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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Detektormodul für CT- und/oder PET- und/oder SPECT-Untersuchungen
mit mehreren Messkanälen,
von denen jeder Messkanal einen Direktwandler zur direkten Wandlung
einfallender Messstrahlung in analoge elektrische Signale, einen
mit dem Direktwandler verbundenen Impulsgenerator zur Erzeugung
von Zählimpulsen
in Abhängigkeit
von den empfangenen elektrischen Signalen und eine Zähleinrichtung
umfasst, die die empfangenen Zählimpulse über einen
vorgebbaren Zeitabschnitt zählt
und das Ergebnis ausgibt.
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Bei
mannigfaltigen Problemgestaltungen der Medizin werden Untersuchungen
mit Hilfe von Computertomographen durchgeführt. Der Computertomograph
umfasst hierbei eine Röntgenquelle
sowie ein der Röntgenquelle
gegenüberliegendes
Detektormodul mit mehreren Messkanälen, die durch einzelne Detektorelemente
gebildet werden. Die Detektorelemente sind für die ortsaufgelöste Erfassung
der Röntgenstrahlung
in der Regel ein- oder mehrzeilig nebeneinander angeordnet. Aus
der ortsaufgelösten Messung
der Schwächung
der Röntgenstrahlung durch
das zwischen Röntgenquelle
und Detektormodul befindliche Untersuchungsobjekt lassen sich Erkenntnisse über die
Verteilung von Materie innerhalb des Untersuchungsobjektes gewinnen.
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Zum
Nachweis der Röntgenstrahlung
sind einerseits Detektoren mit indirekten Wandlern bekannt, die
sich aus einem Szintillatormaterial mit einem nachgeschalteten Photodetektor
zusammensetzen. Durch den Szintillator wird die eintreffende Röntgenstrahlung
in optische Strahlung umgewandelt, die anschließend vom Photodetektor erfasst
wird. Die Anzahl der erzeugten Photonen pro Röntgenquant ist dabei im Allgemeinen
etwa proportional zu seiner Quantenenergie. Bei dieser Technik wird über einen vorgegebenen
Zeitabschnitt über
das vom Photode tektor erhaltene elektrische Signale aufintegriert.
Die Intensität
der empfangenen Röntgenstrahlung
ergibt sich dann durch Division des von dem Detektor aufintegrierten
Wertes durch die stochastisch zu ermittelnde mittlere Quantenenergie
pro Röntgenquant.
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Weiterhin
sind zum Nachweis von Röntgenstrahlung
auch bestimmte Halbleitermaterialien bekannt, in denen die einfallende
Röntgenstrahlung
direkt Ladungsträger
erzeugt. Die Anzahl der in diesen Direktwandlern erzeugten Ladungsträger pro
Röntgenquant
ist dabei im Allgemeinen etwa proportional zu seiner Quantenenergie.
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Anstelle
der Integration über
das vom Wandler erhaltene analoge elektrische Signal ist für Computertomographen
auch ein zählendes
Verfahren bekannt. So zeigt die
DE 102 12 638 A1 ein Detektormodul für einen
Computertomographen, das mehrere Detektoren bzw. Messkanäle aufweist,
die auf Basis von Direktwandlern die Röntgenstrahlung erfassen. Jeder
Detektor ist mit einem Impulsgenerator zur Erzeugung von Zählimpulsen
in Abhängigkeit
von den empfangenen elektrischen Signalen verbunden. Der Impulsgenerator
gibt die Impulse an eine Zähleinrichtung
weiter, die die empfangenen Zählimpulse über einen
vorgebbaren Zeitabschnitt zählt
und das Ergebnis ausgibt. Bei dieser Ausgestaltung weist die Elektronik
der Detektoren wesentlich weniger Analogteile als die Elektronik
von herkömmlichen
Detektoren auf. Die Elektronik kann somit kleiner, kostengünstiger
und störungssicherer
bereitgestellt werden. Das in dieser Druckschrift dargestellte Detektormodul
umfasst ferner eine Schwellwertlogik aus mehreren parallel geschalteten
Vergleichern als Teil des Impulsgenerators, wobei jedem der Vergleicher
ein Zähler
in der Zähleinrichtung
zugeordnet ist, um unabhängig
voneinander Röntgenquanten
unterschiedlicher Energie zählen
zu können.
Auf diese Weise wird die Erfassung der einfallenden Röntgenstrahlung
sowohl hinsichtlich der Intensität
als auch hinsichtlich der Quantenenergie der einzelnen Röntgenquanten
ermöglicht.
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Neben
der Computertomographie (CT) findet in den letzten Jahren auch die
Positronenemissionstomographie (PET) zunehmend weitere Verbreitung in
der medizinischen Diagnose. Während
es sich bei der Computertomographie um eine anatomische Bildgebungstechnik
handelt, ermöglicht
die PET bspw. die Visualisierung und Quantifizierung metabolischer
Aktivitäten
in-vivo. Die Positronenemissionstomographie
nutzt die besonderen Eigenschaften der Positronenstrahler und der
Positronenannihilation aus, um quantitativ die Funktion von Organgen
oder Zellbereichen zu bestimmen. Dem Patienten werden dabei vor
der Untersuchung entsprechende Positronenstrahler verabreicht. Beim
Zerfall eines Positronenstrahlers wird ein Proton in ein Positron,
ein Neutron und ein Neutrino umgewandelt. Das Positron wird allerdings
nicht direkt nachgewiesen, da dessen Reichweite auf wenige mm begrenzt
ist. Im Gewebe des Patienten wird das Positron durch Streuprozesse an
den Hüllen
benachbarter Atome abgebremst und von einem Hüllenelektron eingefangen. Durch
Annihilation entstehen zwei Gamma-Quanten, die in entgegengesetzter
Richtung auseinander fliegen. Die Energie der beiden Gamma-Quanten
beträgt
aufgrund des Energie- und Impulserhaltungssatzes jeweils 511 keV.
Werden die beiden Gamma-Quanten von zwei gegenüberstehenden Detektorelementen innerhalb
einer bestimmten Zeit gemessen, so ist der Ort der Annihilation
auf eine Position auf der Verbindungslinie zwischen diesen beiden
Detektorelementen festgelegt. Dies wird für die Bilderzeugung bei der PET
ausgenutzt.
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Aufgrund
der unterschiedlichen Informationen, die mit CT und PET erhalten
werden, ist eine kombinierte Messung mit beiden Techniken in vielen Fällen wünschenswert.
So ist bspw. aus T. Beyer et al., PET/CT-Tomographie mit neuem PET-Detektormaterial
für ultraschnelle
Bildgebung in der klinischen Onkologie, electromedia 70 (2002),
Seiten 167–172 ein
kombinierter PET/CT-Tomograph bekannt, mit dem sich in einer einzigen
Untersuchung in kurzer Zeit komplementäre PET- und CT- Bilder erfassen lassen.
Die Detektormodule für
die Computertomographie und für
die Positronenemissionstomographie sind dabei in der gleichen Anlage
montiert, so dass eine problemlose und exakte Registrierung der
mit den beiden Techniken erfassten Bilder möglich ist. Auch aus der US
2003/0004405 A1 ist ein kombinierter PET- und Röntgen-CT-Tomograph bekannt,
mit dem unmittelbar nacheinander CT- und PET-Aufnahmen eines Untersuchungsobjektes
gemacht werden können.
Die beiden Detektormodule, das Detektormodul für die CT sowie das Detektormodul
für die PET,
sind hierbei auf einem gemeinsamen Träger innerhalb der Gantry montiert.
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Die
beiden vorgenannten Druckschriften zeigen, dass bislang CT-Detektoren
sowie PET-Detektoren mit unterschiedlichen Technologien realisiert werden.
Die Detektormodule für
CT-Systeme beruhen
im Allgemeinen auf integrierenden Detektoren, bspw. mit GdOS- oder
CdWO-Szintillatoren. PET-Systeme arbeiten hingegen mit zählenden
Szintillatordetektoren auf BGO- und
LSO-Basis.
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Auf
den ersten Blick sind die Messanforderungen zwischen den Systemen
sehr unterschiedlich. Die Computertomographie muss sehr große Quantenströme verarbeiten,
wobei die Zeitauflösung dabei
im Bereich von 200 μs
bis 600 μs
liegt. PET hingegen nutzt eine Koinzidenz-Messung. Hierfür ist eine
hohe Zeitauflösung
nötig,
die bspw. bei Einsatz von BGO ca. 300 ns bei Einsatz von LSO ca.
30–50 ns
beträgt,
während
die Quantenflüsse
um Größenordnungen
kleiner als bei der Computertomographie sind. Ein Positronenemissionstomograph
nutzt an Stelle einer Röntgenröhre im Körper des
Patienten die zerfallenden Radionukleide an funktionalen Schlüsselgruppen,
bspw. an Tumorzellen, als Strahlenquelle. Beim Zerfall der Nukleide
werden, wie bereits erläutert,
zwei Gamma-Quanten in entgegengesetzte Richtungen ausgesendet. Zum
Nachweis muss das Detektormodul bei der PET im Allgemeinen einen
Großteil
der Gantry-Bogenlänge
bedecken. Es ist in Detektorelemente von wenigen mm Seitenlänge unterteilt.
Jedes Detektorelement, in der vorliegenden Patentanmeldung auch
als Messkanal bezeichnet, generiert bei Detektion eines Gamma-Quants eine
Ereignisaufzeichnung, die die Zeit sowie den Nachweisort, d. h.
das entsprechende Detektorelement angibt. Diese Informationen werden
an eine schnelle Logik übermittelt
und verglichen. Fallen zwei Ereignisse in einem zeitlichen Maximalabstand
zusammen, so wird von einem Gamma-Zerfallsprozess auf der Verbindungslinie
zwischen den beiden zugehörigen
Detektorelementen ausgegangen. Die Rekonstruktion des PET-Bildes
erfolgt dann wie bei der CT mit einem Tomographiealgorithmus, d.
h. der sog. Rückprojektion.
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In
der
US 6 449 331 B1 ist
ein kombiniertes PET- und CT-Detektormodul
beschrieben, das auf einem Träger
innerhalb der Gantry einer kombinierten PET- und CT-Anlage montiert
ist. Die einzelnen Detektorelemente des Detektormoduls umfassen
jeweils einen Szintillatorkristall mit einem nachgeschalteten Photodetektor.
Als Szintillatormaterial wird LSO eingesetzt, wie es aus Positronenemissionstomographen
bekannt ist. Der Photodetektor ist einerseits mit einer Ereignis-Erfassungseinrichtung,
die alle Empfangsereignisse registriert, und andererseits mit einer Integrationseinheit
verbunden, die über
das empfangene Signal integriert. Das Detektormodul arbeitet in drei
Betriebsmoden. In einem ersten Betriebsmodus als PET-Detektor gibt
es über
die Ereignis-Erfassungseinrichtung
eine Information über
die Zeit und den Ort eines Empfangsereignisses aus. In einem zweiten
Betriebsmodus arbeitet das Detektormodul als Standard-CT-Detektor,
bei dem das vom Photodetektor erhaltene Signal mit der Integrationseinheit integriert
wird. In einem dritten Betriebsmodus werden im CT-Betrieb Einzelereignisse
gezählt,
um daraus ein CT-Bild zu erhalten. Dieser dritte Betriebsmodus lässt sich
aufgrund der Totzeiten des indirekten Wandlers (Szintillatorkristall
und Photodetektor) nur bei sehr geringen Quantenflüssen der
Röntgenstrahlung
einsetzen, so dass bei den bei CT üblichen Quantenflüssen in
der Regel auf die Integrationseinheit in den zweiten Betriebsmodus
umgeschaltet werden muss. Die Realisierung eines derartigen Detektormoduls
ist jedoch noch immer aufwändig,
da neben der Ereignis-Erfassungseinrichtung
auch die Integrationseinheit für
CT-Messungen erforderlich ist.
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Ausgehend
von diesem Stand der Technik besteht die Aufgabe der vorliegenden
Erfindung darin, ein Detektormodul anzugeben, das einfach aufgebaut
und gleichsam für
CT- und PET-Messungen geeignet
ist.
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Die
Aufgabe wird mit dem Detektormodul gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Vorteilhafte
Ausgestaltungen des Detektormoduls sind Gegenstand der Unteransprüche oder
lassen sich aus der nachfolgenden Beschreibung sowie dem Ausführungsbeispiel
entnehmen.
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Das
vorliegende Detektormodul für
CT- und/oder PET- und/oder SPECT-Untersuchungen weist in bekannter
Weise mehrere Messkanäle
in Form von Detektorelementen auf, von denen jeder Messkanal einen
Direktwandler zur direkten Wandlung einfallender Messstrahlung in
analoge elektrische Signale, einen mit dem Direktwandler verbundenen
Impulsgenerator zur Erzeugung von Zählimpulsen in Abhängigkeit
von den empfangenen elektrischen Signalen und eine Zähleinrichtung
umfasst, die die empfangenen Zählimpulse über einen
vorgebbaren Zeitabschnitt zählt
und das Ergebnis ausgibt. Zusätzlich
ist zwischen der Zähleinrichtung
und dem Impulsgenerator eine extern ansteuerbare Umschalteinheit
angeordnet, über
die zwischen der Zähleinrichtung
und einer weiterhin vorgesehenen Ereignis-Erfassungseinrichtung umschaltbar ist,
die zu jedem empfangenen Zählimpuls
die Zeit und den zugehörigen
Messkanal oder eine diesem Messkanal zugeordnete Ortsinformation
registriert und ausgibt.
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Der
Direktwandler ist hierbei vorzugsweise als Halbleiterwandler ausgebildet.
Durch die von einem Bediener ansteuerbare oder konfigurierbare Umschalteinheit
kann das vorliegende Detektormodul zwischen einem Betriebsmodus,
bei dem die Zählimpulse
aufaddiert werden, um CT-Messdaten zu erhalten, und einem Betriebsmodus,
in dem der Ort und die Zeit von Einzelereignissen registriert und
ausgegeben werden, um PET-Daten zu erhalten, umgeschaltet werden.
Damit wird ein Detektormodul bereitgestellt, das sowohl für CT- als
auch für
PET-Messungen einsetzbar
ist. Insbesondere lässt
sich dieses Detektormodul damit in einer kombinierten CT/PET-Anlage
einsetzen. Selbstverständlich
eignet sich das Detektormodul jedoch auch für SPECT (Single Photon Emission
Computed Tomography). Somit bietet das vorliegende Detektormodul
gegenüber
einem Teil des eingangs genannten Standes der Technik den Vorteil,
dass für
kombinierte CT/PET-Messungen nunmehr lediglich ein Detektormodul
eingesetzt werden muss. Gegenüber
dem Detektormodul der
US 6
449 331 81 bietet es den Vorteil eines einfacheren Aufbaus,
da auf eine zusätzliche
Integrationseinheit für
CT-Messungen verzichtet werden kann.
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Das
vorliegende Detektormodul basiert auf der Nutzung von zählenden
Detektoren auf Basis von Direktwandlern, insbesondere von zählenden
Halbleiterdetektoren, für
die CT-Detektion.
Ein derartiges Detektormodul wird durch die vorliegende Erfindung mit
einem zusätzlichen
Modus ausgestattet, bei dem ein Zählereignis in der Elektronik
eines Messkanals, der einem Pixel des CT-Bildes entspricht, nicht
zum Hochzählen
eines Zählers
führt,
sondern stattdessen eine Ereignisinformation mit Zeit- und Ortsangabe generiert
wird. Dieser Modus kann dem Detektormodul über einen Konfigurationswert
mitgeteilt werden, der bspw. über
eine graphische Benutzerschnittstelle der Anlage, in dem das Detektormodul
eingesetzt ist, eingegeben werden kann.
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Der
Impulsgenerator umfasst beim vorliegenden Detektormodul vorzugsweise
eine Schwellwertlogik, auf deren Basis ein Zählimpuls generiert wird, sobald
und sooft das empfangene elektrische Signal den eingestellten Schwellwert überschreitet. In
einer bevorzugten Weiterbildung umfasst diese Schwellwertlo gik mehrere
parallel geschaltete Vergleicher, von denen jeder Vergleicher einen
anderen Schwellwert aufweist und jedem Vergleicher ein gesonderter
Zähler
in der Zähleinrichtung
zugeordnet ist. Auf diese Weise wird der jeweils zugeordnete Zähler nur
dann um eine Einheit erhöht,
wenn die Quantenenergie eines Strahlungsquants der empfangenen Messstrahlung
den Schwellwert des jeweiligen Vergleichers überschreitet. Durch diese Ausgestaltung
kann im Betriebsmodus der CT-Messung neben der Intensität auch eine
Information über
die Verteilung der Quantenenergie der einzelnen Röntgenquanten
erhalten werden. Diese Ausgestaltung entspricht somit einer Weiterbildung
des in der
DE 102 12
638 A1 offenbarten Detektormoduls, deren Offenbarungsgehalt
explizit in die vorliegende Patentanmeldung einbezogen wird.
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Da
sich unter dem Gesichtspunkt der Kosten-Nutzen-Effizienz die idealen
Dicken der Direktwandler für
CT und PET aufgrund der unterschiedlichen Quantenenergien von 30–14 keV
bzw. 511 keV sehr stark unterscheiden, muss bei der Dimensionierung
des vorliegenden Detektormoduls ein Kompromiss eingegangen werden.
Vorzugsweise werden hierbei die für CT-Messungen geeigneten Dimensionen
des Direktwandlers verwendet, die bspw. beim Einsatz von CdZnTe
nur eine Dicke von wenigen mm aufweisen müssen um bspw. einen Absorptionsgrad von > 95 für die Röntgenstrahlung
zu erreichen. Hierbei wird berücksichtigt,
dass die Quanteneffizienz-Anforderungen bei PET bei weitem nicht
so hoch sind wie bei der CT, so dass auch durch den Einsatz derart
dünner
Direktwandler noch ausreichende Messergebnisse für die PET erhalten werden. Selbstverständlich ist
es auch möglich,
entsprechend dickere Direktwandler einzusetzen, um eine höhere Quanteneffizienz
für die
PET zu erhalten.
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Das
vorliegende Detektormodul wird nachfolgend anhand eines Ausführungsbeispiels
in Verbindung mit den Zeichnungen nochmals näher erläutert. Hierbei zeigen:
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1 ein
aus einer Vielzahl von Detektorelementen bestehendes Detektormodul
gemäß der vorliegenden
Erfindung in Draufsicht;
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2 schematisch
wesentliche Elemente des vorliegenden Detektormoduls gemäß einem Ausführungsbeispiel;
und
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3 schematisch
einzelne Elemente des Impulsgenerators sowie der Zähleinrichtung
gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
des vorliegenden Detektormoduls.
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1 zeigt
ein Beispiel für
das aus einer Vielzahl von Detektorelementen 9 bestehende
Detektormodul 10 der vorliegenden Erfindung. In diesem
Beispiel sind die einzelnen Detektorelemente 9, durch die
die Messkanäle
des Detektormoduls 10 gebildet werden, in Draufsicht zu
erkennen. Die Anzahl der Detektorelemente 9 ist in diesem
Beispiel aus Gründen
der Übersichtlichkeit
begrenzt und beträgt in
der Regel ein Vielfaches der aus der Figur ersichtlichen Anzahl.
Die Detektorelemente 9 sind in bekannter Weise rasterartig
nebeneinander angeordnet. Jedes Detektorelement 9 weist
an der der Messstrahlung zugewandten Seite eine Empfangsfläche 11 für die Messstrahlung
auf, die im vorliegenden Beispiel durch das Material des Direktwandlers,
einem Halbleitermaterial, gebildet ist. Als Halbleitermaterialien
kommen hierbei insbesondere CdZnTe (Kadmium-Zink-Tellurit), CdTe
(Kadmium-Tellurit) oder HgJ2 (Quecksilber-Jodid)
in Betracht. Diese Materialien sind in der Lage, in Folge eines
empfangenen Röntgenquants
direkt, d. h. ohne Umweg über optische
Strahlung, ein elektrisches Signal zu erzeugen. Die Höhe des Signals
ist dabei etwa proportional zur Quantenenergie des empfangenen Strahlungsquants.
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2 zeigt
schließlich
schematisch wesentliche Elemente eines Detektormoduls gemäß einem Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung, wobei hierbei auf einen einzelnen Messkanal
des Detektormoduls Bezug genommen wird.
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Jedes
Detektorelement des Detektormoduls setzt sich aus dem Röntgenwandler
zusammen, der als Direktwandler 1 ausgebildet ist und einfallende Strahlungsquanten
in Strompulse umwandelt, die als elektrisches Signal ausgegeben
werden, wie es im rechten Teil der Figur zu erkennen ist. Das elektrische
Signal wird von einem Impulsgenerator 2 empfangen, der
im vorliegenden Beispiel eine Schwellwertlogik umfasst und in Abhängigkeit
von dem empfangenen elektrischen Signal, d. h. bei Empfang eines
Signals, das auf ein Strahlungsquant zurückgeht, einen Zählimpuls
generiert, wie er ebenfalls im rechten Teil der Figur erkennbar
ist. In der Regel ist zwischen dem Direktwandler 1 und
dem Impulsgenerator 2 zusätzlich ein Signalverstärker vorgesehen.
Die Zählimpulse
gelangen über
eine Umschalteinheit 3 entweder zu einer Zähleinrichtung 4 oder
zu einer Ereignis-Erfassungseinrichtung 5. Die Umschalteinheit 3 lässt sich
durch eine externe Eingabe zwischen zwei Schaltzuständen umschalten,
die den beiden Betriebsmodi des Detektormoduls entsprechen. Im ersten
Modus gelangen die Zählimpulse
des Impulsgenerators 2 zur Zähleinrichtung 4, im
zweiten Modus zur Ereignis-Erfassungseinrichtung 5.
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Beim
CT-Betrieb des Moduls werden die Zählimpulse mit dem oder den
in der Zähleinrichtung 4 vorgesehenen
Zählern über einen
vorgebbaren Zeitabschnitt, dem Messintervall, gezählt, d.
h. der Zähler
wird mit jedem Zählimpuls
um eine Einheit inkrementiert. Nach Ablauf des Zeitabschnittes wird der
entsprechend erhaltene Wert über
eine Schnittstelle 7 ausgegeben. Wird die Ausgestaltung
des Detektormoduls mit mehreren Vergleichern sowie mehreren Zählern pro
Messkanal eingesetzt, wie dies im Zusammenhang mit der nachfolgenden
Figur erläutert
wird, so ist das ausgegebene Ergebnis eine Kombination mehrerer
Zählwerte,
bspw. 5-3-2-8-5-1, wobei jeder Wert von einem der Zähler stammt
und einem bestimmten Energiebereich der gezählten Quanten zugeordnet werden
kann.
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Beim
Betrieb dieses Detektormoduls für PET-Messungen
werden die Zählimpulse
vom Impulsgenerator 2 an die Ereignis-Erfassungseinrichtung 5 weitergeleitet,
die für
jeden Zählimpuls
eine Information über
die Zeit und den Ort des Auftretens generieren. Die Zeit kann hierbei
eine Systemzeit oder ein Zeitabstand zu einem Bezugszeitpunkt sein. Die
Ortsinformation kann entweder die Information über den Messkanal, von dem
der Zählimpuls
erhalten wurde, oder davon abgeleitet die Information über den
Ort innerhalb des Detektormoduls, an dem das Gamma-Quant detektiert
wurde, umfassen. So liefert die Ereignis-Erfassungseinrichtung 5 bspw.
bei jedem empfangenen Zählimpuls
die Nummer des zugehörigen
Messkanals sowie eine entsprechende Zeitinformation (z.B. #13748/183
ns). Auch diese Daten werden über
die gemeinsame Schnittstelle 7 ausgegeben.
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Die 3 zeigt
schließlich
wesentliche Komponenten des Impulsgenerators 2 sowie der
Zähleinrichtung 4,
wie sie im Zusammenhang mit der 2 erläutert wurden,
gemäß einer
vorteilhaften Ausgestaltung des vorliegenden Detektormoduls. In
dieser Ausgestaltung umfasst der Impulsgenerator 2 eine Schwellwertlogik 6 mit
drei parallel geschalteten Vergleichern 6.1, 6.2 und 6.3.
Das vom Direktwandler 1 erhaltene Signal wird dem Impulsgenerator 2 hierbei über einen
Verstärker 8 zugeführt. Jedem
der parallel geschalteten Vergleicher 6.1, 6.2 und 6.3 ist
ein anderer frei einstellbarer Schwellwert zugewiesen. Beispielsweise
kann dem Vergleicher 6.1 der niedrigste und dem Vergleicher 6.3 der
höchste
Schwellwert zugewiesen sein. Die Vergleicher sind ausgebildet, um das
von dem Verstärker 8 erhaltene
elektrische Signal mit ihrem jeweiligen Schwellwert zu vergleichen und
ein positives Signal auszugeben, wenn das vom Verstärker 8 empfangene
Signal höher
als der jeweilige Schwellwert ist. Mit den Vergleichern ist jeweils eine
Pulslogik 7 geschaltet, die bei Erhalt eines positiven
Signale vom jeweiligen Vergleicher einen Zählimpuls generiert.
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Im
vorliegenden Beispiel ist jedem Vergleicher 6.1, 6.2 und 6.3 in
der Zähleinrichtung 4 ein
eigener Zähler 4.1, 4.2 und 4.3 zugeordnet.
Wird vom entsprechenden Detektorelement ein Röntgenquant empfangen, dessen
Quantenenergie über
dem Schwellwert des Vergleichers 6.2 und somit auch über dem
Schwellwert des Vergleichers 6.1, aber unter dem Schwellwert
des Vergleichers 6.3 liegt, so geben sowohl der Vergleicher 6.1 als
auch der Vergleicher 6.2 ein positives Ausgangssignal aus.
Infolgedessen werden die Zähler 4.1 und 4.2 um
den Wert 1 erhöht.
Der Zähler 4.3 bleibt
hingegen unverändert. Dadurch
lässt sich
die Zahl der empfangenen Röntgenquanten,
deren Quantenenergie einem jeweiligen Schwellwertbereich entspricht,
einfach durch Differenz der Zählerstände der
einzelnen Zähler
von Vergleichern benachbarter Schwellwerte berechnen. Für die in
der 3 beispielhaft dargestellte Ausgestaltung lassen
sich somit die Röntgenquanten
in vier Quantenenergiebereiche unterscheiden.
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Mit
einer derartigen Ausgestaltung lassen sich somit mit nur einem Detektormodul
nicht nur gleichsam CT- wie auch PET- oder SPECT-Aufnahmen durchführen. Vielmehr
wird auch eine spektrale Information über die erfassten Röntgenquanten
bei CT-Messungen ermöglicht.