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Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung
zur Erzeugung von Bildern und/oder Projektionen mit Hilfe eines bildgebenden
Verfahrens ausgestattet mit einer Vorrichtung zum Ermitteln von
Eingangsstrahlung mit mindestens einem Erfassungselement, das einen
Sensor zur Umwandlung der Eingangsstrahlung und eine Photodiode,
die ein optisches Signal in ein elektrisches Signal überführt, enthält. Die
Erfindung betrifft auch eine Vorrichtung zum Ermitteln von Eingangsstrahlung.
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Die Tomographie ist ein in der medizinischen
Röntgendiagnostik
angewandtes Schichtaufnahmeverfahren. Dabei erfolgt eine gekoppelte
gegenläufige
Bewegung von Röhre
und Film bei einem unbewegten Patienten. Ein bestimmter vorgewählter Tiefenbereich
wird dadurch auf dem Film scharf abgebildet, während höher und tiefer gelegene Objektteile
durch die ständig
wechselnde Projektion verwischt werden.
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Bei der Röntgen-Tomographie wird die
Abschwächung
von Röntgenstrahlen
durch eine bestimmte Körperschicht
des Patienten in vielen verschiedenen Projektionen durch eine Vielzahl
von Detektoren gemessen. Dazu wird mittels einer Röntgenröhre und
Blenden ein schmaler Röntgenstrahl
(Fächerstrahl)
erzeugt. Dieser durchdringt die gewünschte Körperstelle und wird innerhalb
des Körpers
durch die verschiedenen Strukturen (z. B. Haut, Fett, Muskel, Organe,
Knochen) unterschiedlich stark abgeschwächt.
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Genau gegenüber der Röntgenröhre befindet sich eine Vielzahl
von Detektoren, die das abgeschwächte
Signal empfangen, elektronisch aufbereiten und einem Computer zur
Auswertung weiterleiten. Im Anschluss daran dreht sich die Röntgenröhre samt
gegenüberliegender
Detektoren geringfügig
um den Patienten weiter.
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Der beschriebene Vorgang wiederholt
sich. Auf diese Weise werden verschiedene Ansichten (Projektionen)
derselben Schicht erzeugt und im Computer zu einem Graustufen-Bild
umgerechnet. Dieses Bild kann auf einem Bildschirm oder auf einem
Röntgenfilm
betrachtet und ausgewertet werden. Diese Technik führt zu wesentlich
kontrastreicheren Bildern als die herkömmliche Röntgentechnik.
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Ein weiteres, auf dem Prinzip der
Tomographie beruhendes bildgebendes Verfahren ist die Emissions-Computer-Tomographie
(ECT), die auf der schichtweisen Strahlenmessung (Szintigraphie)
vorübergehend
inkorporierter Radionuklide beruht. Dabei wird die Abstrahlung von
Positronen aus 15O-Kohlendioxid bzw. 68Ge (Positronen-Emissions-Computer-Tomographie, PET)
oder Photonen aus 99mTc bzw. 123I
(Single-Photon-Emissions-Computer-Tomographie,
SPECT) gemessen. Diese nuklearmedizinische Tomographieverfahren
weisen den Vorteil auf, dass sie dem Betrachter des tomographisch
erzeugten Bildes eine über
die reine Morphologie hinausgehende Information bereitstellen und
gegebenenfalls auch physiologische Vorgänge abbilden.
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In der Computertomographie unterscheidet
man heute zwei grundlegende Typen von Strahlungsdetektoren: Direktkonverter
(z.B. Xenon-Gasdetektoren) und Szintillationsdetektoren. Bei Festkörperdetektoren, aufgebaut
aus einem szintillierenden Material (Szintillator), wird das nach
Anregung emittierte, sichtbare Licht von Photodioden gesammelt.
Festkörperdetektoren
enthalten in der Röntgen-Computertomographie
entweder Cadmium-Wolframat (CdWO
4) oder
Materialien auf Basis Seltener Erden. Häufig verwendete Szintillatoren sind
Ce
3+-dotierte Materialien wie beispielsweise
Lu
2SiO
5:Ce oder
Gd
2SiO
5:Ce. In PET-Verfahren
bzw. in SPECT-Verfahren wird häufig
NaI:Tl oder Bismutgermanat (Bi
4Ge
3O
12, BGO) als Szintillator
verwendet. Detektoren mit Ce
3+-dotierten
Materialien als Szintillator sind beispielsweise aus der
EP 1 004 899 bekannt.
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Der Szintillator muss einige Voraussetzungen
erfüllen.
So muss der Szintillator eine hohe Dichte, eine hohe Lichtausbeute
und eine kurze Anregungs- und Abklingzeit aufweisen.
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Die Abklingzeit τ von NaI:Tl beträgt 250 ns,
die von BGO 300 ns, die von Lu2SiO:Ce 40
ns und die von Gd2SiO5:Ce
56 ns. Für
viele Anwendungen ist es wünschenswert,
Szintillatoren mit noch kürzeren
Abklingzeiten einzusetzen.
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Es ist deshalb eine Aufgabe der vorliegenden
Erfindung eine Vorrichtung zur Tomographie bereitzustellen, die
einen Szintillator mit kurzer Abklingzeit τ aufweist.
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Diese Aufgabe wird gelöst durch
eine Vorrichtung zur Erzeugung von Bildern und/oder Projektionen mit
Hilfe eines bildgebenden Verfahrens ausgestattet mit einer Vorrichtung
zum Ermitteln von Eingangsstrahlung mit mindestens einem Erfassungselement,
das einen Sensor mit einem Pr3+-aktivierten
Szintillator zur Umwandlung der Eingangsstrahlung in UV-Strahlung
und eine Photodiode, die ein optisches Signal in ein elektrisches
Signal überführt, enthält.
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Pr3+-aktivierte
Szintillatoren weisen kurze Abklingzeiten τ im Bereich < 25 ns und somit insbesondere noch
kurzere Abklingzeiten als Ce3+-aktivierte
Szintillatoren auf.
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Durch die kurze Abklingzeit τ kann die
Integrationszeit bei Ermittelung der Intensität der Eingangsstrahlung verkürzt und
so die Bildrate zur Erzeugung von Bildern und/oder Projektionen
deutlich erhöht
werden. Durch die erhöhte
Bildrate wird das Auftreten von Artefakten, wie zum Beispiel Schattenbildern,
reduziert. Weiterhin werden die Untersuchungszeit für den Patienten
kürzer,
da in kürzerer
Zeit mehr Einzelbilder gemessen werden können.
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Die vorteilhaft ausgewählten Pr3+-aktivierten Szintillatoren gemäß Anspruch
2 weisen kurze Anregungszeiten und kurze Abklingzeiten τ auf. Weiterhin
emittieren sie nach Anregung mit Röntgenstrahlung oder γ-Quanten
UV-Strahlung.
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Für
die vorteilhaft ausgewählten
bildgebenden Verfahren gemäß der Ansprüche 3 bis
5 ist es wichtig, dass der Szintillator eine kurze Abklingzeit aufweist
und dadurch eine hohe Bildrate ermöglicht wird. Insbesondere beim
PET-Verfahren spielt das Zeitfenster eine große Rolle und es ist insbesondere
vorteilhaft einen Szintillator mit kurzer Abklingzeit in der Vorrichtung
zum Ermitteln von Eingangsstrahlung zu verwenden.
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Durch die vorteilhafte Ausgestaltungen
gemäß der Ansprüche 6 bis
8 kann ein größerer Anteil
der Eingangsstrahlung für
die Bildanalyse nutzbar gemacht werden. Der durch UV-Strahlung anregbare
Leuchtstoff absorbiert die vom Szintillator emittierte UV-Strahlung und setzt
sie in längerwellige
Strahlung um, die der spektralen Empfindlichkeit der Photodiode
angepasst ist. Dadurch ist die Überlappung
des Emissionsspektrums des Szintillators mit dem Empfindlichkeitsspektrum
der Photodiode maximal und die Photodiode kann mit maximaler Quanteneffektivität arbeiten.
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Weiterhin betrifft die Erfindung
eine Vorrichtung zum Ermitteln von Eingangsstrahlung mit mindestens einem
Erfassungselement, das einen Sensor mit einem Pr3+-aktivierten
Szintillator zur Umwandlung der Eingangsstrahlung in UV-Strahlung
und eine Photodiode, die ein optisches Signal in ein elektrisches
Signal überführt, enthält.
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Die Erfindung wird im Folgenden unter
Hinweis auf die beigefügten
Figuren und anhand von Ausführungsbeispielen
näher erläutert. Es
zeigen:
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1 schematisch
den Aufbau einer Vorrichtung zur Erzeugung von Bildern und/oder
Projektionen mit Hilfe des PET-Verfahrens,
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2 das
Anregungs- und Emissionsspektrum von CaLi2SiO4:Pr, Na,
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3 das
Anregungs- und Emissionsspektrum von LuPO4:Pr,
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4 das
Anregungs- und Emissionsspektrum von Lu2SiO5:Pr und
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5 das
Anregungs- und Emissionsspektrum von LaPO4:Pr.
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Eine Vorrichtung zur Erzeugung von
Bildern und/oder Projektionen kann mit unterschiedlichen bildgebenden
Verfahren arbeiten. Vorzugsweise ist die Vorrichtung dazu vorgesehen,
das PET-Verfahren oder das SPECT-Verfahren als bildgebendes Verfahren
durchzuführen
oder mittels Röntgenstrahlung
das bildgebende Verfahren durchzuführen.
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Beim PET-Verfahren wird einem Patienten
ein mit bestimmten, instabilen Nukliden markiertes Stoffwechselpräparat injiziert,
das sich gewebe- oder funktionsspezifisch anlagert. Die hierbei
verwendeten Radionuklide zerfallen, wobei in verschiedenen nachfolgenden
Prozessen in der Nähe
des Zerfallortes zwei γ-Quanten
entstehen, die in genau entgegengesetzter Richtung auseinander fliegen,
den Patienten verlassen und von den Sensoren, die in der Vorrichtung
zum Ermitteln von Eingangsstrahlung ringförmig um den Patienten angeordnet
sind, detektiert werden können.
Auf dem Weg vom Entstehungsort bis zum Austritt aus dem Patienten durchdringen
die γ-Quanten
weiteres Gewebe des Patienten, das je nach Gewebeart die γ-Quanten
mehr oder weniger absorbieren kann. Allgemein ausgedrückt werden
die γ-Quanten
gewebespezifisch gedämpft.
Die Gesamtheit aller detektierter γ-Quanten bildet einen Satz Projektionen
des Objekts, aus denen in einer anschließende Rekonstruktion nach bekannter
Art und Weise ein Schnitt- oder Volumenbild rekonstruiert wird.
Durch das PET-Verfahren erhält
man funktionale Bilder des Objekts.
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Die beiden γ-Quanten besitzen die gleiche
Energie von 511 keV. Der Nachweis der γ-Quanten erfolgt mit Hilfe von Szintillatoren
im Sensor der Vorrichtung zum Ermitteln von Eingangsstrahlen befinden.
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In 1 ist
schematisch der Aufbau einer Vorrichtung zur Erzeugung eines Schnittbildes
mit dem PET-Verfahren dargestellt. Der Patient oder das zu untersuchende
Objekt 1 befindet sich in einer ringförmigen Vorrichtung zum Ermitteln
von Eingangstrahlung 2, die aus einzelnen Erfassungselementen 3 besteht.
Die durch den Ring gebildete Ebene schneidet das Objekt 1 beispielsweise
in der Schnittebene 4. Am Ort 5 findet der oben
beschriebene Zerfallsprozess statt, bei dem zwei γ-Quanten
entlang des Doppelpfeils 6 das Objekt 1 entgegengesetzt
verlassen. Die einzelnen Erfassungselemente 3 der Vorrichtung
zum Ermitteln von Eingangstrahlung 2 sind über Verbindungen 7 an
eine Datenverarbeitungseinheit 8 angeschlossen, die die
Signale der Erfassungselemente 3 auswertet. Das erzeugte
Schnittbild wird anschließend
auf einem Anzeigegerät 8 dargestellt.
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Eine gute Zeitauflösung ist
beim PET-Verfahren besonders wichtig, da der ganze Prozess von der
Abstrahlung des Positrons bis zur Detektion der γ-Quanten innerhalb einiger Nanosekunden
abläuft.
Durch die kurze Abklingzeit τ kann
die Integrationszeit bei Ermittelung der Intensität der Eingangsstrahlung
verkürzt
und so die Bildrate deutlich erhöht
werden. Durch die erhöhte
Bildrate kann dem Patienten eine erhöhte Dosis an Nukliden appliziert
und so die gesamte Untersuchungszeit verkürzt werden.
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Weiterhin ist beim PET-Verfahren
wichtig, die Energie der γ-Quanten
zu bestimmen, um sicher zu gehen, dass diese ihre ursprüngliche
Bewegungsbahn nicht durch Streuprozesse verlassen haben. Derartige γ-Quanten
weisen einen niedrigeren Energiewert als 51 1 keV auf. Der Energiewert
der γ-Quanten
wird aus der Höhe
des detektierten Signals bestimmt. Dafür ist es wichtig, dass der
Szintillator sich wieder im Grundzustand und nicht noch in einem
angeregten Zustand befindet und so fälschlicherweise ein Energiewert
von 511 keV bestimmt wird, obwohl der γ-Quant gestreut wurde und einen
geringeren Energiewert aufweist.
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Auch das SPECT-Verfahren ist eine
nuklearmedizinische Untersuchungsmethode. Die beim SPECT-Verfahren
angewendeten Nuklide stammen aus natürlichem Zerfall und emittieren γ-Quanten
mit Energien von 141 keV (99mTc) und 159
keV (123I). Die emittierten γ-Quanten
werden wie beim PET-Verfahren durch die Vorrichtung zum Ermitteln
von Eingangsstrahlung registriert und ihr Signal verstärkt. Jedoch
ist vor jedem Erfassungselement ein Kollimator angebracht. Der Kollimator
dient als Objektiv und besteht aus einer Bleiplatte mit Bohrungen,
die parallel oder konvergierend angeordnet sind. Schräg einfallende γ-Quanten
werden durch den Kollimator absorbiert und es wird so die räumliche
Darstellung ermöglicht.
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Bei der Röntgen-Computertomographie weist
die Vorrichtung zur Erzeugung von Bildern oder Projektionen eine
Röntgenröhre auf,
die einen feinen, meist fächerförmigen Strahl
aussendet und sich kreisförmig um
die Längsachse
des zu untersuchenden Objekts bewegt. Nach Durchtritt durch das
Objekt werden die Röntgenstrahlen,
die das Gewebe des Objekts durchgelassen hat, von einer gegenüberliegenden
Vorrichtung zum Ermitteln von Eingangsstrahlung wieder aufgefangen.
Der Computer errechnet für
kleine Felder mit einer Ausdehnung von etwa 1.5 × 1.5 mm die Differenz zwischen
abgeschickter und empfangener Intensität des Röntgenstrahls und setzt aus
den Differenzwerten ein Graustufen-Bild zusammen, das auf einem
Anzeigegerät
zu sehen ist. Die Grauwerte entsprechen dabei der jeweiligen relativen
Dichte des Gewebes.
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Ähnlich
wie beim PET-Verfahren kann auch bei diesen beiden Verfahren durch
die kurze Abklingzeit τ die
Integrationszeit bei Ermittelung der Intensität der Eingangsstrahlung verkürzt und
so die Bildrate der zur Erzeugung von Bildern und/oder Projektionen
deutlich erhöht
werden. Durch die erhöhte
Bildrate wird das Auftreten von Artefakten, wie zum Beispiel Schattenbildern,
und die Dauer zur Durchführung
des bildgebenden Verfahrens reduziert.
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Die Vorrichtung zum Ermitteln von
Eingangsstrahlung kann sich aus mehreren Erfassungselementen zusammensetzen,
wobei jedes Erfassungselement einen Sensor zur Umwandlung der Eingangsstrahlung
in UV-Strahlung und eine Photodiode umfasst. Es ist insbesondere
bevorzugt, dass jedes Erfassungselement ein Array aus Photodioden
enthält. Üblicherweise
sind der Sensor und das Photodioden-Array jeweils als Schicht ausgebildet
und zu einem Schichtsystem kombiniert.
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Die Sensorschicht bildet den Eingangsschirm
für die
Eingangsstrahlung, die vorzugsweise Röntgenstrahlung oder γ-Strahlung
ist. Unter der Sensorschicht ist die Schicht mit den Photodioden
angeordnet. Von der Schicht mit den Photodioden gehen elektrische
Kontaktleitungen zur Ausleseelektronik.
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Der Sensor enthält als wesentliches Element
eine Schicht aus einem Pr3+-aktivierten
Szintillator, der die Eingangsstrahlung in UV-Strahlung überführt. Es
ist ganz besonders bevorzugt, dass der Sensor eine Schicht aus LaPO4:Pr, LuF3:Pr, LuCl3:Pr, LuBr3:Pr, (Lu1–xYx)PO4:Pr mit 0 ≤ x ≤ 1, (Lu1–xYx)SiO5:Pr mit 0 ≤ x ≤ 1, (Lu1–xYx)Si2O7:Pr
mit 0 ≤ x ≤ 1, (Lu1_xYx)BO3:Pr mit 0 ≤ x ≤ 1 oder Ca1–2yLi2SiO4:PryNay mit 0.001 ≤ 5 y ≤ 0.2 umfasst. Diese Pr3+-aktivierten Materialien emittieren nach
Anregung UV-Strahlung und weisen kurze Abklingzeiten auf.
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Tabelle
1: Emissionsbanden und Abklingzeiten von ausgewählten Pr
3+-aktivierten
und Ce
3+-aktivierten Szintillatoren.
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Die im Vergleich zu den entsprechend
Ce3+-aktivierten Szintillatoren geringere
Abklingzeit τ der Pr3+-aktivierten Szintillatoren lässt sich
aus dem Verhältnis τ ~ 1/λmax
2 ableiten. Die Sd-Niveaus des freien Pr3+-Kations liegen ungefähr 62000 cm–1 über den
4f-Niveaus während
diese Energiedifferenz im freien Ce3+-Kation
nur 50000 cm–1 beträgt. Diese
größere Energiedifferenz
ist auch verantwortlich dafür,
dass die von 5d–4f-Übergängen herrührenden
Emissionsbanden von Pr3+-aktivierten Szintillatoren
energetisch höher
sind als die Emissionsbanden entsprechender Ce3+aktivierter
Szintillatoren. Aus diesem Grund liegen die Hauptemissionsbanden
der erfindungsgemäßen Pr3+-aktivierten Szintillatoren im Bereich
von 220 und 350 nm, also im Bereich von UV-Strahlung während die
Emissionsbanden von Ce3+-aktivierten Szintillatoren
deutlich langwelliger sind.
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Die Sensorschicht mit dem Pr3+-aktivierten Szintillator wird üblicherweise
durch Pressen hergestellt. Dabei wird zunächst ein Pulver des entsprechenden
Pr3+-aktivierten Szintillators hergestellt
und dieses anschließend
durch Pressverfahren, wie beispielsweise Hochdruckkaltpressen oder
heißisostatisches
Pressen, in eine Kristallschicht überführt. Die Größe dieser gepressten Kristalle
liegt im Bereich von einigen mm bis einigen cm. Eine derartige Sensorschicht
wird mit der Schicht mit Photodioden verklebt.
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Das pulverförmige Szintillatormaterial
kann durch eine Festkörperreaktion
aus den Ausgangsverbindungen sowie durch Reaktionen in wässriger
oder wässrig-alkoholischer
Lösung
hergestellt werden. Bei letzterer Reaktion werden die entsprechenden
Metallsalze und/oder Metalloxide gegebenenfalls mit einer Verbindung
des Anions des Szintillators in Wasser oder einem Wasser-Alkohol-Gemisch
gelöst
bzw. suspendiert und zur Reaktion gebracht.
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In den Photodioden wird die UV-Strahlung
in elektrische Signale umgewandelt. Aufgrund der Emission im Bereich
von UV-Strahlung können
nur UV-sensitive Photodioden in der Vorrichtung zum Ermitteln von
Eingangsstrahlung verwendet werden. So können beispielsweise Photodioden
mit Cs3Sb-Photokathoden, Bialkali-Photokathoden oder
Multialkali-Photokathoden verwendet werden. Weiterhin können Photodioden
auf Basis von Si, GaN oder AlGaN verwendet werden.
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Um die Auswahl an geeigneten Photodioden
zu erweitern, kann zwischen der Sensorschicht und der Schicht mit
den Photodioden ein Farbwandler, der UV-Strahlung in längerwellige
Strahlung überführt, angeordnet
werden. Der Farbwandler enthält
zu diesem Zweck einen mit UV-Strahlung anregbaren Leuchtstoff. Der Farbwandler überführt so,
die vom Sensor emittierte UV-Strahlung in Strahlung mit einem Wellenlängenbereich,
der mit dem Maximum der spektralen Empfindlichkeit der verwendeten
Photodiode übereinstimmt.
Die längerwellige
Strahlung kann farbiges Licht oder Infrarotstrahlung umfassen.
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Als Leuchtstoffe eignen sich insbesondere
organische Leuchtstoffe mit hoher Photolumineszenzquantenausbeute
und kurzer Abklingzeit τ.
Besonders bevorzugte Leuchtstoffe sind Coumarine wie Coumarin 1 (λmax =
430 nm) oder Coumarin 120 (λmax = 442 nm) oder Lumogen-Farbstoffe wie
Lumogen F Violet 570 von der BASF. Die Abklingzeiten τ dieser Leuchtstoffe
sind kleiner 10 ns.
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Der Farbwandler kann beispielsweise
einen polymeren Lichtleiter umfassen, der mit dem Leuchtstoff dotiert
ist. Der polymere Lichtleiter kann beispielsweise Polymethylmethacrylat,
Polystyrol, Polytetrafluorethylen, Polycarbonat, Polyimid oder Polyvinylchlorid
enthalten. Alternativ kann der Farbwandler zwei Komponenten, den
polymeren Lichtleiter und eine separate Schicht mit dem Leuchtstoff,
umfassen. In dieser Ausführung grenzt
an die Sensorschicht des Erfassungselementes der polymere Lichtleiter,
an den polymeren Lichtleiter grenzt die separate Schicht mit dem
Leuchtstoff und an diese Schicht grenzt die Schicht mit den Photodioden.
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Ausführungsbeispiel 1
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Zur Herstellung von Ca0.98Li2SiO4:Pr0.01,Na0.01 wurden 25.0 g (278 mmol) Li2SiO3, 147 mg (1.39 mmol) Na2CO3, 27.3 g (272 mmol) CaCO3 und
1.21 g (2.78 mmol) Pr(NO3)3⋅6H2O in demineralisiertem H2O
gemischt und aufgeschlämmt.
Das Wasser wurde destillativ entfernt und der erhaltene Rückstand
wurde getrocknet. Anschließend
wurde das Reaktionsprodukt einmal 2 h an Luft bei 700 °C geglüht und zweimal
für jeweils
12 h bei 850 °C
in CO-Atmosphäre
geglüht.
Das Szintillator-Pulver wurde mehrmals mit Wasser und Ethanol gewaschen,
getrocknet und mehrere Stunden auf einer Rollenbank gemahlen. Das
erhaltene Szintillator-Pulver hatte eine durchschnittliche Partikelgröße von 3 μm. Das Anregungs-
und Emissionsspektrum dieses Szintillators ist in 2 gezeigt. Die Abklingzeit τ von Ca0.98Li2SiO4:Pr0.01,Na0.01 beträgt
16 ns.
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Ausführungsbeispiel 2
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Zur Herstellung von LuPO4:Pr
wurden 40.0 g (101 mmol) Lu2O3 und
883 mg (2.03 mmol) Pr(NO3)36⋅H2O in 200 ml Ethanol suspendiert. Unter Rühren wurden
langsam 25.8 g (223 mmol) 85%ige Phosphorsäure hinzugegeben. Die Suspension
wurde 24 h gerührt
und dann am Rotationsverdampfer eingeengt. Der Rückstand wurde bei 100 °C getrocknet,
gemörsert
und mit 545 mg NH4Cl versetzt. Anschließend wurde das
Szintillator-Pulver zweimal bei 1250 °C für 2 h in CO-Atmosphäre kalziniert
und danach jeweils gemörsert. Schließlich wurde
das Szintillator-Pulver noch einmal für 1 h an Luft bei 1250 °C kalziniert.
Das Anregungs- und Emissionsspektrum dieses Szintillators ist in 3 gezeigt. Die Abklingzeit τ von LuPO4:Pr beträgt
9 ns.
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Ausführungsbeispiel 3
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Zur Herstellung von Lu2SiO5:Pr wurden 10.0 g (25.1 mmol) Lu2O3, 1.51 g (25.1
mmol) und 86.0 mg (84.1 μmol)
Pr6O11 in 200 ml
Ethanol suspendiert. Die Suspension wurde 10 Minuten im Ultraschall-Bad
behandelt und dann am Rotationsverdampfer eingeengt. Der erhaltene
Rückstand
wurde bei 100°C
getrocknet, gemörsert
und mit 500 mg CsF versetzt. Anschließend wurde 6 h bei 1350 °C in CO-Atmosphäre kalziniert
und das erhaltene Szintillator-Pulver danach gemörsert. Schließlich wurde
das Szintillator-Pulver
in 500 ml Wasser für
2h gewaschen, abgesaugt und bei 100 °C getrocknet. Das Anregungs-
und Emissionsspektrum dieses Szintillators ist in 5 gezeigt. Die Abklingzeit τ von Lu2SiO5:Pr beträgt 16 ns.
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Ausführungsbeispiel 4
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Zur Herstellung von LaPO4:Pr
wurden 91.4 g (282 mmol) La2O3 und
883 mg (2.48 mmol) PrCl3⋅6H20 in
200 ml Wasser suspendiert. Unter Rühren wurde langsam 69.0 g (598
mmol) 85%ige Phosphorsäure
hinzugegeben. Die Suspension wurde 24 h gerührt und dann am Rotationsverdampfer
eingeengt. Der erhaltene Rückstand
wurde bei 100 °C
getrocknet, gemörsert
und mit 1.2 g LiF versetzt. Der Szintillator wurde zweimal für 2 h Stunden
bei 1000 °C
in Stickstoffatmosphäre
kalziniert. Das erhaltene Szintillator-Pulver wurde in verdünnter HNO3 6 h bei 60 °C gewaschen. Schließlich wurde
der Szintillator abgesaugt, mit Wasser säurefrei gewaschen und bei 100 °C getrocknet.
Das Anregungs- und Emissionsspektrum dieses Szintillators ist in 6 gezeigt. Die Abklingzeit τ von LaPO4:Pr beträgt
11 ns.