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Die Erfindung betrifft einen Gammadetektor zur Messung der Energie prompter Gammastrahlung mit Energien von über 2 MeV, wie sie etwa beim Durchgang von Partikelstrahlen durch Materie, vorzugsweise organischem Gewebe, entsteht.
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Hochenergetische Partikelstrahlung wird in der Medizin vor allem zur Tumortherapie eingesetzt. Dabei wird ein Strahl schwerer Ionen (Partikel) von außen durch das Gewebe eines Patienten in Richtung Tumorgewebe geschossen. Dabei macht man sich den physikalischen Effekt zunutze, dass der Energieverlust pro Streckeneinheit beim Durchgang schwerer Ionen durch Materie aufgrund verschiedener physikalischer Prozesse mit sinkender Energie zunimmt. Dies führt dazu, dass der Strahl eine sehr gut definierte Reichweite hat und innerhalb einer wohldefinierten, von der ursprünglichen Energie bestimmten Strecke gestoppt wird. Die Energieverteilung über die Strecke zeigt im Ergebnis ein ausgeprägtes Maximum am Ende, den so genannten Bragg-Peak. Im Ergebnis kann der Großteil der Energieabgabe des Partikelstrahls auf das letzte kurze Wegstück durch das Gewebe konzentriert werden.
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Anders als bei klassischen Bestrahlungen mit Röntgen- oder Gammastrahlung, aber auch anders als bei Bestrahlung mit Elektronen (Beta-Strahlung) gelingt es auf diese Weise nicht nur, einen erheblichen Teil in der Strahlenergie in einem recht eng umgrenzten Zielbereich, im Idealfall dem Tumorgewebe, zu deponieren und damit im Idealfall nahezu nur den Tumor selbst zu bestrahlen, sondern auch die Reichweite des Strahls im Gewebe definiert und genau zu begrenzen. Dies ist insbesondere dann von Bedeutung, wenn hinter dem Tumor Körperteile liegen, bei deren Schädigung durch Strahlung mit unverhältnismäßigen Nebenwirkungen zu rechnen ist, also in etwa wichtige Nervenstränge in der Wirbelsäule, das Gehirn oder andere vergleichbare Regionen.
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Um, ausgehend von den medizinischen Erfordernissen, die Bestrahlung entsprechend zu planen, wird die gewünschte Dosisverteilung berechnet und daraus ein Bestrahlungsplan entwickelt.
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Problematisch ist jedoch nach wie vor die Überprüfung der Reichweite des Partikelstrahls im Gewebe und damit der Vergleich zwischen der berechneten und tatsächlichen räumlichen Dosisverteilung im Körper des Patienten. Eine Möglichkeit der Bestimmung ist die möglichst genaue Vermessung der vom Partikelstrahl im Körper erzeugten primären Gammastrahlung.
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Diese primäre Gammastrahlung weist typischerweise recht hohe Energien auf mit Schwerpunkten im Bereich etwa um 2 MeV, um 4,5 MeV und um 6,1 MeV auf, kann aber auch Energien bis hin zu 10 MeV erreichen. Durch Bestimmung der Richtung, aus der die Gammastrahlung kommt, ist es möglich, Rückschlüsse auf den Emissionsort und damit den Ort der Wechselwirkung des Partikelstrahls im Körper zu schließen. So kann am Ende die tatsächliche Dosisverteilung im Körper des Patienten berechnet und mit der vorab berechneten verglichen werden.
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Richtungsinformationen von Gammastrahlung können mit so genannten, grundsätzlich aus dem Stand der Technik bekannten, Compton-Kameras erfasst werden. Eine solche Compton-Kamera weist einen vorderen Detektor, einen sogenannten Streudetektor, auf, sowie einen oder mehrere dahinter, also von der Quelle weiter entfernt positionierte weitere Detektoren, mit denen die im Streudetektor gestreuten Gammaquanten letztlich erneut gestreut oder idealerweise gestoppt werden sollen. Dabei muss die Energie der erzeugten Streuteilchen (Compton-Elektronen) im Streudetektor möglichst genau erfasst werden.
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Aus der Energiemessung der Streuteilchen im Streudetektor und der Energie- oder Ortsmessung in den weiteren Detektoren wird der Streuwinkel des Gammaquants im Streudetektor berechnet, der dann beim Vorliegen vieler Ereignisse die Erzeugung eines Abbildes der Gammaquellen (Bildrekonstruktion) ermöglicht.
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Bei den im Bereich der Partikeltherapie auftretenden Energien der Gammastrahlen von bis zu 10 MeV spielt für den Nachweis der Gammaquanten im Detektor nicht nur der Photoeffekt eine Rolle. Stattdessen dominiert, insbesondere im besonders interessanten Bereich zwischen 2 MeV und 8 MeV, meist der Comptoneffekt, bei dem ein Gammaquant lediglich ein Teil seiner Energie im Rahmen eines Streuprozesses abgibt und den Detektor dann unter einem anderen Winkel wieder verlässt. Vor allem diesen Effekt macht sich die Compton-Kamera zu Nutze. Nicht zu vernachlässigen ist im interessierenden Energiebereich allerdings auch die Paarbildung, bei der durch ein hochenergetisches Gammaquant ein Elektron-Positron-Paar erzeugt wird.
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Um die Energie der im Streudetektor erzeugten Compton-Elektronen oder die Energieabgabe im Absorberdetektor genau zu erfassen, ist es erforderlich, Detektoren mit einer ausreichend guten Energieauflösung zu verwenden, die im hier interessierenden Energiebereich auch noch eine ausreichend hohe Nachweisbarwahrscheinlichkeit bieten. Hierfür kommen vor allem anorganische Szintillatorkristalle in Frage. Diese Kristalle sind jedoch meist hygroskopisch, d.h. sie werden schon durch die Einwirkung normal feuchter Raumluft zerstört.
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Aus diesem Grund sind die entsprechenden Kristalle in derartigen Detektoren vollständig gekapselt. Die Kapselung besteht an der Vorderseite, also der zur Quelle gerichteten Seite, sowie an den daran anschließenden Seiten typischerweise aus einem licht- und luftdichten Material, welches im Inneren das vom Szintillator emittierte Licht möglichst gut reflektiert. Auf der Rückseite des Szintillatorkristalls ist meist eine lichtdurchlässige Glasscheibe, oft aus Quarzglas, angebracht, die das Licht des Szintillators, welches dieser nach Wechselwirkung mit einem Gammaquant erzeugt, zu einem dahinterliegenden Lichtdetektor weiterleitet. Diese Glasscheibe ist mit der den übrigen Detektor umhüllenden Abschirmung so verbunden, dass die gesamte Konstruktion luftdicht abgeschlossen ist. Auf diese Weise wird verhindert, dass Feuchtigkeit zum Szintillatorkristall gelangt.
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Hinter dem Lichtaustrittsfenster ist ein Lichtdetektor, typischerweise ein Photomultiplier oder ein Halbleiterdetektor, angebracht, der die Menge des vom Szintillator emittierten Lichtes misst. Da die Menge des Lichts der vom Gammaquant im Szintillator deponierten Energie entspricht, wird auf diese Weise die deponierte Energie bestimmt.
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Bei den hier in Rede stehenden Gammaenergien von typischerweise über 2 MeV wird häufig die Energiedeposition im Absorberdetektor nicht über eine einzelne Wechselwirkung, sondern über eine Mehrzahl von Wechselwirkungen stattfinden, also etwa Comptonstreuung eines Gammaquants mit nachfolgender Absorption des gestreuten Gammaquants sowie des erzeugten Sekundärteilchens, also etwa des Elektrons, an dem das Gammaquant gestreut wurde.
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Bei manchen Anwendungen, insbesondere auch bei der Messung der prompten Gammaquanten im Rahmen einer Partikeltherapie, treten die zu messenden Gammaquanten als Folge der Positionierung der Detektoren im Wesentlichen gerichtet, und zwar durch die Vorderseite des Detektors ein, und bewegen sich nach hinten, in Richtung des Lichtdetektors. Insbesondere bei hochenergetischen Gammaquanten führt dies dazu, dass auch die Sekundärteilchen, also etwa gestreute Elektronen, sich im Wesentlichen nach hinten, also in Richtung des Lichtdetektors und damit auch des Quarzfensters, bewegen. Bei Gammaenergien von einigen MeV kann die Reichweite der Sekundärteilchen im Detektor dabei durchaus im Bereich von Zehntelmillimetern oder gar Millimetern liegen, so dass diese, wenn die Wechselwirkung nahe der rückwärtigen Oberfläche erfolgt, den Szintillator verlassen können. In diesem Fall gibt das Sekundärteilchen aber nicht die komplette Energie im Szintillator ab, was das Messergebnis verfälscht.
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Derartige Fehlmessungen stören insbesondere dann, wenn die Quellen von Gammastrahlen im genannten Energiebereich mit Hilfe einer hoch auflösenden Comptonkamera abgebildet werden sollen.
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Im Stand der Technik wurde für eine andere Anwendung in der Gammaspektroskopie ohne Bezug zu Compton-Kameras bereits vorgeschlagen, den Szintillatorkristall des Absorberdetektors komplett in einen weiteren Szintillator aus organischem Material, insbesondere Plastik einzubetten. Verwirft man Ereignisse, die auch zu einem Signal in dem umgebenden Plastikdetektor geführt haben (Anti-Koinzidenz), kann dieser als Vetodetektor verwendet werden und die Gammaspektroskopie verbessern.
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Derartige Systeme finden bisher nur in der im Wesentlichen kernphysikalischen Forschung Verwendung, nicht jedoch in der breiten Anwendung und insbesondere nicht in der Medizintechnik. Dies hat seine Ursache darin, dass ein derartiger Aufbau mit einer Reihe von Nachteilen verbunden ist. Zum Einen werden mit einem derartigen Detektor auch Ereignisse unterdrückt, die bereits beim Eintritt des Gammaquants in den Detektor im umgebenden Plastikszintillator eine Wechselwirkung auslösen. Dazu kommt, dass der Brechungsindex des Kunststoffmaterials sich deutlich von dem anorganischer Kristalle unterscheidet, sodass eine signifikante Menge Licht, welches im Inneren des ersten Szintillatorkristalls erzeugt wird, an den Übergängen zwischen dem ersten Szintillator und dem umgebenden Plastikdetektor total reflektiert wird und daher gar nicht den Weg zu dem Lichtdetektor findet. Es ist damit für die Messung verloren, so dass sich die Energieauflösung des Detektors verschlechtert.
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Davon abgesehen ist diese Konstruktion sehr aufwendig und daher nur technisch schwierig und teuer zu realisieren.
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Vor diesem Hintergrund besteht die Aufgabe der Erfindung darin, einen Gammadetektor zur Verfügung zu stellen, der als Streu- und/oder Absorberdetektor in einer Comptonkamera verwendet werden kann und die oben beschriebenen Nachteile vermeidet. Diese Aufgabe wird durch einen Detektor gelöst, wie er in den Ansprüchen beschrieben ist.
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Beansprucht wird daher insbesondere ein Gammadetektor zur Messung der Energie prompter Gammastrahlung mit Energien von über 2 MeV, die etwa beim Durchgang von Partikelstrahlen durch Materie, vorzugsweise organischem Gewebe, entsteht und im Wesentlichen von vorne in den Gammadetektor eintritt, aufweisend einen ersten Szintillator D, einen zweiten Szintillator V aus nicht hygroskopischem Material und einen Lichtdetektor L an der hinteren, der vorderen Seite des Detektors gegenüberliegenden Seite, wobei der erste Szintillator D an allen Seiten außer der hinteren, dem Lichtdetektor L zugewandten Seite lichtdicht gekapselt ist. Der zweite Szintillator V ist zwischen dem ersten Szintillator D und dem Lichtdetektor L so angeordnet, dass aus dem Szintillator D austretende Elektronen oder Positronen den Szintillator V zumindest teilweise erreichen, wobei der zweite Szintillator V zusammen mit der lichtdichten Kapselung des ersten Szintillators D den ersten Szintillator D umhüllt, wobei der zweite Szintillator V das Lichtaustrittsfenster F des ersten Szintillators D bildet und wobei die Szintillatoren V und D so ausgewählt sind, dass sich ihre Lichtabklingzeiten τV und τD unterscheiden.
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Bevorzugt weist der erste Szintillator D hygroskopisches Material auf, wobei die Umhüllung des ersten Szintillators D durch die lichtdichte Kapselung und den zweiten Szintillator V luftdicht ausgebildet ist.
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Besonders bevorzugt weist der erste Szintillator D Szintillatormaterial aus Lanthanbromid, Cerbromid, Natriumiodid, Strontiumiodid, Lanthanchlorid, Caesiumiodid oder Gadolinium-Aluminium-Gallium-Granat (GAGG) auf, während der zweite Szintillator V vorzugsweise Szintillatormaterial aus Bismutgermanat, Bleiwolframat, Calciumfluorid, Bariumflourid, Caesiumiodid, Gadoliniumoxyorthosilikat (Gd2SiO5, GSO) oder Gadolinium-Aluminium-Gallium-Granat (Gd3Al2Ga3O12, GAGG) aufweist.
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Es hat sich als günstig erwiesen, wenn der Detektor eine elektronische Einheit E aufweist, die die vom Lichtdetektor L ausgegebenen Signale nach ihrem zeitlichen Verlauf trennt, wobei der zeitliche Verlauf der Signale ein Maß für die Lichtabklingzeiten τ der jeweils verwendeten Szintillatoren D und V ist. Dabei wird vorzugsweise die elektronische Einheit E mit Hilfe einer geeigneten Schaltung oder eines geeigneten Algorithmus so betrieben, dass sie Signale des Szintillators D verwirft, wenn koinzident zum Auftreten dieser Signale auch Signale des zweiten Szintillators V auftreten. Vorzugsweise besteht die elektronische Einheit E aus einem Sampling ADC (Digitizer) und einer entsprechenden Software zur Signalanalyse.
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Der Lichtdetektor L ist am besten in die lichtdichte Kapselung der Szintillatoren D und V integriert.
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Im Folgenden wird eine Ausführungsform der Erfindung anhand der nachfolgenden Figuren wiedergegeben. Es zeigen:
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1 einen prinzipiellen Aufbau eines Szintillationsdetektors wie er aus dem Stand der Technik bekannt ist,
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2 einen erfindungsgemäßen Szintillationsdetektor ohne den Lichtdetektor aber mit Beispielen einzelner Wechselwirkungen von Gammastrahlung im Detektor, und
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3a und 3b die schematische Darstellung von Signalen mit verschiedenen Lichtabklingzeiten der einzelnen Detektoren.
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1 zeigt den grundsätzlichen Aufbau eines Gammadtektors, wie er auch zur Messung der Energie primärer Gammaquanten im Rahmen der Partikeltherapie eingesetzt wird. Der Gammadetektor 1 weist dabei einen Szintillator 11 auf, der als Detektorkristall dient. Um diesen Szintillator ist ein Reflektor 12 angeordnet, der, zusammen mit dem Lichtaustrittsfenster 13, den Szintillator 11 luftdicht nach außen abschließt. Der Reflektor 12 bildet darüber hinaus eine lichtdichte Umhüllung, die an der zum Szintillator zugewandten Seite reflektierend ausgebildet ist, sodass auf die Umhüllung treffendes Licht möglichst vollständig reflektiert wird.
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Unterhalb des Lichtaustrittsfensters befindet sich ein Lichtsensor 7 mit einer mit dem Lichtaustrittsfenster gekoppelten lichtempfindlichen Schicht 71.
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2 zeigt einen gekapselten Szintillator 1 nach der Erfindung im Detail. Auch dieser Gammadetektor weist im Inneren zunächst einen Szintillator 11 als Detektorkristall auf, der von einem luft- und lichtdichten Reflektor 12 umschlossen ist. Anders als nach dem Stand der Technik wird das optische Fenster 13 allerdings nicht von einem Quarzkristall, sondern von einem nicht hygroskopischen Szintillator gebildet, der so ausgewählt ist, dass die Lichtabklingzeit des Szintillators 13 sich von der Lichtabklingzeit des Szintillators 11 unterscheidet.
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Hinter dem zweiten Szintillator 13 befindet sich, in 2 nicht gezeigt, wieder die lichtempfindliche Schicht eines Photodetektors.
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Von vorne, im Bild oben, treten den Detektor treffende Gammaquanten ein. Zur Erläuterung der Funktionsweise der Erfindung sind die Gammaquanten 21, 22 und 23 mit beispielhaften Wechselwirkungsprozessen dargestellt.
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Ein Gammaquant 21 führt im mittleren Bereich des Detektors zu einer Wechselwirkung, in diesem Fall zu einer Compton-Streuung. Dabei entsteht ein Compton-Elektron 212, welches vollständig im Szintillator 11 gestoppt wird, während das gestreute Gammaquant 211 den Detektor ohne weitere Wechselwirkung verlässt.
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In diesem Fall liefert eine Messung der Energie des Compton-Elektrons 212 allein anhand des Signals des Szintillators 11 ein richtiges Ergebnis.
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Auf der linken Seite ist ein weiteres Gammaquant 22 gezeigt, welches im hinteren Bereich des Detektors einen Paarbildungsprozess auslöst. Das bei der Paarbildung erzeugte Positron 221 wird im Detektor vollständig gestoppt, während das gleichzeitig erzeugte Elektron 222 den Detektor nach hinten, in Richtung des optischen Fensters 13, verlässt. Beim Durchgang des Elektrons 222 durch das einen Szintillatorkristall aufweisende optische Fenster 13 verliert das Elektron weiter Energie, die auch im Szintillatorkristall 13 zu der Erzeugung von Szintillationslicht führt, welches mit dem angekoppelten Lichtdetektor nachgewiesen werden kann.
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Das rechts eintretende dritte Gammaquant 23 erfährt ganz im hinteren Bereich des Szintillators 11 eine Wechselwirkung in Form einer Compton-Streuung. Das gestreute Gammaquant 231 verlässt den Detektor. Das Compton-Elektron 232 besitzt so viel Energie, dass es den Szintillator 11 verlässt, Energie im das Lichtaustrittsfenster bildenden Szintillator 13 deponiert und damit dort ebenfalls Szintillationslicht erzeugt.
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Die Ereignisse 22 und 23 sind dadurch gekennzeichnet, dass die im Detektor erzeugten Sekundärteilchen nicht vollständig im Szintillator 11 abgebremst werden. Eine Messung der vom Gammaquant an die Sekundärteilchen (Compton-Elektron bzw. Elektron-Positron-Paar) übertragenen Energie, die allein das im Szintillator 11 erzeugte Lichtsignal benutzt, wäre demnach falsch. Andererseits führen diese Ereignisse sowohl zu Signalen im Szintillator 11 als auch im durch den zweiten Szintillator ausgebildeten optischen Fenster 13. Wenn es gelingt, diese Signale im Lichtdetektor mit Hilfe einer geeigneten Elektronik von solchen Signalen zu unterscheiden, bei denen die Sekundärteilchen wie im Fall des Ereignisses 22 vollständig im Szintillator 11 abgebremst werden, sodass nur dieser Licht erzeugt, kann der durch Ereignisse mit fehlerhafter Energiemessung im rekonstruierten Bild erzeugte Untergrund reduziert und die Qualität der Messung erhöht werden.
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Dies ist gerade dann möglich, wenn das Lichtaustrittsfenster 13 in erfindungsgemäßer Weise als Szintillator ausgebildet ist und wenn die beiden Szintillatoren 11 und 13 unterschiedliche Lichtabklingzeiten besitzen. Dann können im Stand der Technik bekannte Methoden der Impulsformdiskriminierung eingesetzt werden, um entsprechende Ereignisse voneinander zu unterscheiden.
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Besonders günstig an diesem Aufbau ist, dass sich das gewünschte Ergebnis mit minimaler Modifikation eines üblichen Szintillationsdetektors verwirklichen lässt, so dass nur ausgesprochen geringe Mehrkosten entstehen und darüber hinaus der Platzbedarf des Detektors nicht wächst.
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Die 3a und 3b zeigen schematisch die Trennung der Signale des inneren und des äußeren Szintillationsdetektors.
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3a zeigt den Signalausgang eines Detektors, bei dem der äußere, das optische Fenster 13 bildende Szintillator, der sogenannte Vetokristall, eine längere Lichtabklingzeit als der eigentliche Detektorkristall 11 besitzt. Dies äußert sich in einem relativ hohen Lichtsignal 51 mit kurzer Abklingzeit des Detektorkristalls. Findet gleichzeitig eine Wechselwirkung im Vetokristall statt, wird dieses Signal wie auf der rechten Seite des Bildes gezeigt von dem längeren Signal 61 des Vetokristalls überlagert. Mit einer Pulsformdiskriminierung können diese Signale voneinander getrennt werden.
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Den umgekehrten Fall zeigt 3b. Hier klingen die Signale 52 des Szintillationsdetektors 11 über einen längeren Zeitraum ab. Während im Falle eines Ansprechens des Vetodetektors 13 das langsame Abklingen des Detektorkristalls durch einen hohen, schnell abklingenden Peak 62 überlagert wird. Auch diese Signale können im Wege der Pulsformdiskriminierung voneinander unterschieden werden.
