsel des Untersuchungsobjekts teil und reichert sich damit
in bestimmtem Gewebe des Untersuchungsobjekts, welches stark am
Stoffwechsel beteiligt ist, an. Je nach Ziel der Untersuchung wird
ein bestimmter Tracer gewählt.
So können
bspw. mittels Glukose-Tracern zahlreiche Tumorsorten identifiziert werden,
weil diese einen erhöhten
Energieverbrauch aufweisen, und damit einen erhöhten Glukoseverbrauch als umliegendes
Gewebe. Die mittels der radioaktiven Substanzen direkt oder indirekt
erzeugten Gammastrahlen treten in der Regel, durch Absorption geschwächt, aus
dem Untersuchungsobjekt aus. Die Gammastrahlen, welche aus dem Patienten
austreten, erlaubt einen statischen und/oder einen dynamischen Nachweis
von Anreicherungen und gegebenenfalls Abreicherungen von Gammastrahlenquellen in
bestimmten Körperregionen
und gibt damit Hinweis auf die Stoffwechselfunktion bestimmter Körperregionen,
insbesondere Organe, des Untersuchungsobjekts.
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Die
für PET
genutzten radioaktiven Substanzen strahlen Positronen und Neutrinos
ab, wobei jedoch nur die Positronen von Bedeutung sind. Trifft ein Positron
auf ein von der Umgebung – d.h.
dem Untersuchungsobjekt – stammendes
Elektron, so zerstrahlen diese unter Erzeugung zweier Gammaquanten mit
einer Energie von 511 keV bzw. 511 kilo-Elektronenvolt, wobei die
beiden Gammaquanten eine genau entgegengesetzte Ausbreitungsrichtung
aufweisen. Die genau entgegengesetzte Richtung der beiden Gammaquanten
und die spezifische Energie der Gamma-Quanten beruhen auf dem Energieerhaltungssatz
sowie dem Impuls- und Drehimpulserhaltungssatz, welche auch bei
derartigen Ereignissen gelten. Beide Gamma-Quanten werden mittels
eines Detektors erfasst. Zur Auswertung werden nur derartige Detektionsereignisse
herangezogen, bei der die Detektion eines Gamma-Quants auf gegenüberliegenden
Detektoren im Wesentlichen zeitlich stattgefunden hat. Dies wird
als Koinzidenz-Messung
bezeichnet.
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SPECT
und PET weisen aufgrund der unterschiedlichen Bereitstellung der
zur Untersuchung erforderlichen Gammastrahlen – bei SPECT direkt über den
radioaktiven Zerfall; bei PET indi rekt über Positronen-Elektronen-Zerstrahlung – noch einen
weiteren Unterschied auf. Die aus den erfassten Gammastrahlen rekonstruierbare
Darstellung der Verteilung der Strahlenquellen im Untersuchungsobjekt
liefert bei SPECT die Verteilung der radioaktiven Substanz im Untersuchungsobjekt,
bei PET hingegen die Verteilung der Zerstrahlungsorte für Positronen
und Elektronen.
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Zur
Detektion der aus dem Körper
austretenden Gammastrahlen bei PET und SPECT wird wenigstens ein
um ein Untersuchungsobjekt rotierbarer Strahlendetektor angeordnet,
welcher die Gammastrahlen in einem bestimmten Raumwinkelbereich
erfasst. Da bei dem radioaktiven Zerfall des Tracers die Strahlung,
gleich ob Gammastrahlung oder Positronenstrahlung, statistisch in
alle Richtung emittiert wird, sind sowohl SPECT-Vorrichtungen, als auch PET-Vorrichtungen
in der Regel derart konstruiert, dass die Strahlungsdetektoren jeweils
möglichst
große
Raumwinkelbereiche um den Untersuchungsbereich des Patienten abdecken.
Dadurch gelingt es, einen möglichst
großen
Anteil der aus dem Untersuchungsbereich austretenden Gamma-Strahlung zu detektieren.
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Die
verwendeten Detektoren waren in der Vergangenheit hauptsächlich Szintillations-Detektoren.
Heute kommen zunehmend auch Halbleiterdetektoren wie Cadmium-Zinn-Tellurid-Detektoren zum Einsatz.
Treffen die Gammastrahlen auf einen von einem Szintillations-Detektor
umfassten Szintillationskristall, bspw. Natriumiodid – abgekürzt NaI
-, welcher zusätzlich
mit Thalium – abgekürzt Tl – dotiert
ist, so werden durch die einfallenden Gammastrahlen Elektronenprozesse
ausgelöst,
welche Leuchtzentren des Szintillationskristalls anregen und die
Gammastrahlen in niederenergetische elektromagnetische Strahlung,
häufig
im sichtbaren Spektralbereich, wandeln. Anschließend erfolgt in der Regel eine
Umwandlung des optischen Signals in ein elektrisches Signal, z.B.
durch einen Photodetektor. Anschließend wird das elektrische Signal
verstärkt.
Die Wandlung und die Verstärkung
werden häufig
in einer gemeinsamen Einrichtung, bspw. mittels eines Photomultipliers,
durchgeführt.
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Sowohl
SPECT als auch PET erlauben bei entsprechender Erfassung von Gammastrahlen
die Ermittlung einer räumlichen
Darstellung der Verteilung der Gammastrahlenquellen im Untersuchungsobjekt.
SPECT und PET finden unter anderem Anwendung zur Untersuchung von
Stoffwechselfunktionen bei Lebewesen, insbesondere von bestimmten Organen,
bei kranialen Gefäßerkrankungen,
Tumoren und Rezeptorerkrankungen sowie bei koronaren Herzerkrankungen,
usw.
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Aus
der US 2004/0217292 ist ein Positronen-Emissions-Tomograph bekannt, welcher kontinuierlich
rotierende Detektoren aufweist. Der Positronen-Emissions-Tomograph
umfasst zwei oder mehr Detektoren, welche entfernbar auf einem rotierenden Trägersystem
angeordnet sind. Jeder Detektor umfasst eine Szintillator-Matrix,
welche mit einem Lichtleiter verbunden ist. Der Lichtleiter ist
wiederum mit einer Photodetektormatrix verbunden ist, so dass die von
der Szintillator-Matrix erzeugten optischen Signale in elektrische
Signale umgewandelt werden. Jeder Detektor weist zudem eine Datenverarbeitungselektronik
auf, um die zugeführten
elektrischen Signale zu verarbeiten. Nachteil eines derartigen Positronen-Emissions-Tomographen
liegen im hohen Gewicht, den hohen Anschaffungskosten und den großen räumlichen
Abmessungen der Vorrichtung. Des Weiteren sind derartige Positronen-Emissions-Tomographen
in der Regel auf einen stationären
Betriebsort festgelegt und können
aufgrund ihrer räumlichen Abgeschlossenheit
Angstzustände
bei einem Patienten auslösen.
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Der
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung zur Erfassung
einer von einer innerhalb eines Untersuchungsobjekts angeordneten Strahlenquelle
ausgehenden Hochenergiestrahlung mit einem Detektor bereitzustellen,
welche flexibel einsetzbar ist und den Untersuchungskomfort für den Patienten
erhöht.
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Die
Aufgabe wird durch eine Vorrichtung zur Erfassung einer von einer
innerhalb eines Untersuchungsobjekts angeordneten Strahlenquelle
ausgehenden Hochenergiestrahlung mit einem Detektor gelöst, wobei
der Detektor an einer drehbar um ein Untersuchungsobjekt gelagerten
Trageeinrichtung angeordnet ist, die sich über eine Halteeinrichtung auf
einer Stativeinheit abstützt,
wobei eine Verstärkereinrichtung
vorgesehen ist, welche die von dem Detektor stammenden, der Verstärkereinrichtung über eine
Signalführungseinrichtung
zugeführten
Signale verstärkt,
wobei eine Datenverarbeitungseinrichtung zur Verarbeitung der verstärkten Signale
vorgesehen ist, wobei die Verstärkereinrichtung
und/oder die Datenverarbeitungseinrichtung im Wesentlichen innerhalb
der Stativeinheit angeordnet sind.
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Dadurch
ist zum einen ein Großteil
des Gewichts der erfindungsgemäßen Vorrichtung
in die Stativeinheit verlagert, was die Stabilität und Standfestigkeit der Vorrichtung
erhöht.
Als Stativeinheit wird dabei die im Wesentlichen das Gewicht der
Vorrichtung tragende Einheit bezeichnet, welche vorzugsweise als
ein in sich abgeschlossenes Gebilde, gegebenenfalls mit Gehäuse, ausgebildet
ist. Zum anderen können
Kosten bei der Herstellung der Vorrichtung eingespart werden, da
nicht für
jeden Detektor eine zugehörige
Verstärkereinheit
und/oder Datenverarbeitungseinrichtung bereitgestellt wird. Die erfindungsgemäße Vorrichtung
weist zudem den Vorteil auf, dass das Gewicht der um das Untersuchungsobjekt
drehbar gelagerten Detektoren verringert wird, wodurch eine schnellere
Drehung der Detektoren um das Untersuchungsobjekt ermöglicht und
somit die Untersuchungszeit verkürzt
wird. Durch die erfindungsgemäße Ausführung der
Detektoren kann zusätzlich
der Untersuchungskomfort erhöht
werden, indem die Vorrichtung derart ausgebildet wird, dass diese
das Untersuchungsobjekt nicht geschlossen umgibt.
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Als
Untersuchungsobjekte kommen in der Regel alle Lebewesen, vorzugsweise
pflanzlichen und tierischen Vielzeller in Frage. Die dem Untersuchungsobjekt
zugeführten
radioaktiven Substan zen können
für die
PET-Anwendung und der SPECT-Anwendung unterschiedlich sein. Zum
einen können
für die
SPECT-Anwendung ausschließlich
gammastrahlende radioaktive Substanzen verwendet werden bzw. für PET-Anwendung
reine positronenstrahlende Substanzen. Allerdings besteht die Möglichkeit
für PET-Anwendungen und für SPECT-Anwendungen radioaktive
Substanzen zu verwenden, welche bei ihrem Zerfall sowohl Positronen
abstrahlen als auch Gammastrahlen freisetzen. Als Beispiel hierfür kann Technetium-99m-Methylendiphosphonat
genannt werden, was häufig
für Knochenszintigraphien
eingesetzt wird.
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Die
aus dem Körper
austretenden Gammastrahlen werden mittels eines oder mehrerer Detektoren
detektiert. Häufig
kommen dabei Szintillations-Detektoren aufgrund ihrer guten Quantenausbeute
bzw. Empfindlichkeit zum Einsatz. Diese Art von Detektoren lässt die
Möglichkeit
offen, ob das detektierte Signal als optisches oder elektrisches
Signal an die Verstärkereinheit
weitergeleitet wird. Der Szintillationskristall oder die Szintillationskristalle
wandeln ein einfallendes Gammaquant in eine Vielzahl niederenergetischer
Lichtquanten, häufig
im sichtbaren Spektralbereich, um. Diese können nun als optisches Signal
mittels einer dafür
eingerichteten Signalführungseinrichtung – etwa einem
Lichtwellenleiter – an
die Verstärkereinrichtung
weitergeleitet werden. Alternativ kann ein vom Detektor geliefertes
optisches Signal vor der Weiterleitung des Signals an die Verstärkereinrichtung
in ein elektrisches Signal gewandelt werden und dann als elektrisches
Signal mittels einer dafür
eingerichteten Signalführungseinrichtung
an die Verstärkereinrichtung
weitergeleitet werden. Die Umsetzung des ersten Falls ermöglicht eine
weitere Reduktion des Gewichts der Detektoren, da lediglich ein
optischer Leiter zur Führung
der vom Detektor gelieferten Detektorsignale vorgesehen wird. Im
letzteren Fall hingegen ist an jedem Detektor wenigstens eine Wandeleinrichtung
vorgesehen, welche das optische Signal in ein elektrisches Signal wandelt
und damit das Gewicht der Detektoren erhöht.
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Die
erfindungsgemäße im Wesentlichen
innerhalb der Stativeinheit angeordnete Verstärkereinrichtung bzw. Mehrzahl
an Verstärkereinrichtungen verstärkt ein
zugeführtes
Signal. Vorzugsweise ist im Wesentlichen die gesamte Auswerteelektronik,
d.h. eine oder mehrere Verstärkereinrichtungen
und eine oder mehrere Datenverarbeitungsvorrichtungen im Wesentlichen
innerhalb der Stativeinheit angeordnet. Das Signal stammt von dem
wenigstens einen Detektor und kann auf seinem Weg vom Detektor zur
Verstärkungseinrichtung
bereits durch weitere Einrichtungen und Verfahren bearbeitet worden
sein. Die Verstärkung
eines elektrischen Signals kann bspw. mittels herkömmlicher
Transistoren geschehen. Die Verstärkung eines optischen Signals
kann mittels eines optischen Verstärkers erfolgen. Elektrische
und optische Signale können
zudem mittels eines elektro-optischen Wandlers ineinander überführt werden. Vorteilhafterweise,
da kostengünstig
und etabliert, wird häufig
ein elektro-optischer Wandler in Kombination mit einer Verstärkerfunktion
genutzt, z.B. eine Large Area Avalanche Photo Diode (LAAPD). Diese Diode
besitzt eine hohe Quantenausbeute im sichtbaren Spektralbereich
sowie eine interne Signalverstärkung
durch Ausnutzung eines ladungstechnischen Lawineneffekts. Die LAAPD
ist damit gut geeignet für
eine Wandlung eines optischen Signals in ein verstärktes elektrisches
Signal.
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In
der Regel wird nicht das optische Signal als solches verstärkt, sondern
es findet zunächst
eine Wandlung des optischen Signals in ein elektrisches Signal statt,
wobei anschließend
das elektrische Signal verstärkt
wird. Jedoch ist auch eine Verstärkereinrichtung
für ein
optisches Signal denkbar, so dass anschließend ein verstärktes optisches
Signal entweder direkt für
die Datenverarbeitung genutzt wird oder in seiner verstärkten Form
in ein elektrisches Signal gewandelt wird und für herkömmliche, mit einer mit elektrischen
Signalen arbeitende Datenverarbeitungseinrichtung zur Verfügung steht.
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Erfolgt
die Erfassung der Gammastrahlen mittels der Detektoren für eine Vielzahl
von unterschiedlichen Projektionsgeo metrien, insbesondere Aufnahmerichtungen,
welche durch Drehung der Detektoren um das Untersuchungsobjekt eingestellt werden
können,
so kann mittels der Datenverarbeitungseinrichtung eine räumliche
Darstellung der Verteilung der Gammastrahlenquellen im Untersuchungsobjekt
ermittelt werden. Eine räumliche
Darstellung der ermittelten Verteilung der Gammastrahlenquellen
im Untersuchungsobjekt kann insbesondere mit einer räumlichen
Darstellung der Anatomie der betreffenden Körperregion überlagert angezeigt werden.
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In
einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung umfasst die Halteeinrichtung
eine Führungseinheit
zur Halterung und/oder Führung
der Trageeinrichtung, wobei zwischen Führungseinheit und Trageeinrichtung
eine Signalkoppelstelle vorgesehen ist. Mittels der Führungseinheit
kann die Trageeinrichtung, an welcher wenigstens ein Detektor befestigt
ist, im Rahmen der vorgesehenen Führung frei um das Untersuchungsobjekt
bewegt, insbesondere gedreht, werden. Die vorgesehene Signalkoppelstelle
kann mehrere Funktionalitäten
aufweisen. Aufgabe der Signalkoppelstelle ist es unter anderem,
die Weiterleitung der Signale zwischen zwei relativ zueinander beweglichen,
aneinander angrenzenden Vorrichtungskomponenten zu ermöglichen.
Die Signalkoppelstelle kann für
elektrische oder auch für
optische Signale ausgebildet sein. Vorzugsweise laufen an der Signalkoppelstelle
die Signalführungen
von den unterschiedlichen Detektoren, sofern mehrere Detektoren
verwendet werden, zusammen.
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Je
nach Anzahl der aneinander grenzenden, an der Signalweiterleitung
mittelbar oder unmittelbar beteiligten, relativ zueinander bewegbaren
Vorrichtungskomponenten, können
mehrere Signalkoppelstellen vorgesehen werden. Die elektrischen
oder optischen Signale werden über
die Signalkoppelstelle in eine vorzugsweise innerhalb der angrenzenden
Vorrichtungskomponente verlaufenden Signalführungseinrichtung eingekoppelt.
Schließlich
wird das Signal gegebenenfalls nach Durchlaufen weiterer Signalkoppelstellen
zur im Wesentlichen innerhalb der Stativeinheit angeordneten Verstärkereinrichtung
oder ei ner Wandel- und Verstärkereinrichtung
geführt.
Anschließend
findet eine Datenverarbeitung der verstärkten Signale durch die ebenfalls
im Wesentlichen in der Stativeinheit angeordnete Datenverarbeitungseinheit
statt.
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In
einer vorteilhaften Ausführungsform
der Erfindung ist die Signalführungseinrichtung
als Lichtwellenleiter ausgebildet. Somit kann ein von etwa einem
Szintillations-Detektor geliefertes optisches Signal auch als optisches
Signal der Verstärkereinrichtung
bzw. der Wandel- und Verstärkereinrichtung
zugeführt
werden. Der Lichtwellenleiter ist vorzugsweise auf die vom Szintillationskristall
abgestrahlte Wellenlänge
angepasst, so dass eine möglichst
verlustfreie Weiterleitung des optischen Signals erfolgt. Als Material
für Lichtleiter
können
bspw. Glas-, Quarz- oder Kunststofffasern verwendet werden. Die
Vorteile der Übertragung
eines optischen Signals mittels eines Lichtwellenleiters gegenüber der Übertragung
eines elektrischen Signals mittels eines elektrischen Leiters liegen
darin, dass Lichtwellenleiter nahezu beliebig mit anderen Versorgungsleitungen
parallel verlegt werden können.
Es existieren keine elektromagnetischen Störeinflüsse gegenüber anderen Signalleitungen.
Die optische Übertragung
ermöglicht unter
anderem eine störstrahlungsfreie
Signalleitung. Entfernungsbedingte Verluste des Signals aufgrund von
Induktivitäten,
Kapazitäten
und Widerständen treten
bei Lichtwellenleitern nicht auf. Des Weiteren erreichen Lichtwellenleiter
deutlich höhere
Datenübertragungsraten
als elektrische Leiter, z.B. durch Nutzung unterschiedlicher Wellenlängen für optische Signale
bei gleichzeitiger Signalübertragung.
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Bei
der Nutzung optischer Signale können bspw.
den von den unterschiedlichen Gammastrahlendetektoren gelieferten
Signalen unterschiedliche Wellenlängen zugeordnet werden, welche
dann in der Signalkoppelstelle gemeinsam in den zur Verstärkereinrichtung
bzw. zur Wandel- und Verstärkereinrichtung
führenden
Lichtwellenleiter eingekoppelt werden und parallel verarbeitet werden
können.
Damit kann die Geschwindigkeit der Datenverarbeitung und damit der
Datenauswertung gesteigert werden. Aufgrund der in der Regel geringen
Signaldämpfung des
optischen Signals während
einer Führung
durch einen Lichtwellenleiter, ist nur eine vernachlässigbare
Signalbetragsreduktion bei der Übertragung
des vom Detektor stammenden optischen Signals gegebenenfalls über die
Signalkoppeleinrichtung bis zur Wandel- und/oder Verstärkereinrichtung
zu erwarten.
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In
einer vorteilhaften Ausführungsvariante der
Erfindung ist wenigstens eine Verstärkereinheit zur Verringerung
eines Signalbetragsverlusts des durch den Lichtwellenleiter geführten optischen
Signals vorgesehen. Eine derartige Verstärkereinheit kann vorteilhafterweise
mit einer gegebenenfalls vorgesehenen Signalkoppelstelle kombiniert
werden. Die Verstärkereinheit
ist somit als optischer Verstärker
ausgebildet. Optische Verstärker
können
ein optisches Signal direkt oder indirekt verstärken. Unter direkter Verstärkung wird
eine Verstärkung
eines optischen Signals ohne Wandlung in ein elektrisches Signal
verstanden. Unter indirekter Verstärkung versteht man eine Verstärkung durch
zweimalige elektro-optische Wandlung eines optischen Signals und zwischengeschalteter
elektrischer Verstärkung.
Die Verstärkung
des Signals durch eine Verstärkereinheit kann
erforderlich werden, wenn ein Lichtwellenleiter auf die verwendete
Wellenlänge
nicht ausreichend angepasst ist und somit eine hohe Dämpfung des
Signals erfolgt. Ein weiterer Grund für eine derartige Verstärkung können große zu überbrückende Signalübertragungsentfernungen
darstellen.
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In
einer vorteilhaften Ausführungsvariante der
Erfindung ist die Verstärkereinrichtung
als Photomultiplier ausgebildet. Der Photomultiplier dient zur Wandlung
des optischen in ein elektrisches Signal sowie zu der Verstärkung des
elektrischen Signals. Ein Photomultiplier verwirklicht also eine
Wandel- und Verstärkereinrichtung
für ein
dem Photomultiplier zugeführtes
optisches Signal. Ein ankommendes Lichtquant bzw. Photon löst mittels
Photoeffekt ein oder mehrere Elektronen aus der Rückseite
einer Kathode aus. Das oder die Elektronen werden durch eine Hochspannung
auf eine erste Dynode hin be schleunigt, wobei durch die auf der
ersten Dynode auftreffenden beschleunigten Elektronen, weitere Elektronen
aus der ersten Dynode ausgelöst
werden. Es findet somit also eine erste Verstärkung des Signals statt. Die
mittels der ersten Dynode erzeugten Elektronen werden nun mittels
eines weiteren Potentialgefälles
auf eine zweite Dynode hin beschleunigt, wo diese erneut Elektronen
aus der Dynode herauslösen.
Durch Hintereinanderschaltung mehrerer Dynoden kann eine Verstärkung des
Signals um mehrere Größenordnungen
erreicht werden. Somit wird ein optisches Signal mittels eines Photomultipliers
in ein verstärktes
elektrisches Signal überführt. Der
Photomultiplier ist in seiner Empfindlichkeit und seinem Anwendungsgebiet
ein bewährtes
Messinstrument für Lichtquanten
im Bereich des sichtbaren Spektrums und wird häufig zum Nachweis optischer
Signale bzw. zur Verstärkung
von Signalen genutzt, wodurch in der Regel ein großer Erfahrungsschatz
beim technischen Servicepersonal bzgl. dieser Verstärkereinrichtung
vorhanden ist. Wie oben erwähnt
wird mittlerweile eine Alternative zum Photomultiplier in Form der
Large Area Avalanche Photo Diode bereitgestellt, welche sich letztendlich
jedoch im Bereich PET und SPECT noch nicht durchsetzen konnte.
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In
einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung ist
die Datenverarbeitungseinrichtung derart ausgebildet, dass eine
räumliche
Darstellung der innerhalb des Untersuchungsobjekts angeordneten
Strahlenquelle aus den Signalen ermittelbar ist. Die Datenverarbeitungseinrichtung
weist also derartige Mittel auf, dass aus der mit unterschiedlichen
Projektionsgeometrien erfassten, von den Strahlungsquellen innerhalb
des Untersuchungsobjekts emittierten Gammastrahlen, eine räumliche
Verteilung der Orte der Gammastrahlenentstehung ermittelt und dargestellt
werden kann. Dazu können Rekonstruktionsverfahren
eingesetzt werden, wie sie bspw. aus der Röntgentechnik bekannt sind,
und die in der Datenverarbeitungseinrichtung hinterlegt werden können. Dadurch
kann bspw. Information über den
Metabolismus des Untersuchungsobjekts gewonnen werden.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung ist die Trageeinrichtung C-förmig, U-förmig oder L-förmig ausgebildet.
Dadurch können
Stativeinheit, Halteeinrichtung und Trageeinrichtung von auf gleicher
Weise aufgebauten Röntgenvorrichtungen im
Wesentlichen übernommen
werden. Gegebenfalls können
SPECT-, PET- und Röntgenvorrichtungen dieselbe
Stativeinheit, Halteeinrichtung und Trageeinrichtung nutzen. Somit
werden lediglich der Röntgenstrahler
und gegebenenfalls ein Detektor für die jeweilige Anwendung als
SPECT, PET oder Röntgenanwendung
ausgetauscht. Ein Ersatz eines Detektors ist insbesondere dann erforderlich,
wenn ein an der Trageinrichtung angeordneter Detektor nicht geeignet
ist, sowohl Gammastrahlen als auch Röntgenstrahlen mit erforderlicher
Genauigkeit und Empfindlichkeit zu detektieren. Durch eine kombinierte
Verwendung der Stativeinheit für
SPECT-, PET- und Röntgenvorrichtungen
können
damit Kosten eingespart werden. Eine Ausbildung der PET- oder SPECT-Vorrichtung
als C-Bogen-, U-Bogen- oder L-Bogen-System ermöglicht vielseitige Einsatzmöglichkeiten
für die
Positronen-Emissions-Tomographie und Single-Photon-Emission-Computed-Tomography.
Zudem kann eine Mehrzahl an Möglichkeiten vorgesehen
werden, z.B. durch Angulationsdrehung, orbitaler Drehung, kombinierter
Angulations- und
Orbitaldrehung und andere, Daten zur Ermittlung einer räumlichen
Verteilung der Gammastrahlenquellen zu erfassen. Damit ist die Einsatzflexibilität der Vorrichtung
erhöht
und es können
neue Einsatzmöglichkeiten
für eine
derartige Vorrichtung erschlossen werden, z.B. Einsätze während operativer
Eingriffe an einem Untersuchungsobjekt, wie sie in der Röntgentechnik
standardmäßig durchgeführt werden.
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In
einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung sind
an einer Trageeinrichtung genau zwei sich gegenüberliegende, parallel zueinander
ausgerichtete Detektoren angeordnet. Dies entspricht einer Anordnung
von Vorrichtungskomponenten, wie sie bspw. von C-Bogen-Röntgenvorrichtungen
bekannt ist, wobei jedoch wenigstens der Röntgenstrahler durch einen für die Detektion
von Gammastrahlen geeigneten Detektor ersetzt wird. Es sind also
zwei gegenüberliegende,
in der Regel zueinander ausgerichtete, parallel angeordnete Detektoren
an einem C-Bogen gelagert, wobei der C-Bogen um das Untersuchungsobjekt
auf vielfältige
Art und Weise bewegt werden kann. Durch eine derartige Anordnung
der Detektoren, welche bspw. bei als U-Bögen und C-Bögen ausgebildeten Trageeinrichtungen
möglich
ist, können
neben räumlichen
Darstellungen auch zweidimensionale Projektionsdarstellungen der
Strahlungsquellenverteilung im Untersuchungsobjekt ermittelt werden.
Dazu werden die mittels der beiden Detektoren erfassten Daten vorzugsweise
in einer einzigen Projektionsdarstellung überlagert, um die Intensität zu erhöhen und
gegebenenfalls die Einflüsse
des statistischen Abstrahlverhaltens der Strahlungsquellen zu verringern.
Eine derartige Vorrichtung ist sowohl für PET als auch für SPECT
verwendbar.
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In
einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist die
Stativeinheit auf Rollelementen gelagert. Durch die erfindungsgemäße Anordnung der
Verstärkereinrichtung
und/oder der Datenverarbeitungseinrichtung im Wesentlichen innerhalb
der Stativeinheit und einer zusätzlichen
Lagerung der Stativeinheit auf Rollelementen kann die SPECT- oder
PET-Vorrichtung
verfahrbar ausgebildet werden. Dadurch erschließen sich für SPECT- und insbesondere PET-Untersuchungen
neue Anwendungsgebiete bspw. bei medizinischen Interventionen oder auch
bei bettlägerigen
Patienten. Ein mögliches
Anwendungsgebiet ist etwa die Resttumor-Detektion während der
Durchführung
der Operation zur Entfernung eines Tumors.
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Weitere
Vorteile der Erfindung ergeben sich aus einem Ausführungsbeispiel,
welches anhand der nachfolgenden Zeichnungen näher erläutert wird, in deren
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1 eine
Seitenansicht einer verfahrbaren Vorrichtung zur Durchführung einer
Positronen-Emissions-Tomographie,
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2 eine
Seitenansicht einer als Positronen-Emissions-Tomograph oder Single-Photon-Emission-Computer-Tomograph verwendbaren Vorrichtung,
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3 eine
Seitenansicht eines Single-Photon-Emission-Computer-Tomographs
schematisch
dargestellt sind.
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1 zeigt
eine Seitenansicht eine verfahrbare Vorrichtung 10 zur
Durchführung
einer Positronen-Emissions-Tomographie. Die Vorrichtung 10 weist
eine Stativeinheit 11 und eine Trageeinrichtung 13 auf,
wobei die Trageeinrichtung 13 als C-Bogen ausgebildet ist. Der C-Bogen 13 stützt sich über eine Halteeinrichtung 12 auf
der Stativeinheit 11 ab. Die Halteeinrichtung 12 weist
eine Führungseinheit 14 auf,
an welcher der C-Bogen 13 gelagert ist. Mittels der Führungseinheit 14 kann
der C-Bogen 13 motorisch orbital gedreht werden. Zudem
ist die Halteeinrichtung 12 derart ausgebildet, dass wenigstens
eine Drehung des C-Bogens 13 um eine horizontale, in einer
durch den C-Bogen 13 aufgespannte C-Bogen-Ebene verlaufende
Angulationsachse ermöglicht wird.
Zusätzlich
kann die Halteeinrichtung 12 Einrichtungen aufweisen, welche
für die
Bewegung der Trageeinrichtung 13 weitere Freiheitsgrade
bereitstellen, z.B. für
eine Parallelverschiebung des C-Bogens 13. Die Stativeinheit 11 ist
auf Rollelementen 15 gelagert, welche als zylindrische
Rollen ausgebildet sind. Dadurch ist die PET-Vorrichtung 10 verfahrbar
bzw. mobil.
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Am
C-Bogen 13 sind ein erster Gammastrahlen-Detektor 21 und
ein zweiter Gammastrahlen-Detektor 22 angeordnet. Die Detektoren 21 bzw. 22 sind als
Szintillations-Detektoren ausgebildet, so dass der Detektor ein
optisches Signal ausgibt, wenn Gammastrahlen auf die Detektorfläche treffen.
Die Detektoren 21 bzw. 22 sind am C-Bogen 13 gegenüberliegend
positioniert und derart ausgerichtet, dass die von den Detektoren 21 bzw. 22 umfassten
Detektionsflächen
parallel zueinander verlaufen. Dadurch kann eine für die Durchführung der
Positronen- Emissions-Tomographie
erforderliche Koinzidenz-Messung für die auf die Detektorfläche der
Detektoren 21 bzw. 22 auftreffenden Gammastrahlen
durchgeführt werden.
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Während der
Durchführung
der Positronen-Emissions-Tomographie ist ein auf einer Patientenlagereinrichtung 50 gelagertes
Untersuchungsobjekt U zwischen dem ersten Detektor 21 und
dem zweiten Detektor 22 angeordnet. Dem Untersuchungsobjekt
U wurde zuvor eine Positronen abstrahlende Substanz zugeführt. Die
Positronen abstrahlende Substanz verteilt sich in einer charakteristischen
Weise im Untersuchungsobjekt. Das Untersuchungsobjekt U weist somit
eine räumliche
Verteilung von Positronen-Strahlungsquellen auf. Durch Zerstrahlung
der von der radioaktiven und im Untersuchungsobjekt U verteilten
Substanz ausgehenden Positronen mit in der Regel vom Untersuchungsobjekt
U stammenden Elektronen, werden eine für einen derartigen Prozess
charakteristische Gammastrahlen erzeugt. Diese Gammastrahlen können Gammastrahlenquellen γ zugeordnet
werden, welche mit den Zerstrahlungspunkten der jeweiligen Positronen
und Elektronen übereinstimmen.
Die räumliche
Verteilung der Positronen-Strahlungsquellen ist somit in der Regel
von der räumlichen
Verteilung der Gammastrahlenquellen γ unterschiedlich, da ein Positron
zunächst
eine freie Weglänge
im Untersuchungsobjekt U zurücklegt,
bevor dieses mit einem Elektron in zwei in entgegengesetzte Richtung
fliegende Gammaquanten zerstrahlt.
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Die
in entgegengesetzter Richtung aus dem Untersuchungsobjekt U austretenden
Gammaquanten werden, sofern diese in einem geeigneten Raumwinkelbereich
das Untersuchungsobjekt U verlassen, von den gegenüberliegend
am C-Bogen 13 angeordneten Detektoren 21 bzw. 22 detektiert.
Die Gammaquanten treffen also auf die jeweilige Detektorfläche des
Detektors 21 bzw. 22 und treten in den im Ausführungsbeispiel
zur Detektion von Gammastrahlen genutzten Szintillationskristall
ein. Mittels des Szintillationskristalls, z.B. ein Cäsiumiodid-
oder Natriumiodid-Kristall mit Thallium-Dotierung, werden die Gammaquanten
in niederenergetischere Strahlung, in der Regel in den sicht baren
Spektralbereich, gewandelt. Dieser Prozess erfolgt für eine Vielzahl
an aus dem Untersuchungsobjekt U austretenden Gammaquanten, welche
durch die Detektoren 21 bzw. 22 erfasst werden.
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Wie
in 1 gezeigt, werden die vom Detektor 21 bzw. 22 bereitgestellten
optischen Signale mittels eines ersten Lichtwellenleiters 23 und
mittels eines zweiten Lichtwellenleiters 24 vom ersten
Detektor 21 bzw. dem zweiten Detektor 22 zu einer
optischen Signalkoppelstelle 25' geführt. Die Signalkoppelstelle 25' und die Lichtwellenleiter 23 bzw. 24 sind derart
ausgebildet, dass die optischen Signale der Detektoren 21 bzw. 22 in
jeder orbitalen Stellung des C-Bogen 13 an die Signalkoppelstelle 25' gelangen können. Dazu
können
bspw. an der Außenseite
des C-Bogens 13 bzw. dem Rücken des C-Bogens 13 nicht
dargestellte Signalschienen oder Signalschnittstellen angeordnet
sein, welche in jeder Drehstellung des C-Bogens 13 mit einer in der
Führungseinheit 14 angeordneten
Signalkoppelstelle 25' verbunden
sind. Die optischen Signale der Detektoren 21 bzw. 22 werden
somit aus dem C-Bogen 13 herausgeführt und wie in 1 dargestellt
einer weiteren Signalkoppeleinrichtung 25'' zugeführt, welche
zwischen der Führungseinheit 14 und
einer daran angrenzenden Komponente der Halteeinrichtung 12 angeordnet ist.
Diese Signalkoppeleinrichtung 25'' dient
dazu, Signale aus der um eine Angulationsachse drehbar gelagerten
Führungseinheit 14 des
C-Bogens 13 in
eine relativ zur Stativeinheit 11 in Position und Lage
starren Teil der Halteeinrichtung 12 zu überführen. Anschließend werden
die optischen Signale von der zweiten Signalkoppelstelle 25'' mittels eines Lichtwellenleiters 26 in
die Stativeinheit 11 zur Wandel- und Verstärkereinrichtung 27 geführt, welche
als eine Anzahl an Photomultipliern ausgebildet ist.
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Gegebenenfalls
können
zur Verbesserung der Signalführung
in 1 nicht dargestellte Multiplexer- und Demultiplexer-Einrichtungen vorgesehen werden,
um eine serielle oder parallele Signalverarbeitung des optischen
Signals zu erreichen.
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Durch
derartige Einrichtungen und zugehörige Verfahren kann zudem die
Anzahl an Photomultipliern 27 gering gehalten werden, was
die Kosten der Vorrichtung 10 senkt.
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Mittels
der Photomultiplier 27 werden die jeweiligen optischen
Signale vom Detektor 21 bzw. 22 in ein elektrisches
Signal gewandelt und nach dem weiter oben beschriebenen Verfahren
um bspw. sechs Größenordnungen
verstärkt.
Anschließend werden
die gewandelten und verstärkten
Signale einer Datenverarbeitungseinrichtung 28 zugeführt, welche
die Signale weiterverarbeitet.
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Zur
Ermittlung der Verteilung der Gammastrahlenquellen γ im Untersuchungsobjekt
U, werden der C-Bogen 13 und damit die am C-Bogen 13 angeordneten
Detektoren 21 bzw. 22 mittels der Führungseinheit 14 motorisch
um das Untersuchungsobjekt U orbital gedreht. Dabei wird für eine Vielzahl
an unterschiedlichen Winkelpositionen der Detektoren 21 bzw. 22 relativ
zum Untersuchungsobjekt U die aus dem Untersuchungsobjekt U austretenden
Gammastrahlen erfasst. Die von den Detektoren 21 bzw. 22 bei
den verschiedenen Winkelpositionen gelieferten Signale werden dann
der Datenverarbeitungseinrichtung 28 zugeführt, welche
dann daraus eine räumliche
Darstellung der Verteilung der Gamma-Strahlenquellen γ im Untersuchungsobjekt
U rekonstruiert. Die ermittelte räumliche Darstellung der Verteilung
der Gammastrahlenquellen γ kann
auf der Ein-/Ausgabeeinrichtung
als graphische Darstellung ausgegeben werden.
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In 2 ist
eine Vorrichtung 30 gezeigt, welche wie die in 1 gezeigte
Vorrichtung 10 sowohl für
die Durchführung
einer Single-Photon-Emission-Computed-Tomography als auch für die Durchführung einer
Positronen-Emissions-Tomographie verwendet werden kann. Die in 2 gezeigte
Vorrichtung 30 unterscheidet sich von der in 1 gezeigten
Vorrichtung 10 durch einen zusätzlichen Detektor 22', welcher mittig
zwischen dem ersten Detektor 21 und dem zweiten Detektor 22 am
C-Bogen 13 angeordnet ist. Da für die Single-Photon-Emission- Computed-Tomography
keine Koinzidenz-Messung erfolgt, können die für Single-Photon-Emission-Computed-Tomography
verwendeten Detektoren 21 bzw. 22 bzw. 22' auch nicht
gegenüberliegend
angeordnet werden. Durch bspw. orbitale Drehung des C-Bogens 13 um
das Untersuchungsobjekt U (vgl. 1) und damit
der gemäß 2 angeordneten drei
Detektoren 21 bzw. 22, bzw. 22' können vom
Untersuchungsobjekt U (vgl. 1) austretende
Gammastrahlen in einem Winkel 360 Grad um das Untersuchungsobjekt
U (vgl. 1) erfasst werden.
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In 3 ist
eine Vorrichtung 40 gezeigt, welche für Single-Photon-Emission-Computed-Tomography
verwendet werden kann, jedoch nicht für Positronen-Emissions-Tomographie,
da bei nur genau einem an einer Trageeinrichtung 13' angeordneten Detektor 21 eine
Koinzidenzmessung von Detektorereignissen nicht möglich ist.
Die Vorrichtung 40 weist eine Stativeinheit 11 auf
sowie eine u-förmige Trageeinrichtung 13'. Die u-förmige Trageeinrichtung 13' stützt sich
mittels einer Halteeinrichtung 12 auf die Stativeinheit 11.
Die u-förmige
Trageeinrichtung 13' ist
wenigstens um eine horizontale, in einer von der u-förmigen Trageeinrichtung 13' aufgespannten U-Bogen-Ebene
verlaufende Angulationsachse drehbar. Durch die u-förmige Ausbildung
der Trageeinrichtung 13' ist
eine orbitale Drehbewegung um ein nicht dargestelltes Untersuchungsobjekt
nicht möglich.
Zur Ermittlung einer räumlichen
Verteilung von in einem Untersuchungsobjekt verteilten Gammastrahlenquellen
kann hier daher nur die Angulationsachse genutzt werden. Um die
verringerte Einsatzflexibilität der
Vorrichtung 40, welche durch eine fehlende orbitale Drehbarkeit
der u-förmigen
Trageeinrichtung 13' verursacht
ist, auszugleichen, kann die Halteeinrichtung 12 besonders
vielseitig ausgebildet werden, so dass eine Höheneinstellung der Trageeinrichtung 13' und verschiedene
translatorische und rotatorische Bewegungsmöglichkeiten der Trageeinrichtung 13' relativ zur
Stativeinheit 11 vorgesehen sind.
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Die
Stativeinheit 11 der in 3 dargestellten
Vorrichtung 40 ist, wie die in 1 und 2 gezeigten
Vorrichtungen 10 bzw. 30, auf zylindrischen Rollen 15 gelagert,
so dass die Vorrichtung 40 verfahrbar ist und damit eine
vergrößerte Einsatzflexibilität als bei
bisherigen SPECT- und/oder PET-Vorrichtungen
erreicht werden kann, da sich voneinander unterscheidende Einsatzorte
durch die Vorrichtung 40 eingenommen werden können.
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An
der u-förmigen
Trageeinrichtung 13' ist ein
Gammastrahlendetektor 21 angeordnet, dessen Detektorfläche derart
ausgerichtet ist, dass von dem Untersuchungsobjekt ausgehende Gammastrahlen in
einem möglichst
großen
Raumwinkelbereich erfasst werden können. Gegebenenfalls kann die
Detektorfläche
des Detektors 21 auch eine Krümmung aufweisen und damit den
von dem Detektor 21 abgedeckten Raumwinkelbereich weiter
vergrößern.
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Die
mittels des Detektors 21 erfassten Gammastrahlen werden
als optisches Signal mittels eines Lichtleiters 23 einer
ersten Signalkoppelstelle 25'' zugeführt, von
welcher sie über
einen weiteren Lichtleiter 26 einer Wandel- und Verstärkereinrichtung 27 zugeführt werden.
Für die
in 3 dargestellte Vorrichtung 40 kann auf
eine weitere Signalkoppelstelle verzichtet werden, da eine Auskopplung
des optischen Signals aus einer orbital drehenden Trageeinrichtung 13,
wie sie in 1 bzw. 2 dargestellt ist,
nicht erforderlich ist.
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Das
optische Signal wird in der als Photomultiplier ausgebildeten Wandel-
und Verstärkereinrichtung 27 in
ein elektrisches Signal gewandelt und verstärkt. Das verstärkte elektrische
Signal wird anschließend
einer Datenverarbeitungseinrichtung 28 zugeführt, welche
die Signale weiterverarbeitet.
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Durch
eine Angulationsdrehung des Detektors um ein in 3 nicht
dargestelltes Untersuchungsobjekt können für eine Vielzahl an unterschiedlichen
Aufnahmerichtungen relativ zum Untersuchungsobjekt Gammastrahlen
erfasst werden. Mittels dieser Daten lässt sich dann eine räumliche
Verteilung der Gammastrahlenquellen innerhalb des Untersuchungsobjekts
ermit teln, welche bei SPECT mit der Verteilung der die Gammastrahlen
emittierenden radioaktiven Substanz übereinstimmt.
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Grundsätzlich können auch
Detektoren zur Erfassung von Gammastrahlen eingesetzt werden, welche
nicht nach dem Szintillator-Prinzip arbeiten, z.B. CdZnTe Halbleiter-Detektoren.
Bei derartigen Detektoren wird durch die auf den Detektor treffenden
Gammastrahlen direkt ein elektrisches Signal erzeugt. Somit bietet
es sich bei derartigen Detektoren an, einen analogen Aufbau einer
der in 1, 2 und 3 gezeigten
Vorrichtungen 10 bzw. 30 bzw. 40 für elektrische
anstatt für
optische Signale vorzunehmen.